JPH03501933A

JPH03501933A - Non-invasive ultrasound pulsed Doppler cardiac output monitor

Info

Publication number: JPH03501933A
Application number: JP1500212A
Authority: JP
Inventors: バートン，トーマス　エー．; セディビー，ジョージ　エフ．; ケレパー，ジョン　アール．; モイーリング，マーク　エー．; フェラーロ，リチャード　エフ．; デイヴィス，ドナルド　エル．
Original assignee: ウオーターズ　インストルメンツ，インコーポレイテッド
Priority date: 1987-11-16
Filing date: 1988-11-16
Publication date: 1991-05-09
Also published as: EP0386130A4; WO1989004634A1; EP0386130A1

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。 (57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】非侵入式の超音波パルス・ドック型心拍出量モニタ隆ｍ本出願は１９８７年１１月１６日付けで出願された米国特許出願連続番号１２０．８８２号の一部継続出願である。の１　！。本発明は非侵入式の心拍出量測定装置に関し、特にパルス・ドツプラ型音波生成（ｉｎｓｏｎｉＨｅａｔｉｏｎｌ技術を利用した人間の心拍出量を非侵入式に測定するための装置に関する。技」乱Ｑ」［術侵入式のタシ科技術を用いずに患者の心拍出量（心臓が１分間に拍出する血液のリットル量）をリアタイ・ムで測定することが特に望ましい場合がある。ドツプラ超音波を利用した非侵入式の心拍出量の測定は長年にわたる目）票Ｃあった。胸骨上の空隙から実施したドツプラ速度測定によって第２又は第３胸肯から測定された動脈の直径、ｆｆＬ　：］−−グラノによる、又はＭモードによる測定を組み合わせることに゛よって、複式写像装置を使用した成功例が報告されている。これらの技術を利用して希釈熱心拍出量測定との良好な相関が報告されている。これらの技術の主要な欠点は測定を行うための装置が比較的高価であり、高度に熟練したオペレータを必要とすることであ心拍出量を計算するための専門の機器を製造するための従来の幾つかのアプローチは患者の胸骨上の空隙からの連続波ドツプラを利用してきた。これらの技術は上向性大動脈、大動脈弓又は下向大動脈内の血液の流速を測定するためのＣｗ（連続波°）ドツプラに準拠したものであったゆこれらの実り、は熟練したオペＬ、−−−−タによれば極めて成功することが実証されているものの、ＣＷドツプラに発生することがある信号の混乱の可能性により、常用の臨床に応用するごとは一層困難であった。上向性大動脈内の血液の流れを測定し７ようとする場合、同じ部位で右腕頚動脈又は左頚動脈又は左へ向かう鎖骨下の動脈から血液法信号をも検出することは一般的ではない。大動脈信号だけを検出できるウィンドウを利用することはできるものの、熟練していないオペレータは大動脈からの信号と、読出動脈、ヌは鎖骨下動脈から得られる別の信号との相違を判定することは困難であろう、大動脈弓又は下向大動脈から測定された血液法信号はドツプラ角度のため、及び頭部に向かった血液流の未知のパーセンテージに関する知識が欠如しているため潜在的に心拍出量の総量を表すものとはいえない、下向大動脈での血液流の測定は良好な指標にはなるものの、完全な心拍出量の情報を提供するものではない、過去において患者のを心臓拍出量を測定するために利用された方法の１つは、医師が患者に麻酔をかけ、心臓大動脈に近い食道に超音波変換器の探針を挿入するもので、患者に著しい不快感を与えた。心拍出量測定の別の方法は患者の肺動脈内に外科的に検出器を挿入するものであった。この方法は特に危険な手術であるため、この方法の採用は一般に特１；二重症の患者に限定された。連続波（ＣＷ）ドツプラ装置は範囲の判断ができないので、超音波ビームの方向に沿った変換器からの範囲距離を限定して、心拍出量速度が最も読み取り易い部位に対応するように測定を最適化する手段がない、この“最良の“部位は大動脈弁の軸筋の上方的２ｃｍの点に相当し、この部位では正常な大動脈弁に見られる乱流は減少し、大動脈領域における多少とも均質な血液流のプロフィルが得られる。連続波音波生成技術を利用した場合、反射エネルギ波がそこから反射する超音波ビーム沿いの位置を独自に判定し、読みが出された位置を精密に判定し、又読みが上向大動脈内の血液流を示しているかどうかを判定することはできない。これらのシステムは装置の出力を正確に分析する超音波技師又は心臓病専門医を必要とする。米国特許明細書第４、５０９．５２６号は心拍出量を測定するため大動脈の直径の別個の測定と組合せて、患者の上向大動脈内の血液の流速を測定するため、連続音波生成技術を利用した装置を開示している。この装置には妥当な心拍出量速度の読みを得るため、トレーサ・ディスプレーを動作し、解読する高度に熟練した超音波技師又は心臓病専門医が必要である。連続波超音波を利用しているという事実によって、このシステムには変換器から異なる距離で選択的に大動脈の血液流速を検出する能力がない、更にこの装置にはノイズを表す信号又はその他の反射信号と、上向大動脈内の血液流を表す信号とを区別する能力がない。ｌ１皿１１本発明はパルス・ドツプラ超音波を利用し、かつ患者の上向大動脈内の異なる深度での血液流速を最適に測定するための自動探査能力を備えた、上向大動脈内の心拍出量を自動的に測定する方法と装置に関する。本発明の心拍出量モニタは視覚ディスプレー、プリンタ、及びキーボードを介してユーザーと対話する。ユーザーはキーボードを用いて患者に関する種々のパラメータとデータを入力できる。患者の身長、体重及び年令に相当する数値が装置に入力され、そこから確立された公式を用いて患者の大動脈の断面直径の値が見積もられる。あるいは、別の方法で得た大動脈の断面直径の値が装置に入力され、心室の１回の心拍血液量、心拍出量等を計算するために利用される。この装置はリアルタイムで同時に多重の信号処理タス速に相当する音声周波数範囲内のドツプラ・シフト信号を供給する。ドツプラ・シフ′ト信号はその都度の瞬時での様式上の、もしくは平均のドツプラ・シフト周波数を判定するため、周波数分域内で分析される。これらの様式上の、もしくは平均の周波数の視覚的棒グラフが計器正面にディスプレーされる。以降ＡＶＰ　（大動脈速度プロフィル）と称する様式上の、すなわち平均の周波数の時系列が作成され、心拍、心室の心拍間隔を、最大速度及びカルヒューネンーレーブ膨張係数を含むその他の患者の統計的なパラメータのようなパターン認識アルゴリズムに利用されるパラメータを作成するために処理され比例するリアルタイムの音声信号を発する。オペレータは視覚ディスプレーとともにこの信号を利用して変換器の位置決めを行い、それによって上向大動脈からのドツプラ・シフト信号を得ることができる０本装置には様式上の、もしくは平均の周波数の時系列を分析し、それが上向大動脈内の流れに相当する時系列であることが確認される前に、幾つかの判断基準と照合してチェックするために洗練された信号パターン認識システムが使用されている０時系列が判断基準と合致しない場合は、それは拒絶され、オペレータは変換器 −の探針を位置決めし直して、より良い信号を発見しなければならない。標本及びパターン認識は、パターン認識の判断基準が確立された範囲内にある信号を得るため継続的に行われる０本装置は大動脈の異なる深度にて自動的に血液流速を探索し、探索された各深度の部位での血液流速の平均最大値を計算する。装置が心臓収縮期の最大平均ピーク流速を検出した深度が、検査を行うために本装置が選択する深度である。この深度で十分な数の信号がパターン認識判断基準に合致すると、即座に検査は終了し、結果が視覚ディスプレー又は選択によってはブリンクによりオペレータに提示される。本装置の変換期深計は血液流速を検出するために上向大動脈の領域で音波を生成するため、患者にできるだけ不快感を与えいないように胸骨上の空隙にフィツトするように設計されている。の　な！日第１図は本発明の装置の斜視図である。第２図は本発明の装置の概略図である。第３図は本発明の装置の正面パネルの立面図である。第４図は本発明の装置の背面パネルの立面図である。第５図は本発明の装置で利用されるデータ入力シーケンスの概略図である。第６図は本発明の装置で利用される“獲得”モードの概略図である。第７図は本発明の装置で利用される”獲得計算−モードの概略図である。第８図は本発明の装置で利用される変換期深針の下面図である。第９図は本発明の装置で利用される変換期深針の立面図である。第１Ｏ図は本発明の装置で利用される実時間パターン認識モードの部分概略図である。第１０図Ａは本発明の装置で利用されるリアルタイムパターン認識モードの別の部分の概略図である。第１１図は平均大動脈血液流速プロフィルを示すグラフである。第１２図は第１３図に対応する相対信号等級エネルギを示す棒グラフである。第１３図は第１２図の固有値に対応する固有ベクトルを示す複数のグラフである。日の詳細な！日概括一層に、付随する画像の補助なしで“盲目”探索モードでパルス・ドツプラ超音波を使用することは一層困難であると考えられる１本発明の装置は“盲目”探索モードで動作する。この困難さを回避するため、本システムは上向大動脈内の血液流を測定するため、腕頭動脈を幾分越えた深度に一連の範囲ゲートを有している。範囲ゲートの初期深度は患者の身長に基づく計器によって選択される。この初期探索速度は上向大動脈内の流れを探し出すために利用される０本装置は血液流速を測定するための最適な位置が発見できるようにオペレータに上向大動脈内の血液流速に関する情報を提供する。ユーザーは患者の胸骨上の空隙内の変換器を操作し、かつドツプラ・範囲ゲートはフないし１０ｃｍの探索によって自動的に前進する。この“深度探索”中、本装置は受信した信号の実時間のパターン認識を実施し、かつパターン認識判断基準に合致した信号を保存する。最適な深度が決定すると、その深度で判定された心拍出量及び心拍速度がディスプレーされる１次ぎに装置はその深度に戻り、心拍出量を反復して測定するためのデータを獲得する。一般に検査全体は工ないし２分を要し、患者に殆ど不快感を与えずに容易に反復できる。本装置が採用した血液流速を計算する方法には幾つかの前提がある。これらの前提は前述の全てのドツプラ測定技術に共通なものである。第１の前提はドツプラ・ビームと上向大動脈内の流れ方向との角度が０度であることである。ドツプラ超音波技術によって検出された血液流速はドツプラ・シフト周波数と正比例する。ドツプラ超音波を利用して血液流速を計算する際、角度従属変数は唯一、ドツプラ・ビームと測定される血液の流れ方向との角度のコサイン要素だけである。ある程度の角度では速度計算に極めて小さい誤差しか生じないので、コサイン要素は重要な制約又は誤差の原因とはみなされない。第２の主要な前提は心臓収縮期の上向大動脈内の流れをプラグ式の流れ（ｐｌｕｇ　ｆｌｏｗ）として特徴付けることである。プラグ式の流れは上向大動脈の直径にねたつで鈍い流れの様相を呈する。心臓収縮期の上向大動脈内で血液がプラグ式に流れるものと想定することは、幾つかの例外を除いて極めて正当であると思われる。一般に流１の直径は正常な状態では、一般に湾曲部（ｓｉｎｕｓ）の真上の大動脈の直径と等しい大動脈弁の直径と等しいと言われている。患者に大動脈狭窄がある場合が唯一の例外である。この場合は、流量直径は上向大動脈の流量直径よりも大幅に小さいことがある。従って、大動脈狭窄がある患者にこの計器を使用することはオリフィスの直径が分からない限り有効ではない。本装置の心拍出量の測定結果が危うい別の状態は大動脈不全であり、この場合は血液の逆流部分が不明である。更に上向大動脈内で極端な乱流を生じるようなその他の状態でも測定結果は危うくなる。血液流量を計算するため、上向大動脈の断面積、心拍速度、又は心室の心拍間隔を判定しなければならない。心室の心拍間隔は心拍ごとの平均速度プロフィルの下での面積として規定される。心拍間隔と断面積を乗算すると１回の心拍血液量が算出され、この心拍血液量と心拍速度を乗算すると心拍出量の測定値が得られる。信頼性があり、使用し易い計器を製造する上で決定的な要因は、ユーザーを正しい信号に導く殆ど瞬時の自動的な計算能力があり、更に測定の信頼性を損なうことがある患者の状態を指摘する信号特性をユーザーに対して報知する装置にすることである。任意の個別の測定の妥当性を判定するために時系列の平均周波数波形を分析するためのパターン認識技術が採用される。−パターン認識”という用語は単に、信号特性が計算され、確立した判断基準と比較されて、許容出来る測定の所定の限度内の信号だけを選択することを意味するものである。パターン認識を実行するには、利用できる信号と利用できない信号との差を規定するのに利用可能な一連の条件を説明する必要がある。心臓収縮中の上向大動脈内の血液は特徴的に胸骨上の空隙に配置された変換器の方向に流れる。心臓弛緩期に血液の流れがない場合も特徴的である。変換器とは逆方向に相当長期に血液が流れる場合は、大動脈の流れが異常であるか、大動脈以外の器官に流れている兆候である。これらのパラメタ及び弁の移動、呼吸及びノイズ等のその他のパラメタは、上向大動脈内の血液の流れとして何が正常で１合理的であるか、の知識に基づいて、任意の信号が受入れられるものであるかどうかを判定するために利用できる。大動脈の直径の測定には問題点が多い、これは一般にエコー心動検査、又はトモード測定によって判定できるが比較的高価な装置を使用する必要がある。何時からか大動脈の直径は一般に年令と共に拡大することが知られていた。大動脈の直径は更に身体の表面積と共に拡大する傾向がある。往って大動脈の直径の見積りは対象の身長、体重及び年令にもとづいて開発された。以下の詳細な説明は本発明の実施例の特徴を示すことを意図したものである。専門家には本システムの多くの細部を所望通り変更又は修正できることが容易に認識できよう。機能上の説明ドツプラは患者の身長に応じて７又は８センチメートルのゲート深度にて自動利得制御機能を伴って起動する。一般に、患者の身長が５フイート・６インチ以下の場合は、探索は７ｃｍの深度から開始される。患者の身長が５フィート・６インチ以上の場合は、探索は８ｃ＋ｏの深度から開始されるが、その理由は７ｃｍの深度は良好な読み値を得るためには心臓から離れ過ぎていることが多いからである。第２図の概略図を参照すると、ドツプラ装！２は変換器１１ご対して２．４ＫＨｚにて、８．０ＫＨｚのＰＲＦ　（パルス繰返数）、５０ボルトの波高値電圧で１０サイクルのトーン・バースト（破裂音）を送信する。ドツプラーシフトされた波形の標本抽出の前に、各ＰＲＦ内で時間遅延が付与され、その結果７．８．９、又はｌｏｃｍのゲート深度が生ずる。受信器及びゲート深度の利得は双方ともマイクロプロセッサ８によって制御される。ドツプラ装置は選択されたゲート深度にて同相及び直角位相信号を検出し、これらの信号は音声信号出力４及び１２ビツトのアナログ−ディジタル（ａ／ｄ）変換器３に送られる。２つのａ／ｄ値がＩＫバイトのバッファ５へと多重化され、このバッファはディジタル信号プロセッサ６への時系列入力を形成する。６４のＰＲＦの各群の終了時、すなわち８゜０ｎｅｓの経過後、ディジタル信号プロセッサが時系列データのセクションを読出し、迅速なフーリエ変換（ＦＦＴ）を行う、１６にバイトＲＡＭ？内に記憶されている結果のスペクトルから特徴が抽出され、マイクロプロセッサ８に送られる。マイクロプロセッサ８は６４にバイトのプログラムとデータ表を記憶するＥＦＲＯＭ９からロードされた命令を実行する。情報はＲＡＭ　１０内に選択的に記憶され、マイクロプロセッサ２によって利用されることができる。マイクロプロセッサはディジタル信号プロセッサにより抽出された特徴に基づいてパターン認識を行う、更に、マイクロプロセッサは装置のシステム・レベル制御を行う、マイクロプロセッサには３つのリアルタイムの仕事がある。すなわち、最適な利得の決定、大動脈流速プロフィルの最適な深度の決定及び最適な利得と深度でのデータ獲得中の信号品質の保持である。１２回の心臓収縮がマイクロプロセッサにより認識された後、ドツプラはオフに切り換えられ、次の値が計算される。すなわち、心拍出量、心拍指数、１回の心拍血液量、心拍血液量指数、心拍速度、最大速度、加速度及び噴出時間である。検査全体の結果は任意にプリンタ１３に送られ、不揮発性メモリ１２に記憶される。装置のユーザーに所定のシスても良い。システム・ハードウェア第１図、３図及び４図の実施例における本発明の心拍出量モニタは正面パネル２１、背面パネル４０及び複数の側面パネルから成るほぼ長方形のハウジング２０から成っている。正面パネル２１はオペレークが装置に情報を入力し、装置から情報と印刷データを受ける会話型インタフェースが設けである。正面パネル２１には検査に関する情報をディスプレーするため、会話型視覚ディスプレー２４が設けられている。視覚ディスプレー２４は好ましくは情報をディスプレーし、患者の検査中オペレータをガイドするための２４スペースのＬＥＤ読出し画面から成っている。会話型視覚ディスプレー２４は検査家庭で得た複雑な情報を中継し、変換器探針３１により検出された血液の流れに対応する連続的な棒グラフをディスプレーするため英数字単一ライン・ディスプレーを使用している。第２図で参照番号４で示した音声スピーカーへの音声信号出力、すなわち血液の速度に対応する信号出力の容量をオペレータが調整できるように正面パネル２１は容量制御部２５を備えており、前記スピーカーはモニタの任意の所望位置に配置できる。　〜プリンタの引き出し２６は心拍出量モニタの正面パネル２１から開けることができ、これは好ましくは検査結果を印刷する「プリンタ（第２図の１３）を収納している。プリンタの引き出し２６には、オペレータが引き出し２６を開けなくても検査のハードコピー印刷データを入手できるように、印刷用紙２８の出口３２が上に配置された前方向きのパネルが備えであることが望ましい、用紙前進ボクン２７が便利に前向きのプリンタ引き出しパネル２６上に配置され、オペレータが用紙２８を前進させて用紙の読み易さを損なわずに装置から用紙を取り出せるようになっている。心拍出量モニタの正面パネル２１には更に情報をシステムに入力し、検査を制御するための指操作キーバッド２２が備えである。キーバッド２２は数１．２，３，４゜５．６，７，８，９．１０を表すテン・キーを備えた格子パターンの少なくとも１２のキーから成づており、１つのキーは開始／はい、を表し、別のキーは停止／いいえ、を表す、データを装置に入力するには、オペレータは視覚ディスプレー２４に現れる指示に応じてキーバッド２２上の適宜のキーを押さなければならない。探針を使用しない時は探針３１用の便利で安全なスペースを付与するための探針収納用引き出し２３が、正面パネル２１に備えである。収納用引き出し２３は縁に沿って小さい開口部３３を有するカバーを備え、引き出しが閉じた位置にある時に、前記開口部から変換器の探針に取り付けたワイヤ２９が収納用引き出し２３の外側に突出できるようになっている。探針のワイヤ２９は探針収納用引き出し２３の内壁の１つに配設された出力ジャックにより装置に接続できる。探針ワイヤ２９には探針３１を制御するための起動スイッチ３０を取り付けることができる。第４図に示すように、装置の背面パネル４０に配置されたオン／オフ電源スィッチを使用して装置への電力を開閉できる。このスイッチ４１は簡単なオン／オフ・トグルスイッチ等でよい。背面パネル４０には外部スピーカー出力ジャック４２が備えられ、装置に外部スピーカーを接続して別の位置でも音声出力が聞こえるようにされている。外部スピーカーは一対のへッドフオンから成っており、装置のオペレータが集中して音声信号を聞けるようになっている１回路ブレーカー・リセットボタン４３が背面パネル４０に配設され、回路を遮断するべき時にオペレークが回路をリセットできるようになっており、又、背面パネル４０には単数又は複数のアース端子４４が備えられ、装置をアースに接続できるようになっている。本装置は患者の胸骨上の空隙内に配置され、操作されるパルス式ドツプラ変換器３１を使用して上向大動脈内の血液の流れを検出する。好ましくは、変換器の探針３１は変換器ヘッドから放射される単一固定焦点ビームを有する種類のような一般に利用されている探針である。第８図及び９図に示すように、変換器の探針３１は変換器のヘッドから７ないし１０ｃｍの距ｕｄに焦点があることが好ましい、変換器ヘッドは好ましくは超音波エネルギ信号を発信、受信する単結晶から成っている。本装置の概略図を第２図に示す、システムの主要な部品にはパルス式ドツプラ装置２と、７ＭＳ３２０Ｃ２５（テキサス・インスツルメンツ）のようなディジタル信号プロセッサ６と、モデル８０８８　（インテル・コーポレーション）又はＶ２Ｏ（ＮＥＣ株式会社）のようなマイクロプロセッサ８がある。情報処理とシステム制御は８０８８マイクロプロセッサ又は同類の装置によって行うことができる。これらの部品は容易に入手できる標準型のコンピュータ部品であり、その機能については後に詳細に説明する。動作モード本発明の装置にドツプラが起動する２つの動作モードがある。それは（１）“深度探索゛モード及び（２）“獲得”モードである。ユーザーは各ゲート深度にて良好な信号を探索して患者の胸骨上の空隙内の探針を操作する。同時に、装置は１２の心拍サイクルがパターン認識判断基準に合致することが認められるまで受信さねた信号のリアルタイムのパターン認識を行う、“獲得”モード中は、装置は深度定数を保持し、ユーザーは装置がパターン認識判断基準に合致する１２の心拍サイクルを収集するまで、患者の胸骨上の空隙内の探針を操作する。第５図、６図及び７図はその２つの動作モードにおける装置の処理過程を示している。これらの図中、”Ｄ’は一層に“深度探索”モードを、又、”Ｅ”は゛獲得゛モードを示す。システム動作本明細普で開示する心拍出量モニタを作動させるため、装置は電源に接続する０日付と時間が視覚ディスプレーに表示されて、装置が使用可能状態であることが示される。“開始／′はい“ボタンを押して検査が開始され、装置はそれに応答して°°患者ｘｘｘｘｘｘｘ”をディスプレーする。次ぎに正面パネルのキーバッドを利用して患者番号が入力される０間這った場合は“停止／いいえボタンを押して番号をクリヤし、次ぎに再度番号が入力される。正しい番号がディスプレーされると、“開始／はい”ボタンを押して番号をコンピュータに入力する。入力されたばかりの番号を用いてトライアルを終了した後、“記憶されたデータを使いますか？“の表示がスクリーンに現れて、以前記憶されたデータを利用して検査を行うかどうかが質問される。患者の身長、体重及び年令が変わっていない場合は、”はい”を押す０次ぎに“データを印刷しますか？”が表示される。“はい”と答えると、装置は以前の検査の結果を印刷する。患者の身長、体重及び年令が変化している場合は、コンピュータは患者の身長、体重及び年令を尋ね、それらの数値をキーバッドを用いて入力しなければならない。各番号の入力後、“開始／はいクボタンを押してプログラムを続行する。不合理なデータ（例えば５フィート１２インチ）が入力されると、“範囲外の入力”が表示される。″′開始／はい゛ボタンを押すとメツセージは消え、前の質問を繰り返す、″停止／いいえ”ボタンを押すと現在の試験は打切られ、時間と日付が視覚ディスプレーに再度表示される。異常な大動脈直径を有することが判っている患者では、心拍出量は次の方法で測定可能である。“大動脈直径？　Ｙ／Ｎ”がディスプレーに表示されると、−はい°゛を押す、そこでディスプレーは大動脈の直径なセンチメートル単位で尋ねる。その数値は１０進部分の１つに入力される。大動脈の直径が判っていない場合は、質問の後°°いいえ“を押ずと、装置は検査の開始時に入力された身長、体重、年令の数値を利用して大動脈の直径を見積る。患者が希釈熱カテーテルを付けている場合は、大動脈の直径は逆算によって判定できる。ディスプレーに゛心拍出量？　Ｙ／Ｎ“が表示されると、゛°開始／はい”ボタンを押してそれを選択する。ディスプレーは毎分の心拍出量（単位リットル）を質問する。そこで現在の希釈熱心拍出量が入力される。説明している実施例では手動入力される入力は全て以下に指定した範囲内になければならない。患者番号　ロないし９，９９９，９９９身長（フィート）　４ないし７（インチ）　０ないし１１体重（ボンド）５０ないし４００年令（才）　ロないし１２０大動脈直径（ｃｍ）　１　、０ないし５．０心拍出量（Ｌ／ｗｉｎ）　０．５ないし１２．０人力された数値は不揮発性メモリ１２に記憶される。この時点でディスプレーに“探針を置いてください”及び”開始ボタンを押してください”の指示が表示される。患者は仰向けの位置にされ、探針表面に超音波ゲルがたっぷりと塗布される。探針の握りかたは鉛筆を握ると同じであり、探針の表面は内部に向けて、胸板に対して約９０度の角度で患者の胸骨上の空隙に当てる。探針が胸板を貫いて突き刺さるのに充分な強さで探針が押し込まれる。探針スイッチ１６を押すと検査が開始される。ディスプレーには７又は８の数字及び“ピーク信号の探索”の表示が現れ、装置が戻り信号を探索している深度がＣｍの単位で表示される。゛′深度探索”モードはこの時点では未だ起動していない。胸板に対する探針の角度はオペレークがディスプレーを観察しながら３０度ないし９０度の範囲でゆっくりと調整される。”Ｓ”のディスプレーをともなって以下の状態が出現したときに最良の信号が発見されたものとされる。すなわち、速度の棒グラフが可能な限り右に延び、心臓弛緩期に棒グラフにノイズが全く又は殆ど認められず、音響スピーカーから発される心臓収縮期の血液の流れの音ができるだけハイ−ピッチであることである。信号が弱い場合は探針を更に押し込んで変換器のヘッドを胸板の内側に移動すると改善されることが多い、オペレータが最良の信号を探り当てたと判断すると、探針はその位置に止められ、探針スイッチが押されて、装置によって心拍出量を計算するのに適した１２の心拍サイクルが収集される。オペレータが探針のスイッチを押す前に、デイスプレーの右下に”？”が表示される。探針スイッチを押すと“？”は“〉”に変わる。そこでパターン認識システムが起動し、ＡＶＰが許容できる基準に合致した各心拍ごとにディスプレーの右端のセグメントに”Ｓ”を表示する。”Ｓ”が全く、あるいは殆ど現れない場合は、オペレータは”Ｓ”ができるだけ頻繁に現れる位置に探針を移動しなければならない、装置は心拍出量を測定する最適な深度を探して７，８．９及び１０ｃｍの深度を探索する。装置がどの深度でも許容できる血液の流れを発見できない場合は、その旨がディスプレーされ、すでに決定されている最良の深度で“獲得”モードが起動する。 “獲得“モードの最初の６秒の間に“）”がディスプレーの右下に表示される。この期間中は良好な信号の自動パターン認識は起動されない、６秒経過後、“） ”が“〉”に変わり、パターン認識が起動したことを表示する。最初の６秒間はオペレータが探針を操作して最良の信号が得られる部位を再度探すための時間である。パターン認識が“深度探索“又は“獲得”モードの何れかの間、数ダースの心拍サイクル内で試みを達成できない場合は、オペレータは探針スイッチを０．２５秒以上押し続けることによって試みを′終了させることができる。 “深度探索”モード中にこの操作を行うと、装置は次の深度に飛び越す、“獲得 ”モード中は装置はオペレータに“深度探索“を繰り返すかどうかを尋ねる。オペレータが“深度探索”の繰り返しを選択しない場合は、装置は現在の検査を打切り、時間と日付をディスプレーする。 “獲得”モードがうまく終了すると、心拍出量及び心拍速度がディスプレーされる。この時点で探針スイッチを押すと、装置は“獲得”モードを再実行する。この時点で“はい”を押すと、オペレータは結果を印刷し、検査を終了することができる。“いいえ”を押すと現在の検査が打ち切られ、日付と時間が表示される。ハウジングの背面パネルの電源スィッチは装置が日付と時間を表示しているときしかオフに切り換えてはならない０日付と時間が表示されていない時にシステムの電源をオフにしたい場合は、“停止／いいえ”ボタンを押すと、日付と時間が表示される。結果が得られた場合、装置は結果をディスプレーする前に２つの警告の何れかまたは両方をディスプレーする。第１の警告は“注意：逆流”であり、これは逆流方向にかなりの血液流が検出され−たことを示す、第２の警告は“注意：高速度 ”であり、これはその患者の血液の流速が以上に高いことを示す、この警告の意図は病理学的な異常またはノイズ信号が存在し、計算された心拍出量が信頼できないことを示すことである。