專利名稱：用于在活體內確定活體順應函數及系統血流量的裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種在單活體內根據血壓P(t)和參考心臟輸出量COref來確定出活體心室下游血管系統順應函數C(P)=dv/dp的裝置。
本發明還涉及一種用于連續地確定出系統血流量q(t)的裝置，其中可以連續地確定出主動脈及其附近區域內的血壓P(t)。
上面所述的方法及裝置都是公知的。過去，已研制了多種根據主動脈血壓計算心臟輸出量(CO)的方法。一方面，所提出的方法是根據幾個特征值如平均主動脈壓(MAP)、心臟的收縮及舒張壓(APSyS,APdia)、噴射時間(ET)以及患者數據(年齡，性別，體重，身高)[4,6,7]來確定CO，而另一方面，所用的算法是應用脈動血壓曲線的全部輪廓線來計算心臟輸出量[1,5,20]。在后面的也被稱作脈沖輪廓分析的方法中，迄今為止采用了兩種不同的計算法。首先，可以利用一些校正系數根據主動脈血壓直接計算出CO[19,20]，而另外的做法[5,25]則是根據壓力加上特定的假設來計算血流量，并假定此血流量與主動脈內的實際血流量相一致從而用于確定心臟輸出量。
首先由Hales[26]提出并由Frank[27]用來確定心臟一次搏動量(SV)及心率、心臟輸出量的傳統Windkessle模型，只利用周圍電阻R及順應性C來模擬上述心血管系統。在此模型中，主動脈血流量用q(t)表示，當給定C和R時通過測得的血壓p(t)來進行計算。但深入的研究表明這種簡單的模型只是不完全地對生理環境進行模擬，結果又提出了許多針對原始模型的改進方案；參考概述可見[24,28]。
這些方法的精確性很大程度上取決于假設的好壞，即所用的模型反映了上述心血管系統的狀況，因此在[5]中，利用了一個其參數由患者的年齡和性別來表示的非線性Windkessel模型。而更新的研究[21]表明，[5]中所用的模型也不能模擬出正確的基礎生理狀況；特別地，無法總是用[5]中所給出的順應性/壓力關系來表示血管的順應性(可延伸性)。這種差異有幾個原因。首先，在[5]中只考慮了在活體外所確定的主動脈橫截面與血壓的關系，而如[22,23]中所述忽略了長度變化；還有只考慮了血液濃度而未考慮與造血非常相關的粘滯性，且同樣忽略了周圍系統的順應性。第二，除了年齡和性別之外，特殊單體的順應函數C(P)無法用于[5]中所述的方法。而在對病例如動脈硬化進行精確的研究時，不能假定C(P)只隨著年齡和性別變化，因此基本模型所描述的生理狀況是不完全的[25]。最后，在[24]中已表明希望有一種能更精確地模擬出基礎生理狀態的改進的Windkessel模型。
而在上面所述的所有模型中，公共因素是模型參數，模型參數一旦確定以后，便不再依賴于上述心血管系統的狀況。盡管如此，幾乎所有的參數都隨著時間而改變，如系統電阻R隨著藥物治療的結果而改變。其他的參數包括主動脈的可延伸性及長度，隨著壓力發生巨大變化，使得即使在一次心搏內也被看作是變量。
主動脈阻抗及順應性不能假定為恒值的事實已在動物實驗[22]及用于人體[29]當中都已給出。主要原因是主動脈及主動脈附近血管的可延伸性、長度變化及容積變化。作為壓力的函數的主動脈容積V的典型變化已在[30]中特別給出。由于系統的順應性由C(P)=dV/dP (4)給出，且由于容積有限，當壓力很高時順應值必定趨近于零且不再是恒值。由于容積的變化是由血管長度及橫截面的變化引起的，根據Navier-stokes等式，一方面由橫截面積及液體濃度、另一方面由長度、血液粘滯性及濃度來確定的主動脈阻抗也會發生變化。
與壓力相關的主動脈阻抗及順應性已在[5,21]中進行了特別的論述且在其中用于研究非線性Windkessel模型。在[5]中，特別假定C(P)可由患者的年齡及性別來表示。在此計算法中，也忽略了阻抗Z(P)。而且，它是根據在[21]中得到的結果而得出的，因此[5]中所用的模型在一定程度上與真實的生理環境相矛盾。一個原因是順應性及主動脈阻抗是預定的。這種方法不適于考慮上述患者特征。此外，[5]中所提方法不經改進無法用于其他種類。進而，在[5]中只考慮了提前在活體外研究所得的典型的主動脈直徑及血液濃度。在模擬活體內環境時忽略了主動脈長度變化、和主動脈附近血管及周圍血管的動態性能以及血液的粘滯性。
