測量心臟血流輸出量的方法和裝置的製作方法
2023-06-12 05:39:36 2
專利名稱：測量心臟血流輸出量的方法和裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及採用侵入式和非侵入式間接技術以連續方式確定搏出量，即從左心室(LSV)排出的血量，從右心室(RSV)排出的血量，從而確定心臟輸出Q，即搏出量乘以心率(HR)，以能在各種臨床狀況下以及在測功計測試過程中獲得這一重要的血動力參數。
這種採用信號壓力的方法並不十分可靠，因而須作校準。這通常是TDM。現時用這種方法得不到可靠的結果。
PCM法是Herd的原始概念(Herd J.A.等，1864)和Frank的稱為Windkassel(德文「氣室」)理論(Franck O. 1930)的理論導出的，PCM法還是基於在左心室(LSV)排出的血量或右心室(RSV)排出的血量和壓力曲線p(t)下的面積之間存在的關係。
用來計算心搏量的基本關係式是SV＝A/Z0，其中A是壓力曲線p(t)下的面積(見圖A1)，單位為[mmHg/t]，Z0是血流阻抗，單位為[mmHg/cm/t]，它取決於動力阻力以及動脈管壁的柔順性。LSV是以[Cm3]為單位測量的(見圖A1)，因此如心率以每分鐘搏動數測量，則Q＝LSV×HR是以l/min表示的心臟血流量。這裡我們回想動脈壓對時間的曲線由LSV的大小和血管阻抗所決定。因而，脈搏外形法力圖將這兩種分離開來加以分析；但該方法不能確定這兩種貢獻作為獨立的時變量。
許多研究試圖用Windkassel理論，只從壓力波形和從在主動脈或肺動脈波傳輸有關的特性來確定LSV(Romington J.W等，1948；Warner H.R等，1953；Herd J.A等1966；Kouchoukos N.T等，1970)。
繼而在若干年中應用Franck的原始概念，並已經能以連續方式從主動脈或肺動脈中壓力信號的測量來估算LSV(McDonald D.A等，1974；Wesseling K.H等，1976；Tajimi T.等1983；Wesseling K.H.等，1993)。
然而在具體應用到各種可能的臨床狀況中，脈搏外形法對計算血流阻抗普通地需要」校準「。校準一般採用上述另兩種方法即熱稀釋法和菲克氏法中的一種，或者採用主動脈直徑的主動脈參數和病人的年齡、性別、身高和體重的線性回歸法。
不同的是，校準和回歸因子都會有誤差，使得從中得出的方法不精確，並且在任何情況下回歸分析只能根據有限受驗人數得到。因而只能作為被研究量的平均值而非真實實測量來接受。
事實上，用熱稀釋法和菲克氏法估算的心臟血量總是與用其他診斷技術得到的臨床參數不一致，並且這主要發生在患者有某些心臟病如心臟擴大、心血管病和心臟纖顫的病人中。
舉例說，考慮在心室的張開和閉合點之間所研究的主動脈中兩個可能的信號。這些信號一般呈現相同的面積但不同的形式，並有到達心臟收縮點的不同時刻。
因此傳統的脈搏外形法將產生基於校準阻抗所估算的相同正確的測量(相同的積分)。但顯然從不同形式的信號必將得出不同的阻抗，這是不能估計的。
因而現今採用的侵入式技術的限制是a)因臨床疾病而使心臟血流量估計中獲得的精度差；b)因病人的病理狀況而一般無實用性；以及c)在例如測功計測試期間不能施用所述侵入式技術。
本發明的第二範圍是通過引入專用公式中的變化給出大體上與傳感器施加點無關的測量，而不需要任何事先的測量校準。
較好的是通過所記錄的壓力信號對時間的一階和二階導數的分析來計算液力阻抗。
按照本發明的又一個方面，考慮到在信號可能記錄的各點所述壓力值的衰減，還由用來計算LSV的平均壓力值作校正。
按照本發明的再一方面，所述方法有可能使得根據手指上(或以非侵入方式的其他點)上所記錄的信號直接重建主動脈和肺動脈中的信號，並從後者的信號中重建心臟血流量。
具體而言，為獲得SV估算，我們根據本發明考慮升主動脈和/或肺動脈中的波壓力，動脈的柔順性(E)以及外財阻力(R)。我們考慮1)SV與心室瓣膜開放時得到的壓力變化(這是收縮壓和舒張之壓差除以收縮和舒張之間經過的時間)的關係，2)由E和R調節SV。為獲得這些貢獻，我們需要考慮二重脈搏壓力值和收縮二重脈搏壓力之間其他特徵點(該壓力值必須除以時間，該時間是心搏的結束時間和所考慮的事件的時刻之間的差)。
