KR20010072590A - 심장 박출 계수 및 말기 확장기 용적의 연속적인 추정 및디스플레이를 위한 시스템 및 방법 - Google Patents

Abstract

심장 박출 계수 EF는 심장을 통과하는 (열과 같은) 표시기 희석의 모델의 파라미터에 기초하여 추정된다. 채널 모델은 바람직하게 서미스터와 같은 우심방/심실에 위치된 히터와 같은 업스트림 표시기 주입기, 및 서미스터와 같은 다운스트림 표시기 농도 센서에 의해 정의된다. 바람직한 모델은 혈액 채널의 표시기 감쇠 상수 τ를 그 출력 파라미터중의 하나로서 갖는 래그된 정규 전달 함수이다. 심장 속도 HR가 또한 측정된다. 이때 박출 계수 EF는 EF=1-exp(-60/(τ^*HR))로서 연속적으로 계산된다. 또한, 심장 출력 CO은 바람직하게, 래그된 정규 전달 함수의 제로 주파수 이득의 추정에 기초하여 이 모델에서 추정된다. 이때 말기 확장기 용적 EDV가 CO, HR 및 EF의 함수로서 연속적으로 계산된다. 표시기 농도 센서의 스텝 반응이 표시기 감쇠에 대해 느린 경우에, 센서의 전달 함수 Hs가 미리 결정된다. Hs를 특성화하는 파라미터는 메모리 장치에 저장되고, 측정된 전달 함수 데이터를 모델링 이전에 Hs에 의해 스케일링하여 정확한 EF 추정를 제공한다.

Description

심장 박출 계수 및 말기 확장기 용적의 연속적인 추정 및 디스플레이를 위한 시스템 및 방법{SYSTEM AND METHOD FOR CONTINUOUS ESTIMATION AND DISPLAY OF CARDIAC EJECTION FRACTION AND END DIASTOLIC VOLUME}

환자 심장의 출력에 대한 정보는 환자를 다루는 외과 의사 또는 질병을 진단하거나 환자의 상태를 모니터하려고 하는 내과 의사에 극히 중요하다. 따라서 심장 출력을 모니터하는 몇가지 형태의 종래의 장비가 없는 병원은 거의 없다.

심장 출력을 판정하는 가장 흔한 방법은, 카테터(catheter)에 일부 유량 측정 장치를 장착한 다음, 이 카테터를 환자에 대어 유량 측정 장치가 환자의 심장 또는 그 근처에 놓이도록 하는 것이다. 이와 같은 일부 장치는 우심방(right atrium)에서와 같은 업스트림 위치로 볼러스(bolus) 또는 열을 주입하고, 폐 동맥에서와 같은 업스트림 위치로의 에너지 또는 주입된 재료의 특성에 기초한 흐름을 판정한다.

예를 들어, 미국특허 제4,236,527호(Newbower 등, 1980년 12월 2일) 및 미국특허 제4,507,974호(Yelderman 1985년 4월 2일)은, 열이 표시기로서 사용되는 심장출력을 측정하기 위한 시스템을 기술하고 있다. 이와 같은 열에 기초한 시스템에서는, 벌룬(ballon) 카테터는 전형적으로 우심방 및 우심실을 거쳐 폐동맥의 세혈관에 가깝게 위치된다. 이 카테터는 심방 및/또는 심실에 위치된 저항성 열 소자, 및 동맥에 위치된 서미스터를 포함한다. 다음에 심장 출력은 감지된 다운스트림 온도 프로필의 함수로서 계산된다.

미국특허 제5,146,414호(MaKown 등, 1992년 9월 8일)는, 채널의 전달 함수가 (열과 같은 표시기가 혈액 업스트림 내지, 온도와 같은 표시기 농도가 감지되는 다운스트림 위치에 인가되는 영역)이 모델링되어 있는 시스템을 기술하고 있고, 이 시스템의 출력은 모델의 파라미터를 적응적으로 갱신하여 심장 출력(CO)의 추정를 개선하기 위해 피드백 루프에 사용된다. 미국특허 제5,687,773(McKown 등, 1997년 11월 18일)은 CO 트랜드와 순간적인 CO 값 모두를 추정하는 초기의 McKown '414 시스템에 대한 향상을 기술하고 있다. 더우기, McKown 시스템에서는, 심장 출력(CO)의 추정을 얻기 위해서는 채널의 제로 주파수(dc 또는 정상 상태) 이득만이 요구된다.

비록 이들 공지된 시스템이 가변하는 정확도를 갖는 심장 출력의 추정을 제공하지만, 이들은 심장의 스트로크 용적(SV) 및 그 말기 확장기 용적(EDV) 간의 비율로서 정의되어 있는 심장의 박출 계수(EF)의 임의의 추정을 제공한다. 이 박출 계수는 따라서 수용할 수 있는 혈액을 심장이 어떻게 효율적으로 펌프하는지에 대한 측정을 나타낸다.

그 확장기 중요성 때문에, EF를 측정하는 몇가지 공지된 방법들이 존재한다.그러나, 이와 같은 시스템은 흔히 주입된 볼러스(bolus)의 사용과 혈관에서의 워시 아웃된(wash-out)(열 희석(thermodilution)) 곡선의 추정에 의존한다. 예를 들어, 미국특허 제4,858,618호(Konno 등, 1998년 8월 22일 허여됨)는 우심실 박출 계수를 판정하기 위한 열희석 시스템을 기술하고 있다. 이 공지된 시스템에서, 냉혈 표시기가 우심실에 주입된다. 이전 및 이후 볼러스 온도가 폐 동맥에서 감지된다. 온도 차이는 박출 계수를 판정하는데 사용된다.

볼러스를 사용하여 EF를 판정하는 한가지 문제점은, 곡선의 전면이 심장 속도 및 간호원이 볼러스를 주입하면서 얼마나 빨리 주사기 침을 미는지에 따른 합성에 크게 의존하기 때문에 감지된 볼러스 곡선 상의 어디에서부터 측정을 시작하여야 하는지를 수립하는 것이 힘들다는 것이다. 이와 같은 공지된 모든 시스템에 겪는 다른 문제점은, 이들은 EF 추정을 발생할 때 심장박동의 영향을 감소시키기 위해 심장 사이클과의 동기화를 필요로 한다는 것이다. 일부 시스템은 와시 아웃 곡선의 상태(plateaus)에 기초하여 동기화하지만, 이는 빠르고 극히 정확한 서미스터를 가정하고 있다. 다른 시스템은 EKG 트리거에 대한 동기화에 의존한다. 그러나, EKG 동기화는 그 자신의 날짜를 수집하는 다른 기구의 타이밍에 종속하고 정확하게 이를 협동할 필요가 있다.

EF를 판정하기 위한 기존의 시스템의 다른 문제점은, 심장 박동에 의해 생성된 희석 프로필에서의 개별적인 상태를 식별할 필요성이 있다는 것이다. 이것이 필요한 이유는, 이들 시스템이 희석 감쇠를 추정하는데 사용되는 데이터에 제1 지수 또는 비율에 기초한 곡선을 맞추기 위해 이 상태들을 마커로서 사용하기 때문이다. 그러나, 이와 같은 접근방법은 실제로 상대적으로 느린 심장 속도, 및 그 반응이 감쇠 파라미터 τ보다 상당히 빠른 서미스터에 대해서 정확하다.