各患者番号ごとに５件までの検査を記録できる。６番目以上の検査を記録する場合は、最も古い検査を記憶装置から削除する。“検査終了−印刷“の表示に応答して“はい”を押すと、印刷されたリポートが出される。このリポートには以前の１から４迄の検査結果と今回の検査結果とが記入されている。同じ患者に別の検査を行う場合は、“検査を繰り返しますか？はい／いいえ“の表示に応答して “はい”を押す、そこで装置は“獲得”モードに戻る。同じ患者での再検査迄に１時間以上経過している場合は、すでに選択されている最適な深度に最も近い深度で、簡略化された“深度探索”モードが実行される。この時、信号特性は再評価され、新たに最適な深度が選択される。パルス・ドツプラ受信器の説明ドツプラ受信器は２つのＲＦ段と５つの音声回路段に区分することができる。　ＲＦプリアンプ及びチャネル間絶縁回線網（エミッタ・）オロア）は２つのＲＦ段から成っている。５つの音声回路部分とは、低域フィルタを有するデモシュレータと、低周波除去用素子を有するサンプルホールド回路と、平滑フィルターと、プログラマブル帯域フィルタと、最後は直角平衡段である。全ての段には利得がある。ＲＦ−プリアンプは１．５ＫＨｚから５　ＭＨｚまでの極めて広帯域の増幅器である。　２．４ＭＨｚでＲＦ−プリアンプの利得は２５５の段階から１８から５２ｄＢに変化することができる。デモシュレータ回路は２０ｄＢの転換利得を有している。デモシュレータの低域フィルタの遮断周波数は１８ｄＢの通過帯域利得をもって１５５ＫＨｚである。デモシュレータに続くサンプルホールド回路は動脈壁の運動を表す５００Ｈｚ以下の信号の帰還除去機能を利用する。この部分の全有効通過帯域は５００ないし４，０００Ｈｚである。サンプルホールド回路の出力部の平滑フィルタは低域応答特性を備えている。コーナ周波数は１０ＫＨｚである。コーナ周波数はサンプルホールド回路の過渡状態の切り換えに適している。平滑フィルタはその通過帯域にわたって１８ｄＢの利得を有している。プログラマブルフィルタは少なくとも５０ｄＢの帯域外排除機能を備えている。このフィルタは通過帯域でＯｄＢに設定されている。信号通過帯域は５５０Ｈｚないし５．０ＫＨｚに設定されている。コーナーは必要に応じて調整可能である。Ａ／Ｄ変換器の前の最終段は直角平衡回路である。この段によって２つの直角チャネル間の平衡を手動的にトリミングすることができ、３３７Ｈｚから９．５ＫＨｚまでに１４ｄＢの利得がある。マイクロプロセッサ・アルゴリズムの構成部品本装置のソフトウェアに関して４つの用語が頻繁に使用される。“エンベロープとはディジタル信号プロセッサによって秒単位で計算される　１２５の血液流速値の収集を意味する。“第１モーメント”とは絶対値−周波数の積の和である。すなわち［ｉ＊ｆ　（ｉ）　］となり、ここでｆ（ｉ）は　１２８の点からの複素ＦＦＴから決定されたｉ番目の一絶対値である（以下の“ディジタル信号プロセッサ・ソフトウェアの説明”の部分を参照）、第１モーメント（ＦＭ）は公式ＦＭ　＝　ＳｔｌＭ［ｉＪ、Ｎｌ　（ｉ傘ｆ（ｉ））によって算出され、ここでＮは当該の正の絶対値数を表す、　ＦＭは心臓弛緩期中にゼロ近くに留まり、心臓収縮期ではゼロから急激に上昇する関数である。”第１モーメント導関数”とは平均第１モーメント値の時間単位ごとの変化量を表す値である。順方向流れのエネルギは装置によって次の公式を用いて計算される。　ＥＦＦ＝ＳＵＮ（ｉ＝１．Ｎ１（ｆ（ｉ、）＊ｆｆ１））　、ここでＥＦＦはボルト単位の順方向流れのエネルギであり、Ｎは正の絶対値数であり、ｆ（ｉ）はｉ番目のスペクトル係数である。順方向流れは第１モーメントが信子１を超え、順方向流れのエネルギが丁２の値を超えると出現しているものと判断される。　ＴＩおよびＴ２は後に方程式１．３および１．４で定義する臨界値であり、２秒間が経過するごとに更新される。順方向流れが生じていないと判定されると、マイクロプロセッサにはエンベロープ値としてゼロの値が送られる。そうでない場合は、スペクトル・エネルギの最高の周波数から総計が開始される。総計が全スペクトル・エネルギの％を超えるまで次ぎに最低の周波数のスペクトル・エネルギが総計に加算される。それが行われた周波数がエンベロープ値としてマイクロプロセッサに送られる。エンベロープ、第１モーメント、第１モーメントの平均値及び第１モーメントの平均値の導関数がそれぞれ毎秒ごとに　１２５回計算される。これらの値は以降ＩＥＮＶＥＬ、ＦＭ、　ＣＡＶＥＲ及びＤＥＲＩＶと称する。これらの値は時間順の配列で記憶されるので、各々の最新の２５６の値を常に入手できる。このように、これらの変数の名前に索引を付けると、特定の時点で生じた値を参照できる０例えば、ＩＥＮＶＥＬ［ｉｌはエンベロープのｉ番目の値を示し、ＦＭ［ｉ −２］は第１モーメントの１ｔ−２）番目の値を示し、以下同様である。マイクロプロセッサ・アルゴリズムの主要構成部品は以下の値もしくは事象を決定する。すなわち、心臓収縮の開始を判定するための臨界値、心臓収縮の開始、ＡＶＰが許容できるものであるかどうか、第１モーメントの平均値及びその導関数、リアルタイム棒グラフ、最適深度の選択、心拍速度、１つの代表的なエンベロープを生成するための異なる心拍サイクルからの速度信号の相関、大動脈の直径及び身体の表面積の計算、及び心拍出量、心拍指数、１回の心拍血液量指数、最大速度、ピーク加速及び噴出時間の計算である。これらのアルゴリズムはリアルタ・イムで行われるジョブ、すなわち変換器とディジタル信号プロセッサが両方ども起動中に行われるジョブと、リアルタイムで行われないジョブ、すなわち変換器が起動していない時に行われるジョブとに区分することができる。Ａ、リアルタイムのジョブ１、心臓収縮のフラグを判定するために利用される、マイクロプロセッサ・ソフトウェアで計算される臨界値心臓収縮が起きていることを検出する上でマイクロプロセッサ、ソフトウェアに基本的に含まれている臨界値には次の２つがある。　ＤＭＡＸは心臓収縮状態を認識するために、平均化された第１モーメントの導関数が超えなければならない値であり、ＣＭＩＮは心臓収縮状態を認識するために超えなければならない値である。心臓収縮の誤検出を最小限にするためには２秒以上継続するこれらの臨界値中の情報を得ることが必要である。心臓収縮の誤検出は、例えば呼吸動作又は探針による探索によって大動脈信号の傾城から外れた場合のように、信号が小さい間のノイズによるスパイクが原因になることがある。　（Ｊ４ＩＮ及びＤＭＡＸを発見する方法は基本的に同じである。先ず、第１モーメント、ＦＭｍａｘの実行中の最大値及び、第１モーメント導関数、ＤＥＲＩＶｍａｘの実行中の最大値が、ＦＭとＤＥＲＩＶＥの最大値のトラックを２５６反復、すなわち、およそ２秒間にわたって保持することによって計算される。更ｉ、：ｃＭＩＮ’及びＤＭＡＸ’をＣＭＩＮとＤＭＡＸ（７）最新値とする。　ＣＭＩＮ及びＤＭＡＸの次の値は以下の方程式によって計算この方式の効果は壁に当たったり、その他のエネルギが大きい心臓収縮とは無関係な信号（一時的に認められる）によって、心臓収縮を検出する臨界値が突然急増したりしないことである。２、第１モーメントの平均値とその導関数の計算第１モーメントの平均値、ＣＡＶＥＲは第１モーメントの平均値の導関数、ＤＥＲＩＶＥを出す前に計算される。　ＣＡＶＥＲは、現在の反復から始まり、その前の５度の反復を含むＦＭの６点の移動平均値である１次ぎの次の解式によって導関数が計算される。ＤＥＲＩＶＥ［１１１Ｉ（ＣＡＶＥＲ［ｉｌ＋ＣＡＶＥＲ［ｉ−２］−ＣＡＶＥＲ［１−１２１−ＣＡＶＥＲ［１−１４３）／２ここでは導関数は正規化する必要はない。３、心臓収縮開始の判定以下に列挙するのは装置によって認識される心臓収縮開始に関して適合しなければならない６つの判断基準である。（これは心拍出量の計算に利用できる心臓収縮が生じているかどうかの判断のタスクとは異なることを留意されたい、）ａ）第１モーメント、ＦＭが最小しゅん度、ＤＭＡＸに達した。ｂ）　２４０ｍ５前にエンベロープＩＥＮＶＥＬが血液の流れがないことを示した。Ｃ）現在のエンベロープが流れがあることを示した。ｄ）第１モーメントの平均値の導関数、ＤＥＲＩＶが局部的最大値に達した。ｅ）以前の心臓収縮が４００ｍ５以上前に起こった。ｆ）第１モーメントＦＭが最小値、Ｃ［Ｎを超えた。４、棒グラフ・アルゴリズム棒グラフは好適に０．０ないし４．５ＫＨｚの血液流速に対応する信号の視覚表示を、５×７ドツト・マトリクス素子から構成された多様な２０の字号から成る英数字ディスプレーのいずれかにディスプレーする。４．５ＫＨｚ以上の信号は全て４．５ＫＨｚとしてディスプレーされる。好適な実施例では、ディスプレーには全部で２０の記号が表示され、そのうちの１６は棒グラフに利用され、２つ（左端の２文字）は深度表示に、１つは棒グラフ起動表示（右下の“〉”、“〈”又は“？”）に、残りの１つは“良好”な心臓収縮表示（右端の”Ｓ”）に利用される。記号は左から右へと点灯するので、瞬間平均周波数は周波数の上昇に対応して確実に点灯する５×７の記号の列でディスプレーされる。棒グラフ起動表示を見ると、“？”は装置が最良の信・号のための深度を探索していることを示し、“）”は目下データが獲得されていないことを示し、“〉”はデータが目下獲得されていることを示す、高い血液流速を示す４．５ＫＨｚ以上の信号は棒グラフの上端（例えば０−１９のボックス＃１８）にクリップされていて、１．５ｍ／ｓ以下の速度に対応する信号が最も注目されるようになっている。装置は補足的に固定の記号の一背景”にあるコロンの列を継続的にディスプレーする。このコロンの列は以前の４回の心臓収縮の平均ピーク収縮速度を表している。所定の心臓収縮のピーク速度は　１００＋ｎｓの間隔での最大”エンベロープ値を発見することによって定められ、その中心が心臓収縮を示す、約３秒間心臓収縮が生じない場合は、コロンの列はクリヤされ、４拍の平均が再開される。５、心拍出量の計算に適した信号のパターン認識好適な実施例のパターン認識アルゴリズムを構成する３つの並列的な経路がある。ディジタル信号プロセッサ内にある経路＃１は第１０図に図示され、「ディジタル信号プロセッサ・ソフトウェア説明と名付けられた部分で説明されている。経路＃２及び＃３はマイクロプロセッサ内にあり、第１０図Ａに図示さ−れている。経路＃２は最近の心臓収縮フラグに続く速度プロフィルを心拍出量の計算に含めるべきかどうかを判断する。この決定は心臓収縮事象の検出の後３２０ｍ５以内に行われなければならない、（＃３の項参照）　３２０ｍ５の枠内の同じ時点で以下の２つの条件が同時に満たされる場合は肯定的な決定となる。第１の条件はＤＳＰ内で計算された正蜆化されたカルヒューネンーレーブ・パラメータに１及びに２が次の式に適合することである。第２の条件は平均ろ波速度プロフィルの過去４００ｍ５での最大値りがＶｄよりも大きいことである。観察される“目標速度”であるＶｄは探索モード中に導出される値である。　Ｖｄの計算は“最適な信号を含む深度の判定”の節で説明されている。一般に、才へレークが流れの中心の信号から逸れると、最大速度りは減少する。このように第２の条件は探針を可能な最良の信号に向けた状態を保つ機能を果たす。観察された速度プロフィルが経路＃２の条件を満たした場合は、心臓収縮データは“心臓収縮バッファ”の頂部にロードされ、その他の心臓収縮データは全て同じバッファの一段後方に移動される。心臓収縮バッファ内の１２の心臓収縮データがある場合は、経路＃３が（１）バッファでの最大速度と心拍間隔の標準偏差がそれらの平均値の２０％及び３０％以内にあるかどうか、及び、（２）自動利得制御が過去６秒間に継続的に上昇又は下降しているかどうか、を判定する。経路＃３の作用によって１２の観察された信号群が互いに一定の類似性を備えていない限り検査を完了することができない、経路＃３の条件が満たされている場合は、検査は終結し、心拍出量及び関連パラメタが確定される。ａ）方程式５．１の導関数方程式５．１は大動脈速度プロフィルの２つの独立した群の統計的分析によって導出されたものである。第１群のＡＶＰは個別のカルヒューネンーレーベ（ＫＬ）膨張率を利用して全てのＡＶＰの信号等級を表すための有効な方法を決定するために利用された。導出されたＫＬ膨張率は第２群のＡＶＰに供給された。第２群のＡＶＰでは、心拍出量の計算に適する信号と、心拍出量の計算に適さない信号とを分離する２つのＩＬＬ係数に準拠したパターン認識境界が発見された。このパターン認識境界（方程式５．１）は偽アラームの確率が１６％になるように選択され、０．８４％の検出確率を生じた。ｉ）第１群のＡＶＰ　ｎカルヒューネンーレーブ膨張率の適用第１群のＡＶＰは正常な患者と重症患者の両方での各々２３４症例の平均結果から構成されたものである。この平均ＡＶＰの集合から、上向大動脈に特徴的な信号範囲内にある１６４のＡＶＰが選択された。１６４　組（７）平ｔ’ｌすｈりＡＶＰ　カ４Ｍ号等ｇｔ　［Ｘ（ｉ）：ｉ＝１．１６４］が形成される。各ＡＶＰには５０の個別値と　８．０ｍｓのサンプル期間が含まれ、全体の長さは４００ｍ５になる。［Ｘｌ内の全ての信号の平均が第１１図に示され、Ｍで表されている６個別のカルヒューネンーレーブ膨張率が［Ｘ］に供給されて、小さいに直交の固有ベクトルの集合、［Ｐ（ｉ）：ｉ＝１、、Ｋ］を決定し、支配的な信号等級エネルギを含むスペースを規定する。［Ｐ］ハマずゼロ平均集合［Ｘ’：Ｘ’（ｉ）：Ｘ（ｉ）−Ｍ、　ｉ＝１．．１６４］を構成することによって導出される。共分散もしくは平均外積マトリクスが次の公式、Ｇｆｊ、　ｋ）＝Ｅ［Ｘ’ｆｉ、　ｊ）、ｘｏ（ｉ、　ｋｌ　）、ｊ、　ｋ＝［１，５０］Ｌ：、ｌ＝ッて形成され、ここではＸ’ｆｉ、　ｊ）はｉ番目の信号Ｘ’　（ｉ）のｊ番目の値である。Ｇが５０の固有ベクトル　［Ｐ（ｉ）＋ｉ・１．５０］及び固有値　（Ｌ（ｉ）：ｉ＝１，５０１に分解され、ここでＰ（ｉ）及びｌ、（ｉｌは最大固有値（Ｌ（１））から最小固有値（Ｌ（５０）　）の順に配列される。　Ｌ（ｉ）は対応する　ｉ番目の固有ベクトルの方向の信号等級（Ｘ゛）のエネルギに比例する。集合［Ｐ）は集合［Ｐｌの第１のにベクトルから成っている。特に、全信号等級エネルギの各部分ごとにＫの最小値があるので、信号等級の支配的なエネルギが［Ｘ°］が依然としてＵＰ）内に含まれている。第１２図にはＬの４つの（Ｋ・４）最大固有値の相対値が示され、第１３図には対応する固有値Ｐ（１１，、Ｐ（４１が示されている。これらの４つの固有ベクトルは互いに９０％の信号等級エネルギを含むスペースを隔てている。いずれのＡＶＰも値に１、Ｋ２、Ｋ３及びに４によって有効に表すことができる。Ｋ１＝＜Ａ−Ｍ　、　ｐ（１）＞Ｋ２±＜　Ａ−Ｍ％ｐ（２）＞Ｋ３＝＜　Ａ−Ｍ％ｐ　（３１＞［４１＜Ａ−Ｍ　、　ｐ（４）＞注二表記法＜　ａ、　ｂ　＞はベクトルａとｂの間のドツト積を表す。ｉｉｌ第２群のＡＶＰ　［Ｙ］は正常な患者と重症患者の両方からザンブルを抽出した３３００以上の平均化されない大動脈流速プロフィルから構成されたものである。［Ｙ］は専門家によって心拍出量の計算に適した信号い’Ｇｌと、心拍出量の計算に適さない信号［ＹＢｌとに分類された。　［ＹＢｌ内のＡＶＳは一般にノイズによって汚され、又は異常に短い心臓収縮間隔を含んでいる。　［ＹＧ）は２４４５のＡＶＰを含み、［ＹＢｌは８６７（７）　ＡＶＰを含／ｖ　テイル。実験の結果、Ｋ１とに２は（ＹＧｌを（ＹＢ）と区別する上で極めて重要であることを示しているが、それは各信号を係数Ｎｕで前段階乗算した後に限られる。ここでＮｕ、＝ｍａｘ（Ｍ）（Ｙ　ｆｉ）　）である、　Ｎｕを掛けた後、各信号Ｙ　（ｉ）ごとにに１とに２が決定された１次ぎに変更されたシンプレックス探索アルゴリズムを利用して直線パターン境界、Ｋ２＝ｆ　（Ｋｌ）が探索された。これによって［ＹＢｌからの偽アラームの確率が１６％以上にならずに［ＹＧｌの検出が最適化される。最適化された［ＹＧｌの検出確率は０．８４％であり、その結果生じたパターン境界が方程式５．１である。変更されたシンフレックス探索アルゴリズムについては次の文献を参照されたい。［Ｒｅｋｌａｉｔｉｓ他、工学技術の最適化、ウイリイ＆サンズ発行、１９８３年、ニューヨーク、７６ページ１ｂ）方程式５．１のリアルタイムでの実行に関する注釈方程式５．１はＡＶＰ群［Ｘ］及び［Ｙ］から構成された。［Ｘ）及び［Ｖｌ内の全てのＡＶＰの左縁はいずれかの分析が行われる４０ｍ５前に整列された。リアルタイムで、“現在信号゛を含むウィンドウが時間経過と共に移動し、かつ、４０ｍ５の位置にある心臓収縮の左縁は滅多にこのウィンドウ内には来ない、方程式１．５は２つの条件が満たされれば、リアルタイムＡ、ＶＰの位置合わせ無しで尚妥当である。第１の条件はＡＶＰ　Ａ　、係数Ｎｕが次のように変更される場合に満たされる。この条件はディジタル信号プロセッサ内で実行される。（ディジタル信号プロセッサ・ソフトウェアの説明と第１０図を参照）第２の条件は方程式５．１が心臓収縮開始後の３２０＋＋＋ｓの間にＡＶＰを受入れ、又は拒絶するためにだけ適用できることである。この条件はマイクロプロセッサによって実行される。Ｂ、リアルタイムで行われないジョブ１、最適な信号を含む深度の判定 “深度探索”モード中、各深度で１２の心臓収縮がサンプリングされる。この大動脈速度プロフィルの集合はＢ・（ｂｌ、ｂ２．、、、ｂｉ２）と呼ばれる。所定の深度の最大平均速度Ｖｍａｘは次のように計算される。ａ）後述の相関及びデータ拒絶アルゴリズムの　（ａ）及び（ｂｌの項で説明するようにＢの各プロフィルで心臓弛緩期データを５０％ろ波し、ゼロ値にする。ｂ）各プロフィルｂｉごとに以下の公式に基づいて“再構成された゛プロフィルＶｉの最大値を発見する。Ｖ　ｉ、　＝最大［Ｍ＋に１＊Ｅ１＋に２＊Ｅ２＋に３＊Ｅ３＋に４＊Ｅ４）ここで、Ｍは平均大動脈流速プロフィルであり、Ｅｌ、、。Ｋ４は４つの最大固有値、Ｋｌ＝＜　ｂｉ−Ｍ、Ｅｌ＞Ｋ２＝＜　ｂｉ−Ｍ、　Ｋ２＞Ｋ３＝＜　ｂｉ−Ｍ、Ｋ３＞Ｋ４＝＜　ｂｉ−Ｍ、Ｋ４＞を有するカルヒューネンーレーベ固有ベクトルである。注：表記法＜　ａ、　ｂ　＞はベクトルａと　ｂの間のドツト積を示す。Ｃ）さて、再構成された最大値の集合（Ｖｌ、Ｋ２．、、Ｋ１２）を用いて平均値を算出する。 ■ｌｌ１ａｘ＝平均（Ｖｌ、Ｋ２．、、Ｋ１２）７ｃｍにおけるＶｍａｘが最大で、８ｃｍにおけるＶｍａｘが最小でない限り、最適な深度は一般にＶｍａｘが最大である深度である。前記の場合は、腕頚動脈が実際に７ｃｍの位置にあり、大動脈は更に深いものと想定される。この状態では、当該の深度として９ｃｍ又は１０ｃｍのうちＶｍａｘの最高値を生ずる方が選択される。そこでこの最適な深度Ｖｄにおける“目標速度”はＶｍａｘの８５％であると計算される。後に心拍出量を測定するため、オペレータは心臓弛緩期部分をろ波し、ゼロ値に調整した後、最大値がｖｄを超える信号を探量することが必要である。２、心拍速度の判定心拍速度は心臓収縮フラグ間の様式上の平均時間から計算される。データ獲得モード中、１２の心拍が収集されるので、“心臓収縮フラグ間の時間”には１１の値が生ずる。これらの値をＤ＝［ｄｌ、ｄ２．、、、ｄｌｌｌと呼ぶ、値ｄｍは固有の絶対値の±２０％以内のＤ内の残りの値の最大数を有する　Ｄ内の値として定義される。　ｄｍの±２０％以内の範囲内の値の数が５を超えない場合は、心拍速度計算の信頼性に欠けるものとして検査は拒絶される。　ｄｍの±２０％以内の範囲内の値の数が５を超えた場合は、ｄｎ＋を含むこの群の平均値が心臓収縮間の時間として報告される。報告されたこの値の往復が毎分ごとの心拍速度である。３、相関及びデータ拒絶アルゴリズム “良好な“心臓収縮が生じると（リアルタイムで行われるジョブの＃５を参照）、その心臓収縮の継続期間のエンベロープＩＥＮＶＥＬがメモリに記憶される。１回の心臓収縮での記憶されたＩＥＮＶＥＬ値は以前すてにＡＶＰと定義したものである。１２の心拍についてこれらの記憶された心臓収縮プロフィルを収集し、′１つの代表的な心臓収縮プロフィルを生成するには４つの段階が含まれる。ａ）記憶されたＡＶＰの全てを５０％ろ渡して見かけのＡＶＰ内の非心理学的な変化を除去する。アルゴリズムがこの段階に達すると、１２組のＡＶＰ：　（ｂｌ、ｂ２．、、、ｂ１２１が存在する。ｂｌ［ｉｌ　は　ｉ番目のｂｌ値である。記憶されたＡＶＰ　ｂｌの各々に適用される５０％ろ波は次のように定義される。ａ＝　（ｂｌ　（ｉ−２１＋ｂｌ　（ｉ−１）　＋ｂｌ　（ｉ＋ｌ）＋ｂｌ　（ｉ＋２））／４もしａｂｓ　（ａ−ｂｌ　（ｉ）　）＞　２１ｃｍの場合は、ｂｌ＝ａこのフィルタは、ろ波されない値ｂｌ　（ｉｌ及びｂｌ　（ｉ−１１がｂｌ　（ｉ＋１）をろ波するのに利用されるように行われる。ｂ）記憶された各ＡＶＰの心臓弛緩期の部分をゼロ値に設定する。各ＡＶＰでは最大速度地点の２０％前の３２ｍ５、すなわち４反復である上内部の時間を先ず探査する。これをに開始と呼ぶ、同様に、最大速度地点の２５％前の３２ｍ５、すなわち４反復である下向部の時間を探査する。これをに停止と呼ぶ、その後に開始の前で、Ｋ停止の後に全ての値をゼロに設定する。記憶された１２の心臓収縮データを相関し、平均値をだす−Ｘ＋ｙ及び２が記憶された心臓収縮プロフィルを示すとすると、相互相関関数Ｘ＝Ｃ（ｙ、　ｚ）は相互相関関数の最大値を経てｙ及びＺを位置合わせ−し、かつその結果性じた心臓収縮プロフィルをＸに記憶する動作を示す０次の再帰的動作が行われる。ｘ＝Ｃ（ｂｌ、　ｂ２）ｘ＝Ｃ（ｘ、　ｂ３）ｘ＝Ｃ（Ｘ、　ｂ４）ｘｌｌｃ　（Ｘ、　ｂ５）ｘ：ｃ　（Ｘ、　ｂｅ）ｘ：ｃ　（Ｘ、　ｂ７）ｘ＝ｃ（Ｘ、ｂ８）ｘ：ｃ　（Ｘ、　ｂｅ）ｘ＝ｃ（Ｘ、ｂｌｏｌｘ＝ｃ　（Ｘ、　ｂｌｌ）ｄ）　ｘ内に記憶された要素を総計し、１２で割って平均相関心臓収縮速度プロフィルを算出する。４、大動脈の直径と身体表面積の確定５ｔｒｅｈｌｅｒ他著の論文「通常の大動脈直径（大動脈弓）及び大動脈の生物学的年令を２−ｍ胸郭ｘ−線で判定するノモグラム」　（チバーガイギー株式会社、ＣＨ−４０５５バーゼル、スイス）が身体の表面積の公式を確定する基準として使用された。この論文の分析は州立医療センターで行われたｍ−モードの根太動脈測定と比較した大動脈直径の計算に関して行われ、チバーガイギーの結果との線形相関が加えられた。身体の表面積を計算するために用いた公式は：ＢＳＡ＝ｅｘｐ　（ｌｏｇ　（Ｌ）÷（Ｇ）／３．０−１０−１ｏ、８５）／１００．０である。この公式中、Ｇは体重（単位キログラム）、及びＬ％ｉ身長（単位ｃｍ）である、大動脈の直径は以下の公式を用いて算出される：ａｄｉａｍｔＯ，９８本ガンマ＋、３１にこでガンマ冨ａｘｐ　（ｅｘｐ　（アルファ））＊１．１２−０．３アマフｙ　＝ｌｏｇ（ＢＳＡＩ７２．０＋ｌｏｇ（ｌｏｇ（Ａ）ｌ−１ｏｇ（５，１５１Ａは年令（単位最才）である。５、最終値のための公式％式％）ＨＲ＝心拍速度、別に説明されるアルゴリズムである５Ｖ＝ＳＤ＊３．１４１５２６＊ａｄｉａｍ＊ａｄｉａｍ／４　（ｃｃ）、ＳＤ・行程距離ｍ／ｓ　（ｔｏからｔｌまでの心臓収縮期間での流速プロフィルの台形積分）　ｃｍ／５１０−ピークからピーク９２０％下の第２のプロフィル要素、又はピークの２０％下の第１のゼロ・ポイントのうち最初に出現した方へと時間的に後退することによって判定される心臓収縮の前縁、ｔｌ−ピークからピークの２５％下の第２のブヤフィル素子へと時間的に前進することによって判定される心臓収縮の後縁、ａｄｉａｍ＝ａｄｉａｍは大動脈の直径Ｃ１・心拍出量指数（リットル／分／平方メートル）・ＣＯ／ＢＳＡ・身体表面積、平方メートル行程指数□ＳＶ／ＢＳＡ　（ｃｃ／平方メートル）最大速度２流速プロフィルｃｍ’ｓ加速・以下のアルゴリズム及び１６ポイント有限パルス応答（ＦＩＲ）フィルタを用いて計算されたピーク瞬間加速値、メートル／平方秒加速計算のためのアルゴリズム：ａ）プロフィル全体について速度［ｉ＋ｌｌ−速度［ｉｌが最大になるようなｊの値を発見する。ｂ）　ｊ＝ｉ及びｊ＝ｉ＋ｉにて３ポイントの平均達文をだす。［ｊ］・（速度［ｊ＋］十速度Ｉｊｌ＋速度［ｊ−１））／３Ｃ）導関数フィルタを速度［］に適用する。フィルタ［０）＝Ｏ，１５２９３１７５Ｅ−２　フィルタ［１５］＝−フィルタ［０）フィルタ［ｌ］＝−０゜２４４２４０１１Ｅ−２フィルタ［１４：ｌ＝− フィルタ［１］フイルタ［２ド０．２０１４３０６１Ｅ−２フィルタ［１３Ｊ＝ −フィルタ［２１フイルタ］３］・−０，２６９９１，１１４Ｅ−２フィルタ［１２］・−フィルタ］３］フィルタ［４）＝０４２８６７４６５５Ｅ−２　フィルタ［１１３＝−フィルタ［４）フィルタ［５］＝−０，８２３５５４３０Ｅ− ２７（ルタ［１０］＝−フィルタ［５］フイルタ［６］・０．２２６３５１３８Ｅ−１フィルタ［９１＝−フィルタ［６］フイルタ［７］＝−０，２０２７５７５７Ｅ−０７４４夕［ｇｌ＝−７（４夕［７］ｄ）その結果生じた導関数の最大値を見出す。噴出時間＝ｔｌ−ｔｏ　ｆｍｓ）ディジタル信号プロセッサ・ハードウェアの説明本装置のディジタル信号処理部分は信号プロセッサと、　Ａ／Ｄ変換器と、　Ａ／Ｄバッファメモリと、プログラム及びデータ転送メモリとから構成されている。　Ａ／Ｄバッファメモリは１０２４　ｓ＝の長さであり、各語は１２バイト幅である。こ、のバッファはＡ／Ｄ及びディジタル信号プロセッサの双方がアドレス及びデータ線を共用するように切り換久型の二重バッファである。プログラムメモリとデータ転送メモリは２０４８語の長さであり、各語は１６バイト幅である。ディジタル信号プロセッサ・コードがこのメモリによって動作する。このコードにはマイクロブロセッ７、：よってプログラムが予めロードされる。このバッファはディジクル信号プロセッサとマイクロプロセッサの双方がアドレス及びデータ線を共用するように切り換λ型の二重バッファである。ディジクル信号プロセッサ・ラフ１−ウェアの説明ディジタル信号プロセッサ・コードによって毎秒１２５組の特徴を算出できる。ドツプラ・シフト信号がＡ／Ｄ変換器から入力され、スペクトルが計算され、スペクトル係数から特徴が抽出され、その結果がマイクロプロセッサに出力される。ディジタル信号プロセッサへの入力はハードウェアで実現される循環バッファからの入力である。このバッファは１０２４の１２ビット語の長さである。このバッファには、同相および位相外れが交番する、Ａ／Ｄ変換器からの積法データが装填さる。２５６語がこのバッファからディジタル信号プロセッサへと毎秒１２５回読み取られる。これらの２５６の語は　１２８の複合対を表す、各組の２５６語は重複する。ディジクル信号プロセッサがＡ／Ｄステートマシンと同期しているかどうかを確認するため、エラー・チェックが行われる。これらの２５６の語がディジタル信号プロセッサに入力されると、ハミング・ウィンドウによって乗算される。このウィンドウは境界状態の違反（バイオレーション）作用をｍ減するために利用される０次ぎに、　１２８ポイントの複合ＦＦＴがデータ上で行われる１次ぎにティラー級数膨張係数を用いてスペクトル係数から絶対値が計算される。この膨張係数は２つの係数、すなわち実数と虚数のどちらが大きいかに応じて方程式１゜１又は１．２のどちらかで計算を行う、ディジタル信号プロセッサは整数プロセッサであるので、整数部分は少数位置専用である。虚数〉実数の場合は、方程式１．１が適用され、絶対値・［実数／２Ｄ（実数／虚数）］十虚数、であり、実数〉虚数の場合は、方程式１．２が適用され、絶対値・［虚数／２１１　（虚数／実数）］十実数、である。次ぎに臨界値以下の絶対値は全てゼロにセットされるように、算出された　１２８の絶対値の臨界値が設定される。この臨界値はプログラムの開始時に定数として設定される。更に、最大絶対値が確定される。次の段階には特徴の算出が含まれる。特徴には順方向流れのエネルギ、逆方向流れのエネルギ、第１モーメント、エンベロープ値、カルヒューネンーレーブ・パラメタ、中央値ろ波後のエンベロープ最大速度（中央値フィルターの法則に関する＃３を参照）、及び中央値ろ波後のエンベロープ積分値（心拍間隔）が含まれる。順方向流れのエネルギは１からＮの係数について絶対値の二乗を加算することによって得られ、この場合Ｎは順方向流れ係数の数である。逆方向流れのエネルギはＮ＋１から　１２８の係数について絶対値の二乗を加算することによって得られる。実行中のグローバル・セット（広域的集合）も各反復ごとに計算される。これには進行中のスペクトル第１モーメントの最大値と最小値、及び進行中のエネルギの最大値と最小値が含まれる。進行中の最大値及び最小値は現在の２５６組の反復に対する最大値と最小値である。２５６の反復ごとに、“広域的第１モーメント臨界値”及び“広域的エネルギ臨界値”がスペクトルの第１モーメント及びエネルギに基づいて計算される。一度のＦＦＴ　（フーリエ変換）から得られた１２８組の絶対値から、各絶対値にその絶対値の２進数を乗算した結果の値を加算することによって第１モーメント（ＦＭ）が計算される。