用于监测血液动力学的方法和系统
阅读：1007发布：2020-06-16
专利汇可以提供用于监测血液动力学的方法和系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且公开了一种用于监测受试者的血液动 力 学的系统。该系统包括：配置用于提供至少一个输出电 信号 并将该 输出信号 传送至受试者的器官的信号产生系统。该系统还包括配置用于接收从响应输出 电信号 的器官感测的输入电信号，并用于使用输出信号调制 输入信号 以提供输入信号的同相分量和 正交 分量的解调系统。该系统还包括配置用于基于同相和 正交分量 监测血液动力学的处理系统。，下面是用于监测血液动力学的方法和系统专利的具体信息内容。
1.一种用于监测受试者的血液动力学的系统，包括：
配置用于提供至少一个输出电信号并将所述输出电信号传送至所述受试者的器官的信号产生系统；
配置用于接收从响应所述输出电信号的所述器官感测的输入电信号，并用于使用所述输出电信号调制所述输入电信号以提供所述输入电信号的同相分量和正交分量的解调系统；
配置用于基于所述同相分量和所述正交分量监测所述血液动力学的处理系统，所述监测包括根据表达式 计算归一化因子NF，其中， 是对于独立
地每根承载所述信号的引线或整个器官以弧度计的电流相位，c和d是角度参数，并且m和n是倍增参数。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理系统配置为将所述同相分量与所述正交分量组合，由此产生混合信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述混合信号。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述混合信号是所述分量的线性组合。
4.根据权利要求2所述的系统，其中，所述混合信号是所述分量的非线性组合。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述信号产生系统配置用于提供第一输出电信号和第二输出电信号，并将每个所述输出电信号传送至所述器官的独立部位；并且其中，所述解调系统配置用于接收从响应各自的输出电信号的所述器官的每个部位感测的输入电信号，和用于调制所述信号以提供每个输入电信号的同相分量和正交分量。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述第一输出电信号和所述第二输出电信号是相关电信号。
7.根据权利要求5所述的系统，其中，所述第一输出电信号和所述第二输出电信号是独立电信号。
8.根据权利要求5-7中任一项所述的系统，其中，所述处理系统配置为对于每个输入电信号将各自的同相分量与各自的正交分量组合，由此产生对应于输入电信号的混合信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述混合信号。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述处理系统配置为组合所述混合信号，由此提供组合的混合信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合的混合信号。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号评估选自由以下所组成的组中的至少一个性质：心搏量(SV)、心排血量(CO)、心室射血时间(VET)、心排血指数(CI)、胸腔液体含量(TFC)、总外周阻力指数(TPRI)、血管顺应性、氧摄取效率斜率(OUES)、以及所述输入电信号的相位分量的导数。
11.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号估计所述受试者的运动耐量。
12.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号识别睡眠呼吸暂停事件。
13.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号评估所述受试者出现败血症的可能性。
14.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号预测电机械分离的开始。
15.根据权利要求9所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于所述组合的混合信号评估血红细胞压积。
16.根据权利要求5-7中任一项所述的系统，其中，所述处理系统配置为将第一输入电信号的同相分量与第二输入电信号的同相分量组合以提供组合的同相信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合的同相信号。
17.根据权利要求5-7中任一项所述的系统，其中，所述处理系统配置为将第一输入电信号的正交分量与第二输入电信号的正交分量组合以提供组合的正交信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合的正交信号。
18.根据权利要求5-7中任一项所述的系统，其中，所述处理系统配置为对于每个输入电信号计算相位分量、振幅分量和定义为所述相位分量与所述振幅分量的组合的相位-振幅混合信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合。
19.根据权利要求18所述的系统，其中，所述处理系统配置为将对应于第一输入电信号的相位-振幅混合信号与对应于第二输入电信号的相位-振幅混合信号组合，由此提供组合的相位-振幅混合信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合的相位-振幅混合信号。
20.根据权利要求19所述的系统，其中，所述处理系统配置为基于组合的相位-振幅混合信号评估选自由以下所组成的组中的至少一个性质：心搏量(SV)、心排血量(CO)、心室射血时间(VET)、心排血指数(CI)、胸腔液体含量(TFC)、总外周阻力指数(TPRI)、血管顺应性、氧摄取效率斜率(OUES)、以及所述输入电信号的相位分量的导数。
21.一种用于监测受试者的血液动力学的系统，包括：
信号产生系统，配置为用于提供第一输出电信号和第二输出电信号，并将每个输出电信号传送至所述受试者的器官的独立部位；
解调系统，配置用于接收从响应各自的输出电信号的所述器官的每个部位感测的输入电信号，并用于调制所述信号，以提供每个所述输入电信号的同相分量和正交分量；和处理系统，配置为用于从所述解调系统接收每个所述输入电信号的同相分量和正交分量，并用于基于所述输入电信号监测所述血液动力学。
22.根据权利要求21所述的系统，其中，所述处理系统配置为组合所述输入电信号，由此提供组合的信号，并且其中，所述监测至少部分基于所述组合的信号。
23.根据权利要求22所述的系统，其中，所述组合是线性组合。
24.根据权利要求22所述的系统，其中，所述组合是非线性组合。
25.根据权利要求22所述的系统，其中，所述组合的信号用于估计所述受试者的运动耐量、识别睡眠呼吸暂停事件、评估所述受试者出现败血症的可能性、评估血红细胞压积和预测电机械分离的开始中的至少一个。
用于监测血液动力学的方法和系统
[0001] 相关申请
技术领域
[0003] 在本发明的一些实施方式中，本发明涉及医学领域，并且更具体地，但并非唯一地，涉及用于监测血液动力学的方法和系统。
背景技术
[0004] 心脏疾病是现代世界中发病和死亡的主要原因。一般来说，心脏疾病可能由以下所致：(i)自主神经系统故障，其中从中枢神经系统控制至心肌的脉冲未能提供规律的心
率和／或(ii)心肌本身强度不足，其中即使该患者具有规律的心率，但其收缩力不足。无
论哪种方式，血液的量或通过患病心脏供给血液的速率都是异常的，并且应理解的是，患者
循环状态的评估是非常重要的。
率和／或(ii)心肌本身强度不足，其中即使该患者具有规律的心率，但其收缩力不足。无
论哪种方式，血液的量或通过患病心脏供给血液的速率都是异常的，并且应理解的是，患者
循环状态的评估是非常重要的。
[0005] 最简单的测量如心率和血压，对于许多患者可能是足够的，但如果存在心血管异常，则需要更详细的测量。
[0006] 心排血量(CO)是在一定时间间隔期间通过心脏泵送的血液体积。时间间隔通常取一分钟。心排血量是心率(HR)和每次心搏泵送的血液量(也被称为心搏量(SV))的乘
积。例如，在站立静息时的心搏量在大多数成人中平均为60～80mL。因此，在每分钟80次
静息心率下，静息心排血量在4.8至6.4L／min之间变化。
积。例如，在站立静息时的心搏量在大多数成人中平均为60～80mL。因此，在每分钟80次
静息心率下，静息心排血量在4.8至6.4L／min之间变化。
[0007] 目前已知测量心排血量的几种方法。
[0008] 一种此类方法利用食道超声心动图(TOE)，其提供多种心脏结构和功能异常的诊断和监测。TOE用于通过记录从红血细胞反射的超声波多普勒频移从血流速度的测量推导
出心排血量。时间速度积分，是一个心跳周期期间瞬时血流速度的积分，在具体位置(例
如，左心室流出道)对于血流而获得。时间速度积分乘以横截面积和心率得到心排血量。
出心排血量。时间速度积分，是一个心跳周期期间瞬时血流速度的积分，在具体位置(例
如，左心室流出道)对于血流而获得。时间速度积分乘以横截面积和心率得到心排血量。
[0009] 美国专利号6,485,431公开了一种技术，其中，通过血压护腕或血压计测量的动脉血压用于计算心脏舒张时平均动脉血压和动脉系统的时间常数。然后动脉系统的顺应性
由表格确定，并用于计算作为平均动脉血压和除以时间常数的顺应性之乘积的心排血量。
由表格确定，并用于计算作为平均动脉血压和除以时间常数的顺应性之乘积的心排血量。
[0010] 测量心排血量的另外一种方法称为热稀释法。这种方法所基于的原理是心排血量能够由不同的温度下从血液一次输入盐水的稀释度估计。热稀释法包括向静脉中插入微导
管，通过心脏而进入肺动脉。安装于导管尖端的热敏电阻感应肺动脉中的温度。一次输入
的盐水(体积为约5mL)通过位于或靠近心脏右心房的导管开口迅速注入。盐水在心脏中
与血液混合，并暂时降低了右心房的温度。同时测量两个温度：血液温度由导管上的热敏电
阻传感器测量而注入的盐水的温度通常由铂温度传感器测量。心排血量负相关于温度降低
曲线下的面积。
管，通过心脏而进入肺动脉。安装于导管尖端的热敏电阻感应肺动脉中的温度。一次输入
的盐水(体积为约5mL)通过位于或靠近心脏右心房的导管开口迅速注入。盐水在心脏中
与血液混合，并暂时降低了右心房的温度。同时测量两个温度：血液温度由导管上的热敏电
阻传感器测量而注入的盐水的温度通常由铂温度传感器测量。心排血量负相关于温度降低
曲线下的面积。
[0011] 一种无创方法，称为胸部生物阻抗法，首次公开于美国专利号3,340,867中，并在最近开始吸引医学和工业的关注(参见，例如，美国专利号3,340,867、4,450,527、
4,852,580、4,870,578、4,953,556、5，178,154、5,309,917、5，316,004、5,505,209、
5,529,072、5,503，157、5,469,859、5,423,326、5,685,316、6,485,431、6,496,732 和
6,511,438；美国专利申请号20020193689)。胸部生物阻抗法具有提供连续心排血量测量
而对患者无风险的优点。
4,852,580、4,870,578、4,953,556、5，178,154、5,309,917、5，316,004、5,505,209、