因此在用于確定單活體內順應性/壓力關系的方法中，還沒有任何方法采用在此所用的測量變量。
利用本發明的裝置，根據上述生理系統即人或動物的測量值確定出所研究的所有模型參數，便可以消除這些缺陷。為此，特別地需連續測量出主動脈或其附近區域內的血壓p(t)且至少測量一次參考心臟輸出量(COref)，借助這些數值可以得到所有這些參數并將這些參數用于血液動態研究中。
本發明的目的在于提供一種用于在單活體內確定出活體順應函數的裝置，該裝置能夠盡可能真實地模擬出生理狀況。
本發明的另一目的在于提供一種能夠連續確定患者系統血流量的裝置，該裝置具有較低的侵害度且能夠在任何給定時間上都盡可能準確地給出實際血流量。
獨立權利要求中描述了實現這些目的的方法，在從屬權利要求當中可以得到優越的進一步限制。
根據本發明，可利用一個其參數能夠借助活體內的參考測量值來進行識別的Windkessel模型。因此，可確定出系統流量及其他血液動態參數。由此可見經修改及改進的Windkessel模型能夠更加準確地描述上述單體的心血管系統，從而可利用自其得到的結果更準確地計算系統流量及血液動態參數。該方法不必提前確定出它的假設特征，便可直接用于其他種類。此新研制的方法的額外優點在于除了連續的血壓測量值之外還可用于計算單體順應函數，應用不同的方法如主動脈熱稀釋處理至少確定一次心臟輸出量。
下面將參考附圖中示意給出的圖解實施例來對本發明進行更加詳細地說明，其中

圖1所示的是用于模擬所述心血管系統的電子模型電路；圖2所示的是計算主動脈阻抗Z(P)、順應函數C(P)及血流量q(t)的流程圖；圖3a的圖形所示的是血壓p(t)與時間的關系曲線，to代表主動脈瓣打開時間，ts代表主動脈瓣關閉時間，tD代表心臟舒張的結束時間；圖3b所示的圖形用于說明血壓與時間的關系及最終的血流量q(t)；圖4所示的是人體主動脈的典型順應函數C(P)；圖5所示的是根據本發明的裝置的電路方框圖。
圖1所示的是根據本發明優選使用的非線性的改進Windkessel模型，其中涉及有主動脈阻抗函數Z(P)和ZO(P)、順應函數C(P)以及系統電阻R。
圖1中的電阻器R表示人體隨時間變化的體表流量電阻。ZO(P)和Z(P)是與壓力p(t)相關的非線性阻抗，它們和與壓力相關的非線性電容C(P)一起，用于模擬主動脈及主動脈附近血管的狀態。
通過付立葉變換p~(ω)=∫-∞∞p(t)esp(-iωt)dt]]>及函數
所得到的圖1中所畫模型的結果，相類似地可以進行計算，主動脈阻抗為limω→∞q~(ω)p~(ω)=1R+1Z---(1)]]>因此，當R＞＞Z時，可得到Z=limω→∞p~(ω)q~(ω)---(2)]]>下面的等式更進一步地適用于順應性CC(p)=q(t)·p(t)/Rp·(t)-Z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)---(3)]]>其中p·(t)=dp(t)/dt]]>和q·(t)=dq(t)/dt]]>分別是相對于時間的壓力及流量微分。等式(1)到(3)表明，如果已知系統流量q(t)、血壓p(t)及系統電阻R，對于圖1中的模型便可以計算出C和Z。該模型所描述的上述心血管系統，只是在所建議的計算法范圍之內才是可能的。
圖2給出了此精確方法的概述。
ⅰ)首先根據壓力p(t)確定出平均主動脈血壓MAP及心率HR。
ⅱ)和通過主動脈熱稀釋處理優選確定出的、且滿足下面等式COref=HR·∫q(t)dt (5)的參考心臟輸出量COref一起，根據R=(MAP-CVP)/COref計算出系統電阻。在此表達式中，CVP指的是中心靜脈壓，如果是未知的話，可以用一個適當的恒定壓力如0mmHg來近似。