エンベロープ（ｉＥＮＶＥＬ）は累積エネルギがエネルギ臨界値よりも大きい第１の２進数まで、正の絶対値係数を通して相エネルギのカウント・ダウンの整数を比較することによって確定される。エネルギ臨界値は総エネルギ割る４の値に等しい。ＦＭが広域的第１モーメントの臨界値未満の場合、又は正のエネルギが広域的エネルギの臨界値未満の場合は、エンベロープはゼロに設定される。進行中の第１モーメント最大値及び最小値、及び進行中のエネルギの最大値及び最小値はおよそ２秒間にわたり、　２５６の反復におけるこれらの最大値と最小値のトラックを保持することによって算出される。進行中の第１モーメント最大値（最小値）は局部的第１モーメントが進行中の第１モーメント最大値（！！に小価）よりも大きい（小さい）場合は更新される。進行中の最大エネルギは、総エネルギが進行中の最大エネルギよりも大きい場合はエネルギ増分を加算することによって算出される。このエネルギ増分は進行中の最大エネルギが上昇できる比率を制限する。進行中の最大エネルギは、局部的総エネルギが進行中の最大エネルギ未満である場合は局部的総エネルギに設定される。広域的第１モーメント臨界値及び広域的エネルギ臨界値はそれぞれ方程式１．３及び１．４によって決定される。方程式１．３：広域的第１モーメント臨界値　（Ｔ１）・（進行中の最小第１モーメント）＋（進行中の最大第１モーメント−進行中の最小第１モーメント）／２０広域的エネルギ臨界値は１０の値以下に低下し、又は５００の値以上に上昇することはできない。第１０図は正規化されたカルヒューネンーレープ・パラメータＫＸ及びに３１及び、心拍血液量ＳＶ及び最大速度りを算出するためのＤＰＳ経路を示している。この文書では経路＃１と表記しているこの流れは８ｍｓごとに実行される。従ってＦＦＴ及びその結果生じるＩＥＮ置値の計算ごとに［Ｋｘ　、　Ｋｙ、　ＳＶ、　ｈ）の計算が付随する。最近の４ＱＯｍｓにわたる速度゛プロフィルをＳと呼ぶことにする。Ｓを中央ろ波し、その心臓弛緩部をゼロに設定した後に生じたプロフィルを８１と呼ぶことにする。（相関及びデータ拒絶アルゴリズムのパートａ）及びｂ）を参照）すると　ｈは単にＳｌの最大値であり、ＳＶはＳｌに含まれる５０の信金ての総和であり、Ｋｘ及びＫｙは次のようにして導出される。Ｋｘ＝　＜　Ｄ＊５１−Ｍ、　Ｅｌ＞　及びに３＋＝　＜Ｄ＊５１−Ｍ、　Ｅ２＞Ｍは平均大動脈速度プロフィルＥｌ及びＥ２はそれぞれ最大及び次ぎに最大の固有値を有する２つのカルヒューネンーレープ固有ベクトル＜ａ、ｂ＞はベクトルａとｂの間のドツト積特徴が算出されると、マイクロプロセッサに信号が送られ、ディジタル信号プロセッサが別のサイクルを処理中である旨が通知される０次ぎにマイクロプロセッサはディジクル信号プロセッサを保持状態にし、プログラムメモリから特徴を読出し、ディージタル信号プロセッサをリリースする。これまで本発明の好適な実施例を説明してきたが、本発明の精神と請求項の範囲を逸脱することなく各様の変更、適合化及び修正が可能であることが了解されよう。ＦＩＧ、２ＦＩＧ、４補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）平成２年５月１６日 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Noninvasive Ultrasonic Pulse Dock Cardiac Output Monitor This application is filed on November 16, 1987, Serial No. 120. This is a continuation-in-part application of No. 882. No. 1! . The present invention relates to a non-invasive cardiac output measurement device, and more particularly to a non-invasive cardiac output measurement device using pulsed Doppler sound generation (insoniHeation technology). related to a device for determining There are times when it is particularly desirable to measure a patient's cardiac output (the volume of blood pumped in liters per minute by the heart) in real time without using invasive techniques. be. Dotsupu Non-invasive measurement of cardiac output using ultrasound has been around for many years. Diameter of the artery, ffL, measured from the second or third thoracic position by Doppler velocimetry carried out through the suprasternal space - by combining the measurements by Grano or by M-mode, the duplicative imaging device is Successful use cases have been reported. Good correlation with dilution thermal cardiac output measurements using these techniques has been reported. The major drawbacks of these techniques are that the equipment for making the measurements is relatively expensive and that they require highly skilled operators and specialized equipment to calculate cardiac output. Several previous approaches to fabricating devices have utilized continuous wave Doppler from the patient's suprasternal space. These techniques can be applied to the ascending aorta, aortic arch or descending aorta. These results, which were based on CW (continuous wave) Doppler for measuring blood flow velocity in arteries, were extremely successful according to the experienced operator L. However, the potential for signal disruption that can occur with CW Doppler has made routine clinical application more difficult. When attempting to measure blood flow in the ascending aorta, it is not common to also detect blood flow signals from the right or left carotid artery or leftward subclavian artery at the same site. Although a window that detects only the aortic signal is available, an unskilled operator may be unable to detect the signal from the aorta and the readout artery, the subclavian artery. It may be difficult to determine the difference between a hematologic signal measured from the aortic arch or descending aorta due to the Doppler angle, and knowledge of the unknown percentage of blood flow toward the head. Although measurement of blood flow in the descending aorta is a good indicator, it is potentially not representative of total cardiac output due to the lack of does not provide complete cardiac output information; One method used to measure visceral output is for a doctor to anesthetize a patient and insert an ultrasound transducer probe into the esophagus near the heart's aorta, causing significant discomfort to the patient. gave. Another method of measuring cardiac output is to surgically insert a detector into the patient's pulmonary artery. It was something to enter. Because this method is a particularly dangerous operation, its use was generally limited to patients with dual symptoms. Continuous wave (CW) Doppler devices cannot determine range, so the range distance from the transducer along the direction of the ultrasound beam is limited so that measurements correspond to areas where cardiac output rate is most readable. This “best” location, for which there is no means to optimize the aortic valve axis, corresponds to a point 2 cm above the aortic valve axis muscle, where the turbulence seen in a normal aortic valve is reduced and the A more or less homogeneous blood flow profile is obtained. A field using continuous wave sound generation technology If so, the system independently determines the location along the ultrasound beam from which the reflected energy wave reflects, precisely determines the location at which the reading is taken, and determines whether the reading is indicative of blood flow within the ascending aorta. It is impossible to judge. These systems require an ultrasound technician or cardiologist to accurately analyze the output of the device. U.S. Pat. No. 4,509,526 discloses a continuous sound wave generation technique for measuring blood flow velocity within a patient's ascending aorta in combination with a separate measurement of aortic diameter to measure cardiac output. Discloses a device using the. This device requires a highly skilled ultrasound technician or cardiologist to operate and decipher the tracer display to obtain valid cardiac output rate readings. Due to the fact that it utilizes continuous wave ultrasound, this system does not have the ability to selectively detect aortic blood flow velocity at different distances from the transducer, and furthermore, this device does not contain signals representing noise or other reflections. There is no ability to distinguish between the signal and the signal representing blood flow in the ascending aorta. l1 Dish 11 The present invention utilizes pulsed Doppler ultrasound and detects different depths within the patient's ascending aorta. The present invention relates to a method and apparatus for automatically measuring cardiac output in the ascending aorta, with automatic probing capabilities to optimally measure blood flow velocity in the ascending aorta. The cardiac output monitor of the present invention interacts with the user via a visual display, printer, and keyboard. The user uses the keyboard to enter various patient parameters. You can enter meters and data. Values corresponding to the patient's height, weight, and age are entered into the device, from which the value of the cross-sectional diameter of the patient's aorta is determined using an established formula. Accumulated. Alternatively, the value of the cross-sectional diameter of the aorta obtained by another method is input into the device and used to calculate the blood volume, cardiac output, etc. of the ventricle per stroke. This equipment can handle audio frequency ranges corresponding to multiple signal processing tasks simultaneously in real time. Provides a Doppler shift signal within the range. The Doppler shift signal is frequency-selected to determine the modal or average Doppler shift frequency at each instant. Analyzed within the wavenumber domain. Visual bar of these modal or average frequencies A graph is displayed on the front of the instrument. A modal or average frequency time series, hereafter referred to as AVP (Aortic Velocity Profile), was created to calculate the heart rate, ventricular beat interval, peak velocity and other patient statistical parameters including the Calhuenen-Loeb expansion coefficient. Parameters used in pattern recognition algorithms such as emit a real-time audio signal that is processed and proportioned to create data. Operate The sensor utilizes this signal in conjunction with a visual display to position the transducer, thereby obtaining a Doppler shift signal from the ascending aorta. The modal or average frequency time series is analyzed and checked against several criteria before it is confirmed that it corresponds to flow in the ascending aorta. A sophisticated signal pattern recognition system is used to check if the time series does not match the criteria, it is rejected and the operator repositions the transducer tip to obtain a better signal. must be discovered. Specimen and pattern recognition can be used to determine whether the pattern recognition criteria are reliable and within established limits. The device automatically searches for blood flow velocity at different depths of the aorta and calculates the average maximum value of blood flow velocity at each depth searched. The depth at which the device detects the maximum mean peak flow velocity during cardiac systole is the depth that the device selects to perform the test. As soon as a sufficient number of signals meet the pattern recognition criteria at this depth, the test is terminated and the results are presented to the operator via a visual display or optionally by blinking. The device's conversion depth sensor generates sound waves in the region of the ascending aorta to detect blood flow velocity, and is designed to fit into the suprasternal space with as little discomfort as possible to the patient. . No! Figure 1 is a perspective view of the device of the invention. FIG. 2 is a schematic diagram of the apparatus of the invention. FIG. 3 is an elevational view of the front panel of the apparatus of the present invention. FIG. 4 is an elevational view of the back panel of the device of the present invention. FIG. 5 is a schematic diagram of the data input sequence utilized in the apparatus of the present invention. FIG. 6 is a schematic diagram of the "acquisition" mode utilized in the apparatus of the present invention. FIG. 7 is a schematic diagram of the acquisition calculation mode utilized in the device of the present invention. FIG. 8 is a bottom view of the conversion phase needle utilized in the device of the present invention. FIG. 10A is an elevational view of a conversion phase needle utilized in the device of the invention. FIG. 10 is a partial schematic diagram of the real-time pattern recognition mode utilized in the device of the invention. FIG. 11 is a graph showing the mean aortic blood flow velocity profile; FIG. 12 is a graph showing the relative signal magnitude energy corresponding to FIG. 13; FIG. Fig. 13 is a graph showing the eigenvectors corresponding to the eigenvalues of Fig. 12.Details of the Day! dotsupura ultrasonic One device of the present invention that may be more difficult to use using waves operates in a "blind" search mode. To circumvent this difficulty, the present system It has a series of range gates at a depth somewhat beyond the brachiocephalic artery to measure fluid flow. Ru. The initial depth of the range gate is selected by the instrument based on the patient's height. This initial search rate is used to locate the flow in the ascending aorta.The device provides the operator with information about the blood flow velocity in the ascending aorta so that the optimal position for measuring blood flow velocity can be found. do. The user manipulates the transducer within the patient's suprasternal space and the Doppler range gate automatically advances with a 10 to 10 cm search. During this “depth search,” the device performs real-time pattern recognition of the received signal and uses pattern recognition decision criteria. Save the signals that meet the criteria. Once the optimal depth is determined, the cardiac output and heart rate determined at that depth are displayed.The device then returns to that depth and acquires data for repeated measurements of cardiac output. . The entire test typically takes one to two minutes and can be easily repeated with little discomfort to the patient. The method of calculating blood flow rate adopted by this device has several assumptions. before these This principle is common to all the Doppler measurement techniques