5,529,072、5,503，157、5,469,859、5,423,326、5,685,316、6,485,431、6,496,732 和
6,511,438；美国专利申请号20020193689)。胸部生物阻抗法具有提供连续心排血量测量
而对患者无风险的优点。
[0012] 采用生物阻抗的各种方法可查阅：国际出版物号WO2004098376、WO2006087696、WO2008129535、WO2009022330和WO2010032252，所有都转让于本发明的共同受让人并通过
援引完全并入本文中。
援引完全并入本文中。
发明内容
[0013] 根据本发明一些实施方式的一个方面，提供了用于监测受试者的血液动力学的系统。该系统包括：信号产生系统，配置用于提供至少一个输出电信号并将所述输出信号传送
至所述受试者的器官。该系统还包括解调系统，配置用于接收从响应输出电信号的所述器
官感测的输入电信号，并用于使用输出信号调制输入信号以提供输入信号的同相分量和正
交分量。该系统还包括处理系统，配置用于基于同相和正交分量监测血液动力学。
至所述受试者的器官。该系统还包括解调系统，配置用于接收从响应输出电信号的所述器
官感测的输入电信号，并用于使用输出信号调制输入信号以提供输入信号的同相分量和正
交分量。该系统还包括处理系统，配置用于基于同相和正交分量监测血液动力学。
[0014] 根据本发明一些实施方式的一个方面，提供了监测受试者的血液动力学的方法。该方法包括产生至少一个输出电信号，并将输出信号传送至受试者的器官。该方法进一步
包括从响应输出电信号的器官感测输入电信号，并使用输出信号调制输入信号以提供输入
信号的同相分量和正交分量。该方法进一步包括基于同相和正交分量监测血液动力学。
包括从响应输出电信号的器官感测输入电信号，并使用输出信号调制输入信号以提供输入
信号的同相分量和正交分量。该方法进一步包括基于同相和正交分量监测血液动力学。
[0015] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法将同相分量与正交分量组合，由此产生混合信号，其中监测至少部分基于混合信号。
[0016] 根据本发明的一些实施方式，信号产生系统和／或方法提供第一输出电信号和第二输出电信号，并将每个输出信号传送至器官的独立部位。根据本发明的一些实施方式，解
调系统和／或方法接收从响应各自的输出电信号的器官的每个部位感测的输入电信号，并
调制信号以提供每个输入信号的同相分量和正交分量。
调系统和／或方法接收从响应各自的输出电信号的器官的每个部位感测的输入电信号，并
调制信号以提供每个输入信号的同相分量和正交分量。
[0017] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法，对于每个输入信号，将各自的同相分量与各自的正交分量组合，由此产生对应于输入信号的混合信号。根据本发明的一
些实施方式，监测至少部分基于该混合信号。
些实施方式，监测至少部分基于该混合信号。
[0018] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法组合混合信号，由此提供组合的混合信号，而其中监测至少部分基于组合的混合信号。
[0019] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法将第一输入信号的同相分量与第二输入信号的同相分量组合以提供组合的同相信号。根据本发明的一些实施方式，监测
至少部分基于组合的同相信号。
至少部分基于组合的同相信号。
[0020] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法将第一输入信号的正交分量与第二输入信号的正交分量组合以提供组合的正交信号。根据本发明的一些实施方式，监测
至少部分基于组合的正交信号。
至少部分基于组合的正交信号。
[0021] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法，对于每个输入信号，计算相位分量、振幅分量和定义为相位分量与振幅分量的组合的相位-振幅混合信号。根据本发明
的一些实施方式，监测至少部分基于该组合。
的一些实施方式，监测至少部分基于该组合。
[0022] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法将对应于第一输入信号的相位-振幅混合信号与对应于第二输入信号的相位-振幅混合信号组合，由此提供组合的相
位-振幅混合信号。根据本发明的一些实施方式，监测至少部分基于组合的相位-振幅混
合信号。
位-振幅混合信号。根据本发明的一些实施方式，监测至少部分基于组合的相位-振幅混
合信号。
[0023] 根据本发明一些实施方式的一个方面，提供了一种用于监测受试者的血液动力学的系统。该系统包括信号产生系统，配置用于提供第一输出电信号和第二输出电信号，并用
于将每个输出信号传送至受试者的器官的独立部位。该系统进一步包括处理系统，配置用
于接收从响应各自的输出电信号的器官的每个部位感测的输入电信号，并用于基于输入电
信号监测血液动力学。
于将每个输出信号传送至受试者的器官的独立部位。该系统进一步包括处理系统，配置用
于接收从响应各自的输出电信号的器官的每个部位感测的输入电信号，并用于基于输入电
信号监测血液动力学。
[0024] 根据本发明一些实施方式的一个方面，提供了一种用于监测受试者的血液动力学的方法。该方法包括：产生第一输出电信号和第二输出电信号，并将每个输出信号传送至受
试者的器官的独立部位。该方法进一步包括从响应各自的输出电信号的该器官的每个部位
感测输入电信号，并基于输入电信号监测血液动力学。
试者的器官的独立部位。该方法进一步包括从响应各自的输出电信号的该器官的每个部位
感测输入电信号，并基于输入电信号监测血液动力学。
[0025] 根据本发明的一些实施方式，该系统和／或方法将输入信号组合以提供组合的信号，其中监测至少部分基于组合的信号。
[0026] 根据本发明的一些实施方式，任何上述信号组合是线性组合。
[0027] 根据本发明的一些实施方式，任何上述信号组合是非线性组合。
[0028] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号评估由以下所组成的组中的至少一个性质：心
搏量(SV)、心排血量(CO)、心室射血时间(VET)、心排血指数(CI)、胸腔液体含量(TFC)、总
外周阻力指数(TPRI)、血管顺应性。
搏量(SV)、心排血量(CO)、心室射血时间(VET)、心排血指数(CI)、胸腔液体含量(TFC)、总
外周阻力指数(TPRI)、血管顺应性。
[0029] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号估计受试者的运动耐量。
[0030] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号识别睡眠呼吸暂停事件。
[0031] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号评价受试者出现败血症的可能性。
[0032] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号预测电机械分离的开始。
[0033] 根据本发明的一些实施方式，处理系统和／或方法基于组合的混合信号和／或组合的相位-振幅混合信号和／或组合的信号评价血红细胞压积。
[0034] 根据本发明的一些实施方式，第一和第二输出电信号是相关电信号。
[0035] 根据本发明的一些实施方式，第一和第二输出电信号是独立电信号。
[0036] 除非另有定义，本文使用的所有技术和／或科学术语具有与本发明所属的技术领域内普通技术人员通常理解的相同含义。虽然类似或等同于本文描述的方法和材料能够用
于本发明的实施方式中进行实践或测试，但是以下描述了示例性方法和／或材料。在冲突
的情况下，本专利说明书，包括定义，将控制。此外，材料、方法和实施例仅是示例性的，而并非旨在进行必要的限制。
于本发明的实施方式中进行实践或测试，但是以下描述了示例性方法和／或材料。在冲突
的情况下，本专利说明书，包括定义，将控制。此外，材料、方法和实施例仅是示例性的，而并非旨在进行必要的限制。
[0037] 本发明实施方式的方法和／或系统的实施可以包括手动、自动或其组合进行或完成所选择的任务。此外，根据本发明的方法和／或系统的实施方式的实际仪器和设备，几个
选定的任务能够使用操作系统通过硬件、通过软件或固件或者通过其组合实施。
选定的任务能够使用操作系统通过硬件、通过软件或固件或者通过其组合实施。
[0038] 例如，用于执行根据本发明实施方式所选择的任务的硬件能够作为芯片或电路进行实施。作为软件，根据本发明实施方式所选择的任务能够通过使用任何合适的操作系统
的计算机执行的多个软件指令实施。在本发明示例性实施方式中，根据本文中所描述的方
法和／或系统的示例性实施方式的一个或多个任务由数据处理器，例如，用于执行多个指
令的计算平台进行。可选地，数据处理器包括用于存储指令和／或数据的易失性存储器
和／或用于存储指令和／或数据的非易失性存储器，例如，磁性硬盘和／或可移动介质。可
选地，也提供网络连接。显示器和／或用户输入设备如键盘或鼠标也可选地提供。
附图说明
的计算机执行的多个软件指令实施。在本发明示例性实施方式中，根据本文中所描述的方
法和／或系统的示例性实施方式的一个或多个任务由数据处理器，例如，用于执行多个指
令的计算平台进行。可选地，数据处理器包括用于存储指令和／或数据的易失性存储器
和／或用于存储指令和／或数据的非易失性存储器，例如，磁性硬盘和／或可移动介质。可
选地，也提供网络连接。显示器和／或用户输入设备如键盘或鼠标也可选地提供。
附图说明
[0039] 参考附图，本文仅通过实例的方式描述了本发明的一些实施方式。现在详细地具体参考附图，需要强调的是，所示的细节是通过实例的方式和出于本发明实施方式示例性
讨论的目的。在这点上，结合附图的描述使得对于本领域技术人员如何实施本发明的实施
方式变得显而易见。
讨论的目的。在这点上，结合附图的描述使得对于本领域技术人员如何实施本发明的实施
方式变得显而易见。
[0040] 在附图中：
[0041] 图1是示出根据本发明的一些实施方式适合用于监测受试者的血液动力学的系统的示意性框图；
[0042] 图2是示出根据本发明其他实施方式的系统的示意性框图；
[0043] 图3是示出根据本发明的一些实施方式图1所示系统和图2所示系统组合的系统的示意性框图；
[0044] 图4是根据本发明的一些实施方式的解调系统工作原理的示意图；
[0045] 图5A和5B是根据本发明一些实施方式的解调系统(图5A)和处理系统(图5B)的示意性框图；
[0047] 图6C显示了根据本发明一些实施方式的动态变化的带通滤波器(BPF)：
[0048] 图7是根据本发明一些实施方式作为时间的函数的信号单次搏动的典型形态及其一阶导数的示意图；
[0049] 图8是根据本发明的一些实施方式构建的原型系统的示意图；
[0050] 图9A显示了通过用荷包缝合术固定的3-Fr微压计导出的作为时间的函数与ECG信号(黑色)同步的以mL计的左心室体积信号(蓝色)；
[0051] 图9B显示了根据本发明的一些实施方式获得的与ECG信号(黑色)同步的信号SCT(t)(红色)；
[0053] 图11显示了由主动脉超声流量探针导出的平均心排血量(蓝色)，和在输注多巴酚丁胺期间根据本发明的一些实施方式获得的dSCT(t)信号导出的平均心排血量(红色)；
