心輸出量相關波形的參數檢測的製作方法
2023-06-14 10:52:21 2
專利名稱：心輸出量相關波形的參數檢測的製作方法
技術領域：
背景技術：
可以根據心輸出量相關波形(例如外周壓力波形)確定的許多參數不僅對疾病的診斷是重要的，而且對「實時」即連續監控受試者的臨床顯著的變化都很重要。存在各種方法，用於基於心輸出量相關波形的各種特徵的分析來識別和/或計算這些參數。幾乎沒有醫院沒有使用這些方法監控一個或多於一個心輸出量相關參數從而提供受試者的狀態正在變化的警報的設備。
發明內容
描述了用於檢測心輸出量相關波形的參數的方法。該方法包括檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點中的錯誤的方法，檢測心輸出量波形的個體心搏周期的重搏切跡的方法，和檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤的方法。檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法包括提供心輸出量相關波形數據和計算波形數據的一階導函數。然後在時間上反轉一階導函數的數據的順序。接著一階導函數的振幅與閾值比較，該閾值是一階導函數的最大振幅的百分率。然後識別剛好在一階導函數的振幅大於經反轉時間順序數據中的閾值的點(即，時間上在其之前)之後一階導函數第一次等於零，來確定心搏周期的起點。一階導函數第一次等於零表明心搏周期的起點ο檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點的錯誤的方法包括提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，個體心搏周期具有預定的起點，並且確定心輸出量相關波形數據的最大值。接著確定心輸出量相關波形的第一點，該第一點是在心輸出量相關波形上在最大值之前具有等於最大值一半的值的第一點。然後查找起點和第一點之間的心搏周期部分的局部最大值。如果找到局部最大值，那麼查找第一點和局部最大值之間的心搏周期部分的局部最小值點，並將個體心搏的起點重新指定為局部最小值點。檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡的方法包括提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，個體心搏周期具有先前確定的起始時間點，並且計算波形數據的一階導函數。接著根據一階導函數確定第一時間點和第二時間點，所述第一時間點是一階導函數的起始時間點之後的第一個過零點，所述第二時間點是一階導函數的起始時間點之後的第二個過零點。還計算波形數據的二階導函數，並根據二階導函數確定第三時間點和第四時間點，所述第三時間點是二階導函數的第二時間點之後的第一個過零點，所述第四時間點是二階導函數的第二時間點之後的第二個過零點。然後查找第三時間點和第四時間點之間的二階導函數部分的局部最大值，該局部最大值出現在第五時間點。在第五時間點對應於重搏切跡位於個體心搏周期的心輸出量相關波形數據處的時間點。檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡的錯誤的方法包括提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，該個體心搏周期具有先前確定的重搏切跡時間點、先前確定的起始時間點、先前確定的心輸出量最大值點和先前確定的結束時間點，以及計算波形數據的一階導函數。然後確定一階導函數的心輸出量最大值點和查找時間點之間的所有局部最大值，查找時間點是起始時間點加上起始時間點與結束時間點之間的時間的三分之二。如果找到多於一個局部最大值，那麼重搏切跡被指定為第二個局部最大值處的時間點。
