TWI777737B - 血流動力學平臺量測方法 - Google Patents

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劉省宏
李建邦
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Abstract

一種血流動力學平臺量測方法，是以電子血壓計的壓脈帶在壓力介於55至70毫米汞柱的量測平台，以固定壓力保持一段時間對待測者進行脈搏波的量測，由量測到的多個脈搏波中擷取至少一脈搏波，以各脈搏波的波形、特徵點的參數配合待測者血壓的收縮壓、舒張壓計算心搏量；本發明透過可於55至70毫米汞柱的適當區間選擇量測平台壓力的方式，能配合不同待測者的舒張壓、生理狀況與電子血壓計的信號品質來改變量測平台的壓力，讓各待測者能於適當的量測平台量測取得典型的脈搏波形，提高量測結果的準確度，降低無法量測人數的比例。

Description

血流動力學平臺量測方法
本發明涉及一種量測的方法，尤其涉及一種血流動力學平臺量測方法。
血流動力學的監測是心臟血管疾病非常重要的治療活動，其參數比如心輸出量(CO)是指單側心室每分鐘射出的總血量，為心律(HR)與心搏量(SV)的乘積，是反應心臟功能的重要指標；透過血流動力學監測，能夠提供臨床醫護人員早期鑑別疾病的原因，及時給予病人適當的醫療處置，降低心臟病人的死亡率。
目前心輸出量的監測技術包含侵入式與非侵入式兩種類型的技術，侵入式的心輸出量檢測技術例如心肺容積監測(PiCCO)，原理是利用經肺溫度稀釋法和脈搏曲線分析法，在人體內放置中心靜脈導管與動脈導管，由中心靜脈端注入定量的冰水，在動脈端測量溫度與時間變化線，藉此測量得出心輸出量。
非侵入式的心輸出量檢測技術例如心阻抗血流圖(ICG)，是於組織胸腔的兩端設置電極量測得出心阻抗血流圖，將其中的參數代入kubicek心搏量公式計算心輸出量(CO)；非侵入式心輸出量檢測還有基於脈搏波的方法，是基於彈性臟器模型(Windkessel Model)，利用壓力脈搏裝置得到脈搏波後，利用脈搏波信號、波形與波形的特徵點計算心輸出量(CO)。上述非侵入式的 量測方法與侵入式相較，具有無創傷、安全與簡便等優點，但利用脈搏波計算心輸出量的方法，其脈搏波的波形是否典型顯出各特徵點，與壓脈帶受壓的壓力有關，因此選擇適當的平台壓力來測量脈搏波對於量測結果十分重要，過高或者過低都會降低準確度，並使可利用此法量測的人數減少。
由於現有利用脈搏波計算心輸出量的方法的準確性與選擇量測平台的壓力有關。為此，本發明在一較佳的壓力區間設置量測平台，在該量測平台以固定的壓力對待測者量測脈搏波，達到提升量測結果的準確度，降低無法量測人數的比例。
為達到上述創作目的，本發明提供一種血流動力學平臺量測方法，其方法的步驟包括：量測平台量測脈搏波：將一電子血壓計的壓脈帶充氣至壓力介於55至70毫米汞柱的量測平台，以固定壓力在該量測平台保持一設定時間，對待測者進行脈搏波的量測，由量測到的多個脈搏波中擷取至少一脈搏波，各脈搏波的波形依時間順序具有最高點、最大斜率點、轉折點以及最低點等特徵點；量測血壓：量測待測者血壓的收縮壓與舒張壓；以及應用量測參數計算心搏量：以各脈搏波的波形與該波形各特徵點的參數配合收縮壓與舒張壓的數據計算心搏量。
進一步，本發明於該量測平台量測脈搏波的步驟之後，該電子血壓計保持該壓脈帶的壓力繼續向該壓脈帶充氣，對該待測者進行該量測血壓的步驟。