[0054] 图12A显示了在输注多巴酚丁胺后由主动脉超声流量探针导出的平均心排血量(蓝色)和根据本发明的一些实施方式获得的dSCL(t)信号导出的平均心排血量(黑色)；
[0055] 图12B显示了由主动脉超声流量探针导出的作为心博数的函数的平均心排血量(蓝色)，和根据本发明一些实施方式获得的dSCR(t)信号导出的平均心排血量(黑色)；
[0056] 图13A显示出由主动脉超声流量探针导出的平均心排血量(蓝色)，和在严重水肿的发展期间根据本发明的一些实施方式获得的dSCR(t)信号导出的平均心排血量(黑色)；
[0057] 图13B显示了由主动脉超声流量探针导出的平均心排血量(蓝色)，和根据本发明的一些实施方式获得的dSCL(t)信号导出的平均心排血量(黑色)；
具体实施方式
[0059] 在本发明的一些实施方式中，本发明涉及医学领域，并且更具体地，但并非唯一地，涉及用于监测血液动力学的方法和系统。
[0060] 在详细解释本发明的至少一个实施方式之前，应该理解的是，本发明并不局限于以下描述中提出的和／或在附图和／或实例中举例说明的元素和／或方法的结构和排布
的细节的应用。本发明能够是其它实施方式或按照各种方式进行实践或实施。
的细节的应用。本发明能够是其它实施方式或按照各种方式进行实践或实施。
[0061] 本发明人观察到，信号分解的分量(component)可以用于评价受试者的血液动力学状态，其中，不同分量在其所承载的信息方面彼此互补。本发明人还观察到，从脉管系统
(vasculature)相同环节(section)的不同部位(part)获得的信号也彼此互补。本发明人
为了监测受试者的血液动力学的目的设计了利用一个或两个以上观察结果的技术。
(vasculature)相同环节(section)的不同部位(part)获得的信号也彼此互补。本发明人
为了监测受试者的血液动力学的目的设计了利用一个或两个以上观察结果的技术。
[0062] 现在参照附图，图1是示出根据本发明的一些实施方式适合于监测受试者12的血液动力学的系统10的示意性框图。系统10通常包括信号产生系统14，其优选提供一个或
多个输出电信号16并将信号16传送至受试者12的器官18。信号16能够经由本领域已知
的医疗引线(medical lead)进行传送。
多个输出电信号16并将信号16传送至受试者12的器官18。信号16能够经由本领域已知
的医疗引线(medical lead)进行传送。
[0063] 为了清楚起见，医疗引线在本文中通过其承载的信号的参考符号指示。
[0064] 器官18可以是人或动物身体的任何部位。优选地，器官18是外部器官，以使得信号传送可以无创完成。器官18的代表性实例包括但不限于胸部、髋部(hip)、股部、颈部、头
部、臂部、前臂部、腹部、背部、臀肌、腿部和脚部。在本发明的一些实施方式中，器官18是胸部。
部、臂部、前臂部、腹部、背部、臀肌、腿部和脚部。在本发明的一些实施方式中，器官18是胸部。
[0065] 在本发明的一些实施方式中，系统10包括解调系统20，配置用于接收从响应输出信号16的器官18感测的输入电信号22，并用于利用输出信号16调制输入信号22，以提供
输入信号22的同相分量24和正交分量26。系统10可以进一步包括处理系统28，在一些
实施方式，其配置用于基于同相分量24和正交分量26监测血液动力学。
输入信号22的同相分量24和正交分量26。系统10可以进一步包括处理系统28，在一些
实施方式，其配置用于基于同相分量24和正交分量26监测血液动力学。
[0066] 图2是示出根据本发明其他实施方式的系统10的示意性框图。在图2所示的实施方式中，信号产生系统14提供两种信号，在本文中称为第一输出电信号32和第二输出电
信号34，并将其传送至器官18的独立部位。例如，信号32能够传送至器官18的左侧而信
号34能够传送至器官18的右侧。在本发明的一些实施方式中，信号32和34是相关信号
(dependent signal)。可替换地，信号32和34可以是独立信号。
信号34，并将其传送至器官18的独立部位。例如，信号32能够传送至器官18的左侧而信
号34能够传送至器官18的右侧。在本发明的一些实施方式中，信号32和34是相关信号
(dependent signal)。可替换地，信号32和34可以是独立信号。
[0067] 正如本文中所用，“相关信号”是指在其频率、相位和振幅中至少一个、更优选至少两个、更优选任何都同步的信号。
[0068] 正如本文所用，“独立信号”是指在其频率、相位和振幅中至少一个、更优选至少两个、更优选任何都不同步的信号。
[0069] 还设想了信号产生系统14提供两种以上(相关或独立)信号的实施方式。
[0070] 在图2所示的实施方式中，处理系统28接收从响应第一输出信号32的器官18的第一部位(以上实施例中的右侧)感测的第一输入电信号36，和从响应第二输出信号34的
器官18的第二个第一部位(以上实施例中的左侧)感测的第二输入电信号38。处理系统
28优选基于输入信号36和38监测血液动力学。
器官18的第二个第一部位(以上实施例中的左侧)感测的第二输入电信号38。处理系统
28优选基于输入信号36和38监测血液动力学。
[0071] 在本发明的各种示例性实施方式中，图1所示的实施方式与图2所示实施方式组合。此类组合的一个代表性实例如图3所示。在本实施方式中，发生系统14提供两种或多
种输出信号，优选但不必须是独立信号，并将其传送至器官18的独立部位。在并不认为是
限制性的图3的示意图中，发生系统14提供两种信号32和34，并将其分别传送至器官18
的右侧和左侧。
种输出信号，优选但不必须是独立信号，并将其传送至器官18的独立部位。在并不认为是
限制性的图3的示意图中，发生系统14提供两种信号32和34，并将其分别传送至器官18
的右侧和左侧。
[0072] 在本发明的一些实施方式中，解调系统20接收从响应各自的输出信号的器官18的每个部位感测的输入电信号。例如，解调系统20能够接收从响应第一输出信号32的器
官18的第一部位感测的第一输入信号36，和从响应第二输出信号34的器官18的第二个第
一部位感测的第二输入信号38。解调系统20可选地且优选地使用输入信号调制所有输入
信号以对于每一输入信号提供同相分量和正交分量。因此，解调系统20优选提供2N个信
号，其中N是所接收的输入信号的数目。
官18的第一部位感测的第一输入信号36，和从响应第二输出信号34的器官18的第二个第
一部位感测的第二输入信号38。解调系统20可选地且优选地使用输入信号调制所有输入
信号以对于每一输入信号提供同相分量和正交分量。因此，解调系统20优选提供2N个信
号，其中N是所接收的输入信号的数目。
[0073] 在上面的实例中，其中解调系统20接收输入信号36和38，系统20的输出是第一同相分量40和第一正交分量42，两者均是第一输入信号36的解调，以及第二同相分量44
和第二正交分量46，两者均是第二输入信号38的解调。
和第二正交分量46，两者均是第二输入信号38的解调。
[0074] 现在将提供如本文以上界定和根据本发明一些实施方式的系统10的更详细的描述。
[0075] 由发生系统14提供的信号是更优选的交流电(AC)信号，其可以处于任何频率。本发明人发现射频信号是有用的，但它并非旨在将本发明的范围限制于任何特定的频率。具
体而言，传送的信号的频率可以低于射频范围、在射频范围内或高于射频范围。适用于本发
明实施方式的代表性频率范围包括但不限于20至800KHz，例如，约75KHz。通过本实施方
式的信号产生系统生成的电流，流动流经器官并由于身体的阻抗引起电压降。输入射频信
号通常而非强制性地相关于受试者的器官阻抗。在本发明的各种示例性实施方式中，选择
输出信号的参数(例如，频率、振幅、相位)以使得输入信号指示器官18的阻抗。信号典型
的峰-峰振幅(pick to pickamplitude)为但不限于低于600mV。
体而言，传送的信号的频率可以低于射频范围、在射频范围内或高于射频范围。适用于本发
明实施方式的代表性频率范围包括但不限于20至800KHz，例如，约75KHz。通过本实施方
式的信号产生系统生成的电流，流动流经器官并由于身体的阻抗引起电压降。输入射频信
号通常而非强制性地相关于受试者的器官阻抗。在本发明的各种示例性实施方式中，选择
输出信号的参数(例如，频率、振幅、相位)以使得输入信号指示器官18的阻抗。信号典型
的峰-峰振幅(pick to pickamplitude)为但不限于低于600mV。
[0076] 不失一般性，输入信号在下文中称为“阻抗”，但应当理解的是更详细地提及阻抗不应该以任何方式解释为限制本发明的范围，而信号表示为其它可测量的电量，包括但不
限于电压、电流、电阻、电抗及其任何组合。
限于电压、电流、电阻、电抗及其任何组合。
[0077] 应该认识到，阻抗信号可以表示为满足以下任一等式的复数：
[0078] (等式1)
[0079] 和
[0080] ZC=Zr+jZi (等式2)
[0081] 其中，ZP表示极坐标表示(polar representation)而ZC表示笛卡尔坐标表示(Cartesian representation)，并且其中|Z|是阻抗的绝对振幅， 是阻抗的相位，Zr是阻
2
抗的实分量，Zi是阻抗的虚分量，而j是纯虚数，满足j =-1。
2
抗的实分量，Zi是阻抗的虚分量，而j是纯虚数，满足j =-1。
[0082] 分量 和(Zr，Zi)之间的关系由以下等式给出：
[0083] (等式3)
[0084] 和2 2
[0085] |Z|=sqrt(Zr+Zi)； (等式4)
[0086] 极坐标分量|Z|和 可以分别利用调幅(AM)包络检测器(amplitude modulationenvelope detector)和相位调制(PM)检测器检测，例如，正如以上WO2010032252中所公
开。
开。
[0087] 本发明人发现，利用正交解调直接从信号提取笛卡尔坐标分量是有利的，其优选通过解调系统20对任何由此接收的输入信号S进行。解调系统20的优选工作原理如在图
4中示意性所示。
4中示意性所示。
[0088] 在本文中描述的任何信号操作中，应理解的是信号及其分量作为时间的函数而变化。
[0089] 接收的输入信号R并行乘以(i)与所传送的输出信号同相的信号A，和(ii)信号B，其通常利用相移器404，相对于对应的所传送的输出信号T是相移的。这个程序分别提供
了两个倍增信号(multiplication signal)，R×A和R×B。倍增信号能够用信号倍增器MA
和MB获得。倍增信号R×A和R×B随后利用低通滤波器402过滤。在本发明的一些实施
方式中，倍增信号R×A和R×B也使用高通滤波器。例如，这能够通过在滤波器402紧接前
或紧接后增加高通滤波器、或通过使滤波器402成为带通滤波器而实现。
了两个倍增信号(multiplication signal)，R×A和R×B。倍增信号能够用信号倍增器MA
和MB获得。倍增信号R×A和R×B随后利用低通滤波器402过滤。在本发明的一些实施
方式中，倍增信号R×A和R×B也使用高通滤波器。例如，这能够通过在滤波器402紧接前
或紧接后增加高通滤波器、或通过使滤波器402成为带通滤波器而实现。
[0090] 用于低通滤波器的典型的截止频率是但不限于约5Hz至约20Hz或约5Hz至约15Hz或约8Hz至约12Hz，例如，约9Hz或更低的截止频率。用于高通滤波器LPF的典型的
截止频率是但不限于约0.5Hz至约1.5Hz，或约0.6Hz至约1.4Hz或约0.7Hz至约1.3Hz，
例如，0.8Hz的截止频率。在本发明的各种示例性实施方式中，倍增信号R×A和R×B通过