因此，我們考慮SV由3個點來決定1)心室射出的血團；2)主動脈壁的反作用；3)外周血管循環的阻力。由於在取樣點上的壓力值是這等部分在同一時刻作用的結果，故我們以擾動的方法研究我們的系統。因此我們已經考慮心室和系統E和R的主要貢獻，第一由上述的1)所給出，第二，E和R系統主要對瓣膜閉合使用貢獻(二重脈搏壓力點)。這最後事件點根據管道被穿過的長度由一系列對心臟瓣膜後的壓力信號的擾動所調節。這就是需要考慮不僅由上述收縮和舒張引起的貢獻，還要考慮第二擾動引起的貢獻在何時出現。
最後，已經考慮的所有事件點是其中在各點(從心室-E-R射血)之間存在平衡狀態的時刻「主要」平衡點(收縮和舒張點)可以有或沒有其他平衡點「相伴」(下面將說明如何並是否分析它們)。所有這些信號可在已由心室(右和左)產生後的血流的波壓力中找到。
幸好，按照本發明的方法可能建立血流阻抗和可用的時間之間的關係，還可結合已知的涉及被記錄信號校準的方法(例如熱稀釋法)其中壓力曲線下面面積的貢獻考慮為時變量，而只考慮阻抗的貢獻是恆定量。
特別是，通過本發明的方法(下面稱脈搏分析法(PAM))，可能a)從升主動脈和肺動脈中以侵入方式記錄的信號壓力中求出SV；b)從(肱、橈和股動脈)以侵入方式記錄的和非方式記錄(例如從手指血管用示波法獲得的壓力中)的動脈信號壓力中求出SV。
在這種方法中我們估算了LSV和RSV，從而以完全不作任何校準的方法決定了真實Q值。因此僅通過分析波壓力得到這些結果(僅取決於在何處採樣波壓力)。
按照本發明提供了能完成這種方法的裝置。
裝置包括微處理器單元，用於接收對時間的血壓信號並對其進行分析，以確定上述認同的參數並據此計算心臟輸出Q。
在較佳的實施例中，裝置還包括環套計形狀的傳感器，將它用於手指上以獲得血壓信號。
本發明的詳述說明下面參照附圖，說明本方法應用的各種例子。例1A)LSV和採自升主動脈的壓力之間的關係(脈搏分析法，主動脈PAMA)(
圖1～6)i)用下面的一般關係式，PAMA確定心臟血流量Q，單位為升/分(lit/min)(在升主動脈中以1000Hz獲得壓力信號)LSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000式(1)其中K＝1並有量綱[λm×Sqrt(2p/(ρ)×Vm]，以單位l3/t2表示；λm為平均波長，約為10mVm為平均速度，約為10m/sρ為血密度；A為壓力曲線p(t)下t1(舒張脈時間，單位[ms])和tdic(二重脈搏壓力時間，單位[ms]之間的積分，單位為[mmHg×ms](圖1)；
K1＝100，單位[mmHg]，代表平均壓力的校正因子；Za1＝(psys-p(1))/tsys，單位為[mmHg/ms]；Za2＝(pdic/tfinal-tdic)，單位為[mmHg/ms]；以及Pm＝(psys+2p(1))/3。參看下面注1Tfinal＝所考慮的博動的時間(時間在t1開始並在tfinal結束)因而心臟血流量是Q＝LSV×HR其中Q的單位為[lit/min]；HR＝60000/T，以及T為心搏周期，單位[ms]。
這一關係式被施用於其中壓力曲線和對應的21點上下切的平均(即一階導數d』)和平均正切的21點上正切的平均(即二階導數d″)為如圖1和3且與記錄點有聯繫的情況中。ii)有-Za3在升主動脈中壓力曲線為圖4的形式，對應的一階和二階導數d』和d″為圖5和圖6且在時間t3處(見圖6)表示諧振點的情況下，關係式成為LSV＝[K[A/((Za1+Za2-Za3)×1000)+A/((Za1+Za2-Za3)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000式(2)式中的符號意義同式(1)，t3是時間tsys和時間tdic之間在d″的最小值處的時間，單位為[ms]，p3是時間t3處(見圖6)對應的壓力，單位[mmHg]，Zf3＝(p3/(tfinal-t3)mmHg/ms。
能以類似的方法計算Q＝LSV*HR。注1對升主動脈中測得的壓力，平均壓力認為對區間90-110mmHG的；對於110～120和90～80mmHg之間的平均壓力必須看為在50％處(例如對Pm＝118mmHg，我們的方法是＝114mmHg)；對於120～130和80～70mmHg之間的平均壓力值，必須看作在25％處，對於平均壓力值≥130和≤70mmHg，必須看作13％。例2B)RSV和採自肺動脈的壓力之間的關係(脈搏分析法，肺動脈PAMA)從右心室RSV排出的血量與肺動脈中測得的壓力之間的關係。除了刻度改變外，對應的信號壓力類似主動脈壓力的表示形狀(見圖7)。