mentioned above. The first assumption is that the angle between the Doppler beam and the flow direction in the ascending aorta is 0 degrees. Blood flow velocity detected by Doppler ultrasound technology is Doppler Schiff Directly proportional to the target frequency. When calculating blood flow velocity using Doppler ultrasound, the only dependent variable is the angle between the Doppler beam and the direction of blood flow being measured. Only in elements. The cosine element is not considered a significant constraint or source of error, since at some angles it introduces very small errors in velocity calculations. The second major premise is to characterize the flow in the ascending aorta during cardiac systole as plug flow. Plug-type flow is directed directly into the ascending aorta. It appears to have a sluggish flow in its diameter. During cardiac systole, blood flows into the ascending aorta. With some exceptions, it seems quite reasonable to assume that the flow will flow in a similar fashion. It is generally said that the diameter of stream 1 is, under normal conditions, equal to the diameter of the aortic valve, which is generally equal to the diameter of the aorta just above the sinus. great for the patient The only exception is when there is arterial stenosis. In this case, the flow diameter may be significantly smaller than that of the ascending aorta. Therefore, it is not useful to use this instrument in patients with aortic stenosis unless the orifice diameter is known. Another condition in which the device's cardiac output measurements are compromised is aortic insufficiency, where the backflow of blood is unknown. Furthermore, other conditions such as extreme turbulence within the ascending aorta may also compromise the measurement results. To calculate blood flow, the cross-sectional area of the ascending aorta, heart rate, or ventricular beat interval must be determined. The ventricular beat interval is defined as the area under the average velocity profile for each beat. Multiplying the heartbeat interval and cross-sectional area calculates the blood volume per heartbeat, and multiplying this heartbeat blood volume by the heartbeat rate gives a measure of cardiac output. A critical factor in producing instruments that are reliable and easy to use is to It has an almost instantaneous automatic calculation ability that leads to a signal that is The aim is to create a device that notifies the user of signal characteristics that indicate a certain patient's condition. Average frequency waves in a time series to determine the validity of any individual measurement Pattern recognition techniques are employed to analyze the shapes. − pattern recognition” The term simply means that signal characteristics are calculated and compared to established criteria to determine acceptable measurements. It is meant to select only signals within certain predetermined limits. pattern recognition To perform the It is necessary to describe the set of conditions that can be used. Blood in the ascending aorta during cardiac contraction characteristically flows toward a transducer located in the suprasternal space. It is also characteristic that there is no blood flow during cardiac diastole. What is a transducer? If blood flows in the opposite direction for a considerable period of time, it is a sign that the flow in the aorta is abnormal or that it is flowing to organs other than the aorta. These parameters and other parameters such as valve movement, breathing, and noise can be accepted as arbitrary signals based on knowledge of what is normal and reasonable for blood flow in the ascending aorta. whether it is a thing It can be used to determine whether Measuring the diameter of the aorta is problematic; this is generally done by echocardiography or tomography. Although it can be determined by code measurement, it is necessary to use relatively expensive equipment. What time is it? It was known that the diameter of the aorta generally increases with age. straight of the aorta The diameter also tends to increase with body surface area. Estimates of aortic diameter have traditionally been developed based on the subject's height, weight, and age. The following detailed description is intended to illustrate features of embodiments of the invention. Dedicated It is readily recognized that many details of this system can be changed or modified as desired by the owner. I can understand it. Functional Description Dotsupura is automatically activated with a gate depth of 7 or 8 cm depending on the height of the patient. Starts up with control functions. Generally, if the patient is less than 5 feet, 6 inches tall, the search begins at a depth of 7 cm. The patient's height is 5 feet/6 inches. For cases greater than 1 inch, the search is started at a depth of 8c+o, since 7cm is often too far from the heart to obtain good readings. Referring to the schematic diagram in Figure 2, Dotsupura installation! 2 transmits a 10-cycle tone burst at 2.4 KHz to transducer 11 at a PRF of 8.0 KHz and a peak voltage of 50 volts. A time delay is applied within each PRF before sampling the Doppler shifted waveform, resulting in a gate depth of 7.8.9, or locm. The receiver and gate depth gains are both is also controlled by the microprocessor 8. The Doppler device detects in-phase and quadrature signals at the selected gate depth and These signals are audio signal outputs of 4 and 12-bit analog-to-digital (A/D) conversion. It is sent to converter 3. The two a/d values are multiplexed into a buffer 5 of IK bytes, which forms the time series input to the digital signal processor 6. At the end of each group of 64 PRFs, i.e. after 8°0nes, a digital signal processor reads a section of time series data and performs a fast Fourier transform (FFT) on the 16 byte RAM? Features are extracted from the resulting spectrum stored in the microprocessor 8 and sent to the microprocessor 8. Microprocessor 8 executes instructions loaded from EFROM 9, which stores 64 bytes of program and data tables. Information is selectively stored in RAM 10 and transferred to microprocessor 2. Therefore, it can be used. A microprocessor is a digital signal processor. The microprocessor performs pattern recognition based on the features extracted by the sensor. The processor provides system-level control of the device; the microprocessor has three rear I have a full-time job. namely, determining the optimal gain, determining the optimal depth of the aortic flow velocity profile, and preserving signal quality during data acquisition at the optimal gain and depth. Ru. After 12 heart contractions are recognized by the microprocessor, Doppler is switched off and the next value is calculated. i.e. cardiac output, heart rate index, cardiac These are cardiac blood volume, cardiac blood volume index, heart rate, maximum velocity, acceleration, and ejection time. The results of the entire test are optionally sent to printer 13 and stored in non-volatile memory 12. The user of the device may have a predetermined system. System Hardware The cardiac output monitor of the present invention in the embodiment of FIGS. 1, 3 and 4 consists of a generally rectangular housing 20 consisting of a front panel 21, a back panel 40 and a plurality of side panels. . The front panel 21 is provided with an interactive interface through which the operator enters information into the device and receives information and print data from the device. The front panel 21 is provided with an interactive visual display 24 for displaying information regarding the test. Visual display 24 preferably displays information and It consists of a 24-space LED readout screen to guide the operator during the test. The interactive visual display 24 relays the complex information obtained at the testing home and displays a continuous bar graph corresponding to the blood flow detected by the transducer probe 31. It uses an alphanumeric single line display to display the The front panel 21 is provided with a capacity control unit 25 so that the operator can adjust the capacity of the audio signal output to the audio speaker indicated by reference number 4 in FIG. 2, that is, the capacity of the signal output corresponding to the blood velocity. Place the speakers at any desired position on the monitor. Can be placed. ~ The printer drawer 26 can be opened from the front panel 21 of the cardiac output monitor. This preferably houses a printer (13 in Figure 2) for printing test results. The printer drawer 26 allows the operator to obtain hard copy print data of the test without opening the drawer 26. The paper advance box is preferably provided with a forward-facing panel on which the print paper 28 outlet 32 is located. A printer drawer panel 27 is conveniently located on the forward facing printer drawer panel 26 to allow the operator to advance the paper 28 and remove it from the apparatus without compromising readability of the paper. The front panel 21 of the cardiac output monitor further includes a finger operated keypad 22 for entering information into the system and controlling the test. The keypad 22 consists of at least 12 keys in a grid pattern with numeric keys representing the numbers 1.2, 3, 4° 5.6, 7, 8, 9.10, one key for start/ Yes , another key represents Stop/No, to enter data into the device The operator must press the appropriate keys on the keypad 22 in response to the instructions appearing on the visual display 24. A probe storage drawer 23 is provided on the front panel 21 to provide a convenient and safe space for the probe 31 when the probe is not in use. The storage drawer 23 has a cover with a small opening 33 along the edge through which a wire 29 attached to the transducer probe can pass outside the storage drawer 23 when the drawer is in the closed position. It is now possible to stand out. The probe wire 29 is a drawer for storing the probe. An output jack located on one of the inner walls of the device 23 allows connection to the device. probe wa An activation switch 30 for controlling the probe 31 can be attached to the ear 29. Wear. An on/off power switch located on the back panel 40 of the device, as shown in FIG. can be used to open and close power to the device. This switch 41 may be a simple on/off toggle switch or the like. The back panel 40 is equipped with an external speaker output jack 42 that allows you to connect the device to an external speaker. A speaker can be connected so that the audio output can be heard at other locations. external space A speaker consists of a pair of headphones that allow the equipment operator to focus on the sound. A circuit breaker reset button 43 with an audible voice signal is provided on the rear panel 40 to allow the operator to reset the circuit when it should be disconnected. The back panel 40 is also provided with one or more ground terminals 44 for connecting the device to ground. The device detects blood flow in the ascending aorta using a pulsed Doppler transducer 31 that is placed and operated within the patient's suprasternal space. Preferably, the transducer probe 31 is a commonly used probe, such as the type with a single fixed focal beam emanating from the transducer head. As shown in Figures 8 and 9, the transducer probe 31 is preferably focused at a distance ud of 7 to 10 cm from the transducer head. The transducer head preferably comprises a single crystal for transmitting and receiving ultrasonic energy signals. A schematic diagram of this device is shown in Figure 2.The main parts of the system are equipped with pulsed Doppler equipment. 