动态自适应滤波器过滤，这在本文以下将进一步的详述。动态自适应滤波器可以是除了滤
波器402中一个或这二者之外的滤波器。可替换地，滤波器402中的一个或两个可以用动
态自适应滤波器代替。
截止频率是但不限于约0.5Hz至约1.5Hz，或约0.6Hz至约1.4Hz或约0.7Hz至约1.3Hz，
例如，0.8Hz的截止频率。在本发明的各种示例性实施方式中，倍增信号R×A和R×B通过
动态自适应滤波器过滤，这在本文以下将进一步的详述。动态自适应滤波器可以是除了滤
波器402中一个或这二者之外的滤波器。可替换地，滤波器402中的一个或两个可以用动
态自适应滤波器代替。
[0091] 获自R×A的过滤后的信号R×A称为输入信号R的同相分量I而获自R×B的滤波后的信号称为输入信号R的正交分量Q。
[0093] 因此，正如本文所用，“正交分量”是指接收的输入信号R和相对于对应输出信号T移相的信号B之间低通过滤倍增结果的任何信号，其中B相对于T的相移 不是零。
[0094] 在本发明的一些实施方式中， 为约π／2。
[0095] 由系统20进行的解调可以使用能够进行正交解调的任何已知电路。该电路按照需要可以是数字的或模拟的。在本发明的一些实施方式，电路是模拟的。适合的模拟电路
以Analog Devices Analog Devices，Inc.，Norwood，MA的目录No.AD8333标记。
以Analog Devices Analog Devices，Inc.，Norwood，MA的目录No.AD8333标记。
[0096] 在本发明的一些实施方式中，解调系统20以数字方式进行处理。在这些实施方式中，解调系统20包括模数转换器和数字数据处理器或／和数字信号处理器和／或现场可
编程门阵列。具有模数转换器(ADC)50和数字信号处理器(DSP)52的系统20的代表性实
例如图5A中所示。由ADC50接收的模拟信号根据预定的采样率数字化并作为离散数据媒
介传送至数据DSP52。典型的采样率为，但不限于，约200KHz至约1.5MHz。DSP52接收输入
信号R和传送的信号T，并计算I和Q信号，这除了其数字进行之外在上文中进行了更详细
的说明。因此，再次参照图4，当解调系统20以数字方式进行处理时，移相器404、信号倍增
器MA和MB、和滤波器402可以各自独立地是数字元件。
编程门阵列。具有模数转换器(ADC)50和数字信号处理器(DSP)52的系统20的代表性实
例如图5A中所示。由ADC50接收的模拟信号根据预定的采样率数字化并作为离散数据媒
介传送至数据DSP52。典型的采样率为，但不限于，约200KHz至约1.5MHz。DSP52接收输入
信号R和传送的信号T，并计算I和Q信号，这除了其数字进行之外在上文中进行了更详细
的说明。因此，再次参照图4，当解调系统20以数字方式进行处理时，移相器404、信号倍增
器MA和MB、和滤波器402可以各自独立地是数字元件。
[0097] 处理系统28用于提供由输入信号承载的监测信息。系统28接收来自系统20(图1和3)，或直接来自器官(图2)的信号，处理该信号，并产生关于所处理信号的输出。优选
地，输出是图形输出，将其传送到计算机可读介质如计算机的显卡、网卡或存储介质。通过
本地或远程计算机能够从该计算机可读介质读取该输出并显示在如显示装置上。
地，输出是图形输出，将其传送到计算机可读介质如计算机的显卡、网卡或存储介质。通过
本地或远程计算机能够从该计算机可读介质读取该输出并显示在如显示装置上。
[0098] 可选且优选地，处理系统28以数字方式进行处理。在这些实施方式中，处理系统28可以包括模数转换器和数字数据处理器或数字信号处理器。当解调系统20是数字的时，
对于处理系统28并不需要包括模数转换器，因为在这些实施方式中，处理系统28接收来自
解调系统20的数字信号。
对于处理系统28并不需要包括模数转换器，因为在这些实施方式中，处理系统28接收来自
解调系统20的数字信号。
[0099] 具有模数转换器(ADC)54和数据处理器56的系统28的一个代表性实例如图5B所示。当解调系统20(例如，滤波器402之后)的输出包括模拟信号时该实施方式是有用
的。模拟信号由ADC54接收，根据预定的采样率数字化并作为离散数据的媒介向数据处理
器56传送。典型的采样率为，但不限于，约200Hz至约800Hz。
的。模拟信号由ADC54接收，根据预定的采样率数字化并作为离散数据的媒介向数据处理
器56传送。典型的采样率为，但不限于，约200Hz至约800Hz。
[0100] 数据处理器56可以是通用计算机或专用电路。实施本实施方式的处理技术的计算机程序可以通常在分布介质如但不限于软盘、CD-ROM或闪存上分布给用户。该计算机程
序能够从分布介质复制到硬盘或类似的中间存储介质。另外，该计算机程序能够作为可下
载数据流，例如，从http或ftp互联网网站分布，在这种情况下该计算机程序能够直接从互
联网站点复制到计算机。该计算机程序能够通过从其分布的介质或其中间存储介质将计算
机指令加载到计算机的进行内存中，配置计算机按照本发明的方法运行。所有这些操作对
于计算机系统领域的技术人员是众所周知的。
序能够从分布介质复制到硬盘或类似的中间存储介质。另外，该计算机程序能够作为可下
载数据流，例如，从http或ftp互联网网站分布，在这种情况下该计算机程序能够直接从互
联网站点复制到计算机。该计算机程序能够通过从其分布的介质或其中间存储介质将计算
机指令加载到计算机的进行内存中，配置计算机按照本发明的方法运行。所有这些操作对
于计算机系统领域的技术人员是众所周知的。
[0101] 处理系统28能够按照一种以上方式提供血流动力学监测。
[0102] 在一些实施方式中，系统28基于由系统20接收的每一信号产生单独的输出。该输出可以包括信号自身的图示(作为时间的函数)，或其时间导数(例如，第一时间导数)，
或信号曲线下的面积。可选且优选系统28进行标准程序之后产生输出，例如，以对不同输
出类型获得类似的尺度。
或信号曲线下的面积。可选且优选系统28进行标准程序之后产生输出，例如，以对不同输
出类型获得类似的尺度。
[0103] 在一些实施方式中，系统28基于由系统20接收的信号组合生成输出。此类组合的代表性实例在下文提供。当由系统28计算超过一个组合时，能够可选地为每个信号组合
提供独立输出。
提供独立输出。
[0104] 在本发明的一些实施方式中，系统28将动态自适应滤波器应用于信号之后才将其显示。过滤优选响应受试者的生理状况进行。过滤，例如，能够通过采用国际专利公开号
2009／022330(其内容通过援引并入本文中)中描述的过滤技术进行以分别至相位和绝对
分量。
2009／022330(其内容通过援引并入本文中)中描述的过滤技术进行以分别至相位和绝对
分量。
[0105] 一般而言，动态可变滤波器根据响应受试者的生理状况的变化而动态适应的频带对数据进行过滤。本发明的发明人已经发现，频带对受试者生理状况的动态适应能够显著
降低无关信号对所测量的性能的影响。
降低无关信号对所测量的性能的影响。
[0106] 因此，在本实施方式中，系统28采用的处理过程中首先确定受试者的生理状况，随后基于受试者的生理状况选择频带，此后根据频带过滤所接收的信号。频带响应生理状
况的变化而动态适应。
况的变化而动态适应。
[0107] 生理状况优选，但非强制性地，是受试者的心率。有关生理状况的数据可以按照需要通过模拟或数字形式的合适数据收集单元收集。例如，生理状况可以是，例如，通过ECG
信号分析等测定的心率。
信号分析等测定的心率。
[0108] 尽管以下实施方式特别强调心率的生理条件进行描述，但应该理解的是，更详细地提及心率不应该以任何方式解释为限制本发明的范围。例如，在本发明示例性实施方式
中，生理状况是受试者的换气率，具体肌肉单元的重复频率和／或动作电位感测的肌电图
的一个或多个特征。
中，生理状况是受试者的换气率，具体肌肉单元的重复频率和／或动作电位感测的肌电图
的一个或多个特征。
[0109] 频带对生理状况的适应可以是根据本技术领域中已知的任何适应方案。例如，频带的一个或多个参数(例如，下限、上限、带宽、中心频率)能够是表征生理状况的参数的线
性函数。这个参数可以是，例如，每分钟心脏搏动的次数。
性函数。这个参数可以是，例如，每分钟心脏搏动的次数。
[0110] 图6A和6B显示了动态变化频率界限的代表性实例，其能够根据本发明的一些实施方式独立用于由系统28接收的每一信号和／或共同用于信号的任何组合，如本文中以
下进一步的详细描述。
下进一步的详细描述。
[0111] 图6A和图6B中所示的是频率界限(图6A中的上限和图6B中的下限)对受试者的心率的功能依赖性。如图6A中所示，频带上限线性变化，使得在每分钟约60次心率(bpm)
时上限为约6Hz，而在约180bpm的心率时上限为约9Hz。如图6B中所示，频带下限线性变
化，使得在约60bpm的心率时下限为约0.9Hz，而在约180bpm的心率时下限为约2.7Hz。
时上限为约6Hz，而在约180bpm的心率时上限为约9Hz。如图6B中所示，频带下限线性变
化，使得在约60bpm的心率时下限为约0.9Hz，而在约180bpm的心率时下限为约2.7Hz。
[0112] 在本发明的一些实施方式中，上限约等于定义为FU(HR)=6+1.5[(HR／60)-1]Hz的函数FU(HR)，其中，HR是以bpm为单位的受试者的心率。在一些实施方式中，上限始终等
于FU(HR)，而在其他实施方式中，上限使用迭代过程设置。
于FU(HR)，而在其他实施方式中，上限使用迭代过程设置。
[0113] 在本发明的一些实施方式中，下限大约等于定义为FL(HR)=0.9×(HR／60)Hz的函数FL(HR)。在一些实施方式中，下限始终等于FL(HR)，而在其它实施方式中下限由迭代过
程设置。
程设置。
[0114] 适合于本发明一些实施方式的迭代过程的代表性实例将在以下本文中提供。
[0115] 图6C示出了根据本发明的一些实施方式通过动态变化的频率上限和动态变化的频率下限表征的动态变化的带通滤波器(BPF)。正如所示，每个心率都关联于由下限和上
限限定的频带。例如，对于60bpm的心率，图6C描述了下限为约0.9Hz而上界为约6Hz的
BPF中。
限限定的频带。例如，对于60bpm的心率，图6C描述了下限为约0.9Hz而上界为约6Hz的
BPF中。
[0116] 应该理解的是，以上给出的值和图6A-C中所示的函数关系是示例性实施方式，而不应该视为以任何方式限制本发明的范围。在其它示例性实施方式中，频带和生理状况之
间的函数关系可以具有不同的斜率和／或偏移，或其能可以是非线性的。
间的函数关系可以具有不同的斜率和／或偏移，或其能可以是非线性的。
[0117] 下面是用于确定根据本发明的一些实施方式过滤相位分量和独立地绝对分量的带通滤波器的频带的迭代过程。在一些实施方式中，迭代过程可以基于从各自过滤后的分
量提取或计算的生理参数的值和从参照信号(例如，ECG信号)提取或计算的相同生理参
数的值之间的对比。
量提取或计算的生理参数的值和从参照信号(例如，ECG信号)提取或计算的相同生理参
数的值之间的对比。
[0118] 术语“生理参数”是指任何可测量或可计算的并代表生理活性，尤其是，但非必要是，心脏活性的可变参数。在本发明的各种示例性实施方式中，生理参数是除了心率本身之
外的参数。生理参数可以是时间相关的参数、振幅相关的参数或其组合。
外的参数。生理参数可以是时间相关的参数、振幅相关的参数或其组合。
[0119] 通常，滤波器信号和参考信号根据振幅作为时间的函数表示。因此，时间相关的参数通常使用信号的横坐标值计算而振幅相关的参数通常使用信号的纵坐标值计算。
[0120] 适合本实施方式的时间相关生理参数的代表包括但不限于收缩时间、舒张时间、射血前期和射血时间。适合本实施方式的振幅相关生理参数的代表性实例包括但不限于单