用下面一般關係式，PAMP確定心臟血流量Q。單位為lit/min(在肺動脈以1000Hz獲得壓力)RSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000式(3)其中；K＝1並有量綱[λm×Sqrt(2p/(ρ)Vm)]，以單位(l3/t3)表示，ρ我血密度；A為壓力曲線p(t)下t1(舒張脈處時間，單位[ms])和tdic(二重脈搏中動脈第二次擴張處的時間，單位[ms])之間的積分，單位為[mmHg×ms]；K1＝12，單位為[mmHg]；Za1＝(psys)/tsys，單位為[mmHg/ms]；Za2＝(pdic/tfinal-tdic)，單位為[mmHg/ms]；以及Pm＝(psys+2p(1))/3，參看下面注2。
Q＝RSV*HR，其中Q的單位為[lit/min]；HR＝60000/t；以及T為心搏周期，單位為[ms]。
圖7示出肺動脈中壓力的信號獲得。對肺動脈中的壓力，我們有於主動脈的d』和d″的變量。因而二重脈搏壓力(Pdic)、收縮壓力(Psys)、舒張壓力(P(1))等各點以及有關時間的確定與上述相同。ii)肺動脈平均壓力≤19mmHg的情況在Pm≤19mmHg的情況下關係式成為RSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)]]/1000式(4)符號的意義與前面情況相同。能以類似的方法計算Q＝RSV×HR。注2在肺動脈中取得壓力時，平均壓力必須為在19～28mmHg之間的壓力區間；對平均壓力值在28～33mmHg間的必須考慮作50％，對平均壓力值在＞33mmHg的必須考慮作25％(例如對pm＝43mmHg我們的方法是等於33mmHg)；對於其值＜19mmHg的是我們ii)的情況，故不用平均壓力。例3C)LSV和從手指小動脈非侵入式記錄的壓力之間的關係(脈搏分析法，手指PAMF)直接關係i)下面一般關係式，PAMF確定心臟血流量Q，單位為lit/min(在左上以1000Hz獲得壓力)LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2)×1000)+A/((Zf1+Zf2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000式(5)其中(圖8)K＝1並有量綱[λm×Sqrt(2p/(ρ)×Vm]，以單位[l3/t2]；A為壓力曲線p(t)下t1(舒張脈處時間，單位[ms])與tdic(二次脈搏壓力處時間，單位[ms])之間的積分，單位為[mmHg×ms]；K1＝90，單位為[mmHg]；Zf1＝(psys-p(1))/tsys，單位為[mmHg/ms]；Zf2＝pdic/(tfinal-tdic)，單位為[mmHg/ms]；以及Pm＝(psys+2p(1))/3。參見下面注3經校正的左心室排血量(LSVC)為LSVC＝[LSV+LSV×abs(delta(Pd1-pdic))/(psys-pdis)] 式(6)式中(pd1-pdic)＝二重脈搏點(Pdic)的壓力在其最大(Pd1)處的變化＝[mmHg]。僅當二重脈搏之後有壓力增加((Pd1-Pdic)＞0)時才有此校正。在不出現壓力增加((Pd1-Pdic)≤0)時，LSV＝LSVC。
psys是收縮壓，單位為[mmHg]；pdias是舒張壓，單位為[mmHg]；以及在二重脈搏點之後立即計算項pd1，且是(pdic)後曲線的最大值。
Q＝LSVC*HR，其中Q的單位為[lit/min]；HR＝60000/t；以及T為心搏周期，單位為[ms]。