실제로, 그와 같은 종래의 시스템은 방형파 희석 곡선을 가정한다. 그러나, 이는 흔히 비현실적인 가정이다. 첫째, 병원에서 EF 측정을 필요로 하는 대부분의 환자들은 최상의 건강 상태에 있지 않으며, 그보다는 비교적 높고 비정상적인 심장 속도를 갖고 있는 경향이 있다. 또한, 상대적으로 차가운 액체의 볼러스를 사용하는 시스템에서는, 감지된 심장 속도는, 차가운 볼러스 자체가 심장 속도뿐 아니라 그 규칙성에 영향을 주는 경향이 있기 때문에 부정확하다. 둘째, 실제의 서미스터가 상태를 왜곡시켜서, 지수 그 자체가 왜곡되게 된다. 셋째, EF가 상승함에 따라, 상태에서의 강하가 또한 상승한다. 이는 시스템으로 하여금 보다 적은 상태를 사용하게 하며, 따라서 이들 시스템의 제한된 신호 대 잡음 비 때문에 그 정확도를 감소시키게 된다.

따라서, 필요한 것은, EF 또는 EDV의 연속하는 추정를 발생할 수 있는 시스템이다. 본 발명은 이와같은 시스템을 제공한다.

<발명의 요약>

본 발명에 따르면, 심장 박출 계수 EF는 소정의 표시기 드라이버 신호 x(t)에 따라 심장에서의 업스트림 위치(바람직하게, 우 심방/심실)로 열과 같은 표시기를 혈액내로 주입하고, 서미스터와 같은 표시기 센서를 사용하여 다운스트림 위치(바람직하게, 폐 동맥의 우측 세혈관)로 혈액의, 온도와 같은 국부적인 표시기 농도를 감지함으로써, 표시기 희석에 기초하여 추정된다. 이 표시기 센서는 그 이름이 의미하는 바와 같이, 표시기의 국부적으로 감지된 농도에 대응하여 표시기 농도 신호 y(t)를 발생한다. 업스트림을 포함하는 이 위치로부터 다운스트림을 포함하는 이 위치까지의 영역은 혈액을 위한 채널을 형성한다. 심장 속도 HR 또는 바람직하게 평균 심장 속도 HR_avg는 심장 속도 모니터 또는 서브프로세서에 의해 측정된다.

채널의 모델은 프로세서에 의해 표시기 신호 x(t) 및 표시기 농도 신호 y(t)의 소정의 함수로서 작성되어 계산된다. 이 모델은 바람직하게 제로 주파수 이득값 dc 및 모델된 채널 전달 함수 Hxy의 표시기 감쇠 파라미터 τ 모두를 포함하는 출력 파라미터를 갖는 래그된 정규 전달 함수 Hxy이다. 심장의 심장 박출 계수 EF는 이때 심장 속도 및 감쇠 파라미터 τ의 소정의 함수로서 연속적으로 추정된다. 바람직하게, EF는 EF=1=exp(-60/(τ*HR))로서 계산된다.

본 발명은 또한 심장의 말기 확장기 용적을 추정할 수 있다. 이를 위해, 심장 출력 CO 값이 또한 프로세서에 의해 채널 전달 함수의 제로 주파수 이득의 함수로서 연속적으로 추정된다. 말기 확장기 용적(EDV) 값은 프로세서에 의해 CO 값, 박출 계수 및 심장 속도의 함수로서 추정된다.

본 발명의 한 실시예는 고속 표시기 센서(서미스터와 같은)를 사용하는데, 이는 그 스텝 반응이 감쇠 파라미터보다 빠르다는 것을 의미한다. 본 실시예에서, 채널 모델에서 사용되기 전의 표시기 농도 y(t)는 개방 대역 전단, 및 나이퀴스트 샘플링 주파수에, 그 근처 또는 그 이상의 주파수 성분만을 거절하는 저역필터로서 작용하는 필터를 통해 모델 계산에 포함시키기 위한 프로세서로 전달된다. 이는프로세서에 실질적으로 "자연 그대로의(raw)"의 표시기 데이터를 제시한다.

본 발명의 다른 실시예에서, 표시기 센서는 보다 느리다. 이것이 EF 및 다른 계산의 정확도에 영향을 미치는 것을 방지하기 위해, 센서의 전달 함수 Hs는, 센서가 바람직하게 장착되는 카테터(예를 들면)를 제조할 때 결정될 수 있다. 이 전달 함수 Hs를 특성화하는 파라미터는 메모리 장치에 미리 기억된다. 이때 EF 계산에 미치는 저속 센서 반응의 영향은, 센서 전달 함수 Hs의 "반전"을 채널 전달 함수 Hxy에 인가함으로써 제거되거나 또는 적어도 크게 감소되어, 표시기 농도 신호 y(t)를 반드시 "디필터링"함으로서, "자연 그대로의" 표시기 데이터를 재생성하게 된다.

<도면의 간단한 설명>

도 1은 혈액의 표시기 반응을 측정하기 위한 고속 반응 표시기 센서가 사용되고, 환자의 심장 속도가 시스템 자체에 의해 추정되는, 환자의 심장의 박출 계수 또는 말기 확장기 또는 이들 모두의 연속적인 추정를 위한, 본 발명에 따른 시스템의 제1 실시예의 블럭도.

도 2는 고속 반응 표시기 센서가 사용되지만, 환자의 심장 속도가 외부 장치에 의해 감지되는, 본 발명의 제2 실시예의 블럭도.

도 3은 저속 반응 표시기 센서가 사용되지만, 센서의 스텝 반응이 특성화되어 나머지 시스템에 이용가능하게 되는 본 발명의 제3 실시예의 블럭도(본 실시예에서는 환자의 심장 속도는 시스템 자체에 의해 추정된다)

도 4는 저속 반응 표시기 센서가 사용되지만, 그 스텝 반응이 이용가능하고,환자의 심장 속도가 외부 장치에 의해 감지되는 본 발명의 제4 실시예의 블럭도.

본 발명은 심장 박출 계수 또는 말기 확장기 용적 또는 이들 모두의 생체 안에서의 결정 및 추정 디스플레이에 관한 것이다.

보다 넓은 의미로, 본 발명에 따른 시스템을 구성하는 구성요소는 심장에서의 업스트림 위치(바람직하게, 우심방)로 표시기를 주입하고, 다운스트림 위치(바람직하게, 폐동맥의 우측 세혈관에서)에서의 표시기 농도 신호를 감지하는 표시기/센서쌍을 포함한다. 표시기 센서에 의해 감지된 신호를 조건화한 후에, 심장 출력 CO를 추정하여, 채널의 표시기 반응(표시기 드라이버 및 센서 간의 혈액 통로)을 특성화하는 일단의 파라미터에 포함되어 있는 표시기 와시 아웃(wash-out) 또는 감쇠 파라미터를 발생한다. 표시기 드라이버 신호는 많은 다른 형태: 연속, 임펄스, 결정적, 반복적, 의사 랜덤 또는 균일한 랜덤의 형태로 발생될 수 있다.

환자의 평균 심장 속도 HR가 또한 감지되고 바람직하게 τ추정에 사용되는 동일한 관찰 간격에 걸쳐 HR_avg로서 평균화된다. 감쇠 파라미터 τ 및 HR_avg는 이때 심장의 박출 계수 EF 특히, 우 심장의 연속하는 추정를 계산하는데 사용된다.

심장의 말기 확장기 용적을 추정하기 위해, 본 발명은 또한 CO의 추정를 필요로 한다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, CO는 McKown '733특허에 기술된 방법 및 시스템을 사용하여 결정된다. 이 선택의 한가지 장점은, McKown '733 시스템이 CO(τ는 물론) 추정를 연속적으로 제공한다는 것이다. 다른 장점은, 다른 종래의 대체 방법보다 정확하다는 것이다. 또 다른 장점은, CO를 측정할 필요성이 존재할 때 전형적인 환경에서 발견되는 많은 노이즈 소스가 존재하는 다른 공지된 시스템보다 안정하다는 것이다. 이들 장점은, 대부분 래그된 정규 모델이 전용적인관찰(데이터 수집) 간격을 사용하므로, 래그된 정규 모델이 보다 덜 노이지한 경향이 있으며, 감쇠 파라미터 τ를 보다 정확하게 결정할 수 있다는 사실에서 기인한다.