ⅲ)下一步是確定流量q(t)，流量q(t)應選擇適當，它在隨后的迭代法當中用作起始函數并應滿足基礎生理狀況。血流量q(t)給出了從左心室直接流入主動脈的血流量。因此要求q(t)對于在測定參考心臟輸出量COref期間所記錄的所有心搏都能滿足子條件q(to)=q(ts)=0和∫q(t)dt=COrefHR=SV---(6)]]>在此表達式中，時間to是心臟收縮的起始時間，ts是心臟收縮的結束時間。心臟舒張的結束時間在下面用tD表示。當ts＜t≤tD且當to＜t≤ts時，適當的血流量q(t)應為q(t)=0，例如q(t)=π·COref2·HR·(ts-to)sin(πts·to(t-to))---(7)]]>或優選地q(t)=k[p(t)·(p(to)+(t-to)p(ts)-p(to)ts-to)]---(8)]]>在后一種情形下，K根據條件∫q(t)dt=COref/HR來進行確定。除了等式(7)和(8)中給出的流量之外，其他的初始條件例如恒定的或拋物線形的流量也都是可以的。
ⅳ)設定Z(P)=0并引入輔助變量qold(t)和Eold，經初始化后成為qold(t)=q(t)且Eold=∞。
ⅴ)根據在主動脈或其附近區域內測得的血壓p(t)、流量q(t)及其時間微分，按照c(p)=q(t)-p(t)/Rp·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)---(9)]]>計算出順應函數。
ⅵ)順應函數的倒數用一關于P的適當階數的多項式來進行近似，即1C(p)=Σkαkpk---(10)]]>以這種方式來確定膨脹系數，能夠最佳地滿足恒等式q(t)=p(t)R+1[Σkαkpk]·[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]---(11)]]>作為它的適當判別式，均方根差E=<(q(t)·p(t)/R·[p·(t)·Z(p)·(q·(t)·p·(t)/R)]/[Σkαkpk])2>]]>應為最小，它可以始終利用p(t)和q(t)或者可選地只是在優選的時間間隔上利用p(t)和q(t)。在此及以下情形下，符號<>表示計算平均值。
ⅶ)如果E＜Eold，則設定qold(t)=q(t)且Eold=E并繼續步驟ⅷ)，否則跳至步驟ⅹ)。
ⅷ)計算Z(P)。一方面，所采用的方法是根據等式(1)或(2)來確定Z(P)。在這種情況下，假定這些初始時只適用于參數與壓力無關的圖1b中的模型的等式，在足夠短的時間間隔Δt內也能夠用于根據圖1所得到的非線性近似法。對于后者，可根據等式(2)利用Z(p=∫-Δt+Δtp(t)dt/2Δt)]]>來推斷出阻抗函數，或者等價地，通過Z(p)=(∫t-Δtt+Δtp2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtp(t)dt)2)/(∫t-Δtt+Δtq2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtq(t)dt)2)---(12)]]>不事先經過付立葉變換而直接由與時間相關的血壓p(t)及血流量q(t)來得到。另一方面，由下面的論述可以看出，Z(P)可利用Z(p)=AC(p)---(13)]]>更加簡單地計算出來。主動脈直徑d和長度L隨著壓力的升高而增大，因此可以假設一階近似d1。根據Hagen-poiseuille定則，將得到Z(P)αη/V，其中η表示血液的粘滯性，V表示主動脈容積。由于C(P)=dV/dP時，可以得到C(P)αd(1/Z)/dP，通過它可以直接得到等式(13)。它所包含的比例常數A，例如可以根據等式(17)通過確定出至少一個壓力P時的函數Z(P)來得到。
ⅸ)如果差值E足夠小，則模型參數的識別到此為止。否則，繼續步驟ⅹ)。
ⅹ)假定的血流量最后應變得使心臟一次搏動量進一步與根據參考心臟輸出量所得到的心臟一次搏動量SV=COref/HR相一致。此時，qold(t)總是給出最佳流量，當∫δq(t)dt=0時，設定q(t)=qold(t)+δq(t)。
ⅹⅰ)繼續步驟ⅴ)。
步驟ⅰ)-ⅹⅰ)所示的算法給出了該最佳方法，其中是利用參考心臟輸出量COref和連續測得的主動脈脈沖曲線p(t)來確定出所有其他參數。這樣做保證了能夠以實際發生在上述心血管系統中的相互作用所需要的方式來確定出順應函數和主動脈阻抗函數。特別地，C(P)不僅涉及了主動脈橫截面積的變化，還涉及了主動脈及周圍血管容積的變化；同樣，主動脈長度變化及血液的密度及粘滯性可由Z(P)給出。通過在步驟ⅵ)中引入的、且能夠模擬任何在生理上可行的順應/壓力關系的說明書的幫助，也可以推斷出C(P)和Z(P)，因此，此函數可適用于校驗期間即參考心臟輸出量測量期間所測得的壓力以外的范圍。