上述關係式被施用於其中壓力曲線和對應的一階和二階導數d』和d″為圖9和圖10的情況中。ii)有-Zf3在壓力曲線為圖11的形式且對應的一階和地階導數d』和d″為圖12和13的情況下，關係式成為LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-Zf3)×1000)+A/((Zf1+Zf2-Zf3)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000 式(7)式中Zf3＝P3/(tfinal-t3)；以及各符號的意義與以前規定的相同，t3是d″在時間tsys和時間tdic之間d″的最小值的時間，單位[ms]，P3是t3處對應的壓力，單位[mmHg](圖11)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(psys-P(1)) 式(8)能以類似的方法計算Q＝LSVC×HR。iii)有-2Zf3在壓力曲線為圖14的形式且對應的一階和二階導數d』和d″為圖15和16的情況下，關係式成為LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-2Zf3)×1000)+A/((Zf1+Zf2-2Zf3)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000 式(9)式中Zf3＝P3/(tfinal-t3)；以及各符號的意義與以前規定的相同，t3是d″在時間tsys和時間tdic之間d″的最小值的時間，單位[ms]，P3是時間t3處對應的壓力，單位[mmHg](見圖14)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(Psys-P1)式(10)能以類似的方法計算Q＝LSVC×HR，單位[lit/min]。iii)有-2Zf3-Zf5在壓力曲線為圖17的形式且對應的一階和二階導數d』和d″為圖18和19的情況下，關係式成為LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-2Zf3-Zf5)×1000)+A/((Zf1+Zf2-2Zf3-Zf5)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000式中Zf3＝P3/(tfinal-t3)；Zf5＝P5/(tfinal-t5)；各符號的意義與以前規定的相同，t5是d″在時間tsys和時間tdic之間d″的最小值的時間，單位[ms]，P5是時間t5處對應的壓力，單位[mmHg](見圖17)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(psys-P1)[11]ex10能以類似的方法計算Q＝LSVC×HR，單位[lit/min]。注3以非侵入方式在手指小動脈取得壓力時，平均壓力必須被認為在70～110mmHg之間的壓力區間；對平均壓力值在110～150和70-40mmHg間的必須考慮作50％(例如對pm＝128mmHg我們的方法是等於119mmHg)；對平均壓力＞150和＜40mmHg的必須考慮作25％。v)通過用Zf1-Zf5在時域中的線性多重回歸重建升主動脈的壓力信號對於信號重建基本上採用線性多重回歸法。為了從和在左手中指上的小縛帶連續記錄的動脈信號中重建用心臟導管在升主動脈(或肺動脈)中記錄的信號，採用線性多重回歸法，其中以兩個相繼的步驟獲得重建的壓力信號1)根據手指上所採的信號作出升主動脈(或肺動脈)中在心搏周期中平均壓力為估算，由前面各中動脈信號的各種分析情況中所用的公式導出Pmf值(據手指上所採的記錄估算主動脈中平均壓力)Pmf＝LSV×Ztot/(k×A)式(11)2)從使用下列參數的擬合重建升主動脈(或肺動脈)中的波形y＝a0×Pmf+a1×fin+a2×abs(devfin)+a3×abs(der2fin)+a4×abs(der3fin)+a5×(intfin)+a6×slope×abs(derfin)+a7×slope×zZf1+a8×slope+a9×maxfin+a10×minfin+a11×HR×(intfin(直至所考慮的點))+a12×areaf+a13×zZf1+a14×zZf2+a15×zz3f+a16×zz4f+a17×Zf5areaf＝cof×(Zf1+Zf2)/(Zf1+Zf2-n×z3f-zf5) 式(12)式中，zf5和n＝0，1和2，依前述的準則而定；zzf4＝Pd1/(tfinale-td1)(圖14)；fin為手指上的壓力；abs(derfin)為所考慮壓力點的一階導數的絕對值；abs(der2fin)為所考慮壓力點的二階導數的絕對值；abs(der3fin)為所考慮壓力點的三階導數的絕對值；infin為手指上信號的直到所考慮點的積分；slope為水平軸與通過心臟循環的左和右上最小點的直線之間的角度；maxfin和minfin與收縮壓和舒張壓相符合；areaf為壓力信號的總面積；以及其餘符號與以前規定的意義相同。