또한, 다른 시스템과는 달리, McKown '733 시스템은 채널의 완전한 모델에 그 추정를 기초하지는 않지만, 또한 그 파라미터를 반복적으로 갱신한다. 이 시스템의 한가지 장점은, 완전한 채널 모델이 다른 종래의 시스템에서의 많은 정보 손실을 없앤다는 것이다. 더우기, 반복 때문에, 모든 감지된 데이터는 평균 과거 데이터가 현재의 갱신으로 일체화되기 때문에 시간의 "사용된" 모든 시간이다.

본 발명을 완전히 이해하기 위해서는, McKown '733에 사용된 CO 추정 루틴(완전한 설명을 위해서는 이 특허 자체를 참조한다)의 근거가 되는 이론의 적어도 일부를 이해하는 것이 도움이 된다. 따라서, 간단한 요약은 다음과 같다:

심장 출력을 추정하는 내용에서, "Application of Lagged Normal Density Curve as a Model for Article Dilution Curves" Circulation Research, vol. 18, 1996에서 Bassingthwaighte 등에 의해 설명된 "래그된 정규 모델"은 특히 정확하고 유용한 것으로 증명되고 있으며, 따라서 McKown '733에 사용된 심장 출력을 위한 모델이다. 래그된 정규 모델은, 그 임펄스 반응이 단일 영역 가우시안(unity-area Gaussian)(정규 분산) 함수 및 단일 영역 감쇠 지수의 콘벌루션인 선형의 시변 시스템(LTIS)로서 정의된다. 이 가우시안은 두개의 파라미터: 평균 μ 및 표준 편차 σ를 갖는다. 이 지수는 하나의 파라미터: 시간 감쇠 파라미터 τ를 갖는다. 이와 같은 샘플된 각각의 주파수 ω(ω는 이 모델에서의 독립적인 변수임)에서 단일이득 래그된 정규 전달 함수 H_LN는 다음과 같이, μ, σ 및 τ에 의존한다:

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

여기서, exp는 지수 함수이고, 파라미터의 물리적 평균은:

μ: 변환 흐름을 나타내는 순수한 시가 감쇠

σ: 랜덤 산란의 측정

τ: 본 예에서 혈액관인 분산 용적에서의 합성과 연관된 시상수

μ, σ 및 τ의 단위는 시간(초)이고, ω의 단위는 초당 라디안이다.

비록 다른 표시기가 사용될 수 있지만, McKown '733 시스템의 바람직한 실시예에서는, 열이 표시기로서 사용되고, 표시기 드라이버 신호는 의사 랜덤 이진 시퀀스(PRBS)이다. 따라서 드라이버/센서 쌍은 바람직하게 히터와 서미스터로 구성된다. H_LN는 복소수 값 Hxy(ω_n)의 벡터의 최적화 설정으로서 추정되는데, 이들 각각은 히터 전력 신호 x와 서미스터 온도 신호 y간의 전달 함수의 측정을 나타낸다. 각각의 벡터 엘리먼트는 열개의 주파수 ω_n(첫번째 열개의 PRBS 하모닉스)의 각각에서의 측정된 온도 데이터에 맞춰진 파라미터를 포함한다. 만일 μ, σ 및 τ를 알고 있으면, 이때 열개의 복소수 측정 값 Hxy(ω_n)의 각각은 다음에 따라 심장 출력 CO의 추정를 개별적으로 제공할 것이다:

CO(n) = K^*H_LN(ω_n)/Hxy(ω_n) (n=1 내지 10인 경우)

여기서 K는 공지된 또는 실험적으로 결정가능한 변환 상수이다.

이 관계를 적용하기 위해, McKown '733 시스템은 먼저 μ, σ 및 τ이 무엇인지 뿐만 아니라, 열개의 심장 출력 CO(n)이 어떻게 결합되는 지를 결정한다. 심장 출력은 H(ω) 또는 Hxy(ω)의 형태 뿐만 아니라, 제로 주파수 이득 Hxy의 dc에 의존하지 않는다는 것을 알아야 한다. 실험적 전달 함수 Hxy가 제로가 아닌 열개의 주파수 ω_n에서 측정되기 때문에, McKown '733 시스템은 본질적으로 측정된 Hxy(ω)를 제로 주파수에 추정한다. 이때 (예를 들어) 단순 최적화 루틴을 사용하여 관찰된 값에 대해 열개의 모델링된 전달 함수 값 H_xy의 최상의 설정을 제공한다. CO에 대해 상기 도시된 관계는 이때 CO=K/dc로 감소되는데, 여기서 dc는 와트당 섭씨온도의 단위에서의 제로 주파수(ω=0) 이득값이고, K는 0.0158과 거의 같고 단위(분당 리터)/(와트당 섭씨온도)를 갖는 실험적으로 결정된 상수이다.

이와 같이, dc 값은 CO 추정를 얻는데 중요하다. 이것인 McKown '733 시스템에서 가장 큰 관심의 측정이기 때문에, 테스트, 실험 및 경험에 따르면, 하나 이상의 파라미터를 제한함으로써, 예를 들어 σ를 τ의 선형 함수가 되도록 제한함으로써, 정확도가 무시할 만하게 손실되어 많은 응용에 있어서 사용된 최적화 루틴이 가속될 수 있다. 본 발명의 발명자는, 제한을 제거함으로써, 다른 파라미터를 제한함으로써 또는 σ에 대한 제한을 변경함으로써 속도 및 정확도 모두를 개선시킬 수 있다. 두번-통과(two-pass) 최적화는 또한 일부 응용에서 도움이 되는 것으로 증명될 수 있다. 예를 들어, McKown '733 시스템의 기존의 최적화 루틴을 사용하여, 먼저 제1 통과에서 σ에 대해 제한을 가하여 정확한 dc 값을 신속히 얻은 다음에, 가능하게 서로 다른 제한을 갖는 서로 다른 루틴의 dc 값을 사용하여 τ와 같은 다른 파라미터를 계산한다.

그러나, 본 발명을 이해하는데 중요한 것은, McKown '733 시스템이 감쇠 파라미터 τ는 물론 연속하는 CO 값(동일하게, dc값)을 제공한다는 것이다. "연속"은 여기서 디스플레이된 값이 "연속적으로 변하는" 것을 의미하지 않고, 초기화 주기 후에 이들이 매 처리 사이클(바람직하게 PRBS 사이클)마다 갱신될 수 있다는 것을 알아야 한다.

McKown '733 시스템은 상기 제시된 이유 및 실제로 이미 존재하기 때문에 바람직하다. 그러나, 값들이 이하에 설명하는 바와 같이 본 발명에서 계산된 EF 및 EDV에 사용되기 때문에, CO (또는 dc) 및 τ를 결정할 수 있는 값을 발생한다면 채널의 전달 함수(임펄스 반응)를 제공할 수 있는 임의의 다른 시스템이 사용될 수 있다.

본 발명의 다양한 실시예의 다음 설명에서는 열이 혈액에 주입되는 표시기로서 사용된다고 가정한다. 이와 같이, 업스트림 표시기 드라이버는 가열 소자이고, 다운스트림 표시기 센서는 서미스터이다. 이는 이 기술이 잘 수립되고, 본 발명의 프로토타입 및 테스트에서의 선택이었기 때문에 바람직한 선택이다. 더우기, McKown '733에 기술된 방법을 사용하여, 열을 표시기로서 사용하는 것은 극히 정확한 CO 추정를 제공한다. 그럼에도 불구하고, 열은 본 발명에서 사용될 수 있는 하나의 가능한 표시기이다. 사용된 표시기 주입기 및 센서가 측정 가능하고 충분히 잘 정의되며 비노이지한 신호(이는 정규 실험에 의해 결정될 수 있음)를 발생하는한, 이때 신호들은 나머지 시스템을 전혀 또는 단지 용이하게 실현가능하게 수정함으로써 본 발명에 사용될 수 있다.