圖1示出了圖示說明用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的邏輯示例的流程圖。圖2A示出了關於幾個心搏周期記錄的動脈壓波形。圖2B示出圖2A所示動脈壓波形的一階導函數。圖3示出圖示說明用於核實心輸出量相關波形的個體心搏周期數目的邏輯示例的流程圖。圖4A-D示出發生心率不齊的心輸出量波形的示例。圖5示出圖示說明用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點的錯誤的邏輯示例的流程圖。圖6A示出了關於幾個心搏周期記錄的動脈壓波形，其中已經錯誤識別心搏周期的啟始。圖6B示出用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點的錯誤的應用方法的心搏周期相關點。圖7示出圖示說明用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡的邏輯示例的流程圖。圖8A示出了關於幾個心搏周期記錄的動脈壓波形。圖8B示出根據圖8A的波形的一階導函數。圖8C示出根據圖8A的波形的二階導函數。圖9示出圖示說明用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤的邏輯示例的流程圖。圖IOA示出了關於幾個心搏周期記錄的動脈壓波形。圖IOB示出根據圖IOA的波形的一階導函數。圖11是示出實現本文所描述的方法的系統的主要部件的方框圖。
具體實施例方式本文描述用於檢測心輸出量相關波形的參數的方法。具體地，本文描述的方法包括檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點的錯誤，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡，和檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤。除了對臨床醫生而言是重要的參數之外，心輸出量相關波形中的個體心搏周期和重搏切跡構成計算許多其他心輸出量相關參數的基礎，因此，最初準確地識別心搏周期和重搏切跡構成臨床醫生為受試者適當地提供治療的■石出。如這裡所使用的，短語心輸出量相關波形用於表明例如與心輸出量成比例的、由心輸出量獲取的或是心輸出量的函數的相關的信號。這些信號的示例包括但不限於外周動脈壓和中央動脈壓和/或流量、脈搏血氧測定波形、阻抗體積描記波形和都卜勒波形。術語外周動脈壓是為了表示在動脈樹中任一點(例如橈動脈、股動脈或肱動脈)以侵入或非侵入方式測量的壓力。如果使用侵入式儀器，特別地，安裝導管的壓力傳感器，那麼任一動脈可以是可能的測量點。放置非侵入式傳感器通常將由儀器本身指示，例如，手指箍帶、上臂壓力箍帶和耳垂夾具。測量到進一步遠離心臟的外周動脈壓增加。無論是使用具體的儀器或測量法，獲得的數據將最終產生對應於心輸出量(例如，與心輸出量成比例)的電信號。如這裡所公開的用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法在圖1中的流程圖中示出，該方法包括提供心輸出量相關波形數據(10)，計算波形數據的一階導函數並且反轉數據的時間順序00)。比較一階導函數的振幅和閾值(30)，即一階導函數的最大振幅百分率。在一階導函數的振幅大於反轉時間順序數據的閾值的點之後識別一階導函數第一次等於零，來確定心搏周期的開始(40)，即一階導函數第一次等於零表明心搏周期的起始(50)。圖2A是關於幾個心搏周期記錄的動脈壓波形的示例。個體心搏周期是由靠近波形最小值的點來表明的。使用剛剛描述的用於檢測個體心搏周期的方法包括計算一階導函數，作為圖2A中所示波形的一階導函數在圖2B中示出(注意當時間順序反轉時的一階導函數未在圖2B中示出)。然後比較一階導函數和閾值，為了該示例的目的閾值在圖2B中用粗線示出。然後，剛好在一階導函數的振幅大於閾值的點之後(表現為在時間之前)，定位第一個過零點。一階導函數的該部分的第一個過零點在圖2B中用虛線表明。對於圖2B 中所示的導函數，選擇一階導函數峰值的上升部分或下降部分的閾值交叉點不會影響在峰值之前的第一個過零點的識別。