次搏动期间的超过零的最大振幅、单次搏动期间的最大峰-峰振幅，和单次搏动期间的RMS
水平。还设想了各种斜率的参数如但不限于信号上两点之间的平均斜率。
次搏动期间的超过零的最大振幅、单次搏动期间的最大峰-峰振幅，和单次搏动期间的RMS
水平。还设想了各种斜率的参数如但不限于信号上两点之间的平均斜率。
[0121] 在本发明的各种示例性实施方式中，生理参数是心室射血时间(VET)。
[0122] 尽管下面的实施方式对作为生理参数的VET特别强调而描述，但应当理解的是，更详细提及VET不应该以任何方式解释为限制本发明的范围。
[0123] 本发明人发现，具体受试者的大量生物信息能够获自FL(HR)和5.5Hz之间的频率范围，其中HR是受试者的心率。本发明人进一步发现，对于某些医疗条件，一些信息能够处
于5.5Hz和FU(HR)之间。
于5.5Hz和FU(HR)之间。
[0124] 用于提取或计算相同生理参数的两种不同技术之间的对比的优点是，其允许显著优化带通滤波器的频率上限。在本发明的各种示例性实施方式中，在迭代过程的每次迭代
中，重复对比。如果对比符合预定的标准，则频率上限通过计算上限低阈值和上限高阈值之
间的平均值进行更新。频率下限可以是恒定限值，例如，从约0.9Hz到约2.7Hz的恒定频
率)，或在各自迭代之前或期间其可以是动态的，例如，FL(HR)，HR是受试者的心率。
中，重复对比。如果对比符合预定的标准，则频率上限通过计算上限低阈值和上限高阈值之
间的平均值进行更新。频率下限可以是恒定限值，例如，从约0.9Hz到约2.7Hz的恒定频
率)，或在各自迭代之前或期间其可以是动态的，例如，FL(HR)，HR是受试者的心率。
[0125] 上限的低阈值和高阈值可以按照一种以上的方式设置。在一些实施方式中，低阈值和高阈值都是预定的(即，它们在迭代过程之前预先确定)，在一些实施方式中，阈值在
迭代过程之前的迭代中设定，在一些实施方式中，阈值中的一个是预定的，而另一阈值是在
迭代过程之前的迭代中设定的。在任何情况下，第一次迭代都基于迭代过程之前预先确定
的两个阈值。本发明的发明人发现，至少在最初时(即，第一次迭代时)，第一阈值可以是
约FU(40)，在本发明的各种示例性实施方式中，其为约5.5Hz，而第二阈值在各个迭代之前
或期间可以为FU(HR)的计算值，HR是受试者的心率。
迭代过程之前的迭代中设定，在一些实施方式中，阈值中的一个是预定的，而另一阈值是在
迭代过程之前的迭代中设定的。在任何情况下，第一次迭代都基于迭代过程之前预先确定
的两个阈值。本发明的发明人发现，至少在最初时(即，第一次迭代时)，第一阈值可以是
约FU(40)，在本发明的各种示例性实施方式中，其为约5.5Hz，而第二阈值在各个迭代之前
或期间可以为FU(HR)的计算值，HR是受试者的心率。
[0126] 在迭代期间使用的预定标准，例如，可以是这两个计算的结果是相似的(例如，在彼此的约40％或30％或25％内)。预定标准也可以相关于两个计算之间的差分方向。广
义而言，对于时间相关的参数，如果基于参考信号计算的参数的值高于基于过滤的信号计
算的参数值，上限被更新，而对于振幅相关的参数，如果基于参考信号计算的参数的值低于
基于过滤的信号计算的参数的值，上限被更新。对于斜率相关的参数，如果基于参考信号计
算的参数的值高于基于过滤的信号计算的参数的值，上限通常被更新。
义而言，对于时间相关的参数，如果基于参考信号计算的参数的值高于基于过滤的信号计
算的参数值，上限被更新，而对于振幅相关的参数，如果基于参考信号计算的参数的值低于
基于过滤的信号计算的参数的值，上限被更新。对于斜率相关的参数，如果基于参考信号计
算的参数的值高于基于过滤的信号计算的参数的值，上限通常被更新。
[0127] 上述标准之间的布尔组合(boolean combination)也可以用作标准。例如，AND布尔组合能够用于以下情况，如果两个计算的结果相似且根据所过滤的信号的计算表明异常
的生理状况而根据参考信号的计算表明正常生理状况时，频率上限可以被更新。
的生理状况而根据参考信号的计算表明正常生理状况时，频率上限可以被更新。
[0128] 适合于本发明的一些示例性实施方式的用于选择频率上限的迭代过程描述于国际专利公开号WO2010／032252中，通过援引将其内容并入本文中。
[0130] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28组合获自器官18的每一部位的输入信号(例如，36和38)。该组合可以是线性组合或非线性组合。例如，由SR表示的信号36和
由SL表示的信号38，系统28能够利用以下等式计算组合的信号SLR：
由SL表示的信号38，系统28能够利用以下等式计算组合的信号SLR：
[0131] SLR=wL×SLαL+wR×SRαR (等式5)
[0132] 其中，wL和wR是预定的权重参数(weight parameter)而αL和αR是预定的幂参数(power parameter)。在一些实施方式中，αL=αR=1，使得等式5表示线性组合。
[0133] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28将同相分量与正交分量(例如，分量24和26)组合。例如，由I表示信号24并由Q表示信号26，系统28能够利用以下等式计算混
合信号SIQ：
合信号SIQ：
[0134] SIQ=wI×SIαI+wQ×SQαQ(等式6)
[0135] 其中，wI和wQ是预定的权重参数而αL和αQ是预定的幂参数。在一些实施方式中，αL=αQ=1，使得等6表示线性组合。
[0136] 在本发明的一些实施方式中，对于每一输入信号，处理系统28将各自的同相分量与各自的正交分量组合。例如，对于第一输入信号36，系统28能够将第一同相分量40与第
一正交分量42组合，而对于第二输入信号38，系统28能够将第二同相分量44与第二正交
分量46组合。
一正交分量42组合，而对于第二输入信号38，系统28能够将第二同相分量44与第二正交
分量46组合。
[0137] 分别由ZiR和ZrR表示分量40和42，系统28能够利用以下等式计算混合信号SCR：
[0138] SCR=wiR×ZiRαR+wrR×ZrRβR (方程8)
[0139] 其中，wiR和wrR是预定的权重参数而αR和βR是预定的幂参数。在一些实施方式中，αR=βR=1，使得等式7表示线性组合。
[0140] 分别由ZiL和ZrL表示分量44和46，系统28能够利用以下等式计算混合信号SCL：
[0141] SCL=wiL×ZiLαL+wrL×ZrLαL(等式8)
[0142] 其中，wiL和wrL是预定的权重参数而αL和βL是预定的幂参数。在一些实施方式中，αL=βL=1，使得等式8表示线性组合。
[0143] 在本发明的一些实施方式中，将处理系统28配置为组合两种或更多种混合信号。例如，系统28能够根据以下等式将混合信号SCR和SCL组合以提供组合的混合信号SCT：
[0144] SCT=wCR×SCRγR+wCL×SCLγL (等式9)
[0145] 其中，wCR和wCL是预定的权重参数而γL和γL是预定的幂参数。在一些实施方式中，γL=γL=1，使得方程9表示线性组合。
[0146] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28将两种或更多种输入信号的同相分量组合。例如，系统28能够将第一同相分量40与第二同相分量44组合。使用用于分量40
和44的以上表示法，系统28能够利用以下等式计算组合的同相信号SiT：
和44的以上表示法，系统28能够利用以下等式计算组合的同相信号SiT：
[0147] SiT=wiR×ZiRαR+wiL×ZiLαL (等式10)
[0148] 正如所述，αL和αR都可以为1以使得等式10表示线性组合。
[0149] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28将两种或更多种输入信号的正交分量组合。例如，系统28能够利用以下等式将第一正交分量42与第二正交分量46组合，以提
供组合的正交信号SrT：
供组合的正交信号SrT：
[0150] SrT＝wrR×ZrRαR+wrL×ZrLαL (等式11)
[0151] 当幂参数满足αL=αR=1时，等式11表示线性组合。
[0152] 还设想了SiT和SrT的组合。该组合在数学上并未清楚地用公式表示，但其可以例如如上关于等式9所述获得。
[0153] 在本发明的一些实施方式中，对于每一输入信号，处理系统28计算相位分量和振幅分量。这能够利用以上等式4完成并用同相分量代替Zr而用正交分量代替Zi。
[0154] 例如，对应于第一输入信号36的相位分量ZPMR，对应于第一输入信号36的振幅分量ZAMR，对应于第二输入信号38的相位分量ZPML，和通过ZAMR对应于第二输入信号38的振幅
分量ZAML，能够如下进行计算：
分量ZAML，能够如下进行计算：
[0155] ZPMR=arctan(ZiR/ZrR)
[0156] ZAMR＝sqrt(ZrR2+ZiR2)
[0157] ZPML=arctan(ZiL／ZrL)
[0158] ZAML＝sqrt(ZrL2+ZiL2) (等式12)。
[0159] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28对每一信号计算相位分量与振幅分量的组合。例如，利用等式12可以获得两个相位-振幅混合信号：
[0160] SPL=wAML×ZAMLδL+wPML×ZPMLεL (等式13)
[0161] SPR=wAMR×ZAMRδR+wPMR×ZPMRεR (等式14)
[0162] 其中，wAML、wPML、wAMR和wPMR是预定的权重参数而δL、εL、δR和εR是预定的幂参数。当幂参数满足δL=8L=1时等式13表示线性组合，而当幂参数满足δR＝εR=1时等式14表示线性组合。
[0163] 在本发明的一些实施方式中，处理系统28将对应于一个或多个输入信号的相位-振幅混合信号组合。例如，组合的相位-振幅混合信号SPT能够如下进行计算：
[0164] SPT=wPR×SPRκR+wPL×SPLκL (等式15)
[0165] 其中，wPR和wPL是预定的权重参数而κL和κL是预定的幂参数。当幂参数满足κL=κL=1时等式15表示线性组合。
[0166] 权重参数wL、wR、wI、wQ、wiR、wrR、wiL、wrL、wCR、wCL、wiR、wiL、wrR、wrL、wAML、wPML、wAMR、wPMR、wPR和wPL中任一个；以及幂参数αL、αR、αI、αQ、βR、βL、γR、γL、δL、εL、δR、εR、κR和κL，任一个可以在监测之前，例如，使用校准曲线找到。权重参数的典型值，包括但不限于从0至约10的任何值，而幂参数的典型值包括但不限于0至约10的任何值。
[0167] 在一些实施方式中，使用了归一化因子。归一化因子能够包含于本实施方式的信号的任一个中，包括等式5～15中列出的信号或其导数或其曲线下的面积。适合本实施方
式的归一化因子NF的代表性实例包括但不限于：
式的归一化因子NF的代表性实例包括但不限于：
[0168] NF=WNF×Z0a (等式16)
[0169] 其中，z0是对于独立地每根引线或对于整个器官的基线阻抗，WNF是权重参数而a是幂参数。参数WNF和a能够，例如，使用校准曲线找到。WNF参数的典型值包括但不限于上
达至约5的任何正数，而幂参数的典型值包括但不限于从约-10至0的任何数。
达至约5的任何正数，而幂参数的典型值包括但不限于从约-10至0的任何数。