본 발명에 사용될 수 있는 서로 다른 표시기의 한가지 예로서, 공지된 휘도 재료가 공지된 센서를 사용하여 환자의 심장에 주입될 수 있고, 휘도에서의 편차는 농도 표시기 신호로서의 역할을 할 수 있다. 약한 방사 염료 또는 용제가 유사하게 사용될 수 있다.

다른 예로서, Yelderman의 또는 Mckown '733 시스템과 같은 시스템의 바람직한 실시예에서, 열은 의상 랜덤 이진 시퀀스(PRBS)에 따라 주입된다. 그러나, 또한 유사한 주입 패턴을 따르기 위해 액체를 주입하는 것도 가능하다. 주입 주기가 충분히 느린 한, 예를 들어 PRBS 프로필을 개략화하기 위해 작은 볼러스가 액체 스트림으로 주입될 수 있고, 볼러스 재료의 농도는 대응하는 공지된 센서를 사용하여 표시기 농도 신호를 수립함으로써 다운스트림 감지될 수 있다. 요약해서, 사용된 표시기 주입기 및 센서가 측정가능하고 충분히 잘 정의되며 비노이지한 신호(이는 정규 실험에 의해서 결정될 수 있음)를 발생하는 한, 이때 신호는 나머지 시스템을 전혀 또는 단지 용이하게 실현가능하게 수정함으로써 본 발명에 사용될 수 있다.

도 1은 환자의 심장의 주입 계수 또는 말기 확장기 용적 또는 이들 모두의 연속적인 추정를 위한 본 발명에 따른 시스템의 제1 실시예의 블럭도이다. 특히, McKown '733 시스템을 사용하여, 환자의 심장 출력 CO의 정확한 측정을 위해서는, 환자의 우 심방/심실(100)에 또는 그 근방에 있는 혈액에 표시기를 주입하고, 폐동맥(102)의 세혈관에 또는 그 근방에서의 표시기 농도 신호를 감지하는 것이 바람직하다. 따라서, 이들 주입 및 감지 위치는 본 발명의 바람직한 실시예를 도시하기 위해 이하에 가정된다. 우 심방/심실로부터 그리고 폐동맥을 통과하는 혈액의 흐름이 화살표로 도 1에 도시되어 있다.

정확도를 증가시키기 위해서는, 열 신호를 심장 출력 CO의 측정에 기초하여 사용하는 것이 바람직하다. 그러나, 상기 설명한 바와 같이, 이는 사용될 수 있는 한가지 가능한 표시기이다. 표시기 드라이버 또는 표시기 장치(104)는 우 심방(100)에 놓인다. 표시기가 열에 놓여 있는 바람직한 실시예에서는 표시기 드라이버는 전기 가열 소자(104)이다. 가열 소자(104)는 바람직하게, 그 온도가 소정의 신호 프로필을 따르도록 가열 소자(104)를 구동시키는 구동 회로(106)를 거쳐 소자에 인가되는 전류 또는 전압에 의해 그 온도가 결정되는 전기 저항성 소자이다.

본 발명의 바람직한 실시예에서, 표시기 드라이버(바람직하게, 히터)가 따르는 표시기 신호(바람직하게, 온도) 프로필 x(t)는 McKown '733에 설명된 것과 같다. 이 시스템에서는, 상술한 Yelderman 시스템에서와 같이, 높은 스펙트럼 내용이 낮고 따라서 외상을 감소시키는 평균 인가 열로서, 다운스트림 감지 위치에서 효율적으로 검출가능한 열 신호를 제공하기 위해 의사 랜덤 이진 시퀀스(PRBS)에 기초하여 열 신호가 발생된다. 더욱이, 비록 열 신호가 의사 랜덤이지만, 그것에 기초한 계산의 특성이 잘 이해되고 잘 조건화되도록 항상 시스템에 공지되어 있다.

실제의 응용에서, 주입 장치(104)는 드라이버(106)에 의해 표시된 바와 같이 원하는 주입 프로필을 정확히 따를 수 없다. 예를 들어, 가열 소자는 가열 소자를가열시키고 냉각시키는데 있어서의 래그 때문에 방형파 패턴을 정확히 따를 수 없다. 결국, 본 발명은 바람직하게 소정의 주입된 표시기 프로필 x(t)에 대응하는 추정된 표시기 구동 신호 X^*(t)를 발생하는 구동 신호 추정 서브시스템(107)을 포함한다. 예를 들어, 열희석의 내용에서, 가열 소자에서의 금속에 의해 출력된 전력은 저항성 소자으로서 사용된 금속(예를 들어, 니켈)의 성질로 인해 자체가 온도 의존성이다. 따라서, X^*(t)를 추정하는 한가지 방법은, 가열 소자 위의 전압 및 그 것을 통과하는 전류 모두를 측정하는 것이다. 두개의 곱으로써 혈액에 인가된 표시기(여기서, 열)의 실제의 양을 양호하게 측정할 수 있다.

표시기 농도 센서(108)는 폐동맥(102) 내의 다운스트림 위치에 놓인다. 표시기가 열인 바람직한 실시예에서, 센서는 서미스터 또는 이와 유사한 온도 감지 소자(108)이다. 가열 소자(104) 및 서미스터(108)는 바람직하게, 카테터의 말기에 또는 그 근처에 이격되어 장착되고, 이 카테터는 환자의 정맥에 공급되어, 가열 소자 및 서미스터가 그 동작 위치에 도달할 때까지 정맥을 통해 스레드(thread)된다. 이 기법은 잘 공지되어 있고 따라서 상세히 설명하지 않는다.

종래의 전력 및 시계 장치는 바람직하게 전력 및 타이밍 신호를 구동 회로(106) 및 본 발명의 다른 구성요소에 공급하도록 포함되어 있다. 이들 장치는 잘 공지되어 있기 때문에 상세히 도시도 설명되지 않을 것이다.

서미스터(108)로부터의 전기 출력 신호 - 표시기 농도 신호 y(t)-는 주 프로세서(112)에 포함되거나 또는 전기적으로 접속된 농도 추정 회로 또는 서브프로세서(110)에 입력 신호로서 인가된다. 본 발명의 예시된 제1 실시예에서는, 서미스터(108)는 고속 반응을 가지는데, 이는 그 순간 온도 신호가 폐쇄적으로 그리고 예측가능하게 혈액의 실제 순간 온도를 반영한다는 것을 의미한다.

본 발명의 본 실시예에 포함된 농도 추정 회로(110)는 바람직하게 McKown '733 시스템에 사용된 것과 동일하지만, 한가지 중요한 수정이 존재하는데, 이는 McKown '733 시스템에서는, 서미스터의 출력 신호 y(t)가 10㎐로 샘플되기 전에 약 1㎐의 차단 주파수로 저역 필터링된다는 것이다. 이와 같은 낮은 샘플링 대역은 노이즈 효과를 감소시킬 뿐 아니라, 자연 그대로의 온도 데이터가 래그된 정규 모델의 파라미터를 결정하는데 필요하지 않기 때문에 CO 계산에 충분하다. 그 이유는 제로 주파수(dc) 이득만이 필요하고 CO를 계산하는데 사용되기 때문이다.