所示算法給出了最佳方法。其他方法可由其輕易獲得并由附加的權利要求書所覆蓋。特別地，在步驟ⅵ)中，不求順應函數的倒數，而可以用一個有限的泰勒數列即一個多項式來描述C(P)。步驟ⅷ)和ⅸ)也可以互相交換，或者可以改變步驟ⅵ)中的最佳判別式。例如不是求最小均方根差值，而是使期望值最大。
為了加快該方法，可以在步驟ⅲ)中具體選擇出初始血流量q(t)使得C(P)最初只根據心臟舒張即當ts＜t≤tD時來進行確定。根據等式(9),C(P)=-P(t)/R，則
滿足Z=0，因此對于所有的P(t)＜P(ts)，在收縮期間都可按照正交函數系統q(t)=∑kqksin(k·π·(t-to)/(ts-to))(14)利用順應函數來擴展流量，此時系數qk可通過使表達式<((q(t)-p(t)/R-p·(t)/C(p))2>---(15)]]>
最小化來進行確定。上述差值是根據所有的P(t)＜P(ts)來進行計算的，包括心臟開始收縮時出現的P(t)＜P(ts)。如果心血管系統狀況很好的話，通過如此選擇流量，則利用所述算法只需一次或幾次迭代就可計算出模型參數。
在步驟ⅵ)中，如果只利用心臟舒張范圍的壓力值且只用一二階多項式來近似1/C(P)，則可以更進一步地加快該方法。在第一次迭代期間，這樣做可獲得下面的結果C(p)=MAP2-COref<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2---(16)]]>根據主動脈或其鄰近區域內的血壓p(t)及參考心臟輸出量COref確定出圖1中模型的參數之后，接下來便可根據心臟搏動血壓連續地計算出心臟輸出。為此，需計算出在以下標為to的心臟搏動開始時間，且需計算出當初始條件q(to)=q(to)=0時的等式(11)。這種計算例如可以利用Runge-Kutta、Euler或其他公知的算法實現數字化。進而，如果所需的血壓測量結果只能在離散時間間隔上得到，那么需要的話，可在他們之間進行線性化處理。對于只利用血壓確定出的一次心臟搏動量，下式應滿足于γ=1SV=γ∫q(t)dt (17)因此，對于連續確定的心臟輸出量CO來說，可以得到下式CO=HR·SV=HR·γ·∫q(t)dt (18)在上面的表達式中，HR代表心率，它同樣是根據脈沖曲線p(t)計算出來的，且表示每分鐘的心搏數目。此時等式(16)和(17)中出現的積分可在整個心搏范圍上進行，或可選地由于心臟舒張期間滿足q(t)=0而只在心臟收縮長度上進行。如果在整個心搏期間計算出心臟一次搏動量SV及CO，則不必確定心臟收縮的結束時間。要做到這一點(見例[31])，或者需要精確的壓力曲線分析，以便根據p(t)確定出所謂的二向色標記位置及心臟收縮的結束時間，或者需要進一步的測量儀器如ECG。因此在整個周期上的積分更加魯棒性且比那些只計算特定心搏時間的方法涉及更少的步驟。此外，如果連續確定的心臟輸出CO也利用上述方法、根據用于模型識別的血壓測量值和參考心臟容量值COref來進行計算的話，則用于連續CO計算的方法的精確度可以得到進一步地提高，其中必須滿足CO=COref且校正系數可根據γ=COrefHR·∫q(t)dt---(19)]]>來確定。
為了應用上述方法，應具有一個其基本結構如圖5中所示的裝置。在此圖中，用虛線所代表的部件是可選的，且在該裝置的最小化結構當中，至少這些部件當中的一些是可以省略的。此類裝置包括至少一個計算單元，通常是中央處理單元，其中用于確定單體順應函數C(P)的方法可只通過其自身或與其他方法一起實現；特別地，此方法可在同一裝置上用于連續地計算心臟輸出量。也應具有一個用于測量主動脈或其鄰近區域內血壓p(t)的傳感器以及一個用于信號處理和信號轉換的裝置，一程序存儲器及一數據存儲器，以及用于提供參考心臟輸出量的裝置。如果是通過主動脈熱稀釋處理來確定COref，則此單元包括至少一個血液溫度傳感器以及一個用于測量此方法所用注射藥物溫度的傳感器，見[8]。由于COref也可以通過其他方法來得到，此模件也可具有不同的結構或者可以通過用戶輸入指令的裝置中的鍵盤來完成輸入。至少可以選擇對計算結果進行顯示、打印輸出或者保存在大容量存儲裝置(未示出)上。
權利要求