[0170] 在其它实施方式中，归一化因子使用以下关系进行计算：
[0171] (等式17)
[0172] 其中，是对于独立地每根引线或整个器官以弧度计的电流相位，c和d是角度参数，而m和n是倍增参数。参数c、d、m和n，例如，可以利用校准曲线找到。参数c和d的
典型值包括但不限于从0至约0.6弧度的任何数，而参数m和n的典型值包括但不限于-5
至约5弧度的任何数。
典型值包括但不限于从0至约0.6弧度的任何数，而参数m和n的典型值包括但不限于-5
至约5弧度的任何数。
[0173] 对于本实施方式的信号中的任一个，包括等式5-15中所列的信号，能够计算时间导数，例如，一阶时间导数。时间导数能够从数值上进行计算。例如，通过S(t)表示任意信
号的时间依赖性，一阶时间导数dS(T)能够从数值上进行计算为：
号的时间依赖性，一阶时间导数dS(T)能够从数值上进行计算为：
[0174] dS(t)=(S(t)-S(t-Δt))／Δt (等式18)
[0175] 本实施方式的信号的任一个，例如，等式5-15中列出的信号，包括其任何时间导数，特别是一阶时间导数，能够用于评估一个或多个与器官血液动力学有关的性能。在本发
明的一些实施方式中，该性能基于选自由所组合的信号SLR(参见，例如，等式5)、所组合的
混合信号SCT(参见，例如，等式9)和所组合的相位-振幅混合信号SPT(参见，例如，等式15)
组成的组中的至少一个信号计算。
明的一些实施方式中，该性能基于选自由所组合的信号SLR(参见，例如，等式5)、所组合的
混合信号SCT(参见，例如，等式9)和所组合的相位-振幅混合信号SPT(参见，例如，等式15)
组成的组中的至少一个信号计算。
[0176] 一旦计算出这些性能，系统28可以基于所计算的性能或其时间导数生成输出。输出可以包括图示，例如，所计算的性能作为时间的函数。
[0177] 对于本实施方式的给定信号，与器官血液动力学有关的性能能够利用本领域中已知的任何技术计算如但不限于国际公开号WO2004／098376、WO2006／087696、WO2008／
129535、WO2009／022330和WO2010／032252中公开的技术，通过援引将其内容并入本文
中。
129535、WO2009／022330和WO2010／032252中公开的技术，通过援引将其内容并入本文
中。
[0178] 根据本发明的一些实施方式能够计算的性能的代表性实例包括心搏量(SV)、心排血量(CO)、心室射血时间(VET)、心排血指数(CI)、胸腔性质液体含量(TFC)、总外周阻力指
数(TPRI)、血管顺应性及其任何组合。
数(TPRI)、血管顺应性及其任何组合。
[0179] 例如，VET能够从用于计算的信号的脉冲形态得到。在本发明的一些实施方式中，过渡点在脉冲上识别并将这两个点之间的时间间隔定义为VET。示例性的过程如图7所示，
其示出了信号S及其一阶导数dS／dt作为时间的函数的单次搏动的典型形态。
其示出了信号S及其一阶导数dS／dt作为时间的函数的单次搏动的典型形态。
[0180] 信号S可以是本实施方式的任何信号，例如，SLR或SCT或SPT，可选且优选在施应用如上文中进一步详述的动态变化滤波器之后。
[0181] 导数dS／dt在搏动期间具有有两个零点O1和O2，而零点之间存在局部最大值M1的点而局部最小值的点在第二个零点之后。在本发明的一些实施方式中，VET定义为第一
个零点O1和第二个零点O2之后的第一最小值M2之间的时间段(横坐标值之间的差)。
个零点O1和第二个零点O2之后的第一最小值M2之间的时间段(横坐标值之间的差)。
[0182] 其他实例包括心搏量SV和心排血量CO。基于dS／dt、特征时间间隔T和可选地受试者的一个或多个整体特征如但不限于体重、身高、年龄、BMI和性别能够计算SV。在本
发明的一些实施方式中，时间间隔为VET。SV可以线性相关于dS／dt和T，例如，SV=c受试
者×T×dS／dt，其中c受试者是常数，其取决于受试者的一个或多个整体特征。然而，这并不
旨在将本发明的范围仅限于用于计算SV的线性关系。通常，SV根据关系SV=f(dS／dt，T，
c受试者)进行计算，其中f是函数(不一定是dS／dt、T和c受试者的线性函数)。可替换地，
函数f对于所有受试者可以是普适性的，其中f不随c受试者变化。在这些实施方式中，SV能
够根据关系SV=c受试者f(dS／dt，T)或SV=f(dS／dt，T)计算。心搏量SV代表性的非线
性表达式包括但不限于：
发明的一些实施方式中，时间间隔为VET。SV可以线性相关于dS／dt和T，例如，SV=c受试
者×T×dS／dt，其中c受试者是常数，其取决于受试者的一个或多个整体特征。然而，这并不
旨在将本发明的范围仅限于用于计算SV的线性关系。通常，SV根据关系SV=f(dS／dt，T，
c受试者)进行计算，其中f是函数(不一定是dS／dt、T和c受试者的线性函数)。可替换地，
函数f对于所有受试者可以是普适性的，其中f不随c受试者变化。在这些实施方式中，SV能
够根据关系SV=c受试者f(dS／dt，T)或SV=f(dS／dt，T)计算。心搏量SV代表性的非线
性表达式包括但不限于：
[0183] SV=[(w1×(年龄)p1)×(w2×(体重)p2)×(w3×(身高)p3)
[0184] ×(w4×(dS／dt)p4)×(w5×(VET)p5)]
[0185] ×w6 (等式19)
[0186] 其中，年龄是以年计的受试者年龄，体重是以kg计的受试者体重，身高是以cm计的受试者身高，VET是以ms计的心室射血时间，且dS／dt是各个信号一阶时间导数的数
字无量纲表达。参数w1，w2，…，w6是权重参数而参数p1，p2，…，p5是幂参数。
字无量纲表达。参数w1，w2，…，w6是权重参数而参数p1，p2，…，p5是幂参数。
[0187] 权重参数w1，w2，…，w6和幂参数p1，p2，…，p5，例如，可以利用校准曲线找到。-10 2
权重参数w1，w2，…，w6的典型值包括而不限于从约10 至约10 的任何数，而幂参数p1，
p2，…，p5的典型值包括但不限于从-2至约2的任何数。
权重参数w1，w2，…，w6的典型值包括而不限于从约10 至约10 的任何数，而幂参数p1，
p2，…，p5的典型值包括但不限于从-2至约2的任何数。
[0188] 心排血量CO能够利用关系CO=SV×HR计算，其中HR是受试者的心率(例如，以搏动次数／min单位计)。
[0189] 所计算的心排血量能够可选且优选用于估算受试者的运动耐量。通常，运动耐量相关于心排血量。例如，当心排血量低于预定阈值时，处理系统28能够估算出受试者的运
动耐量低，而当心排血量高于预定阈值时，该方法能够估算出受试者的运动耐量高。本发明
人证明，在运动期间，正常受试者中的心排血量比充血性心力衰竭(CHF)患者高出约34％。
本实施方式的系统因此能够用于评估或确定受试者，尤其是患有充血性心力衰竭的受试者
的状况的恶化。
动耐量低，而当心排血量高于预定阈值时，该方法能够估算出受试者的运动耐量高。本发明
人证明，在运动期间，正常受试者中的心排血量比充血性心力衰竭(CHF)患者高出约34％。
本实施方式的系统因此能够用于评估或确定受试者，尤其是患有充血性心力衰竭的受试者
的状况的恶化。
[0190] 可选地，实施心肺运动测试以提供一个或多个心肺运动(CPX)的度量。心排血量能够与CPX度量组合且该组合能够用于估计运动耐量，和／或评估估计的质量。例如，最大
心排血量负相关于VE／VCO2斜率，其中VE是换气效率而VCO2是二氧化碳的生产速率。能
够计算运动期间的最大心排血量和VE／VCO2斜率之间的相关系数且能够基于该相关系数
评估运动耐量估计的质量，其中负且大的绝对值相关系数对应于高质量的运动耐量估计，
反之亦然。
心排血量负相关于VE／VCO2斜率，其中VE是换气效率而VCO2是二氧化碳的生产速率。能
够计算运动期间的最大心排血量和VE／VCO2斜率之间的相关系数且能够基于该相关系数
评估运动耐量估计的质量，其中负且大的绝对值相关系数对应于高质量的运动耐量估计，
反之亦然。
[0191] 最大心排血量直接相关于氧摄取效率斜率OUES。能够计算运动期间的最大心排血量和OUES之间的相关系数且能够基于该相关性系数评估运动耐量估算的质量，其中高的
正相关系数对应于高质量的运动耐量估计，反之亦然。
正相关系数对应于高质量的运动耐量估计，反之亦然。
[0192] 所计算的心排血量能够可选且优选用于识别睡眠呼吸暂停事件。本发明人所实施的实验中评价了对呼气末正压的心排血量响应。在不受任何理论束缚的情况下，推测因为
它在重症监护病房中产生了通过机械换气在麻醉的受试者中引起的胸部正压，则呼气末正
压可替代睡眠呼吸暂停。呼气末正压中的压力动力学与在呼吸暂停开始期间观察到的是相
似的。
它在重症监护病房中产生了通过机械换气在麻醉的受试者中引起的胸部正压，则呼气末正
压可替代睡眠呼吸暂停。呼气末正压中的压力动力学与在呼吸暂停开始期间观察到的是相
似的。
[0193] 在本发明的各种示例性实施方式中，当心排血量在不到2min的时间段内降低至少30％、更优选至少40％、更优选至少50％，则识别为呼吸暂停事件。在一些实施方式中，
监测了动脉血氧饱和度(SpO2)，例如，传统的无创脉搏血氧定量计。在这些实施方式中，能
够采用包括降低率的较低阈值。例如，能够在所计算的心排血量降低至少25％且SPO2的值
显著降低(比如说，超过40％)时确定呼吸暂停事件。
监测了动脉血氧饱和度(SpO2)，例如，传统的无创脉搏血氧定量计。在这些实施方式中，能
够采用包括降低率的较低阈值。例如，能够在所计算的心排血量降低至少25％且SPO2的值
显著降低(比如说，超过40％)时确定呼吸暂停事件。
[0194] 可选地，受试者的血红蛋白浓度估算或接收为输入，并用于估算血液氧含量。血液氧含量能够补充所计算的心排血量，其目的是提高灵敏度和／或特异性。在本发明的一些
实施方式中，估算了总氧气输送率。总氧输送率能够通过组合心排血量、氧合血红蛋白饱和
度和血红蛋白浓度估算。例如，总氧气输送率(一般以每分钟的氧毫升数为单位表示)能
够通过心排血量乘以氧含量进行估计。
实施方式中，估算了总氧气输送率。总氧输送率能够通过组合心排血量、氧合血红蛋白饱和
度和血红蛋白浓度估算。例如，总氧气输送率(一般以每分钟的氧毫升数为单位表示)能
够通过心排血量乘以氧含量进行估计。
[0195] 当总氧输送率下降到低于能够表示为基线百分比的预定阈值时，系统10能够生成睡着受试者可感知的唤醒警报。
[0196] 本实施方式也能够用于已确诊患有睡眠呼吸暂停的受试者和为其已经开具CPAP装置处方的受试者。具体而言，本实施方式能够用作传统治疗(例如，CPAP装置)的补充，
以评估治疗的功效。例如，本实施方式能够用于确定是否向重要器官如大脑、心脏和肾脏递
送了足量的氧。应该认识到，即使当CPAP装置将空气推送至肺部时，并不保证从心肺系统
向关键组织递送氧。例如，即使在CPAP装置提高了血液中氧含量时，心排血量的显著下降
也可能导致氧输送不充分。在这种情况下，根据本发明的一些实施方式的系统能够向CPAP
装置传递信号，以增加气道正压和／或生成睡着的受试者可感知的唤醒警报。因此，根据本
发明的一些实施方式，当总氧输送率下降到低于预定阈值时，系统10能够控制CPAP装置以
提高压力。
以评估治疗的功效。例如，本实施方式能够用于确定是否向重要器官如大脑、心脏和肾脏递
送了足量的氧。应该认识到，即使当CPAP装置将空气推送至肺部时，并不保证从心肺系统
向关键组织递送氧。例如，即使在CPAP装置提高了血液中氧含量时，心排血量的显著下降
也可能导致氧输送不充分。在这种情况下，根据本发明的一些实施方式的系统能够向CPAP