進一步，本發明該量測血壓的步驟先於該量測平台量測脈搏波的步驟，於該量測血壓的步驟完成後接著進行該量測平台量測脈搏波的步驟。
更進一步，本發明進一步包括一量測心跳的步驟，量測待測者的心跳速率，並在該應用量測參數計算心搏量的步驟中，將心搏量乘以心跳速率得即得出待測者的心輸出量。
本發明量測脈搏波的量測平台為55至70毫米汞柱的適當區間，量測時能配合不同待測者的舒張壓、生理狀況與電子血壓計的信號品質來改變量測平台的壓力，讓各待測者能於適當的量測平台量測取得典型的脈搏波形，達到提高量測結果的準確度，降低無法量測人數的比例的功效。
本發明的量測血壓步驟可以緊接量測平台量測脈搏波的步驟，也可以將此兩步驟分開在不同時間進行或前後順序對調進行，本發明的進一步功效在於，若是在量測平台量測脈搏波的步驟後緊接著對壓脈帶充氣，進行量測血壓步驟，則能在壓脈帶一次的充氣、洩氣的循環量測所需計算的脈搏波波形參數、心律與血壓，加快量測心搏量的效率。
A:主波
B:重搏波
Tsys:最高點
Tinst:最大斜率點
Tdic:轉折點
Tdia:最低點
T:時間常數
X:量測平台
S01-S04:步驟
圖1是本發明較佳實施例的步驟流程圖。
圖2是本發明較佳實施例量測平台與血壓量測的壓力時間座標圖。
圖3是本發明較佳實施例的脈搏波波形的壓力時間座標圖。
為能詳細瞭解本發明的技術特徵及實用功效，並可依照說明書的內容來實施，進一步以如圖式所示的較佳實施例，詳細說明如下。
如圖1所示的步驟流程圖，本發明的較佳實施例提供一種血流動力學平臺量測方法，其方法的步驟包括：
(S01)量測平台量測脈搏波：如圖2所示，是將一電子血壓計的壓脈帶充氣至壓力介於55至70毫米汞柱(mmHg)的量測平台X，在本較佳實施例中，是選擇65毫米汞柱為量測平台X，以此65毫米汞柱的平台壓力在該量測平台X保持一設定時間，例如8秒，在此設定時間內對待測者進行脈搏波的量測；由量測到的連續多個脈搏波中擷取至少一脈搏波，在本較佳實施例中是擷取其中一具有典型波形的脈搏波，該脈搏波以橫軸為單位時間、縱軸為壓力繪製的波形如圖3所示，該脈搏波的波形前、後分為對應心臟收縮期與舒張期的主波A與重搏波B，並且依時間順序具有位於主波A頂端的最高點Tsys、波形中斜率最大的最大斜率點Tinst、位於主波A與重搏波B之間的轉折點Tdic，以及位於重搏波B末端的最低點Tdia等特徵點。
所述典型的脈搏波是指主波A與重搏波B之間的轉折點Tdic處具有明顯的轉折，當該電子血壓機的該壓脈帶選定的充氣壓力接近70毫米汞柱甚至超過70毫米汞柱的壓力時，該電子血壓機所量測的脈搏波的轉折點Tdic會逐漸趨於平緩接近曲線，此種變形的脈搏波不適合用於計算心輸出量(CO)，而當壓脈帶充氣的壓力低於55毫米汞柱時，相關脈搏波的特徵點可能消失或者不明顯，增加計算後的誤差。
(S02)量測血壓：在本較佳實施例中，如圖2、圖3所示，是於該量測平台X量測脈搏波的步驟之後，該電子血壓計保持該壓脈帶的壓力，也就是保持65毫米汞柱的壓力並繼續向該壓脈帶充氣，對該待測者進行該量測血壓的步驟，量測該待測者血壓的收縮壓與舒張壓，如本較佳實施例中量測到的收縮壓和舒張壓分別為106毫米汞柱以及68毫米汞柱。在其他的較佳實施例中可以先進行量測血壓的步驟再進行量測平台量測脈搏波，這時該量測血壓的步驟可以與該量測平台量測脈搏波的步驟接連進行或者間隔一段時間地分開進行；相對上來說，本較佳實施例接連進行量測平台量測脈搏波的步驟以及該量測血壓 的步驟的優點在於可以於同次壓脈帶充氣、洩氣的循環量測得出心輸出量(CO)，並且最大程度地避免量測血壓的壓脈帶壓力影響血管彈性使接著量測的脈搏波失真，但接連進行量測血壓的步驟與量測平台量測脈搏波的步驟也能有百分之八十以上的準確度。