그러나, 본 발명에서는, 열 희석 곡선의 실제 형태, 즉 전체 사이클을 통한 그 순간적인 값은 연속적인 EF 추정를 제공하는데 사용된다. 따라서, 자연 그대로의 온도 데이터는 필요하다. 이와 같은 자연 그대로의 데이터를 제공하기 위해, 본 발명의 본 실시예에서의 농도 추정 회로(110)는 바람직하게 McKown '733 시스템에서보다는 훨씬 넓은 대역을 갖는다. 이와 같은 증가된 대역은 샘플링 레이트의 절반의 나이퀴스트 대역과 같이 높은 범위에 걸칠 수 있다. 본 발명의 한가지 프로토타입에서는, McKown '733 시스템에서의 1㎐ 대역보다는 3㎐ 샘플링 대역(서미스터의 제한에 의해 결정된)이 사용된다. 어떠한 다른 필터링도 필요하지 않다. 서미스터(108)의 반응이 충분히 빨라 최고속의 예측된 가능한 τ값(최소 속도는 종래의 실험을 통해 결정될 수 있다)을 간섭하지 않는다고 가정할 때, 이때 McKown'733에 사용된 것과 같은 래그된 정규 모델은 자동적으로 τ의 정확한 값을 제공할 것이다.

그러나, 사용된 서미스터, 즉 사용된 센서(여기서, 서미스터)에 무관하게, 부수적인 처리에 포함하는데 이용가능한 신호는 정확하지 않지만, 그 보다는 센서에서의 표시기의 실제 농도의 추정이다. 많은 경우에, 신호는 필터링된다 - 실제로, 신호가 디지탈화될 때마다, 아날로그 대 디지털 변환의 성질에 의해 "필터링"될 것이다. 예를 들어, 샘플링 주파수의 절반의 나이퀴스트 레이트 이상의 주파수 성분에 대한 정보는 에일리어싱(aliasing)으로 인해 손실될 것이다. 결국, 표시기 농도 신호 추정기(110)으로부터의 출력 신호는 추정되어 감지된 농도 신호 y^*(t)이다.

프로세서(112)는 McKown '733에 설명된 래그된 정규 모델링 시스템인 파라미터 모델링 서브프로세서(114)를 포함한다. 상기 요약되고 McKown '733에 설명된 바와 같이, 이 모델링 방법은 교차 상관 및 최적화 루틴을 사용하여 감쇠 파라미터 τ의 추정는 물론 채널 전달 함수의 제로 주파수(dc) 이득의 추정를 계산한다. 본 발명에 사용된 모델링 시스템(114)에의 입력은 표시기 드라이버 신호 x^*(t) 및 서미스터 y^*(t), 또는 보다 정확하게 그 추정 x^*(t) 및 y^*(t)이다. 그 출력은 채널 전달 함수의 제로 주파수 이득의 추정, 및 감쇠 파라미터 τ의 추정이다.

프로세서(112)는 또한 실험적으로 또는 달리 미리 소정의 간격에 걸쳐 환자의 심장의 평균 심장 속도를 바람직하게 계산하는 심장 속도 모니터 또는 추정 회로(116)를 포함하거나 또는 이에 부착된다. 도 1에 도시된 본 발명의 제1 실시예에서의 심장 속도 모니터(116)는 바람직하게 프로세서(112)에 일체화된 서브프로세서 또는 서브루틴이다.

본 실시예에서, 심장 속도 모니터(116)는 추정된 표시기 드라이버 신호 x^*(t) 및 추정된 표시기 농도 신호 y^*(t) 모두를 입력 신호로서 갖는다. 다음에 표준 신호 처리 기법을 사용하여 온도 신호로부터 평균 심장 속도 값 HR_avg를 얻을 수 있다. 예를 들어, 신뢰성있는 HR 측정은 임의의 종래의 방법으로 제로 평균 온도 신호의 전력 스펙트럼 밀도를 계산함으로써 얻어진다. McKown '733 시스템은 이들 계산을 포함하며 따라서 HR을 제공하기 위해 본 발명에 따른 시스템에 의해 사용될 수 있는 드래프트 제거 루틴을 포함한다는 것을 알아야 한다. 정규 심장 속도(경험으로 알려짐)의 범위의 PSD의 피크의 위치는, 이때 HR=PSD_피크(㎐)^*60(분당 피크)이기 때문에 값 HR을 정의한다. 일관성을 위해, 이는 파라미터 모델링 서브프로세서(114)가 사용하는 동일한 시간 관찰 윈도우 위에 실행되어야 한다. 일단 많은 현재의 심장 속도 값이 얻어지면, 이들이 평균화되어 HR_avg를 발생한다. 이 평균화는 바람직하게 EF 및 EDV를 계산하는데 있어서의 오차를 최소화하기 위해 τ를 결정하는데 사용되는 동일한 관찰 간격에 걸쳐 평균화될 수 있다.

또한 몇몇 일부의 경우에, 추정된 드라이버 신호 x^*(t)만을 사용하여 심장 속도를 추정할 수 있다는 것을 알아야 한다. 상술한 바와 같이, 가열 소자의 저항은 전형적으로 온도에 의존한다. 결국, 심지어 일정한 전압이 내부 저항성 소자(예를 들어, 니켈로 만들어진)에 인가되더라도, 소자의 코어 온도는 소자를 둘러싸는 혈액의 차가운 요동(및 따라서 불균일) 효과로 인해 변화할 것이다. 따라서 HR 신호는 신호 x^*(t)만에 중첩되고, 종래의 필터링 기법은 이것을 식별하는데 사용될 수 있다.

평균 심장 속도 HR_avg에 값을 제공하기 위해 다른 장치가 사용될 수 있다. 이들 장치는 종래의 전용 심장 모니터 또는 기존의 다중 파라미터 모니터의 심장 속도 출력을 포함한다. 비록 본 발명이 심장 박동의 평균화를 반드시 필요로 하지 않지만, 이는 평균화의 유연한 영향이 또한 연속적인 EF 추정를 제공하는 시스템의 능력을 희생시키지 않고 불규칙성을 필터링하는데 도움이 되기 때문에 바람직하다. 평균이 충분히 많은 수의 심장 박동에 걸쳐 취해지는 한, 평균화는 또한 심장 사이클과의 동기화에 대한 필요성을 제거한다. 기존의 EF 추정 시스템에서, 네개 내지 일곱개의 심장 박동이 심장 속도 평균에 전형적으로 포함되어 있다. 그러나 본 발명에서는, 만일 PRBC 심장 신호가 사용되면, 몇개 이상의 박동이 단일 PRBS 사이클 동안 발생할 것이기 때문에 몇개 이상의 박동이 포함될 수 있다. 이는 공지된 시스템과 비교하여 본 발명의 노이즈 감도를 더욱 증가시킨다.

도 2는 외부 심장 속도 모니터가 도면번호(114)를 갖는 본 발명의 실시예를 도시한다. 외부 장치에 따라서 발생된 심장 속도 신호가 본 발명에서 직접 사용될 수 있거나 또는 심장 속도를 수립하고, 본 발명의 다른 구성요소에 의해 사용하기 위해 신호를 조건화하거나 또는 이들 모드를 위해 필터링 또는 다른 조건화를 필요로 할 수 있다.

도 2에 도시된 바와 같이, 이 경우에, 심장 속도 모니터링 회로(116)는 이때 외부 모니터(115)에 의해 제공된 심장 속도 신호를 적절히 조건화하도록 임의의 종래의 방법으로 수정될 것이다. 더우기, 심장 속도 신호가 외부 장치에 의해 공급되기 때문에, 추정 회로(116)는 HR_avg의 정확한 추정을 얻기 위해 x^*(t) 및 y^*(t)를 입력으로서 필요하지 않다.

dc, τ및 HR_avg의 계산값은 바람직하게 프로세서(112)에 일체화되며 소프트웨어로 구현되는 EF 서브프로세싱 시스템(118)에 입력 신호로서 인가된다. 이 EF 서브시스템(118)은 이때 이하에 상세히 설명되는 바와 같이 추정된 EF 값 및 추정된 EDV 값 또는 이들 모두를 계산한다. 이는 또한 HR, CO 및 스트로크 용적(SV)에 이용가능하게 되거나 또는 이하에 설명하는 바와 같이 이들을 위한 값으로서 계산할 것이다.