2 and a digital device such as the 7MS320C25 (Texas Instruments) a signal processor 6 and a microprocessor 8 such as a model 8088 (Intel Corporation) or V2O (NEC Corporation). Information processing and system System control can be performed by an 8088 microprocessor or similar device. Wear. These components are readily available, standard computer components, and their functionality will be described in detail later. Modes of Operation There are two modes of operation in which Doppler is activated in the device of the present invention. It is (1) “deep” (2) "Acquisition" mode; and (2) "Acquisition" mode. The user searches for a good signal at each gate depth and maneuvers the probe into the cavity above the patient's sternum. At the same time, the device accepts until 12 cardiac cycles are observed to meet pattern recognition criteria. During “acquisition” mode, which performs real-time pattern recognition of rejected signals, the device holds the depth constant and the user continues to monitor the patient until the device has acquired 12 cardiac cycles that meet pattern recognition criteria. Manipulate the probe within the suprasternal space. Figures 5, 6 and 7 show the process of the device in its two modes of operation. In these figures, "D" indicates "deep search" mode, and "E" indicates "capture" mode. Indicates gain mode. System Operation To operate the cardiac output monitor disclosed herein, the device is connected to a power source. The date and time are displayed on the visual display to indicate that the device is ready for use. Press the “Start/'Yes” button to start the test and the device will respond by displaying “°°Patientxxxxxxx”.The patient number will then be entered using the keypad on the front panel. "Press the Stop/No button to clear the number and then enter the number again." When the correct number is displayed, press the “Start/Yes” button to copy the number. input into the computer. After completing the trial using the number you just entered, the message “Do you want to use stored data?” will appear on the screen and You will be asked whether you want to perform the test using the stored data. If the patient's height, weight, and age have not changed, press "Yes" and then "Print data." Is it water? ” will be displayed. If you answer “Yes”, the device will print the results of the previous test. Ru. If the patient's height, weight, and age have changed, the computer should ask for the patient's height, weight, and age and enter these values using the keypad. stomach. After each number is entered, press the "Start/Yes" button to continue the program. If unreasonable data (for example, 5 feet 12 inches) is entered, "Input Out of Range" will be displayed. If you press the Yes button, the message will disappear and the previous question will be repeated. Pressing the “Stop/No” button again will abort the current test and the time and date will reappear on the visual display. In patients known to have abnormal aortic diameter, cardiac output may be measured by: can be determined. When “Aorta diameter? Y/N” is displayed on the display, - is Press Yes, the display will ask for the diameter of the aorta in centimeters. Ru. The number is entered into one of the decimal parts. If the diameter of the aorta is unknown If you press “No” after the question, the device uses the height, weight, and age values entered at the beginning of the test to estimate the diameter of the aorta. If the aorta diameter is present, the diameter of the aorta can be determined by back calculation. When “cardiac output? Y/N” appears on the display, “Start/ button to select it. The display will show the cardiac output per minute (units per minute). Toru). The current diluted thermocardial output is then input. In the described embodiment, all manually entered inputs must be within the range specified below. Must be. Patient number RO to 9,999,999 Height (feet) 4 to 7 (inches) 0 to 11 Weight (bond) 50 to 400 Age (years) RO to 120 Aortic diameter (cm) 1, 0 to 5.0 Stroke volume (L/win) 0.5 12.0 The manually entered numerical value is stored in the non-volatile memory 12. At this point, The instructions ``Place the probe'' and ``Press the start button'' will appear on the screen. The patient is placed in a supine position and the probe surface is liberally coated with ultrasound gel. Grip the probe in the same way as holding a pencil, with the surface of the probe facing inward and against the chest plate. and apply it to the patient's suprasternal space at an approximately 90 degree angle. The probe penetrates the chest The probe is pushed in with enough force to cause the monkey to move. Press the probe switch 16 to start the test. will be started. The display will show the number 7 or 8 and the words ``Search for Peak Signal'' and indicate the depth in Cm at which the device is searching for a return signal. The ``Depth Search'' mode has not yet been activated at this point.The angle of the probe relative to the chest is less than 30 degrees while the operator is observing the display. and is slowly adjusted within a 90 degree range. With the “S” display The best signal is said to have been found when the condition below occurs. That is, the velocity bar extends as far to the right as possible, and there is no noise in the bar during diastole. The sound of blood flow during cardiac systole emitted from the acoustic speaker should be as high-pitched as possible, with no or very little noise being observed. Weak signals are often improved by pushing the probe further and moving the transducer head inside the chest. When the operator determines that the best signal has been found, the probe remains in place. The probe switch is pressed and the device collects 12 cardiac cycles suitable for calculating cardiac output. Before the operator presses the probe switch, a “?” will appear in the lower right corner of the display. It will be done. When you press the probe switch, “?” changes to “〉”. Therefore, pattern recognition system The system will activate and display an “S” in the rightmost segment of the display for each heartbeat that meets acceptable AVP criteria. When “S” does not appear at all or rarely. If the “S” appears as often as possible, the operator must move the probe to a position where “S” appears as often as possible; the device searches for the optimal depth to measure cardiac output at depths of 7, 8.9, and 10 cm. Explore. If the device cannot find acceptable blood flow at any depth, it will indicate this in the display. is sprayed and the “acquisition” mode is activated at the best depth that has already been determined. During the first 6 seconds of the "Acquire" mode a ")" will appear in the bottom right corner of the display. During this period, automatic pattern recognition for good signals is not activated. After 6 seconds, ")" changes to ">" to indicate that pattern recognition has been activated. The first 6 seconds are the time for the operator to manipulate the probe to find the area where the best signal can be obtained. If the pattern recognition fails to complete an attempt within a few dozen heart cycles while in either "depth search" or "acquisition" mode, the operator can complete the attempt by holding down the probe switch for more than 0.25 seconds. It can be terminated. If this operation is performed while in "depth search" mode, the device will jump to the next depth; while in "acquisition" mode, the device will ask the operator whether to repeat the "depth search". O If the operator does not choose to repeat the “depth search”, the device repeats the current test. and display the time and date. Upon successful completion of “Acquisition” mode, cardiac output and heart rate will be displayed. Pressing the probe switch at this point causes the device to rerun the "acquisition" mode. child By pressing “Yes” at this point, the operator can print the results and finish the test. Pressing “No” will abort the current test and display the date and time. The power switch on the back panel of the housing will turn off when the device is displaying the date and time. The system should only switch off when the date and time are not displayed. If you want to turn off the system, press the “Stop/No” button and the date and time will be displayed. If a result is available, the instrument will issue one of two warnings before displaying the result. or both. The first warning is “Caution: Reflux”, which indicates that significant blood flow has been detected in the reverse direction; the second alert is “Caution: High Velocity”, which indicates that the patient This warning indicates that the blood flow rate is higher than The figure indicates that a pathological abnormality or noise signal is present and the calculated cardiac output is unreliable. The purpose is to show that there is no such thing. Up to 5 tests can be recorded for each patient number. Where to record the 6th and above inspections If so, delete the oldest test from storage. If you press “Yes” in response to the “Test completed - Print” display, a printed report will be issued. This report contains the previous test results 1 to 4 and the current test results. If you wish to perform another test on the same patient, press “Yes” in response to the “Repeat test? Yes/No” display and the device will return to “Acquisition” mode. If more than 1 hour has elapsed between reexamination on the same patient, select the depth closest to the optimal depth already selected. At this point, a simplified “depth search” mode is executed. At this time, the signal characteristics are re-evaluated. and a new optimal depth is selected. Description of a Pulsed Doppler Receiver A Doppler receiver can be divided into two RF stages and five audio circuit stages. The RF preamplifier and interchannel isolated network (emitter) consists of two RF stages. The five audio circuit parts are a demo screen with a low-pass filter. a sample-and-hold circuit with a low-frequency rejection element, a smoothing filter, a programmable bandpass filter, and finally a quadrature balance stage. Every stage has a gain. The RF-preamplifier is an extremely wideband amplifier from 1.5 KHz to 5 MHz. At 2.4 MHz the gain of the RF-preamplifier can vary from 18 to 52 dB in steps of 255. The demosimulator circuit has a conversion gain of 20 dB. The cutoff frequency of the demosimulator low-pass filter is 18 dB passband gain. The frequency is 155KHz. The sample-and-hold circuit following the demosimulator detects frequencies above 500 Hz that represent arterial wall motion. Use the signal feedback removal function below. The total effective passband of this section is between 500 and 4,000 Hz. The smoothing filter at the output section of the sample and hold circuit has low frequency response characteristics. Ko The antenna frequency is 10KHz. The corner frequency is suitable for switching transients in the sample and hold circuit. The smoothing filter has a gain of 18 dB over its passband. The programmable filter has at least 50 dB of out-of-band rejection. This filter is set to OdB in the passband. The signal passband is set between 550Hz and 5.0KHz. Corners can be adjusted as needed. The final stage before the A/D converter is a quadrature balanced circuit. This stage creates two right angle The balance between channels can be manually trimmed and there is a 14 dB gain from 337 Hz to 9.5 K Hz. Microprocessor Algorithm Components Four terms are frequently used with respect to the software of this device. “An envelope is a digital signal processor. This means the collection of 125 blood flow velocity values calculated in seconds. “1st mode "ment" is the sum of the products of absolute value and frequency. That is, [i*f (i) ] and , where f(i) is the i-th absolute value determined from the complex FFT from 128 points (see “Digital Signal Processor Software Description” section below), the first moment ( FM) is calculated by the formula FM = StlM[iJ, Nl (i umbrella f(i)), where N represents the number of positive absolute values of interest, FM remains close to zero during cardiac diastole, and during cardiac contraction It is a function that rises rapidly from zero in the period. “First moment derivative” is the time unit of the average first moment value. This value represents the amount of change for each position. The forward flow energy is calculated by the device using the following formula: EFF= SUN(i=1.N1(f(i,)*ff1)), where EFF is the forward flow energy in volts, N is a positive absolute number, and f(i) is is the i-th spectral coefficient. A forward flow is judged to be occurring when the first moment exceeds the value of 1 and the energy of the forward flow exceeds the value of 2. TI and T2 are critical values defined later in Equations 1.3 and 1.4 and are updated every two seconds. If it is determined that no forward flow is occurring, the microprocessor A value of zero is sent as the input value. If not, the spectral energy Aggregation starts from the highest frequency. The spectral energy of the next lowest frequency is added to the total until the total exceeds % of the total spectral energy. The frequency at which this occurs is sent to the microprocessor as an envelope value. The envelope, the first moment, the average value of the first moment, and the derivative of the average value of the first moment are each