(S03)量測心跳：在本較佳實施例中，是在該量測血壓的步驟的過程中量測待測者的心跳速率(HR)，量測得出的數值為71下/分。在其他的較佳實施例中，可以在該量測平台量測脈搏波的步驟過程中量測心跳速率，或者在其他時間量測心跳速率。
(S04)應用量測參數計算心搏量：以該脈搏波的波形、該波形的最高點Tsys、最大斜率點Tinst、轉折點Tdic，最低點Tdia的參數，配合收縮壓與舒張壓的數據，代入心搏量計算公式計算心搏量(CO)。
請參看圖3的脈搏波的波形圖，其橫座標為單位時間t，縱座標的壓力P以收縮壓106毫米汞柱與舒張壓68毫米汞柱的數據進行數據歸一化，橫座標的原點0秒為該脈搏波的起始點，處理過後的波形各特徵點的座標為：最高點Tsys(Psys,tsys)為(106,0.144)、最大斜率點Tinst(Pinst,tinst)為(96,0.272)、轉折點Tdic(Pdic,tdic)為(89,0.344)，最低點Tdia(Pdia,tdia)為(68,0.800)，上述參數與數據代入心搏量計算公式與計算過程說明如下：
Figure 110130751-A0305-02-0007-1
Figure 110130751-A0305-02-0007-3
Figure 110130751-A0305-02-0007-4
Figure 110130751-A0305-02-0007-5
如公式1所示，心搏量(SV)等於收縮期波形下的面積A除以血管截面瞬時加速度的倒數Z，本較佳實施例的A為10.1256；如公式4所示，時間常數T為該脈搏波在舒張期時間的常數，以舒張期的脈搏波的波形以曲線趨近 法得出數值，本較佳實施例的T為1.315*10-4，C為動脈順應性(Arterial compliance)，是每單位壓力變化時造成體積的變化量，體現動脈血管的緩衝能力，可透過控制量測法或模型估測法獲得，由於健康人群於相同壓脈帶的電子血壓計配合相同壓力的量測平台X時的C值相近，因此將此數值設定為常數，例如本較佳實施例的C值為0.20671，每個人脈搏波形不同因此T的數值各不相同，R為總周邊血管阻力(Total peripherial resistance)，將前述T與C代入公式4求出本較佳實施例的R為6.36157*10-4。
將上述各特徵點的座標參數代入公式3，計算得出dP為277.25， 計算式為：
Figure 110130751-A0305-02-0008-7
。
將A、R與dP的數據代入公式2，得出心搏量SV(ml)為57.41， 計算式為：
Figure 110130751-A0305-02-0008-6
；將心搏量(SV)乘以心跳速率(HR) 即得出待測者的心輸出量(CO)為為4.08公升(L)，計算式為57.41*71/1000。
本發明除前述較佳實施例，是以其中一脈搏波的波形參數計算心搏量(SV)、心輸出量(CO)以外，也可以取兩個以上脈搏波的波形參數分別計算心搏量(SV)、心輸出量(CO)的數值，再取算數平均數提升計算的心搏量(SV)、心輸出量(CO)準確性。
以上所述僅為本發明的較佳實施例而已，並非用以限定本發明主張的權利範圍，凡其它未脫離本發明所揭示的精神所完成的等效改變或修飾，均應包括在本發明的申請專利範圍內。
S01-S04:步驟