일단 EF 및/또는 EDV 값이 계산되면, 이들은 임의의 필요한 종래의 디스플레이 드라이버를 포함할 임의의 종래의 디스플레이(120)를 통해 사용자에게 디스플레이된다. 필요에 따라, 이 디스플레이는 또한 EF 서브프로세서(118)로부터의 출력으로서 이용가능한 CO, HR 및 SV 값을 디스플레이한다. 물론, EF/EDV 값은 대신에 또는 부수적으로 메모리에 전기적으로 저장되거나 또는 네트워크를 통해 다른 처리 장치로 전송될 수 있다. 다음 설명에서는, 몇가지 계산이 설명될 것이다. 계산된 값 모두는, 예를 들어 이들이 디스플레이를 위한 일부 소정의 범위에 포함되도록또는 서로 다른 단위로 변환하기 위해 적당한 스케일링 제한에 의해 곱해질 수 있다.

지금부터, 우 심방/심실에의 열의 임펄스 주입을 고려한다. ΔT(i)는, 열이 심장에 최초로 주입될 때의 기본선 온도에서부터 온도 i 심장 사이클(예를 들어, 하나의 R-파에서 다음의 R-파까지의 시간에 걸쳐 측정된)까지의 폐동맥(PA)에 있는 혈액의 온도(또는 사용된 임의의 다른 표시기의 농도에서의) 변화라고 한다. ΔT(i-n)는 초기의 온도 변화 n R-파라고 한다. 이때, 다음 관계는 표시기 감쇠 곡선(또는 생리학적 와시 아웃 곡선으로서 알려진)을 근사치화하는 것은 공지되어 있다.

ΔT(i) = ΔT(i-n)^*exp(-t/τ), 여기서 τ는 감쇠 상수이다.

생리학적 와시 아웃 감쇠은 또한 (1-EF)ⁿ으로서 표현될 수 있고, 여기서 n는 관찰 주기(흔히 약 80%에서 피크 값의 약 30%까지 다운되어 취해진) 심장 이벤트의 수(예를 들어, R-R 간격)이다. 예를 들어, 박출 계수(EF)는 0.6(60%)이라고 가정한다. 한 간격의 끝에는, 심장에 남아있는 대부분의 표시기(예를 들어, 가열된 혈액)로서 (1-0.6) = 0.4(40%)일 것이다. 하나 이상의 간격 후에, 이 40%의 40%만이 남아 있을 것이다. 즉 본래의 전체 중에서 (1-0.6)*(1-0.6)=0.16 또는 16%만이 남아 있을 것이다. 따라서, 다음 관계가 또한 성립한다.

ΔT(i) = ΔT(i-n)^*(1-EF)ⁿ

이때 시간 t는 심장 속도 HR (분당 박동) 및 n로서 표현될 수 있어, t =n^*60/HR이다.

이들 세개의 표현를 결합하고 EF에 대해 풀면, 다음과 같이 된다:

EF = 1 - exp (-60/(τ^*HR))

본 발명에 따르면, HR이 하나의 심장 R-파에서 다음의 R-파까지 측정될 필요는 없다. 그 보다는, 평균 HR는 바람직하게 상기 이유로 인해 사용된다. 평균화된 값을 사용하여 얻어진 EF 값은 이때 보다 유연하고 심장 속도 불규칙성에 덜 영향을 줄 것이고, 일부 후속하는 R-파 또는 다른 트리거링 심장 이벤트 후보다는 연속적으로 갱신될 것이다.

다음에 본 발명은 τ 및 HR(즉 HR_avg)의 추정를 갖는 한 EF를 추정할 수 있는 것을 관찰되고 있다. 물론, 이들은 파라미터 모델링 서브프로세서(114) 및 심장 속도 모니터(116) 각각에 의해 제공된 파라미터이다. EF 서브시스템(118)은 따라서 EF = 1 - exp (-60/(τ^*HR))를 계산함으로써 EF를 결정한다.

또한 CO = HR * SV(여기서 SV는 스트로크 용적이고 CO는 분당 용적(리터)의 단위임)를 관찰한다. 이는 간단히, 심장이 분당 펌프 아웃하는 혈액의 양이 매 박동(스트로크)마다 펌프하는 양 x 분당 스트로크의 수와 같다. 마지막으로, 말기 확장기 용적(EDV) 및 박출 계수(EF)는 다음과 같은 관계가 있다:

심장의 펌핑 효율(EF)은 심장이 매 박동마다(축약) 펌프하는 양과 박동 바로 전에 심장 챔버에 얼마나 많은 양의 혈액이 남아 있는지 간의 비율인 직관적인 관계를 표현하는 EF = SV / EDV. 이 식을 재배열하면, EDV=SV/EF가 된다.

EF 서브프로세싱 시스템(118)은 따라서 파라미터 모델링 서브프로세서(114)로부터 수신된 값 dc 및 소정의 변환 K(CO=K/dc)에 기초하여 CO를 계산하거나 또는 이것이 파라미터 모델링 서브프로세서(114)에서 이미 계산되었다면 값 CO를 수락한다. CO를 심장 속도 HR(심장 속도 모니터(112)로부터 얻어짐, 이때 EF 서브프로세싱 시스템(118)은 SV=CO/HR을 계산하고, 일단 SV를 알면, EF 서브프로세싱 시스템(118)은 1-exp(-60/(τ^*HR)를 계산함으로써 이미 EF를 추정한 EDV를 SV/EF로서 계산할 수 있다)에 의해 나눈다.

EF 서브프로세싱 시스템(118)과 파라미터 모델링 서브프로세서(114)는 개별적인 장치일 필요가 없다. 그 보다는, 이들은 단일 프로세싱 장치로서 구현될 수 있다. 실제로, 이들은 또한 프로세서(112)의 서로 다른 소프트웨어 모듈로서 간단하게 구현될 수 있다. 따라서, CO 및 EDV 계산은 서브프로세서(114 또는 118)에서 또는 결과 또는 궁극적으로 디스플레이된 값에 영향을 미치지 않고 수행될 수 있다.

도 3은 본 발명의 제2 실시예를 도시하는 블럭도이다. 도 3에서, 도 1 및 2에 도시되고 상기 설명된 것과 반드시 동일한 구성요소는 동일한 참조번호를 갖는다. 본 실시예는, 서미스터(108)와 같은 표시기 센서가 열 감쇠 파라미터와 비교하여 느릴 때 바람직하다. 이것 때문에, 지수 감쇠 파라미터 τ의 측정은, 서미스터의 느린 반응 시간, 반드시 높은 심장 속도에 의해 영향을 받을 것이다.

본 발명에 따르면, 이것을 보상하기 위해, 센서(108)로서 사용된 각 센서(여기서, 서미스터)의 전달 함수(등가적으로, 스텝 반응)은 미리 결정되고, 이 전달 함수의 "반전"은 센서의 느린 반응 시간의 영향을 보상하기 위해 또는 "디-필터(de-filter)"하기 위해 인가된다. 전달 함수의 스텝 반응을 특성화하는 몇가지 공지된 방법이 존재하는데, 이들 중 초기의 것은 단순히 그것에 일련의 임펄스 입력 신호를 인가하고, 각각의 반응을 측정한 다음에 결과를 평균화한다.

몇몇 서미스터의 전달 함수(Hs)를 미리 결정하는 한가지 실용적인 방법은, 몇개의 카테터(각각에는 그 서미스터가 구비됨)가 대기(예를 들어)로부터 온도 제어 욕조에 담가지는 다수의 카테터 측정을 수립하는 것이다. 많은 공지된 임의의 곡선 설정 기법을 사용하여, 레코드된 서미스터 데이터에 가장 잘 맞는 각 Hs의 수학적 모델의 파라미터를 계산한다. 이들 파라미터는 이때 예를 들어 각각의 서미스터를 위한 EEPROM과 같은 영구 메모리 장치에 기억될 수 있다. 이 프로시져를 사용하여, 거절이 제거될 수 있거나 또는 적어도 크게 감소된다. 본 발명의 본 실시예에서, Hs를 특성화하는 값은 도 3에서 구성요소(200)으로서 도시된 장치에 기억된다.