装置传递信号，以增加气道正压和／或生成睡着的受试者可感知的唤醒警报。因此，根据本
发明的一些实施方式，当总氧输送率下降到低于预定阈值时，系统10能够控制CPAP装置以
提高压力。
[0197] 所计算的性能也能够用于预测电机械分离的开始。本发明人发现，电机械分离的开始能够预先预测，这与仅仅提供电机械分离发生后识别的传统技术不一样。本实施方式
通过提供心脏的机械活动的定量估计并同时监测其其电活动而预测电机械分离的开始。具
体而言，根据本实施方式，如果表征心脏机械活动的流量低于一个预定的阈值同时表征心
脏电活动的节律高于另一预定的阈值时，就可能发生电机械分离的开始。
通过提供心脏的机械活动的定量估计并同时监测其其电活动而预测电机械分离的开始。具
体而言，根据本实施方式，如果表征心脏机械活动的流量低于一个预定的阈值同时表征心
脏电活动的节律高于另一预定的阈值时，就可能发生电机械分离的开始。
[0198] 因此，在本发明的各种示例性实施方式中，获得了心电信号，例如，心电图(ECG)信号或与ECG信号相关的信号。从外部源可以获得心电图信号，或从本实施方式的信号中
提取。通常，心电信号包括DC信号或通过非常低的频率(低于150Hz)表征的信号。ECG信
号，例如，通常通过0.1-5mV的振幅和0.05-130Hz的频率表征。
提取。通常，心电信号包括DC信号或通过非常低的频率(低于150Hz)表征的信号。ECG信
号，例如，通常通过0.1-5mV的振幅和0.05-130Hz的频率表征。
[0199] 使用接收本实施方式的信号并滤除高频(通常为射频)分量的合适电子电路或装置能够完成DC信号或非常低频率的信号的提取。此类电子电路在本领域中都是已知的。例
如，反馈电容或积分型的电子电路都能够构造为提取心电信号。可选地，电子电路能够如本
领域已知那样放大心电信号。
如，反馈电容或积分型的电子电路都能够构造为提取心电信号。可选地，电子电路能够如本
领域已知那样放大心电信号。
[0200] 心脏的电活动能够基于心电信号评估。优选而非必须地，在心电信号中识别一个或多个重复模式，并测量所识别的模式的重复率。例如，当心电信号是ECG信号时，能够识
别QRS波群(QRS complex)，并例如，通过测定RR间隔和将速率定义为RR间隔的倒数能够
测定QRS率。
别QRS波群(QRS complex)，并例如，通过测定RR间隔和将速率定义为RR间隔的倒数能够
测定QRS率。
[0201] 能够基于所计算的性能，优选而不必须是心排血量或心排血指数或心搏量评估心脏的机械活动。
[0202] 一旦评估了电活动和机械活动，处理系统28就根据预定的标准预测电机械分离的开始(EMD)或无脉冲电活动(PEA)。通常，当电活动高于预定阈值且机械活动低于预定阈
值时，处理系统28预测EMD或PEA的开始。
值时，处理系统28预测EMD或PEA的开始。
[0203] 例如，当所计算的性能是心排血量时，机械活动的预定阈值能够为约X升／分钟，其中X是从约1至约1.5范围内的数值。可替换地，能够定义受试者的基线心排血量并与
瞬时心排血量进行比较。在本实施方式中，可以将机械活动的预定阈值限定为基线的70％
或60％或50％。
瞬时心排血量进行比较。在本实施方式中，可以将机械活动的预定阈值限定为基线的70％
或60％或50％。
[0204] 当所计算的性能是心排血指数(心排血量／单位受试者身体表面积)时，机械活动的预定阈值可以是约Y升／分钟／平方米，其中Y是从约0.75至约1范围内的数。可替
换地，能够限定受试者的基线心排血指数并与瞬时心排血指数相比，其中可以将机械活动
的预定阈值限定为基线的70％或60％或50％。
换地，能够限定受试者的基线心排血指数并与瞬时心排血指数相比，其中可以将机械活动
的预定阈值限定为基线的70％或60％或50％。
[0205] 以下是适用于预测EMD的标准的一些代表。如果心排血量降低至少50％且电活动表征为至少60次脉冲／min的脉冲率，则能够预测EMD的开始。如果在约五分钟的时间段
内，心排血量小于1升／分钟且电活动表征为至少40个循环／分钟的节律，也能够预测EMD
的开始。如果在约五分钟的时间段内，心排血指数小于1升／分钟／平方米且电活动表征
为至少40个循环／分钟的节律时，也能够预测EMD的开始。如果在约五分钟的时间段内，
心排血指数小于0.75升／分钟／平方米且电活动表征为至少40个循环／分钟的节律时，
也能够预测EMD的开始。
内，心排血量小于1升／分钟且电活动表征为至少40个循环／分钟的节律，也能够预测EMD
的开始。如果在约五分钟的时间段内，心排血指数小于1升／分钟／平方米且电活动表征
为至少40个循环／分钟的节律时，也能够预测EMD的开始。如果在约五分钟的时间段内，
心排血指数小于0.75升／分钟／平方米且电活动表征为至少40个循环／分钟的节律时，
也能够预测EMD的开始。
[0206] 根据本发明的一些实施方式，本实施方式的信号形态可以用于计算受试者出现败血症的可能性。
[0207] 在本发明的各种示例性实施方式中，败血症指标从脉冲形态中提取，且基于败血症指标评估可能性。例如，能够通过阈值处理完成评估，其中将从脉冲形态中提取的败血症
指标与能够用作评估受试者是否可能发生败血症的标准的预定阈值进行比较。
指标与能够用作评估受试者是否可能发生败血症的标准的预定阈值进行比较。
[0208] 在本发明的一些实施方式中，败血症指标是所获得的信号(例如，SLR或SCT或SPT)的时间导数和心室射血时间的比率。
[0209] 在不希望受任何具体理论束缚的情况下，本发明人证实，该比率反映了喷射的每次收缩的相对行为。因此，该比率也反映了抗负荷后压力的心脏做功。在高动态心脏功能
的情况下，如败血症休克和肝功能衰竭或肝硬化，心脏在抗低后负荷(low after load)的
相对增强的收缩力下发生收缩。这导致该比率更高的值。因此，根据本发明的一些实施方
式，该比率能够用于评估受试者发生败血症的可能性。本发明人进行了实验并发现该比率
能够用作筛选败血症和非败血症受试者的鉴别器。已经发现，对于败血症受试者，该比率一
般较高，其中，对于非败血症受试者，该比率一般较低。
的情况下，如败血症休克和肝功能衰竭或肝硬化，心脏在抗低后负荷(low after load)的
相对增强的收缩力下发生收缩。这导致该比率更高的值。因此，根据本发明的一些实施方
式，该比率能够用于评估受试者发生败血症的可能性。本发明人进行了实验并发现该比率
能够用作筛选败血症和非败血症受试者的鉴别器。已经发现，对于败血症受试者，该比率一
般较高，其中，对于非败血症受试者，该比率一般较低。
[0210] 当上述比率用作败血症指标时，该比率可选且优选与预定阈值进行对比，其中，超过预定阈值的比率指示受试者可能发展为败血症，而超过预定阈值的比率指示受试者不容
易患败血症。预定阈值的典型值为约0.5至约0.8，或约0.6至约0.8，例如，约0.7。本发
明人发现，使用该阈值，可能性的特征为小于0.1，例如，0.05的p-值。
易患败血症。预定阈值的典型值为约0.5至约0.8，或约0.6至约0.8，例如，约0.7。本发
明人发现，使用该阈值，可能性的特征为小于0.1，例如，0.05的p-值。
[0211] 可选且优选地发出报告。该报告可以包括所评估的可能性和可选的其它参数，尤其是统计参数(例如，特征p值等)。
[0212] 本实施方式的信号也能够用于其它应用，包括但不限于，预测受试者的体细胞质量、去脂质量和／或总体水，例如，这公开于美国专利号5,615,689中，其内容通过援
引并入本文中；测定受试者的身体部位血液的血细胞比容，例如，这公开于美国专利号
5,642,734中，其内容通过援引并入本文中；监测受试者的水合状态，例如，这公开于美国
公开申请号20030120170中，其内容通过援引并入本文中；鉴别组织，例如，这公开于美国
公开申请号20060085048，其内容通过援引并入本文中；和计算人体环节(body segment)
的周长，例如，这公开于美国公开申请号20060122540中，其内容通过援引并入本文中作。
引并入本文中；测定受试者的身体部位血液的血细胞比容，例如，这公开于美国专利号
5,642,734中，其内容通过援引并入本文中；监测受试者的水合状态，例如，这公开于美国
公开申请号20030120170中，其内容通过援引并入本文中；鉴别组织，例如，这公开于美国
公开申请号20060085048，其内容通过援引并入本文中；和计算人体环节(body segment)
的周长，例如，这公开于美国公开申请号20060122540中，其内容通过援引并入本文中作。
[0213] 正如本文所用，术语“约”是指±10％。
[0214] 本文中，词语“示例性”用于指“用作示例、实例或举例说明”。任何描述为“示例性”的实施方式并不一定解释为优选或优于其它实施方式和／或排除从其它实施方式引入
特征。
特征。
[0215] 本文中，词语“可选地”用于指“提供于一些实施方式中和未提供于其它实施方式中”。本发明的任何具体实施方式可以包括多个“可选的”特征，除非此类特性冲突。
[0216] 术语“包括”、“包含”、“含”、“含有”，“具有”和其变化都是指“包括但不限于”。
[0217] 术语“由…组成”意指“包括并且限于”。
[0218] 术语“基本上由......组成”是指组合物、方法或结构可以包括另外的成分、步骤和／或部分，但只有另外的成分、步骤和／或部分不实质上改变所要求保护的组合物、方法
或结构的基本而新的特征。
或结构的基本而新的特征。
[0219] 正如本文所用的单数形式“一个”，“一种”和“该”，除非上下文另有明确规定，否则包括复数指示物。例如，术语“化合物”或“至少一种化合物”可以包括多种化合物，包括其混合物。
[0220] 在整个本申请中，本发明的各种实施方式可以以范围形式描述。应当理解的是，范围形式的描述仅仅是为了方便和简洁起见，而不应理解为对本发明范围的硬性限制。因此，
范围的描述应当认为已经特意公开了所有可能的子范围以及该范围内的各个数值。例如，
范围的描述，如1～6，应当认为已经具体公开了子范围，如1～3、1～4、1～5、2～4、2～
6、3～6等，以及那个范围内的各个数，例如，1、2、3、4、5和6。这无论范围的宽度都适用。
范围的描述应当认为已经特意公开了所有可能的子范围以及该范围内的各个数值。例如，
范围的描述，如1～6，应当认为已经具体公开了子范围，如1～3、1～4、1～5、2～4、2～
6、3～6等，以及那个范围内的各个数，例如，1、2、3、4、5和6。这无论范围的宽度都适用。
[0221] 每当在本文中指出数值范围时，其是指包括所指示范围内的任何引用的数(分数或整数)。短语第一指示数和第二个指示数“之间的范围／处于其范围之间”和从第一指示
数“到”第二指示数“的范围”在本文中可互换使用，而是指包括第一和第二指示数和其间
的所有分数和整数。
数“到”第二指示数“的范围”在本文中可互换使用，而是指包括第一和第二指示数和其间
的所有分数和整数。
[0222] 应该理解的是，本发明的某些特征，其是为清楚起见而描述于独立实施方式的上下文中，也可以在单个实施方式中组合提供。相反，本发明的各种特征，其是为简洁起见描
述于单个实施方式的上下文中，也可以单独或以任何合适的子组合提供，或按照合适提供
于本发明任何其它所描述的实施方式中。在各种实施方式的上下文中描述的某些特征不应
该被认为是那些实施方式的必要特征，除非该实施方式没有那些要素不起作用。
述于单个实施方式的上下文中，也可以单独或以任何合适的子组合提供，或按照合适提供
于本发明任何其它所描述的实施方式中。在各种实施方式的上下文中描述的某些特征不应
该被认为是那些实施方式的必要特征，除非该实施方式没有那些要素不起作用。
[0224] 实施例