圖20示出若干獲得的重建。
以非侵入方式記錄的信號的重建曲線與在升主動脈附近直接採到的信號曲線之間的誤差為SD(mmHg) Max(mmHg) Min(mmHg)1.16÷5.672.38÷16.40-2.82÷-16.41平均3.419.37 -9.32SD＝標準偏差對舒張壓附近的各重建點得到最小的差異，收縮壓附近各點得到最大的差異。
Max＝重建的所考慮的點的壓力與在心搏期間用導管實際測得的壓力的過估算的差異在舒張壓附近的重建點得到這一差異的最小值，在收縮壓附近的點得到差異的最大值。
Max＝重建的所考慮的點的壓力與在心搏期間用導管實際測得的壓力的過估算的差異在舒張壓附近的重建點得到這一差異的最小值，在收縮壓附近的點得到差異的最大值。
Min＝重建的所考慮的點的壓力與在心搏期間用導管實際得的壓力的欠估算的差異在舒張壓的重建得到這一差異的最小值，在收縮壓附近的點得到差異的最大值。
在這一計算中重要的是我們在C)中考慮的Zf1、Zf2、Zf3、Zf5為獲得滿意的結果，這些是必須的。
D)LSV與從股動脈或從其他外財點如肱動脈或橈動脈侵入式記錄的壓力之間的關係(脈搏分析法、肱、橈和股，PAM(BRF))對於這些情況，我們已經明白運用公式其有非侵入式和下列精度的情況C)中所有的形式i)對這些侵入的信號K1必須考慮的為＝100；ii)注3仍然不變。
根據本發明，本方法可結合已知的包括記錄信號的校準的方法(如熱稀釋法)加以應用，其中壓力曲線下的面積的貢獻考慮作時變量，而只考慮阻抗的貢獻為恆定量。
在這種情況中所提出的方法使得有可能用於阻抗計算的心率、壓力值和壓力波形中甚至有較大的變化。
因此可得出結論，所提出的方法對於正常人群和受各種病理狀況影響的病人在心臟血流量的侵入式和非侵入式估算中都是一種有效和良好的診斷工具。
此外，所述方法既可應用於健康人群也可用於已經受測功計測試的其心臟循環出現改變的人群，測功試驗的目的在於建立血動力學響應於該試驗的等級。
要強調本方法僅基於壓力信號(在肺動脈、主動脈弓，或任何別的較大的動脈血管中侵入式的，或在手指上非侵入式記錄的)的研究，而與受測人員的人類學的數據和年齡無關。
本發明還包括用於測量心臟血流量的裝置，它至少包括一個傳感器，用於檢測血壓信號，和連接到所述傳感器上的計算機單元，用於按照上述方法進行測量，並配備至少一個用於測量值的裝置。
較佳地，該裝置包含電腦程式的存儲媒體，執行權利要求項1～12中至少一項所述的方法。
本發明還涉及可裝載到計算機單元中的電腦程式以執行所述方法。
權利要求
1.一種測量心臟血流輸出量的方法，其特徵在於包括步驟用合適的傳感器記錄血壓信號；對時間計算從左心室(LSV)射出的血量或從右心室(RSV)射出的血量作為動脈柔順性的和/或外周阻力的和/或血流阻抗的函數；根據關係式Q＝LSV(或RSV)×HR計算心臟輸出量(Q)，其中HR是心率。
2.如權利要求1所述的方法，其特徵在於按照為記錄獲得校正值LSVC所選的位置，對LSV的計算實行平均壓力值的校正。
3.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，為計算從中可計算血流阻抗的諧振點，血壓信號的分析面對信號的一階和二階導數的研究。
4.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，在升主動脈中獲得所述壓力並通過式(1)計算LSV。
5.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，在升主動脈中獲得所述壓力並通過式(2)計算LSV。
6.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，在肺動脈中獲得所述壓力並通過式(3)計算RSV。