1．一種在單活體內根據血壓p(t)及參考心臟輸出量COref來確定活體心室下游血管系統的順應函數C(P)=dV/dP的裝置，其中該裝置具有以下部分a)一連續測定主動脈或其附近區域內壓力p(t)的壓力傳感器；b)一臺計算機，它b1)根據血壓p(t)計算出平均血壓MAP，b2)根據下式計算出人體的系統電阻R=MAP-CVPCOref,]]>CVP為確定或估算出的隨機中心靜脈壓，COref為心臟輸出量的參考值，b3)至少計算出血壓相對于時間的第一微分p·(t)=dp/dt]]>，以及b4)利用非線性模型、至少根據p(t)、
和R計算出順應函數C(P)。
2．根據權利要求1所述的裝置，其特征在于計算機只利用滿足下面條件的p(t)值來計算順應函數C(P)p(t)≤P(ts)ts為主動脈瓣關閉的時間。
3．根據權利要求1所述的裝置，其特征在于計算機只利用舒張血壓值來計算順應函數C(P)。
4．根據權利要求1所述的裝置，其特征在于計算機只利用收縮血壓值來計算順應函數C(P)。
5．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機根據壓力p(t)及第一時間微分dp/dt來確定血流量q(t)，并根據c(p)=q(t)-p(t)/Rp·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]>來計算順應函數，對于任意阻抗函數Z(P)和任意時間t最好滿足q(t)=p(t)R+c(p)[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]]>
6．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機利用一有限階多項式來近似求出順應函數的倒數，即1/C(P)，并利用此多項式推斷出在確定參考心臟輸出量時所記錄的壓力范圍之外的C(P)。
7．根據權利要求1所述的裝置，其中計算機確定出函數Σ∫t=tot=ts(q(t)-p(t)R-p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)Σkαkpk)2dt]]>的最小值并根據c(p)=1Σkαkpk]]>計算出單體的順應函數C(P)。
8．根據權利要求3或6所述的裝置，其特征在于計算機利用一個二階多項式描述順應函數C(P)的倒數并用下面的函數來近似C(P)c(p)=MAP2COref<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2]]>
9．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機利用一有限階多項式來近似順應函數C(P)，并利用此多項式推斷出在確定參考心臟輸出量時所記錄的壓力范圍之外的C(P)。
10．根據權利要求1所述的裝置，其特征在于計算機確定出函數Σ∫t=tot=ts(q(t)-p(t)R-[Σkβkpk]·[p·(t)-z(p)·(p·(t)-p·(t)/R)])2dt]]>的最小值并根據C(p)=∑kβkpk計算出單體的順應函數C(P)。
11．根據權利要求3或5所述的裝置，其特征在于計算機利用在p(t)≤P(ts)時計算出的順應函數C(P)按照完整的函數系統來擴展血流量q(t)，且特別地，通過下面的等式以付立葉數列的形式來描述q(t)q(t)=Σkqksin(k·π·t-tots-to),]]>系數qk通過求取最小均方根差來確定，數值ot和ts代表主動脈瓣的開啟和關閉時間。
12．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機改變假定的血流量q(t)以使均方根差最小。
13．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機通過z(p)=AC(p)]]>來確定主動脈阻抗/壓力關系，A是比例常數。
14．根據上述任一權利要求所述的裝置，其中計算機根據1/Z=q~(ω->∞)/p~(ω->∞)-1/R]]>或z(p)=p~(ω->∞)/q~(ω->∞)]]>利用血壓
和假設血流量