Claims (7)

  1. 一種血流動力學平臺量測方法，其方法的步驟包括：量測平台量測脈搏波：將一電子血壓計的壓脈帶充氣至壓力介於55至70毫米汞柱的量測平台，以固定壓力在該量測平台保持一設定時間，對待測者進行脈搏波的量測，由量測到的多個脈搏波中擷取至少一脈搏波，各脈搏波的波形依時間順序具有最高點、最大斜率點、轉折點以及最低點等特徵點；量測血壓：量測待測者血壓的收縮壓與舒張壓；以及應用量測參數計算心搏量：以各脈搏波的波形與該波形各特徵點的參數配合收縮壓與舒張壓的數據計算心搏量。
  2. 如請求項1所述之血流動力學平臺量測方法，其中於該量測平台量測脈搏波的步驟之後，該電子血壓計保持該壓脈帶的壓力繼續向該壓脈帶充氣，對該待測者進行該量測血壓的步驟。
  3. 如請求項1或2所述之血流動力學平臺量測方法，其中進一步包括一量測心跳的步驟，量測待測者的心跳速率，並在該應用量測參數計算心搏量的步驟中，將心搏量乘以心跳速率得即得出待測者的心輸出量。
  4. 如請求項3所述之血流動力學平臺量測方法，其中，該脈搏波以一單位時間t作為一橫座標，以及一壓力P作為一縱座標構成有一波形圖，配合該波形圖，該心搏量(SV)之計算符合下列公式：
    Figure 110130751-A0305-02-0010-8
    Figure 110130751-A0305-02-0010-9
    Figure 110130751-A0305-02-0010-10
    Figure 110130751-A0305-02-0010-11
     其中，A為收縮期波形下的面積、Z為血管截面瞬時加速度的倒數、T為該脈搏波在舒張期時間的常數、C為動脈每單位壓力變化時造成體積的變化量、R 為總周邊血管阻力、該波形圖最高點Tsys(Psys,tsys)、該波形圖最大斜率點Tinst(Pinst,tinst)、該波形圖轉折點Tdic(Pdic,tdic)，該波形圖最低點Tdia(Pdia,tdia)。
  5. 如請求項1所述之血流動力學平臺量測方法，其中該量測血壓的步驟先於該量測平台量測脈搏波的步驟，於該量測血壓的步驟完成後接著進行該量測平台量測脈搏波的步驟。
  6. 如請求項5所述之血流動力學平臺量測方法，其中進一步包括一量測心跳的步驟，量測待測者的心跳速率，並在該應用量測參數計算心搏量的步驟中，將心搏量乘以心跳速率得即得出待測者的心輸出量。
  7. 如請求項6所述之血流動力學平臺量測方法，其中，該脈搏波以該單位時間t作為該橫座標，以及該壓力P作為該縱座標構成有該波形圖，配合該波形圖，該心搏量(SV)之計算符合下列公式：
    Figure 110130751-A0305-02-0011-12
    Figure 110130751-A0305-02-0011-13
    Figure 110130751-A0305-02-0011-14
    Figure 110130751-A0305-02-0011-15
     其中，A為收縮期波形下的面積、Z為血管截面瞬時加速度的倒數、T為該脈搏波在舒張期時間的常數、C為動脈每單位壓力變化時造成體積的變化量、R為總周邊血管阻力、該波形圖最高點Tsys(Psys,tsys)、該波形圖最大斜率點Tinst(Pinst,tinst)、該波形圖轉折點Tdic(Pdic,tdic)，該波形圖最低點Tdia(Pdia,tdia)。
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Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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US20050131308A1 (en) * 2001-02-23 2005-06-16 Pulse Metric, Inc. Hemodynamic analysis device and method
CN105310678A (zh) * 2014-07-30 2016-02-10 天创聚合科技（上海）有限公司 一种基于脉波分析法计算心脏每搏血量的检测方法

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