7.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，在肺動脈中獲得所述壓力並通過式(4)計算RSV。
8.如權利要求2所述的方法，其特徵在於，以非侵入方法從手指的小動脈獲得所述壓力並通過式(5，6)計算LSVC。
9.如權利要求2所述的方法，其特徵在於，以非侵入方法從手指的小動脈獲得所述壓力並通過式(7，8)計算LSVC。
10.如權利要求2所述的方法，其特徵在於，以非侵入方法從手指的小動脈獲得所述壓力並通過式(9，10)計算LSVC。
11.如上述權利要求中至少一項所述的方法，其特徵在於，以非侵入方法從手指的小動脈獲得所述壓力並用線性多重回歸法執行升主動脈中壓力信號的重建。
12.如權利要求11所述的方法，其特徵在於，所述重建在於從手指上所記錄的信號估算升主動脈中在心臟循環期間的平均壓力，並由此導出值Pmf＝LSV×Ztot/(k×A) (式(11))以及在於依靠使用下述參數的合適值在升主動脈中的波形重建y＝a0×Pmf+a1×fin+A2×abs(derfin)+a3×abs(der2fin)+a4×abs(der3fin)+a5×(intfin)+a6×slope×abs(derfin)+a7×slope×zZf1+a8×slope+a9×maxfin+a10×minfin+a11×HR×(intfin(直至所考慮的點))+a12×areaf+a13×zZf1+a14×zZf2+a15×zz3f+a16×zz4f+a17×Zf5areaf＝cof×(Zf1+Zf2)/(Zf1+Zf2-n×Z3f-Zf5)(式(12))其中Zf5和n＝0，1和2；zzf4＝Pd1/(tfinale-td1)；fin為手指上的壓力；abs(derfin)是所考慮壓力點的一階導數的絕對值；abs(der2fin)是所考慮壓力點的二階導數的絕對值；abs(der3fin)是所考慮壓力點的三階導數的絕對值；infin是直到手指上信號的直到所考慮點的積分；slope是水平軸與通過心臟循環的左和右上最小點的直線之間的角度；maxfin和minfin與收縮壓和舒張壓相符合；以及areaf為壓力信號的總面積。
13.一種測量心臟血流量的裝置，其特徵在於包括至少一個傳感器，用於檢測血壓信號，和連接到所述傳感器的計算機單元，用於按照權利要求1～12中至少一項所述的方法實測量，以及至少一個所述測量值的輸出裝置。
14.如權利要求13所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述傳感器是動脈侵入式測量的心臟導管。
15.如權利要求13所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述傳感器是肺動脈中侵入測量的心臟導管。
16.如權利要求13所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述傳感器是非侵入測量的傳感器。
17.如權利要求16所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述傳感器是環繞在手指上的非侵入測量的小縛帶。
18.如權利要求17所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述傳感器在使用中用易處理型的第二消毒縛帶來保護。
19.如權利要求17所述的測量心臟血流量的裝置，其特徵在於所述計算機單元包括包含電腦程式的存儲媒體，以按照權利要求1～12中至少一項所述的方法執行計算。
20.一種可裝入計算機單元中的電腦程式，用於按照權利要求1～12中至少一項所述的方法執行計算。
全文摘要
一種測量心臟血流量的方法,其中將從左心室(LSV)射出的血量或從右心室(RSV)射出的血量表達和計算成為用適當傳感器記錄的壓力曲線下面面積的獨立貢獻因子中至少一個的函數,以及根據關係式Q=LSV(或RSV)×HR計算心臟血流量Q,其中HR為心率。
文檔編號A61B5/029GK1348341SQ00806763
公開日2002年5月8日 申請日期2000年4月26日 優先權日1999年4月27日
發明者S·羅馬諾 申請人:薩爾瓦多·羅馬諾