전달 함수 기억 장치(200)에 포함된 미리 계산된 값은 모델링 서브프로세서(114) 또는 선택적으로 표시기 농도 추정 회로(110)에 입력 신호로서 이용가능하게 된다. 본 실시예에서, 표시기 농도 추정 회로는 또한 서미스터 신호 y(t) 및 히터 신호 x(t)(바람직하게, 심장 속도 평균 회로(116)에 적용되는 그 추정 x^*(t))를 입력 신호로서 수신한다.

본 발명의 제1 및 제2 실시예(도 1 및 2)에서의 고속 서미스터를 위한 추정 회로(110)는 본질적으로 나이퀴스트 주파수에, 그 근처 또는 그 이상의 주파수만을 필터링하여 "자연 그대로의" 서미스터 데이터를 전달하는 개방 대역 전단 저역 필터로서 동작한다. 그러나, 제3 실시예(도 3)에서는, 저속 서미스터 자체는 그의 데이터에 주파수 독립 감쇄 프로필을 부과하여 저역 필터 자체로서 효과적으로 작용한다. 이 시스템은 따라서, EF 계산에서 사용된 "자연 그대로의" 데이터를 얻기 위해 데이터를 "언-필터(un-filter)"하여야 한다. McKown '733 시스템은 H_LN을 관찰된 값에 대한 복소수 값의 벡터의 최적화된 설정으로서 추정한다는 것에 상기한다. 이 벡터 Hxy는, 만일 McKown '733 모델링 서브프로세서가 서브프로세서(114)로서 사용된다면 본 발명에 여전히 사용가능할 것이고, 그렇지 않고, Hxy(채널의 측정된 전달 함수)은 각각 모델링 서브프로세서(114)에서 McKown '733으로서 계산되어야 한다.

지금부터 Hxy_p를 소정의, 채널(심장/혈관)의 생리학적 와시 아웃의 복소수 전달 함수, 느린 서미스터의 워핑 효과(warping effect)가 없을 때 관찰될 수 있는 전달 함수라고 한다. 또한 Hs-서미스터의 미리 결정된 전달 함수-는 Hxy와 동일한 주파수로 계산된다고 가정한다. 예를 들어, McKown '733에서, Hxy는 첫번째 열개의 PRBS 하모니에서 채널의 온도 전달 함수에 대한 측정된 전력에 대응하는 열개의 엘리먼트를 가졌다. 이는 다음: Hxy = Hs^*Hxy_p가 되어, "자연 그대로의" 전달 함수 Hxy_p가 Hs에 의한 Hxy의 열개 성분의 스칼라 벡터(성분 대 성분)으로서 모델링 서브프로세서(114)에 의해 계산된다는 것을 의미한다.

여기서 : Hxy_p = Hxy/Hs이다.

이 Hxy_p 데이터, 즉 Hx에 의해 "스케일된 Hxy 데이터는 이때 (만일 스케일링이 추정 회로(110)에서 수행되면) 전달되거나 또는 이전과 같이 모델링 서브프로세서(114)에 의해 사용된다. 이는 수학적 래그된 정규 전달 함수 H_LN을 사용하여 Hxy_p 데이터를 모델링하는 것에 대응한다. 이는, 전달 함수 Hxy_p의 높은 주파수 성분이 서미스터의 느린 반응을 보상하도록 조정될 것이기 때문에 CO에 반비례하는 동일한 dc 값을 제공할 뿐 아니라 정확한 τ를 제공한다. 따라서 EF 서브프로세서(114)는 본 발명의 제1 실시예에서와 같은 EF 및 EDV를 계산할 수 있다. 또한, 제1 실시예에서와 같이, 계산된 EF/EDV 값은 또한 McKown '733에서와 동일한 의미로 연속할 것이며, 즉 이들은 동일한 초기 획득 시간 및 갱신 간격을 가질 것이다.

느린 서미스터를 갖는 한가지 부수적인 문제점은, 서미스터 데이터 혼자만으로는 HR이 놓을 때에는 심장 속도 HR을 결정하는데 덜 유용하다는 것이다. 그 이유는, 본 발명의 제3 실시예에서(도 3), 심장 신호 x(t) 및 "자연 그대로의" 즉 "스케일된" 또는 "디-필터된" 서미스터 신호 y(t)(바람직하게, 그들의 x^*(t) 및 y^*(t)) 모두는 바람직하게 심장 속도 추정 회로(116)에 공급된다. 두개 신호를 이용함으로써, 이때 상관 및 다른 공지된 기법이 적용되어 한층 높은 심장 속도의 보다 정확한 추정를 얻는다.

물론, 이전과 같이, 서미스터의 특성에 무관한 평균 HR 값(HR_avg)를 제공하기 위해 심장 속도 회로(116) 대신에 종래의 외부 심장 속도 기구를 사용할 수 있다. 도 4는 외부 심장 모니터(117)가 심장 속도 신호를 공급하고, 센서를 위한 "반전 전달 함수" Hs 파라미터가 미리 저장되어 있는 본 발명의 실시예를 도시한다.

본 발명의 제1 및 제3 실시예(도 1 및 3)과 제2 및 제4 실시예(도 2 및 4) 간의 주요 차이점은, 서미스터가 "고속" 또는 "저속"인지에 있다. 실제의 응용에서는, 이들 두개 간의 경계는 불명확할 수 있다. 물론, "고속 센서" 실시예(전체 샘플된 대역에 걸쳐 실질적으로 "평탄한" 전달 함수 Hs)를 포괄하기 때문에 본 발명의 "저속 센서" 실시예가 항상 사용될 수 있다. 그러나, 저속 센서 실시예는 개별적인 센서 교정의 잉여의 스텝 및 비용, 및 센서 반응 파라미터(또는 동등하게 그 역)를 저장하기 위한 메모리 장치(200)의 부가 및 프로그래밍을 필요로 한다.

어떤 실시예를 사용할 지에 대한 결정은, 종래의 시뮬레이션 및 실험 방법을 사용하여 결정될 수 있다. 예를 들어, 히터 및 서미스터 신호 x(t) 및 y(t)는 가능하게 환자로부터 취해진 실제의 데이터를 일체화시킨 시뮬레이션을 통해 발생될 수 있다. 파라미터 모델링 서브프로세서는 이때 τ를 추정할 수 있다. 선택적으로, τ값은 극히 고속인 것으로 알려진 서미스터를 사용하여 취해진 실제의 측정으로부터 추정될 수 있다. 이때 본 발명에 사용된 유형의 대표적인 서미스터의 전달 함수 Hs가 상술한 바와 같이 결정될 수 있다. 다음에 Hs 프로필을 보상하여 계산된 EF 값과 그것없이 계산된 EF 값이 비교될 수 있다. 만일 보상되지 않은 EF 값이 보상된 EF 값으로부터의 일부 소정의 양 이하만큼 다르면, 이때 서미스터는충분히 고속인 것으로 가정될 수 있고, 본 발명의 제1 또는 제3 실시예가 사용될 수 있다.