calculated 125 times every second. These values are hereinafter referred to as IENVEL, FM, CAVER and DERIV. These values are stored in a chronological array so that the most recent 256 values of each are always available. This way By indexing the names of these variables, you can refer to the value that occurred at a particular point in time. For example, IENVEL[il indicates the i-th value of the envelope, FM[i-2] indicates the 1t-2)-th value of the first moment, and so on. The main components of the microprocessor algorithm determine the following values or events: Set. That is, the critical value for determining the onset of cardiac contraction, the onset of cardiac contraction, whether the AVP is acceptable, the average value of the first moment and its derivative. number, real-time bar graph, optimal depth selection, heart rate, one representative envelope Correlation of velocity signals from different cardiac cycles to generate rope, aortic directivity calculations of diameter and body surface area, and calculations of cardiac output, cardiac index, stroke volume index, maximum velocity, peak acceleration, and ejection time. These algorithms handle jobs that are done in real time, i.e. converter and device. A distinction is made between jobs that are performed while both digital signal processors are activated and jobs that are not performed in real time, i.e. jobs that are performed when the transducer is not activated. can be divided into minutes. A. Real-time job 1. Microprocessor software used to determine cardiac contraction flags Critical values calculated by software There are two critical values that are basically included in the microprocessor and software to detect when cardiac contractions are occurring. DMAX is the value that the averaged first moment derivative must exceed in order to recognize the cardiac systolic state, and CMIN is the value that must be exceeded in order to recognize the cardiac systolic state. In order to minimize false detection of cardiac contractions, it is necessary to obtain information during these critical values that last more than 2 seconds. False detection of cardiac contractions can be caused by spikes due to noise during small signal intervals, such as when the aortic signal deviates from the tilt of the aortic signal due to breathing movements or probe probing. Ru. (The method for finding J4IN and DMAX is basically the same. First, the running maximum value of the first moment, FMmax, and the running maximum value of the first moment derivative, DE Calculated by keeping track of the maximum value of for 256 iterations, i.e. approximately 2 seconds.Furthermore, let i, :cMIN' and DMAX' be the latest values of CMIN and DMAX (7).The next of CMIN and DMAX The value of is calculated using the following equation.The effect of this method is that the critical value for detecting cardiac contractions suddenly increases rapidly due to hitting a wall or other high-energy signals unrelated to cardiac contractions (which are observed temporarily). 2. Calculation of the average value of the first moment and its derivative The average value of the first moment, CAVER, is the derivative of the average value of the first moment, and is calculated before calculating DERIVE. is the moving average of 6 points of the FM starting from the current iteration and including the previous 5 iterations.The derivative is calculated by the following equation of first order: DERIVE[111I(CAVER[il+CAVER[ i-2]-CAVE R[1-121-CAVER[1-143)/2 Here the derivative does not need to be normalized.3. Determination of the onset of cardiac contraction The following are recognized by the device: There are six criteria that must be met regarding the onset of cardiac contraction (this is the cardiac output that can be used to calculate cardiac output). Note that this is different from the task of determining whether contraction is occurring: a) The first moment, FM, has reached the minimum stress, DMAX. b) Before 240m5 the envelope IENVEL showed no blood flow. C) The current envelope showed flow. d) The derivative of the average value of the first moment, DERIV, has reached a local maximum. e) The previous cardiac contraction occurred more than 400 m5 ago. f) The first moment FM exceeds the minimum value, C[N. 4. Bar Graph Algorithm The bar graph is a visual representation of signals corresponding to blood flow rates preferably between 0.0 and 4.5 KHz. The display is displayed on one of a variety of 20 character alphanumeric displays constructed from 5 x 7 dot matrix elements. All signals above 4.5KHz will be displayed as 4.5KHz. In the preferred embodiment, the display shows a total of 20 symbols, 16 of which are used for bar graphs, two (the two leftmost characters) for depth display, and one for bar graphs. In the startup display (“>”, “〈” or “?” at the bottom right), the remaining one is a “good” heart. It is used to display visceral contraction ("S" on the far right). The symbols light up from left to right, so the instantaneous average frequency is determined by a 5 x 7 series of symbols that illuminate steadily as the frequency increases. displayed. Looking at the bar graph startup display, a “?” indicates the instrument is searching depth for the best signal, “)” indicates no data is currently being acquired, and “>” indicates the instrument is searching depth for the best signal. Signals above 4.5 KHz indicating high blood flow rates, indicating that data is currently being acquired, are clipped to the top of the bar graph (e.g. box #18 of 0-19) and signals below 1.5 m/s Signals that correspond to speed are receiving the most attention. The device additionally continuously displays a series of colons in the background of a fixed symbol. This column of colons represents the average peak contraction velocity of the previous four heart contractions. Ru. The peak velocity of a given cardiac contraction is determined by finding the maximum "envelope value" for an interval of 100+ ns, the center of which represents the cardiac contraction for approximately 3 seconds. If no contraction occurs, the column of colons is cleared and the 4-beat averaging is resumed. 5. Pattern Recognition of Signals Suitable for Calculating Cardiac Output Preferred Embodiment Pattern Recognition Tool There are three parallel paths that make up the algorithm. Path #1 within the digital signal processor is illustrated in FIG. It is explained in the section named ``ware explanation''. Routes #2 and #3 are microprops. It is located within the processor and is illustrated in FIG. 10A. Path #2 includes the velocity profile following the recent cardiac contraction flag in the calculation of cardiac output. decide whether or not to do so. This decision must be made within 320 m5 after the detection of the cardiac systolic event (see section #3). At the same time within the 320 m5 window, the following two conditions must be met: If the decision is made, the decision will be affirmative. The first condition is that 1 and 2 satisfy the following equation for the normalized Kalhuen-Reve parameters calculated in the DSP. That is. The second condition is that the maximum value of the average filtering velocity profile over the past 400 m5 is greater than Vd. The observed "target speed", Vd, is a value derived during search mode. The calculation of Vd is explained in the section “Determining the Depth Containing the Optimal Signal”. It is. In general, maximum velocity decreases as the rake deviates from the center of flow. The second condition thus serves to keep the probe aimed at the best possible signal. If the observed velocity profile meets the conditions of path #2, the cardiac contraction data is loaded onto the top of the “cardiac contraction buffer” and all other cardiac contraction data remain the same. moved one step back in the same buffer. 12 cardiac contraction data in cardiac contraction buffer If there are data, path #3 determines whether (1) the maximum velocity and standard deviation of the beat interval in the buffer are within 20% and 30% of their average values, and (2) the automatic It is determined whether the gain control has continuously increased or decreased in the past 6 seconds. Sutra The test cannot be completed unless the 12 observed signal groups have a certain similarity to each other due to the action of path #3; if the condition of path #3 is satisfied, the test is terminated; Cardiac output and related parameters are determined. a) Derivative of Equation 5.1 Equation 5.1 was derived by statistical analysis of two independent groups of aortic velocity profiles. The first group of AVPs was utilized to determine an effective method for representing the signal magnitude of all AVPs using individual Kalhunen-Loewe (KL) expansion factors. The derived KL expansion rate was supplied to the second group of AVPs. The second group of AVPs consists of signals suitable for calculating cardiac output and signals not suitable for calculating cardiac output. A pattern recognition boundary was found that followed two ILL coefficients that separated the two ILL coefficients. This pattern recognition boundary (Equation 5.1) was chosen to give a false alarm probability of 16%, resulting in a detection probability of 0.84%. i) Group 1 AVP n Application of Calhuenen-Loeb dilatation rate Group 1 AVP was constructed from the average results of 234 cases each in both normal and critically ill patients. From this set of average AVPs, 164 AVPs were selected that were within the signal range characteristic of the ascending aorta. 164 Group (7) Flat t’lshri AVP Ka4M etc. gt [X(i): i=1 . 164] is formed. Each AVP contains 50 individual values and a sample period of 8.0ms, resulting in a total length of 400m5. The average of all signals in Determine [P(i): i=1 , , K] and define the space containing the dominant signal magnitude energy. [P] Hamazu zero mean set [X':X'(i):X(i)-M, i=1. ．． 1 64]. The covariance or average cross product matrix is formed by the following formula: , where X'fi, j) is the j-th value of the i-th signal X' (i). G is decomposed into 50 eigenvectors [P(i)+i・1.50] and eigenvalues (L(i): i=1,501, where P(i) and l, (il are the maximum eigenvalues (L( 1)) to the smallest eigenvalue (L(50)).L(i) is the signal in the direction of the corresponding i-th eigenvector, etc. It is proportional to the energy of class (X゛). The set [P) consists of the first vector of the set [Pl. In particular, since there is a minimum value of K for each part of the total signal class energy, the dominant energy of the signal class is contained within [X°] still UP). Figure 12 shows the relative values of the four (K4) maximum eigenvalues of L, and Figure 13 shows the corresponding eigenvalues P(11,, P (41).These four eigenvectors are separated from each other by a space containing 90% of the signal magnitude energy. and 4. K1=<A-M, p(1)> K2±<A-M%p(2)> K3=<A-M%p (31> [41<A-M, p(4)> Note 2 notation The modulus < a, b > represents the dot product between vectors a and b. ii The AVP [Y] of the second group extracts the samples from both normal and critically ill patients. It was constructed from over 3300 unaveraged aortic flow velocity profiles. [Y] was classified by experts into a signal suitable for calculating cardiac output, ``Gl,'' and a signal [YBl, which is not suitable for calculating cardiac output. [AVS in YBl is one It is generally contaminated by noise or contains abnormally short intervals between cardiac contractions. [YG) contains 2445 AVPs and [YBl contains 867(7) AVPs/v Te IL. Experiments have shown that K1 and 2 are extremely important in distinguishing (YGl from (YB)), but only after the previous multiplication of each signal by the coefficient Nu, where Nu, = max(M)(Y fi) ), after multiplying by Nu, each signal The straight line pattern boundary, K2=f (Kl), was searched for using a simplex search algorithm modified to linear order in which 1 and 2 were determined for each number Y (i). This optimizes the detection of [Y Gl without increasing the probability of false alarms from [YBl more than 16%]. The detection probability of optimized [YGl is 0.84%] and the resulting pattern boundary is Equation 5.1. For a modified synflex search algorithm, please refer to the following document: [Reklaitis et al., Optimization of Engineering Technology, Willy & Sons, 1983, New York, p. 76 1b) Regarding the real-time execution of equation 5.1 Annotation Equation 5.1 was composed of AVP groups [X] and [Y]. The left edges