的付立葉變換來確定出一非線性主動脈阻抗函數。
15．根據權利要求1所述的裝置，其特征在于計算機根據壓力p(t)和第一時間微分dp/dt確定出血流量q(t)并根據z(p=∫-Δt+Δtp(t)dt/2Δt)]]>計算出阻抗函數z(p)=(∫t-Δtt+Δtp2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtp(t)dt)2)/(∫t-Δtt+Δtq2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtq(t)dt)2)]]>
16．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機用一個有限階多項式來近似主動脈阻抗Z(P)并利用此多項式來推斷出校正期間所記錄的壓力范圍之外的Z(P)。
17．一種用于連續地確定活體系統血流量q(t)的裝置，其中該裝置具有以下部分a)一連續測定主動脈或其附近區域內壓力p(t)的壓力傳感器；b)一臺計算機，它b1)根據血壓p(t)計算出平均血壓MAP，b2)根據下式計算出人體的系統電阻R=MAP-CVPCOret,]]>CVP為確定或估算出的隨機中心靜脈壓，COref為心臟輸出量的參考值，b3)至少計算出血壓相對于時間的第一微分p·(t)=dp/dt]]>，以及b4)利用非線性模型、至少根據p(t)、
和R計算出順應函數C(P)。
18．根據權利要求17所述的裝置，其中計算機通過q(t)=p(t)R+C(p)[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]]>來確定系統血流量q(t)。
19．根據權利要求17所述的裝置，其特征在于計算機利用的是根據權利要求1至16中任一權利要求所確定出的順應函數C(P)。
20．根據權利要求17所述的裝置，其特征在于計算機根據SV=∫q(t)dt通過在適當的時間范圍上、尤其是在與心搏或心搏期間的噴射時間相對應的時間范圍上對流量進行積分來計算出心臟一次搏動量SV。
21．根據權利要求1或17所述的裝置，其特征在于計算機利用SV=γ∫q(t)dt withγ=COrefHR·∫q(t)dt]]>通過將連續血流量q(t)和參考心臟輸出COref進行比較來來計算出心臟一次搏動量SV。
22．根據權利要求16或17所述的裝置，其特征在于計算機根據SVV=<SV2>·<SV>2]]>計算出心臟一次搏動量的變化值，并利用它自身或者與其他參數如平均血壓MAP、收縮壓APSYS、舒張壓APDIA以及心率HR一起來校正心臟的一次搏動量。
23．根據上述任一權利要求所述的裝置，其特征在于計算機根據CO=HR·SV、利用心率HR和心臟的一次搏動量SV來連續地計算出心臟輸出量。
24．根據權利要求23所述的裝置，其特征在于計算機根據血壓曲線連續地確定出平均壓力MAP，并由此對于已測得的或估算出的任意中心靜脈壓CVP根據R=MAP-CVPCO]]>計算出系統電阻。
25．根據權利要求23所述的裝置，其特征在于計算機根據血壓曲線連續地確定出平均壓力MAP，并由此根據C(p)=MAP2CO<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2]]>計算出順應函數。
全文摘要
在單活體內根據血壓p(t)及參考心臟輸出量COref確定活體心室下游血管系統的順應函數C(P)=dV/dP和/或系統血流量的裝置,包括:a)連續測定主動脈或其附近區域內壓力p(t)的壓力傳感器;b)計算機,b1)根據血壓p(t)計算出平均血壓MAP,b2)根據下式計算出人體的系統電阻R=(MAP－CVP)/coref,CVP為確定或估算的隨機中心靜脈壓,COref為參考心臟輸出量,b3)至少算出血壓相對時間的第一微分p(t)=dp/dt,以及b4)利用非線性模型、至少根據p(t)、p(t)和R算出順應函數C(P)。
文檔編號A61B5/029GK1231162SQ9910589
公開日1999年10月13日 申請日期1999年3月30日 優先權日1998年3月31日
發明者S·尤肯, M·費勒, U·J·普菲菲爾 申請人:普爾松醫療系統管理股份有限兩合公司