Claims (15)

1. 심장 박출 계수의 추정 방법에 있어서,

   소정의 주입된 표시기 신호 x(t)에 따라 심장에서의 업스트림 위치에 표시기를 주입하는 단계;

   표시기 농도 센서로서, 다운스트림 위치에서 국부적인 표시기 농도 신호 y(t)를 감지하는 단계 - 상기 업스트림 위치로부터 상기 다운스트림 위치까지의 영역은 혈액을 위한 채널을 형성함 - ;

   심장 속도(HR)를 측정하는 단계;

   상기 주입된 표시기 신호 x(t) 및 상기 표시기 농도 신호 y(t)의 소정의 함수로서 상기 채널의 모델을 생성하는 단계;

   상기 모델을 연속적으로 갱신하여, 상기 채널의 표시기 감쇠 파라미터(τ)를 출력으로서 제공하는 단계; 및

   상기 심장 속도 및 상기 감쇠 파라미터(τ)의 소정의 함수로서 상기 심장의 심장 박출 계수(EF)를 연속적으로 추정하는 단계

   를 포함하는 방법.
2. 제1항에 있어서,

   심장 출력 값(CO)을 상기 모델의 출력으로서 연속적으로 계산하는 단계; 및

   상기 심장의 말기 확장기 용적값을 상기 심장 출력 값(CO), 심장 속도(HR)및 상기 추정된 박출 계수(EF)의 소정의 함수로서 연속적으로 계산하는 단계

   를 더 포함하는 방법.
3. 제2항에 있어서, 상기 심장 출력 값(CO), 상기 심장 속도(HR) 및 상기 추정된 박출 계수(EF)의 소정의 함수는 상기 박출 계수에 대한 상기 심장의 추정된 스트로크 용적의 비율에 비례하고, 상기 추정된 스트로크 용적은 상기 심장 출력 값과 상기 심장 속도 간의 비율인 방법.
4. 제1항에 있어서,

   상기 채널의 모델을 측정된 주입된 표시기 대 측정된 표시기 농도 채널 전달 함수(Hxy)의 소정의 함수로서 발생하는 단계; 및

   상기 표시기 농도 센서에 대한 추정된 전달 함수(Hs)를 미리 계산하는 단계; 및

   상기 전달 함수(Hs)에 의해 상기 채널 전달 함수(Hxy)를 스케일링하여, 상기 표시기 농도 센서로 인한 왜곡을 제거하는 단계

   를 더 포함하는 방법.
5. 제1항에 있어서, 상기 모델을 생성하는 단계는 래그된 정규 모델의 파라미터를 반복적으로 결정하는 단계를 포함하고, 상기 파라미터는 제로 주파수 이득 값(dc) 및 상기 표시기 감쇠 파라미터(τ) 모두를 포함하는 방법.
6. 제1항에 있어서, 상기 심장 속도(HR)를 측정하는 단계는 평균 심장 속도 (HR_avg)를 계산하는 단계를 포함하는 방법.
7. 제1항에 있어서, 상기 심장 박출 계수(EF)를 추정하는 단계는, EF=1-exp(-60/(τ^*HR)) - 여기서, exp는 지수 함수이고, 상기 심장 속도는 분당 박동으로 측정됨 - 과 같이 상기 EF를 계산하는 단계를 포함하는 방법.
8. 제1항에 있어서, 상기 표시기를 주입하는 단계는 가열 소자를 사용하여 상기 혈액에 열을 인가하는 단계를 포함하고,

   상기 표시기 농도 센서로 감지하는 단계는 서미스터를 사용하여 상기 다운스트림 위치에 있는 혈액의 국부적인 온도를 감지하는 단계를 포함하는 방법.
9. 심장 박출 계수의 추정 방법에 있어서,

   가열 소자로서, 소정의 주입된 열 신호 x(t)에 따라 심장에서의 업스트림 위치에 표시기로서 열을 주입하는 단계;

   서미스터를 사용하여, 다운스트림 위치에서 국부적인 온도 신호 y(t)를 감지하는 단계 - 상기 업스트림 위치로부터 상기 다운스트림 위치까지의 영역은 혈액을 위한 채널을 형성함 -;

   심장 속도(HR)를 측정하는 단계;

   상기 주입된 열 신호 x(t) 및 상기 감지된 국부적인 온도 신호 y(t)의 소정의 함수로서 상기 채널의 모델을 생성하는 단계;

   상기 모델을 연속적으로 갱신하여, 상기 채널의 표시기 감쇠 파라미터(τ)를 출력으로서 제공하는 단계;

   심장 출력 값(CO)을 상기 모델의 출력으로서 연속적으로 계산하는 단계;

   래그된 정규 모델의 제로 이득값(dc) 및 표시기 감쇠 파라미터(τ) 둘 다를 포함하는 파라미터를 반복적으로 판정함으로써, 측정된 주입된 열 대 측정된 온도 채널 전달 함수(Hxy)의 소정의 함수로서 상기 채널의 모델을 발생하는 단계;

   상기 표시기 농도 센서에 대한 추정된 전달 함수(Hs)를 미리 계산하는 단계;

   상기 전달 함수(Hs)에 의해 상기 채널 전달 함수(Hxy)를 스케일링하여, 상기 표시기 농도 센서로 인한 왜곡을 제거하는 단계; 및

   상기 심장 속도 및 상기 감쇠 파라미터(τ)의 소정의 함수로서 상기 심장의 심장 박출 계수(EF)를 연속적으로 추정하는 단계

   를 포함하는 방법.
10. 심장 박출 계수의 추정 시스템에 있어서,

    소정의 드라이버 신호에 따라 심장에서의 업스트림 위치에 표시기를 주입하기 위한 표시기 주입 수단;

    다운스트림 위치의 혈액에서의 국부적인 표시기 농도를 감지하고, 표시기 농도 신호를 발생하기 위한 표시기 농도 센서 - 상기 업스트림 위치로부터 상기 다운스트림 위치까지의 영역은 혈액을 위한 채널을 형성함 - ;

    심장 속도(HR)를 측정하기 위한 심장 속도 모니터;

    상기 드라이버 신호와 상기 표시기 농도 신호의 소정의 함수로서 상기 채널의 모델을 생성하며, 상기 모델을 연속적으로 갱신하여, 상기 채널의 모델링된 표시기 희석 곡선의 표시기 감쇠 파라미터(τ)를 출력으로서 제공하며, 및 상기 심장 속도 및 상기 감쇠 파라미터(τ)의 소정의 함수로서 상기 심장의 심장 박출 계수(EF)를 제거하는 처리 수단

    을 포함하는 시스템.
11. 제10항에 있어서, 상기 처리 수단은,

    심장 출력 값(CO)을 상기 모델의 출력으로서 연속적으로 계산하고,

    상기 심장의 말기 확장기 용적값을 상기 심장 출력 값(CO), 심장 속도(HR) 및 상기 추정된 박출 계수(EF)의 소정의 함수로서 연속적으로 계산하도록 더 제공되는 시스템.
12. 제10항에 있어서, 상기 처리 수단은,

    주입된 표시기 대 감지된 표시기 농도 채널 전달 함수(Hxy)의 소정의 함수로서 상기 채널의 모델을 생성하고,

    센서 전달 함수(Hs)에 의해 상기 채널 전달 함수(Hxy)를 스케일링하여, 상기표시기 농도 센서로 인한 왜곡을 제거하도록 더 제공되는 시스템.
13. 제12항에 있어서, 상기 표시기 농도 센서 전달 함수(Hs)를 특성화하는 미리 계산된 파라미터를 저장하고, 상기 처리 수단에 상기 전달 함수(Hs)를 출력하기 위한 기억 수단을 더 포함하는 시스템.
14. 제10항에 있어서, 상기 처리 수단은 래그된 정규 모델의 파라미터를 출력 신호로서 갖는 반복 추정기를 포함하고, 상기 파라미터는 채널 표시기 감쇠 파라미터(τ)를 포함하고, 상기 처리 수단은 EF=1-exp(-60/(τ^*HR)) - 여기서, (exp)는 지수 함수이고, (HR)은 심장 속도임 - 에 따라 상기 심장 박출 계수(EF)를 추정하기 위해 더 제공되는 시스템.
15. 제10항에 있어서, 상기 표시기 주입 수단은 저항성 가열 소자이고, 상기 표시기 농도 센서는 서미스터인 시스템.