of all AVPs within [X) and [Vl were aligned 40 m5 before any analysis was performed. In real time, the window containing the “current signal” changes over time. The left edge of the heart contraction, which moves together and is located at a distance of 40 m5, rarely falls within this window. Equation 1.5 is still valid without alignment of real-time A and VP if two conditions are met. The first condition is satisfied if AVP A and the coefficient Nu are changed as follows. This condition is implemented within the digital signal processor. (See Digital Signal Processor Software Description and Figure 10) Clause 2 The problem is that Equation 5.1 accepts AVP during 320 +++ s after the start of cardiac contraction, and can only be applied to reject. This condition applies to the microprocessor Therefore, it is executed. B. Jobs not done in real time 1. Determining the depth containing the optimal signal During the "depth search" mode, 12 cardiac contractions are sampled at each depth. This big The set of arterial velocity profiles is called B·(bl, b2., , bi2). place The maximum average velocity Vmax for a given depth is calculated as follows. a) Explained in sections (a) and (bl) of the correlation and data rejection algorithm below. Filter the cardiac diastole data by 50% in each profile of B to make it a zero value. b) For each profile bi, find the maximum value of the reconstructed profile Vi based on the following formula. )child where M is the mean aortic flow velocity profile and El, . K4 is a Kalhunen-Löbe with four largest eigenvalues, Kl=<bi-M, El> K2=<bi-M, K2> K3=<bi-M, K3> K4=<bi-M, K4> It is an eigenvector. Note: The notation < a, b > indicates the dot product between vectors a and b. C) Now, calculate the average value using the reconstructed set of maximum values (Vl, K2., K12). ■ll1ax = average (Vl, K2., K12) Unless Vmax at 7 cm is maximum and Vmax at 8 cm is minimum, the optimal depth is generally the depth at which Vmax is maximum. In the above case, it is assumed that the brachiocarotid artery is actually at a position of 7 cm, and the aorta is even deeper. In this state, the relevant depth is 9cm or The one that produces the highest value of Vmax is selected among 10 cm. Therefore, the "target speed" at this optimal depth Vd is calculated to be 85% of Vmax. calculated. To later measure cardiac output, the operator needs to filter the diastolic portion and, after adjusting it to a zero value, look for a signal whose maximum value exceeds vd. 2. Determination of heart rate The heart rate is calculated from the modal average time between heart contraction flags. Data acquisition mode During the code, 12 heartbeats are collected, resulting in a value of 11 for the "Time between cardiac contraction flags". These values are expressed as D=[dl, d2. , , dllll, the value dm is the value in D that has the maximum number of remaining values in D within ±20% of the unique absolute value. Defined as If the number of values within ±20% of dm does not exceed 5, the test is rejected as the heart rate calculation is unreliable. If the number of values within ±20% of dm exceeds 5, the mean value of this group, including dn+, is reported as the time between cardiac contractions. The round trip of this reported value is the heart rate per minute. 3. Correlation and Data Rejection Algorithm When a "good" cardiac contraction occurs (see job #5 in real-time), the envelope IENVEL of the duration of that cardiac contraction is stored in memory. The stored IENVEL value for a single cardiac contraction was previously defined as AVP. It is. Four steps are involved in collecting these stored heart contraction profiles for 12 heart beats and generating one representative heart contraction profile. a) Filter 50% of all stored AVPs to remove non-psychological changes in apparent AVPs. When the algorithm reaches this stage, there are 12 sets of AVPs: 50% filtering is defined as: a = (bl (i-21 + bl (i-1) + bl (i + l) + bl (i + 2)) / 4 if abs (a-bl (i) ) > 21 cm If b l=a, this filter is performed such that the unfiltered values bl (il and bl (i-11) are utilized to filter b l (i+1). b) Each stored The diastolic part of the AVP is set to zero value. For each AVP, we first search for an internal time of 32 m5, or 4 repetitions, 20% before the maximum velocity point. This is called the start, and similarly , explore the time of the downward part, which is 32 m5, 25% before the maximum speed point, i.e. 4 iterations. This is called a stop, then set all values to zero before the start and after the K stop. Correlate the 12 stored heart contraction data and take the average value.If −X+y and 2 denote the stored heart contraction profile, the cross-correlation function X=C(y, z) is the cross-correlation function Align y and Z through the maximum value and the resulting center A zero-order recursive operation is performed that represents storing the visceral contraction profile in X. x=C(bl, b2) x=C(x, b3) x=C(X, b4) xllc (X, b5) x:c (X, be) x:c (X, b7) x=c( X, b8) x:c (X, be) x=c(X, blol x=c (X, bll) d) Sum the elements stored in x and divide by 12 to get the average correlated cardiac systolic velocity Calculate fill. 4. Determination of aortic diameter and body surface area 5Trehler et al.'s paper ``Nomogram for determining normal aortic diameter (aortic arch) and aortic biological age using 2-m thoracic x-ray'' (Civer-Geigy Co., Ltd.) Ltd., CH-4055 Basel, Switzerland) is the standard for determining the formula for body surface area. was used. The analysis in this paper was conducted at a state medical center. A calculation of the aortic diameter compared to the aortic measurement was performed and a linear correlation with the Chiver-Geigy results was added. The formula used to calculate body surface area is: BSA=exp (log(L)÷(G)/3.0-10-1o, 85)/100.0. In this formula, G is body weight (in kilograms), and L%i is height (in cm). The diameter of the aorta is calculated using the following formula: adiamtO, 98 gamma + 31 Nikode gamma Tomi axp (exp (a) Luffa)) *1.12-0.3 Amafy = log(BSAI72.0+log (log(A)l-1og(5,151A is age (unit: oldest). 5. Formula for final value HR = heart rate, algorithm explained separately 5V = SD * 3.1415 26 * adiam * adiam / 4 (cc), SD / stroke distance m/s (cardiac systolic period from to to tl trapezoidal integral of the velocity profile at cm/5 10 - from the peak to the second profile element 920% below the peak, or to the first zero point 20% below the peak, whichever occurs first. The leading edge of cardiac contraction, determined by retreating from the tl-peak to the second Bouyafil element 25% below the peak, advances in time. The trailing edge of cardiac contraction determined by CO/BSA Body surface area, square meter Stroke index SV/BSA (cc/square meter) Maximum velocity 2 velocity profile cm's Acceleration Calculated using the following algorithm and a 16-point finite pulse response (FIR) filter peak instantaneous acceleration value, algorithm for calculation of acceleration in meters/sq. algorithm: a) Velocity [i + ll - velocity [il reaches maximum] for the entire profile. Find the value of j such that b) Achieve an average score of 3 points for j=i and j=i+i. [j]・(Speed [j+] 10 speed Ijl + speed [j-1))/3C) Derivative function fill Apply data to speed []. Filter [0) = O, 15293175E-2 Filter [15] = - Filter [0) Filter [l] = -0° 24424011E-2 Filter [14:l = - Filter [1] Filter [2 Do 0.20143061E- 2 filter [13J= -filter [21 filter] 3]・-0,26991,114E-2 filter [12]・-filter] 3] filter [4)=0428674655E-2 filter Filter[113=-Filter[4] Filter[5]=-0,82355430E- 27(Luta[10]=-Filter[5] Filter[6]・0.22635138 E-1 Filter[91=-Filter[6 ] Filter [7] = -0, 202757 57E-0744 [gl = -7 (4 [7] d) Find the maximum value of the resulting derivative. Eruption time = tl-to fms) Digital signal processor・Hardware description Digital signal processing section of this device The components are the signal processor, A/D converter, A/D buffer memory, and programmer. It consists of RAM and data transfer memory. A/D buffer memory is 1 024 s = length, and each word is 12 bytes wide. This buffer is a switched, double buffer so that both the A/D and digital signal processor share the address and data lines. Program memory and data transfer memory are 2 048 words long, each word being 16 bytes wide. Digital signal processor code operates from this memory. This code is preloaded with a program. This buffer is used for digital signal processing. It is a switched λ-type double buffer so that both the processor and the microprocessor share the address and data lines. Digital Signal Processor Rough 1-Ware Description The digital signal processor code can calculate 125 sets of features per second. The Doppler shift signal is input from the A/D converter, the spectrum is calculated, features are extracted from the spectral coefficients, and the results are output to the microprocessor. Is the input to the digital signal processor a circular buffer implemented in hardware? These are the inputs. This buffer is 1024 12-bit words long. This bar The buffer is loaded with product data from the A/D converter, alternating in-phase and out-of-phase. 256 words are read from this buffer into the digital signal processor 125 times per second. These 256 words represent 128 compound pairs, with 256 words in each pair overlapping. Error checking is performed to ensure that the digital signal processor is synchronized with the A/D state machine. When these 256 words are input into a digital signal processor, a humming is multiplied by the window. This window can be used to reduce boundary state violation effects. In the 0th order used, a 128 point composite FFT is performed on the data. In the 1st order, absolute values are calculated from the spectral coefficients using Tiller series expansion coefficients. This expansion factor is calculated using two coefficients, either equation 1.1 or 1.2, depending on which is larger: the real number or the imaginary number.The digital signal processor uses an integer program. Since it is a processor, the integer part is dedicated to the decimal position. If imaginary number > real number, equation 1.1 is applied and the absolute value is [real number/2D (real number/imaginary number)] ten imaginary number, and if real number > imaginary number, equation 1.2 is applied and the absolute value is The value is [imaginary number/211 (imaginary number/real number)] 10 real numbers. Next, a critical value of the calculated absolute value of 12 8 is set so that all absolute values below the critical value are set to zero. This critical value is kept constant at the beginning of the program. is set. Furthermore, the maximum absolute value is determined. The next step involves calculating the features. Characteristics include forward flow energy, reverse flow energy energy, first moment, envelope value, Kalhuen-Reve parameter Rameta, maximum envelope velocity after median filtering (with respect to the median filter law) (see #3), and the envelope integral value (beat interval) after median filtering. Ru. The forward flow energy can be calculated by adding the squared absolute values for coefficients from 1 to N. where N is the number of forward flow coefficients. Reverse flow energy Lugi is obtained by adding the squares of the absolute values of the coefficients from N+1 to 128. The running global set is also computed at each iteration. This includes the maximum and minimum values of the ongoing spectral first moment and the maximum and minimum values of the ongoing energy. The ongoing maximum and minimum values are the current 256 pairs of counters. These are the maximum and minimum values for Every 256 iterations, the “global first moment ``Global energy critical value'' is the first moment of the spectrum and energy critical value. Calculated based on energy. From the 128 sets of absolute values obtained from one FFT (Fourier transform), the first moment is calculated by multiplying each absolute value by the binary number of that absolute value and adding the resultant value. (FM) is calculated. The envelope (iENVEL) is the cumulative energy is determined by comparing the phase energy countdown integers through positive magnitude coefficients up to a first binary number greater than the critical value. The energy critical value is equal to the total energy divided by 4. If the FM is less than the critical value of the global first moment, or if the positive energy is less than the critical value of the global