[0225] 现在参考下面的实施例，其连同上面的描述以非限制性方式说明了本发明的一些实施方式。
[0226] 原型系统
[0227] 根据本发明的一些实施方式构建原型系统。该系统包括用于产生和传送输出信号的电路并接收和解调输入信号。该电路如图8所示。
[0228] 原型系统包括左和右引线传送器和用于检测胸阻抗的两个I／Q检测器。从电流源传送的低电流正弦信号，经由平衡-不平衡转换器电路，分别传送至左引线和右引线(TXL
和TXR)。信号经由附着于皮肤的专用传送电极发送至胸部。
和TXR)。信号经由附着于皮肤的专用传送电极发送至胸部。
[0229] 从每根引线(RXL和RXR)所接收的调制信号利用具有约50Hz截止频率的高通滤波器过滤，随后分别并行乘以(i)TXL和TXR，并(ii)在相移π／2之后乘以TXL和TXR。来自每
根引线的两个所得倍增信号经过具有选择而获得同相和正交信号的上限截止频率和消除
呼吸的下限截止频率的带通滤波器，产生左右同相分量(分别为I_L，I_R)和左右正交分量
(分别是Q_L，Q_R)。带通滤波器的上下限截止频率分别为0.8Hz和9Hz。这四个信号随后
以500Hz的取样率通过模数转换器采样，用于数字处理器(未示出)中进一步处理。
根引线的两个所得倍增信号经过具有选择而获得同相和正交信号的上限截止频率和消除
呼吸的下限截止频率的带通滤波器，产生左右同相分量(分别为I_L，I_R)和左右正交分量
(分别是Q_L，Q_R)。带通滤波器的上下限截止频率分别为0.8Hz和9Hz。这四个信号随后
以500Hz的取样率通过模数转换器采样，用于数字处理器(未示出)中进一步处理。
[0230] 动物研究
[0231] 两只重55Kg的猪和两只重9Kg的比格犬用于实验。
[0232] 对于猪，将超声波流量探针调节到升主动脉而对于狗将电磁流量探针调节到升主动脉，两个设备当作测量从左心室到主动脉的流量的金标准。
[0233] 此外，将Fr.微型压力计经由心尖穿刺插入左心室，并用荷包缝合术固定用于测定左心室内的压力和体积。
[0234] 将四个传感器都置于胸部周围用于检测本实施方式的不同胸阻抗基信号。实验建立后，采用各种药物和外科手术干预，以产生急性的大血流动力学变化的目的，而这种变化
将用于与有创金标准((Gold Standard))比较测试该系统的行为。
将用于与有创金标准((Gold Standard))比较测试该系统的行为。
[0235] 进行以下干预：
[0236] (i)记录基线稳态血液动力学数据10分钟。
[0237] (ii)静脉输注流体-500cc／200cc生理盐水(分别对猪／狗)，10分钟内输注，以增加血容量和CO。
[0238] (iii)PEEP测试：将呼气末正压(PEEP)升高至10～15cmH2O，以减少CO。PEEP测试是建立CO急性降低的确认方法，其中，生理机制通过在胸部创建更正的压力环境降低返
回到心脏的静脉血流而起作用。
回到心脏的静脉血流而起作用。
[0239] (iv)对猪进行多巴酚丁胺输注而对狗输注苯福林-快速起效的短效强心剂，多巴酚丁胺／苯福林逐渐增加CO，一般增加至给药之前2倍的水平；输注在5～10分钟后停止。
[0241] (vi)油酸输注-油酸在60分钟内输注，以产生肺水肿，导致血液流量下降和右心功能不全。
[0243] 结论
[0244] 图9A显示出以mL计的左心室体积信号(蓝色)，由微压计导出，其与ECG信号(黑色)同步，作为时间(秒)的函数。ECG为了显示目的而进行缩放。
[0245] 图9B显示了以mL计的信号SCT(t)(红色)，其与黑色的ECG信号同步。SCT信号和ECG信号都为显示目的而进行缩放。
[0246] 图9A-B表明本实施方式的信号SCT(t)非常相关于心脏心室内的血液体积。
[0247] 图10显示了左心室流量信号(蓝色)，其通过超声波流量探针导出，其与ECG信号(红色)同步，作为时间(秒)的函数。图10还显示了本实施方式的dSCT(t)信号(黑
色)。dSCT信号和ECG信号为了显示目的而进行缩放。
色)。dSCT信号和ECG信号为了显示目的而进行缩放。
[0248] 图10表明信号dSCT(t)的正曲线下的面积非常相关于从左心室到动脉的血流量。
[0249] 图11显示了在输注多巴酚丁胺期间，作为时间(秒)的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的dSCT(t)信号导出的平
均心排血量(红色)。
均心排血量(红色)。
[0250] 图11表明本实施方式的信号dSCT(t)高精度地相关于血液动力学行为。
[0251] 图12A显示了在多巴酚丁胺输注结束后，作为心脏搏动数的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的信号dSCT(t)导出
的以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSCL(t)进行了缩放。
的以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSCL(t)进行了缩放。
[0252] 图12B显示了作为心脏搏动数的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的信号dSCR(t)导出的以L／min计的平均心排
血量(黑色)。信号dSCR(t)进行了缩放，并按照图12A中的相同时间框架呈现。相比于右
引线，左引线与参考显示出更大的相关性。
血量(黑色)。信号dSCR(t)进行了缩放，并按照图12A中的相同时间框架呈现。相比于右
引线，左引线与参考显示出更大的相关性。
[0253] 图13A显示了在严重水肿的发展期间，作为心脏搏动数的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的信号dSCR(t)导出的
以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSCR(t)进行了缩放。
以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSCR(t)进行了缩放。
[0254] 图13B显示，作为心脏搏动数的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的信号dSCL(t)导出的以L／min计的平均心排血
量(黑色)。信号dSCL(t)进行了缩放，并按照图13A中的相同时间框架呈现。相比于左引
线，右引线与参考显示出更大的相关性。
量(黑色)。信号dSCL(t)进行了缩放，并按照图13A中的相同时间框架呈现。相比于左引
线，右引线与参考显示出更大的相关性。
[0255] 本实施例表明，通过药物滴定产生并用本实施方式的实验系统捕获的血流动力学趋势与SCL(t)中的金标准非常相关(参见图12A-B)，而由流体挑战或挑战的呼吸产生的血
流动力学趋势在SCR(t)以高相关性进行描述(参见图13A-B)。
流动力学趋势在SCR(t)以高相关性进行描述(参见图13A-B)。
[0256] 这些发现能够通过生理反应进行解释，其中，体积和呼吸挑战首先影响右心脏，之后血流在通过肺循环后继续流向左循环。另一方面，血管活性药物影响外周动脉循环或心
脏本身，其首先在左心脏输出中显示。
脏本身，其首先在左心脏输出中显示。
[0257] 图14显示了输注500cc流体推注液期间，作为心脏搏动数的函数，通过动脉超声流量探针导出的以L／min计的平均心排血量(蓝色)，和本实施方式的信号dSPT(t)导出
的以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSPT(t)进行了缩放。图14表明信号SPT(t)
与参考的心排血量相关。
的以L／min计的平均心排血量(黑色)。信号dSPT(t)进行了缩放。图14表明信号SPT(t)
与参考的心排血量相关。
[0258] 参考文献
[0259] [1]Rich et al.，Noninvasive Cardiac Output in Pulmonary Hypertension
[0260] [2]Rich et al.，Evaluation Of Noninvasively Measured Cardiac Output InPatients With Pulmonary Hypertension
[0261] [3]Marquéet al.，Comparison between Flotrac-Vigileo and Bioreactance，a totally noninvasive method for cardiac output monitoring，Critical Care Vol
l3No3
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[0262] [4]Heerdt et al.，Noninvasive carliac output monitori ng withbioreactance as an alternative to invasive instrumentation for preclinical drug
evaluation in beagles，Journal or harmacological and Tox icological Methods
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[0263] [5]Raval，et al.，Multicenter Evaluation Of Noninvasive Cardiac OutputMeasurement By Bioreactance Technique，Journal or Clinical Monitoring and
Computing
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[0264] [6]Squara et al.，Comparison or monitoring performance of Bioreactancevs.pulse contour during lung recruitment maneuvers，Critical Care2009，13：R125
[0265] [7]Squara et al.，Noninvasive cardiac output monitoring(NICOM)：aclinical validation.IntensivreCareMed
[0266] 虽然本发明已结合其具体的实施方式进行了描述，显而易见的是，许多替换、修改和变化对于本领域技术人员而言将是显而易见的。因此，旨在涵盖落入所附权利要求的精
神和宽范围内的所有这些替换、修改和变化。
神和宽范围内的所有这些替换、修改和变化。
[0267] 在本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请通过援引将其全部内容并入本说明书中，就如同每个出版物、专利或专利申请明确而各自指明通过援引并入本文中的相
同的程度。此外，本申请中任何参考文献的引述或证实并不应解释为承认这些参考文献可
作为本发明的现有技术。就使用段节标题而言，它们都不应该解释为必要的限制。
同的程度。此外，本申请中任何参考文献的引述或证实并不应解释为承认这些参考文献可
作为本发明的现有技术。就使用段节标题而言，它们都不应该解释为必要的限制。
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