識別的過零點時刻是個體心搏周期開始的時刻(參見從圖 2B至圖2A的虛線箭頭指示)。為了計算下一個心搏周期，查找一階導函數的振幅大於閾值的一階導函數的下一個點，並重複該過程。可以反覆進行該方法，直到到達所提供波形的終點(或，如果連續地提供數據例如實時監控，則可以無限地進行下去)。可以過濾波形數據以便於在計算一階導函數波形之前去除高頻和低頻噪聲。例如高通濾波器可以用於抑制基線漂移和消除受試者的呼吸影響。通過利用正向和反向數字濾波技術保留與輸入信號相同相位，高通濾波器與這裡描述的方法一起使用可以實現零相位失真。與這裡描述的方法一起使用的高通濾波器的另一個參數包括去除基線漂移和呼吸的低頻(如，0.25Hz)截止頻率。對於進一步的示例，低通濾波器可以用於在計算一階導數之前平滑波形信號。低通濾波器可以降低動脈脈壓信號的任何快速時域轉換和/或變換的影響。有限脈衝響應濾波器可以用於限制低通濾波器操作中的時延。使用低通濾波器和高通濾波器有助於數據的處理性能對本領域的技術人員而言是眾所周知的。檢測心輸出量相關波形的心搏周期中的常見問題是心率無規律。這種心率無規律的示例包括但不限於出現心房過早收縮或心室過早收縮、心律不齊和心房顫動。心率無規律一般包括過早搏動，這可以在任何時刻發生。這些過早搏動一般產生比主要搏動更少的容量和更低的壓力。這些搏動的低容量和小壓力引起所有心輸出量相關波形的信號中出現小的搏動。由過早的心臟收縮產生的小的搏動具有與在心輸出量相關波形的心臟舒張階段或晚期心臟收縮階段期間產生的壓力反射相類似的振幅和頻率特徵，這使得這些搏動難以區分壓力反射。例如，如果較低的閾值用於檢測由過早的心臟收縮產生的小的搏動，那麼較大的壓力反射會錯誤地被當作是心動周期。為了克服將壓力反射視為心動周期的可能，如上面所述的用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法可以在不同的閾值水平重複執行，從而核實所檢測的心搏周期數目。為了核實心搏周期的數目(如圖3中所示)，如以上所述，利用第一閾值來執行該方法(10)，然後利用第二(較低的)閾值第二次執行該方法00)。然後，比較利用不同閾值所檢測的心搏周期數目(30)。如果利用第一閾值檢測的心搏周期數目與利用第二閾值檢測的心搏周期數目之比小於65%，但每分鐘高於150的搏動數不大於所檢測的每分鐘搏動的 35%，那麼利用第二閾值確定的心搏周期作為心搏周期的實際數目00)。如果利用第一閾值檢測的心搏周期數目與利用第二閾值檢測的心搏周期數目之比小於65%並且每分鐘高於150的搏動數大於所檢測的每分鐘搏動的35%，那麼利用第一閾值確定的心搏周期作為心搏周期的實際數目(50)。如果利用第一閾值檢測的心搏周期數目與利用第二閾值檢測的心搏周期數目之比不小於65%，那麼利用第二閾值確定的心搏周期作為心搏周期的實際數目(60)。利用額外的成對的第一閾值和第二(較低的)閾值可以重複進行該方法。用於檢測個體心搏周期的方法中的閾值選擇取決於各種因素。與這裡所描述的方法一起使用的閾值示例包括 0. 8,0. 75,0. 7,0. 65,0. 6,0. 55,0. 5,0. 45,0. 4,0. 35 和 0. 3。與這些方法一起使用的閾值和更低閾值對示例包括這些閾值的各種組合，例如0. 75和0. 6或 0.6和0.3。其他的閾值和閾值對可以是有用的，這取決於實際情況。圖4A至4D示出了發生心律不齊的心輸出量波形的示例。這些波形中的每個波形都表示根據心輸出量相關波形的非常挑戰的情形中的心搏檢測。本方法用於成功地檢測用點所示的搏動。圖4A-4D顯示了在非常挑戰的情形中該方法的優良性能。這裡還描述(如圖5中的流程圖所示)用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點的錯誤的方法。指定起點被錯誤指定的情形的示例包括心律不齊情況或心動過速情況，其中在波形的心臟舒張階段會出現較大的壓力反射，和下一個心動周期在先前的心動周期的心臟舒張階段的反射結束之前就開始。在這些情況中，心搏周期的開始包含圖6A和圖6B中所示的類似小的峰值。在這些類型的情況中，標準搏動檢測方法可能在先前周期的心臟舒張階段的最小值點的小的峰值之前而不是峰值之後(搏動真正的起點所在的位置)就錯誤地檢測心搏的開始。這種心搏起點的錯誤檢測可以引起基於正在分析的波形確定其他心臟參數中的明顯錯誤。檢測個體心搏周期的指定起點的錯誤的方法(如圖 5中所示)包括提供具有預定起點的個體心搏周期的心輸出量相關波形數據(10)。然後確定心輸出量相關波形數據的最大值00)並且找到第一點(30)。該第一點是在最大值之前具有等於最大值一半的值的心輸出量相關波形上的第一點。接著查找起點和第一點之間的心搏周期部分的局部最大值GO)。如果在起點和第一點之間找到局部最大值，那麼查找第一點和局部最大值之間的心搏周期部分的局部最小值點(50)，個體心搏的起點被重新指定為局部最小值點(60)。如果在起點和第一點之間未找到局部最大值，那麼保留心搏的當前起點(70)。該方法可以進一步包括找到下一個個體心搏的起點，其也將是當前的個體心搏周期的終點。為了進一步說明該方法，圖6A示出了已經錯誤地檢測每個心搏周期的起點的波形(參見局部最小值的點)。圖6B示出了應用該方法的心搏周期的相關點，S卩，k是心搏周期的預定起點(k+Ι是下一個心搏周期的起點)，s是心輸出量相關波形數據的最大值，h是在最大值之前具有等於最大值一半的值的心輸出量相關波形上的第一點，1是起點和第一點之間的局部最大值，d是利用該方法計算的心搏周期的正確起點。這裡進一步描述(並在圖7中的流程圖中示出)用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡的方法。該方法包括提供具有先前確定的起點的個體心搏周期的心輸出量相關波形數據(10)，和計算波形數據的一階導函數00)。然後根據一階導函數確定第一時間點(在一階導函數的起始時間點之後的第一個過零點)和第二時間點(在一階導函數的起始時間點之後的第二個過零點)(30)。還計算波形數據的二階導函數(40)。 然後根據二階導函數確定第三時間點(在二階導函數的第二時間點之後的第一個過零點) 和第四時間點(在二階導函數的第二時間點之後的第二個過零點)(50)。然後查找第三時間點和第四時間點之間的二階導函數部分的局部最大值，該局部最大值發生在第五時間點 (60)。最後，第五時間點被指定為重搏切跡。如上所述可以過濾該方法中使用的函數。為了進一步說明該方法，圖8示出了利用該方法分析的心輸出量數據。具體地，圖 8A示出具有三個標明的心搏周期(在局部極小處的點)的波形，圖8B示出圖8A中所示波形的一階導函數，圖8C示出圖8A中所示波形的二階導函數。圖8A的點1是正在分析的心搏周期的起點，圖8A和8B之間的虛線2示出了一階導函數中的心搏周期的起始時間點，並且還在一階導函數的第一時間點(即，起點之後的第一個過零點)之前出現。圖8B中的點 3示出一階導函數的第二時間點(即，起始時間點之後的第二個過零點)。虛線4示出第二時間點被轉換至圖8C中所示的二階導函數的位置從而開始查找第三時間點(即，二階導函數中的第二時間點之後的第一個過零點)，並且圖8C中的點5是第三時間點。圖8C中的點6是第四時間點(即，二階導函數中的第二時間點之後的第二個過零點)。圖8C中的點 7 (即第五時間點)是第三時間點和第二時間點之間的局部最大值。所示第五時間點被轉換回圖8A的波形中，此處該時間點表明重搏切跡的位置(在點9處所示)。這裡額外描述(並在圖9中的流程圖中示出)用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤的方法。當在信號中在圍繞重搏切跡位置處出現較大的反射波時，這些類型的錯誤通常出現在重搏切跡的檢測中。該方法包括提供具有先前確定的重搏切跡時間點、先前確定的起始時間點、先前確定的心輸出量最大值和先前確定的結束時間點的個體心搏周期的心輸出量相關波形數據(10)，並且計算波形數據的一階導函數 (20)。然後，確定一階導函數中的心輸出量最大值點和查找時間點之間的所有局部最大值 (30)。查找時間點是通過相加起始時間點和起始時間點與結束時間點之間的時間間隔的三分之二確定的。如果找到多於一個局部最大值，那麼重搏切跡被重新指定為第二個局部最大值的時間點GO)。如果僅找到一個局部最大值，那麼重搏切跡仍然是先前確定的重搏切跡(50)。為了進一步說明該方法，圖10示出利用該方法分析的心輸出量數據。具體地，圖 IOA示出具有大約三個心搏周期(和可能是重搏切跡的兩個局部極小值)的波形，圖IOB示出圖IOA中所示波形的一階導函數。圖IOA的點10是正在分析的心搏周期的起點，圖IOA 和圖IOB之間的虛線20示出了分析一階導函數的起始時間點。虛線30表明查找點，其是起點和終點40之間的時間間隔的三分之二，因此虛線20和虛線50之間的時間段表明用於找到一階導函數的局部最大值的查找窗口。在查找窗口中找到兩個局部最小值禮和禮。因為找到多於一個局部最大值，所以重搏切跡被指定為第二個局部最小值M2，其對應於圖IOA 中的點60。圖11示出可以用於實施這裡描述的方法的系統的主要部件，所述方法用於檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點中的錯誤，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡和檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤。該方法可以在現存的病人監控裝置中實施，或可以作為專用監控器來實施。如上所述，心輸出量相關波形，或是與心輸出量成比例的、從心輸出量獲取的或是心輸出量的函數的某些其他信號可以用以下兩種方式之一或同時用兩種方式來感測侵入地和非侵入地。為了方便起見，系統被描述為測量動脈血。為了完整性圖11同時示出了兩種類型的壓力感測。在這裡所描述的方法的大多數實際應用中，一般將實施一種變化或幾種變化。在這裡所描述的方法的侵入性應用中，常規壓力傳感器100被安裝在導管110上，導管110被插入病人或患病動物的身體一部分130 的動脈120中。動脈120是動脈系統中的任一動脈，例如股動脈、橈動脈或肱動脈。在這裡所描述的方法的非侵入性應用中，常規壓力傳感器200(諸如，光體積描記血壓探測器)以任何傳統的方式安裝在外部，例如利用圍繞指狀物230的箍帶或安裝在病人手腕上的傳感器。圖11示意性地同時示出了這兩種類型。通過任何已知的連接器傳遞來自傳感器100、200的信號，作為處理系統300的輸入，處理系統300包括一個或多於一個處理器和其他的支持硬體以及通常包括的用於處理信號和執行代碼的系統軟體(未示出)。這裡描述的方法可以利用修改的、標準的、個人計算機來實施，或是併入更大的、專門的監控系統。為了使用這裡所描述的方法，處理系統300 還可以包括或連接到調節電路302，該調節電路302按需要執行正常信號處理任務，例如放大、過濾或分類。然後通過普通的模數轉換器ADC 304，被調整的檢測到的輸入壓力信號 P(t)被轉換為數字形式，ADC 304具有或採用來自時鐘電路305的時間參考。眾所周知，應當關於Nyquist (尼奎斯特)準則來選擇ADC 304的採樣頻率，以便避免壓力信號的效果失真(該過程在數位訊號處理領域中是非常著名的)。來自ADC 304的輸出將是離散壓力信號P(k)，其值可以存儲在常規存儲電路(未示出)中。通過包含用於執行這裡所描述的方法的一個方面或多於一個方面的計算機可執行代碼的軟體模塊310，可以將值P(k)傳遞至存儲器或從存儲器中存取。軟體模塊310的這種設計對計算機編程領域的技術人員而言是直截了當的。方法所使用的額外的比較和/ 或處理可以在額外的模塊(如320和330)中執行。如果使用，諸如先前確定的重搏切跡時間點、先前確定的起始時間點和先前確定的結束時間點等的信號具體數據可以存儲在存儲器區域315中，其也可以按需要存儲其他的預定參數。這些值可以通過利用任何已知的輸入設備400以常規方式輸入。如圖11所示，結果最終顯示在常規顯示器或記錄設備500上，呈現給用戶和由用戶解譯。與輸入設備400 —樣，顯示器500通常同樣由處理系統使用，用以其他目的。上面已經參考方法、裝置和電腦程式產品的方框圖和流程解描述了本發明的示例性實施例。本領域的技術人員將理解，方框圖和流程解的每個模塊與方框圖和流程解的模塊組合可以分別通過包括電腦程式指令的各種裝置來執行。這些電腦程式指令可以載入通用計算機、專用計算機或其他可編程數據處理裝置，以製造機器，因此在計算機或其他可編程數據處理裝置上執行的指令產生用於執行在流程圖模塊或多個模塊中指定的功能的方法。這裡描述的方法進一步涉及可以存儲在計算機可讀存儲器中的電腦程式指令， 其可以指示計算機或諸如處理器或處理系統(如圖11中的300所示)的其他可編程數據處理裝置以特定的方式起作用，從而使得存儲在計算機可讀存儲器中的指令產生一種包括用於執行圖11中的模塊中指定的功能的計算機可讀指令的製造產品。電腦程式指令可以加載到計算機、處理系統300或其他的可編程數據處理裝置中，從而使得一系列操作步驟在計算機、處理系統300或其他可編程裝置中執行以產生計算機執行過程，因此在計算機或其他可編程裝置中執行的指令提供用於執行模塊中指定的功能的步驟。而且，用於執行各種計算和執行這裡描述的相關方法步驟的各種軟體模塊310、320和330也可以作為計算機可執行指令存儲在計算機可讀介質上，以便允許方法被加載到不同的處理系統和由不同的處理系統來執行。因此，方框圖模塊和流程解支持用於執行指定功能的裝置的組合、用於執行指定功能的步驟的組合、用於執行指定功能的程序指令裝置。本領域的技術人員將理解，通過執行指定功能或步驟的基於硬體的專用計算機系統或專用硬體和計算機指令的組合，可以實施方框圖和流程解的每個模塊以及方框圖和流程解中的模塊的組合。本發明並不限於這裡所公開的作為本發明的一些方面的說明的實施例的範疇，並且是功能等價物的任何實施例都在本發明的範疇。除了那些示出和這裡所描述的方法以外，各種方法的改進對於本領域的技術人員而言是明顯的，且落入相關權利要求的範疇。進一步，儘管在上面的實施例中只具體地討論了這裡公開的方法步驟的某些典型組合，方法步驟的其他組合對於本領域的技術人員而言是明顯的，且落入相關權利要求的範疇。因此， 這裡明確地涉及步驟的組合；然而，儘管沒有明確說明，也包括步驟的其他組合。這裡使用的術語「包含」及其變體與術語「包括」及其變體同義使用，且都是開放的、非限制的術語。
權利要求
1.一種檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法，其包含 提供心輸出量相關波形數據；計算所述波形數據的一階導函數和反轉所述數據的時間順序； 將所述一階導函數的振幅與閾值作比較，所述閾值是所述一階導函數的最大振幅的百分率；和識別剛好在所述一階導函數的振幅大於經反轉時間順序數據中的閾值的點之後所述一階導函數第一次等於零，來確定心搏周期的起點，其中，所述一階導函數第一次等於零表明心搏周期的起點。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述閾值是所述一階導函數的最大振幅的75%。
3.根據權利要求1所述的方法，其中，所述閾值是所述一階導函數的最大振幅的60%。
4.根據權利要求1所述的方法，其中，所述閾值是所述一階導函數的最大振幅的30%。
5.根據權利要求1所述的方法，其中，確定每個心搏周期的起點是通過分析反轉時間順序的一階導函數來實現的。
6.根據權利要求1所述的方法，進一步包含通過識別在時間上剛好在所述一階導函數的振幅大於較低的閾值時的每個點之前出現的一階導函數的每個過零點，而額外地確定每個心搏周期的起點，從而核實所檢測的心搏周期的數目；和比較利用所述閾值確定的心搏周期數目與利用所述較低的閾值確定的心搏周期數目；其中，如果利用所述閾值確定的心搏周期數目與利用所述較低的閾值確定的心搏周期數目之比小於65%，且每分鐘高於150的心搏數目大於檢測的每分鐘心搏數目的35%，那麼用所述閾值確定的心搏周期用作心搏周期的實際數目，否則，用所述較低的閾值確定的心搏周期用作心搏周期的實際數目。
7.根據權利要求6所述的方法，其中，所述閾值是0.6且所述較低的閾值是0. 3。
8.根據權利要求6所述的方法，其中，所述閾值是0.75且所述較低的閾值是0. 6。
9.一種檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點中的錯誤的方法，其包含 提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，所述個體心搏周期具有預定的起點； 確定所述心輸出量相關波形數據的最大值；確定所述心輸出量相關波形中的第一點，所述第一點是在所述心輸出量相關波形上在所述最大值之前具有等於所述最大值一半的值的第一點；查找所述起點和所述第一點之間的心搏周期部分的局部最大值； 其中，如果找到局部最大值，那麼查找所述第一點和所述局部最大值之間的心搏周期部分的局部最小值點，並且將所述個體心搏的起點重新指定為所述局部最小值點。
10.根據權利要求9所述的方法，進一步包含找到下一個個體心搏的起點，其中所述下一個個體心搏的起點是個體心搏周期的終點。
11.一種檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡的方法，其包含提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，所述個體心搏周期具有先前確定的起始時間點；計算所述波形數據的一階導函數；根據所述一階導函數確定第一時間點和第二時間點，所述第一時間點是所述一階導函數的所述起始時間點之後的第一個過零點，所述第二時間點是所述一階導函數的所述起始時間點之後的第二個過零點；計算所述波形數據的二階導函數；根據所述二階導函數確定第三時間點和第四時間點，所述第三時間點是所述二階導函數的所述第二時間點之後的第一個過零點，所述第四時間點是所述二階導函數的所述第二時間點之後的第二個過零點；和查找所述第三時間點和所述第四時間點之間的所述二階導函數部分的局部最大值，所述局部最大值出現在第五時間點，其中，所述第五時間點對應於重搏切跡位於所述個體心搏周期的心輸出量相關波形數據處的時間點。
12.根據權利要求11所述的方法，進一步包含利用低通濾波器過濾所述二階導函數。
13.—種檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡的錯誤的方法，其包含提供個體心搏周期的心輸出量相關波形數據，所述個體心搏周期具有先前確定的重搏切跡時間點、先前確定的起始時間點、先前確定的心輸出量最大值點和先前確定的結束時間點；計算所述波形數據的一階導函數；確定所述心輸出量最大值點和一階導函數中的查找時間點之間的所有局部最大值，所述查找時間點是起始時間點加上所述起始時間點與所述結束時間點之間的時間的三分之 --，其中，如果找到多於一個局部最大值，那麼重搏切跡被指定為在所述第二個局部最大值處的時間點。
全文摘要
描述用於檢測心輸出量相關波形的參數的方法。該方法包括檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的方法，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定起點中的錯誤的方法，檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的重搏切跡的方法，和檢測心輸出量相關波形的個體心搏周期的指定重搏切跡中的錯誤的方法。確定這些參數對臨床醫生而言非常重要，因為這些參數構成計算許多其他的心輸出量相關參數的基礎。
文檔編號A61B5/02GK102387742SQ201080016241
公開日2012年3月21日 申請日期2010年2月11日 優先權日2009年2月11日
發明者F·哈迪布, L·D·羅特裡克 申請人:愛德華茲生命科學公司