energy, the envelope is set to zero. The ongoing first moment maximum and minimum values and the ongoing energy maximum and minimum values are calculated by keeping track of these maximum and minimum values in 256 iterations for approximately 2 seconds. . The ongoing first moment maximum (minimum) value is updated if the local first moment is greater (less than) than the ongoing first moment maximum (!!). Maximum ongoing energy is calculated by adding energy increments if the total energy is greater than the maximum ongoing energy. It is calculated by This energy increment limits the rate at which the maximum ongoing energy can rise. The ongoing maximum energy is set to the local total energy if the local total energy is less than the ongoing maximum energy. The global first moment critical value and global energy critical value are determined by Equations 1.3 and 1.4, respectively. Equation 1.3: Global first moment critical value (T1) · (minimum ongoing first moment) + (maximum ongoing first moment - minimum ongoing first moment)/20 Global energy critical value cannot fall below a value of 10 or rise above a value of 500. Figure 10 shows the normalized Kalhunen-Löb parameters KX and 31 and The DPS path for calculating heart rate, heart rate blood volume SV, and maximum velocity is shown. This flow, labeled path #1 in this document, is executed every 8ms. Therefore, each FFT and resulting IEN position calculation is accompanied by a calculation of [Kx, Ky, SV, h). Let us call the velocity profile over the recent 4QOms S. Let us call the profile produced after centrally filtering S and setting its cardiodiastolic part to zero 81. (see parts a) and b) of the correlation and data rejection algorithms) and h is simply the maximum value of Sl, SV is the sum of all 50 credit unions included in Sl, and Kx and Ky are derived as follows. Kx = <D*51-M, El> and 3+= <D*51-M, E2 >M is the mean aortic velocity profile El and E2 are the two Calhu-Nen-Löb eigenvectors with the largest and next largest eigenvalues, respectively a, b> is calculated by the dot product feature between vectors a and b. When the digital signal processor Place the signal processor in a hold state, read the characteristics from program memory, and Release of digital signal processor. Although preferred embodiments of the invention have been described, it should be understood that various changes, adaptations and modifications can be made without departing from the spirit of the invention and the scope of the claims. cormorant. FIG. 2 FIG. 4 Copy and translation of amendment) Submission (Article 184-8 of the Patent Law) May 16, 1990

Claims

[Claims] 1. In a cardiac output measurement device that detects blood flow within the patient's superior isogenic aorta, Ultrasonic energy is directed toward the ascending aorta when the probe is positioned in the interstitial space above the thoracic plate. a pulse and related to the velocity of blood flowing through the patient's ascending aorta. An apparatus for receiving a frequency-shifted reflected energy pulse having a wave number shift. an ultrasonic transducer probe that is received in a gap above the patient's chest and a frequency spectrum. Separate the frequency-shifted reflected signal from the unshifted signal and doppler shift. signal and further demodulate the Dobra-shifted signal to the normal audio frequency range. an electronic device; a calculation device for calculating cardiac output of the patient in response to the Dobra shift signal; A device for selecting a depth within a patient's aorta at which blood flow velocity is measured, the device comprising: The time for one signal to be transmitted and the reflected signal received by the ultrasound transducer tip are Change the time interval selected for processing and change the time interval from the tip to time interval changes to correspond to the distance between the means and Compare the time series of the received Dobra-shifted signal with the real characteristics of the given signal and a pattern recognition device for accepting such a signal that matches the characteristics of the device; Linear position within the ascending aorta that corresponds to the maximum frequency shift in response to the received signal. a means for selecting a position; and a cardiac output measuring device. 2. a data input device for inputting height, weight and age data of a patient; A device for estimating aortic diameter from such height, weight and age data, an apparatus for calculating heart rate using the received signal; to calculate cardiac output in response to the estimated aortic diameter and accepted signals; The cardiac output measuring device according to claim 1, comprising: a calculating device; 3. In a cardiac output measuring device for detecting blood flow in a patient's ascending aorta. hand, (a) an ultrasound transducer probe with a head adapted to be inserted into a gap on the patient's chest; needle and (b) generating an ultrasonic energy pulse and relative to the blood flow rate through the ascending aorta; Time series of frequency-shifted reflected energy pulses with example frequency shifts a device that accepts (c) an apparatus for receiving and amplifying the frequency-shifted reflected pulse; (d) a device for determining the corresponding blood flow velocity from the amplification and direction of the shift frequency; (e) Reflected Dobra frequency-shifted signal for use in calculating cardiac output. A pattern recognition device for selecting, the device meeting all of the following criteria: The first moment, which is the time derivative of the error shift signal, is the transducer search in the forward direction. showing blood flow towards the needle; oriented toward the transducer probe at a particular period of time prior to reception of the Doppler shift signal. Evaluated under the condition that no signal corresponding to blood flow in the direction of blood flow was detected. means for selecting and storing such Doppler shifted signals; (f) Testing the time series of the accumulated Doppler shift signals for a given signal qualitative characteristic. means for accepting and averaging such signals that (g) calculation means for calculating heart rate from the accumulated time series signals; (h) means for estimating aortic diameter from height, weight, and age data; (i) calculation means responsive to the averaged signal to calculate cardiac output of the patient; (j) determining the validity of the cardiac output measurement in response to said heart rate and averaged signal; A cardiac output measuring device comprising: a validity checking means for determining the validity of the cardiac output; Used with a cardiac output monitor to examine the patient's improving aorta with ultrasound In the ultrasonic transducer probe, The ultrasonic beam is inserted into a gap above the patient's chest and directed toward the blood flowing in the ascending aorta. A head that directs energy and receives reflected ultrasound energy, the head comprising: The transducer head is focused within a range of approximately 7 to 10 cm from the head. and, Connect the probe to a cardiac output monitor and place an actuation switch a suitable distance from the probe. an ultrasonic transducer probe having a flexible electrical cable having a tip; 5. In a cardiac output measurement device that detects blood flow in a patient's ascending aorta, (a) toward the blood received in the gap above the patient's chest and flowing into the ascending aorta; The velocity of the blood that produces the ultrasound energy pulse and flows through the patient's ascending aorta having means for receiving a frequency-shifted reflected energy pulse representing an ultrasonic transducer probe, the transducer being manually held by an operator; having a handle; (b) an upward tremor in response to the received frequency-shifted energy pulse; a visual display device that displays a visual signal representing the flow rate of blood in the veins wherein the display signal is a signal of a preceding heartbeat on a visual display device; One that corresponds to each heart rate superimposed on the number, (c) said blood flow velocity signal responsive to said blood flow rate signal and representing the peak value of each such signal; A peak display device that creates a visual browser on a visual display device, the device comprising: The peak browser of each signal is displayed on the visual display until at least the next heartbeat peak. The rest, which can be compared with the peak flag position of the next subsequent signal, Cardiac output measuring device equipped with. 6. Manual data entry device for entering aortic diameter data obtained from an external measuring device and the aortic diameter and accepted frequency shift signal obtained from the external measuring instrument. The cardiac output measuring device according to claim 1, further comprising a device for calculating cardiac output in accordance with . 7. A device for generating and receiving ultrasonic energy pulses is configured to generate at least one pressure 2. The cardiac output measuring device according to claim 1, comprising an electrolytic crystal. 8. Sound with frequency that varies depending on the calculated blood flow rate in the ascending aorta The cardiac output measuring device according to claim 1, further comprising a device for generating a signal. 9. Claim 2, wherein the manual data entry device comprises an electronic keypad. Cardiac output measuring device. 10. Pattern recognition equipment for inspecting the time series of received Doppler shift signals The location is A device that calculates the Kalhuenen-Reb expansion coefficient in real time and a device that calculates this expansion coefficient in real time. characterized by comprising a device for forming a set of main features of a signal characteristic using numbers; The cardiac output measuring device according to claim 1. 11. Pattern recognition equipment for inspecting the time series of received Doppler shift signals The location is Normalized Kalhuenen-Löb time series of accepted Doppler shift signals A device that calculates a set of expansion coefficients in real time, Real-time time-series heartbeat interval and peak velocity of accepted Doppler shift signals and the Doppler shift signal received is suitable for calculating cardiac output. in real time from the normalized Kalhunen-Reb expansion coefficient. and an apparatus for collecting multiple time series suitable for calculating cardiac output. , Realize the standard deviation and average value of the appropriate heartbeat interval and the ratio between this standard deviation and the average value. A device that calculates time, Retrieves the standard deviation and average value of the appropriate peak speed, and the ratio between this standard deviation and the average value. A device that calculates in real time, From the ratio of the standard deviation of an appropriate peak speed to the average value of that speed, and the appropriate center Collect an appropriate time series from the ratio of the standard deviation of the beat interval and the average value of the beat interval. Decide in real time whether to terminate and report cardiac output measurements. The cardiac output measuring device according to claim 1, further comprising: a device for determining cardiac output. 12. Real-time statistical pattern in the time series of accepted Doppler shift signals A method for deriving an effective set of features for performing face recognition, the method comprising: (a) Collect time-series Doppler shift signals of the swarm, (b) Time-series of the accepted swarm Determine the eigenvectors of the Kalhunen-Reb expansion from the column Doppler shift signals. , (c) collecting time-series Dobler shifted signals of a second large group and preferring the second group; Separate the desired signal from the undesirable signal. (d) Using the eigenvectors of Kalhunen-Reb expansion, (e) normalize the Kalhuenen-Reb coefficient; (f) calculate the preferred What Karhunen-Löb method is used to separate desirable and undesirable signals? Decide whether to use coefficients or whether it is statistically appropriate, (g) Statistics used to separate the favorable signal from the unfavorable signal. The process consists of each step of determining the discriminant relationship of the Calhunen-Reb coefficient that is suitable for A method characterized by: