專利名稱：強(qiáng)血壓變化檢測(cè)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及在血液透析(hemodialysis)過(guò)程中病人的血壓快速回落的產(chǎn)生的檢測(cè)，更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及一種根據(jù)權(quán)利要求1的前序部分所述的報(bào)警裝置，一種根據(jù)權(quán)利要求16的前序部分所述的醫(yī)療系統(tǒng)，一種根據(jù)權(quán)利要求18的前序部分所述的方法，一種根據(jù)權(quán)利要求30所述的計(jì)算機(jī)程序，和一種根據(jù)權(quán)利要求31所述的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)。
背景技術(shù)：
人體由約60％的水構(gòu)成—這是一個(gè)維持生存的非常重要的水平。雖然毫無(wú)疑問(wèn)的要為身體提供新鮮的水，但腎臟病人體內(nèi)過(guò)剩水的處理仍是一個(gè)重要的問(wèn)題。正常的腎的任務(wù)是從血液中去除過(guò)剩的液體，如水、尿素以及其它廢物。因此產(chǎn)生的尿被輸送到膀胱并最終在排尿過(guò)程中被排出體外。腎的第二個(gè)任務(wù)是調(diào)節(jié)如酸堿的平衡。腎發(fā)生故障，將導(dǎo)致身體大部分器官發(fā)生紊亂，導(dǎo)致一種被稱為尿毒癥(urema)的綜合病。如果不治療，尿毒癥將導(dǎo)致死亡。尿毒癥或者通過(guò)腎移植或者通過(guò)腎透析進(jìn)行治療。
在透析期間，通常病人要經(jīng)歷癥狀性血壓過(guò)低(即快速血壓降低)、繼而惡心、嘔吐及有時(shí)候昏厥。這樣的后果是不僅病人緊張，而且需要醫(yī)務(wù)人員將大量的注意力用來(lái)監(jiān)視該治療。因此，在血液透析過(guò)程中，非常期望能夠檢測(cè)癥狀性血壓過(guò)低的發(fā)生及阻止它發(fā)生。
近年來(lái)，心率變化(HRV)和血壓過(guò)低間的關(guān)系已經(jīng)開始被研究。HRV分析已被證明是一種評(píng)價(jià)自主神經(jīng)系統(tǒng)的狀態(tài)信息以及副交感神經(jīng)和交感神經(jīng)行為的有用的非侵害性工具。如果HRV在頻域被分析，頻譜經(jīng)常被分為兩個(gè)子帶一個(gè)低頻(LF)帶，如0.04Hz到0.15Hz，和一個(gè)高頻(HF)帶，如0.15到0.4Hz。由于自主平衡的變化對(duì)HRV產(chǎn)生的影響已經(jīng)在很多學(xué)科被研究，主要的結(jié)論是LF帶受交感神經(jīng)行為影響，而副交感神經(jīng)影響HF帶。另外，HRV對(duì)血液透析病人的決定性作用以及在血液透析過(guò)程中的自治性功能紊亂也已經(jīng)被研究。
另外，HRV和血液透析期間的血壓間的關(guān)系也已經(jīng)被研究。例如，專利文獻(xiàn)US，4718891中描述了根據(jù)這種關(guān)系自動(dòng)進(jìn)行血液透析控制。公開的國(guó)際專利申請(qǐng)WO99/59466中，雖然沒有關(guān)于透析的記載，但描述了一種組合心電圖(ECG)和血壓測(cè)量的裝置。
今天，關(guān)于自主神經(jīng)系統(tǒng)的行為的連續(xù)變化知道得很少，其就發(fā)生在低壓發(fā)作之前和期間。到目前為止，大部分注意力都集中在具有血壓過(guò)低傾向(hypotension-prone)和血壓過(guò)低抵抗力(hypotension-resistant)的尿毒癥病人中的LF帶和HF帶的功率之間的關(guān)系，即所謂的LF/HF率上。已經(jīng)得出結(jié)論，LF/HF率可被用作血液透析病人的血壓過(guò)低的標(biāo)記，因?yàn)長(zhǎng)F/HF率的大幅度增大在透析階段被觀察到而沒有被血壓過(guò)低變得復(fù)雜，但是在崩潰的時(shí)刻，LF/HF率在一段時(shí)間隨血壓過(guò)低而顯著的降低。也有人建議該LF/HF率在具有不同低血壓傾向的組中表現(xiàn)的也不一樣，從而可以更深入的洞察透析期間的自動(dòng)控制。因此，LF/HF率看來(lái)是一種區(qū)別具有血壓過(guò)低傾向和血壓過(guò)低抵抗力病人的有用的指引。交感迷走神經(jīng)(sympathovagal)平衡描述了竇性節(jié)點(diǎn)處的交感神經(jīng)和副交感神經(jīng)系統(tǒng)的雙重反作用。
在下述文章“ECG Changes and Cardiac Arrhythmias inChronic Renal Failure Patients on Hemodialysis”，Journal ofElectrocardiology，Vol，25，NO.4，Oct 1992，Shapira，O.M.et al.中描述了具有慢性腎病的病人頻繁的表現(xiàn)出ECG變化和心室和上心室心律不齊高發(fā)病率，這在血液透析期間和之后預(yù)計(jì)是很重要的。心律不齊和其它心跳異?？赡茉谕肝銎陂g發(fā)生的一個(gè)最重要的影響是這些情況干擾了上面提到的HRV分析。結(jié)果，用于預(yù)測(cè)/檢測(cè)血壓過(guò)低的基于HRV的技術(shù)當(dāng)心室異位跳動(dòng)(VEB)和上心室異位跳動(dòng)(SVEB)太頻繁時(shí)失敗了。這種情況下，早搏破壞了竇性(sinus)節(jié)律的神經(jīng)心臟調(diào)制并致使相鄰的RR間隔對(duì)于HRV分析變得無(wú)用。
但是，還沒有什么解決的辦法，能夠足夠好的模擬心臟行為的心跳異常方面，以檢測(cè)或預(yù)測(cè)正在進(jìn)行的透析治療期間的快速的血壓變化的發(fā)生。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目標(biāo)是緩解上述問(wèn)題并因此提出一種解決方案，通過(guò)該方案，快速血壓降低的發(fā)生可在一個(gè)時(shí)間點(diǎn)被檢測(cè)，而那時(shí)其任何影響如惡心和昏厥仍可以避免。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，該目標(biāo)是通過(guò)最初描述的報(bào)警裝置來(lái)實(shí)現(xiàn)的，其中該裝置包括一個(gè)第二分析單元和一個(gè)報(bào)警單元。該第二分析單元用于根據(jù)心電圖信號(hào)確定異常心跳的強(qiáng)度。該報(bào)警產(chǎn)生單元用于確定該異常心跳的強(qiáng)度相對(duì)較低還是相對(duì)較高。假定確定該強(qiáng)度相對(duì)較低，如果該心率變化信號(hào)滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)則該報(bào)警產(chǎn)生單元觸發(fā)一個(gè)報(bào)警信號(hào)，指示一個(gè)估計(jì)的快速血壓降低。如果，第二分析單元確定異常心跳的強(qiáng)度相對(duì)較高，如果異常心跳滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)則該報(bào)警產(chǎn)生單元觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)。
該方法的一個(gè)很重要的優(yōu)點(diǎn)是異常心跳的有害影響可基本從該心率變化分析中去除。因此，該第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)可以高確定度進(jìn)行測(cè)試。而且，快速血壓降低的發(fā)生也可在異常心跳的強(qiáng)度較高時(shí)被檢測(cè)。因此，所提出的這兩項(xiàng)檢測(cè)血壓降低的技術(shù)很好的互相補(bǔ)充，并且能夠描述心臟行為的兩個(gè)最重要的不同方面的特征。
根據(jù)本發(fā)明的這方面的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，第一分析單元包括一個(gè)頻譜分析模塊，用于產(chǎn)生一個(gè)如下的心率變化信號(hào)。首先，一個(gè)基于心電圖信號(hào)的心率信號(hào)被轉(zhuǎn)化為該心電圖信號(hào)的功率譜形式信號(hào)。然后，所述功率譜形式信號(hào)的LF帶和HF帶間的比率被計(jì)算。如果該比率低于第一閾值，則認(rèn)為滿足了第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。
作為血壓變化的一個(gè)標(biāo)志，該比率是心率變化的一個(gè)有利的測(cè)試參數(shù)。也就是說(shuō)，如前所述，該LF帶受交感神經(jīng)行為的影響，而副交感神經(jīng)的行為影響HF帶，在血壓過(guò)低的血液透析階段，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)該HF功率增加而LF功率降低。隨之，LF與HF的比率也隨血壓的降低而顯著的降低。
優(yōu)選的，LF帶的范圍從約0.04Hz到約0.15Hz，HF帶的范圍從約0.15Hz到約0.40Hz，第一閾值約等于1。在典型的條件下，信號(hào)能量趨于在這兩個(gè)子帶間相對(duì)均勻的分布。與血壓降低有關(guān)，該信號(hào)能量在頻率上升高，這樣大部分的信號(hào)能量到達(dá)0.15Hz以上。盡管這樣，如果選擇了一個(gè)合適的第一閾值，根據(jù)本發(fā)明，任何其它頻帶劃分都同樣能很容易想到。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，該設(shè)備包括一個(gè)心跳形態(tài)(beat morphology)分析單元，用于接收心電圖信號(hào)并預(yù)處理該信號(hào)。該預(yù)處理包括將該心電圖信號(hào)的每一段進(jìn)行分類以表示一個(gè)特定類型的事件。該心跳形態(tài)分析單元由此產(chǎn)生一個(gè)增強(qiáng)的心電圖信號(hào)，其等效于原始的心電圖信號(hào)，但是其中每個(gè)信號(hào)段與相關(guān)的事件類型數(shù)據(jù)有關(guān)。這樣的一個(gè)心跳形態(tài)分析單元是值得期待的，因?yàn)樗鼧O大的方便了隨后的旨在估計(jì)快速血壓降低的發(fā)生的信號(hào)處理。
優(yōu)選的，該事件類型數(shù)據(jù)包括一個(gè)正常的心跳(表示一種其形態(tài)對(duì)病人而言為典型的心跳)、和一個(gè)異常的心跳(表示一種其形態(tài)對(duì)病人而言為非典型的心跳)。但是，為了進(jìn)一步改善該信號(hào)處理的效果，該事件類型數(shù)據(jù)還可包括一個(gè)人造物類型(表示一種其既不滿足正常的標(biāo)準(zhǔn)也不滿足異常的標(biāo)準(zhǔn)的心跳)，和一種噪聲類型(表示在該心電圖信號(hào)中包含的不期望的能量數(shù)量)。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，第一分析單元包括一個(gè)心率檢測(cè)器模塊，用于接收該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)，并據(jù)此產(chǎn)生該心率信號(hào)。由此，產(chǎn)生可靠的源信號(hào)用于頻譜分析。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，第二分析單元用于根據(jù)該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)確定異常心跳的強(qiáng)度。如上所述，這改善了信號(hào)處理。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，如果異常心跳的強(qiáng)度超出了第二閾值，則認(rèn)為第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足了。優(yōu)選的，該第二閾值用等于約四倍于一個(gè)異常心跳的平均強(qiáng)度的數(shù)字表示。也就是說(shuō)，通過(guò)考慮一個(gè)平均參數(shù)而不是一個(gè)絕對(duì)參數(shù)，獲得一個(gè)更為可靠的標(biāo)記。另外，已發(fā)現(xiàn)4左右的因子可用來(lái)產(chǎn)生穩(wěn)定和可靠的血壓過(guò)低檢測(cè)。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，該裝置包括一個(gè)第三分析單元，用于根據(jù)該心電圖信號(hào)確定至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)。而且，如果該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)滿足了至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，該報(bào)警產(chǎn)生單元用于在相對(duì)較高的異常心跳強(qiáng)度情況下觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)。因此，該變化進(jìn)一步改善了快速血壓降低的發(fā)生在更早的時(shí)間點(diǎn)被檢測(cè)。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)包括一個(gè)第一參數(shù)，表示一種反映在心電圖信號(hào)的RR間隔中的相對(duì)變化的紊亂發(fā)生量度，和/或一個(gè)第二參數(shù)，表示一種反映在特定異常心跳之后一段時(shí)間內(nèi)的RR間隔的上升率的紊亂傾斜量度。即，這些參數(shù)已被發(fā)現(xiàn)用于構(gòu)造可靠的血壓過(guò)低的標(biāo)記。優(yōu)選的，如果第一參數(shù)超過(guò)了第一紊亂閾值，該至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)也被認(rèn)為滿足了。如果第二參數(shù)位于由一個(gè)更低的第二紊亂值和一個(gè)更高的第二紊亂值劃定的一個(gè)預(yù)定區(qū)間之外，則認(rèn)為該至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)也同樣被滿足了。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，該第一參數(shù)被確定為，一個(gè)特定異常心跳之后不久(如兩個(gè)RR間隔)的一個(gè)平均RR間隔和該異常心跳之前不久(如兩個(gè)RR間隔)的一個(gè)平均RR間隔之差，除以該異常心跳前不久的所述平均RR間隔。另外，該第一紊亂閾值最好代表所述異常心跳的前不久到后不久的零改變。從而，定義了一個(gè)可靠的報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的另一優(yōu)選實(shí)施方式，第二參數(shù)根據(jù)在緊跟所述異常心跳的第二組(如15個(gè))RR間隔內(nèi)的第一組(如5個(gè))RR間隔上的最陡的斜率確定，以表示連續(xù)R波間的時(shí)間差的函數(shù)的形式。另外，該較低的第二紊亂值最好用每RR間隔1毫秒表示(即1ms/RR間隔的減速)。因而，定義了另一個(gè)可靠的報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，該目標(biāo)通過(guò)最初描述的醫(yī)療系統(tǒng)來(lái)實(shí)現(xiàn)，其中該系統(tǒng)還包括所述的報(bào)警裝置，一個(gè)心電圖和透析控制單元。該心電圖用于記錄病人的心電圖信號(hào)。該報(bào)警裝置接收該心電圖信號(hào)，該透析控制單元用于接收來(lái)自該報(bào)警裝置的所述的報(bào)警信號(hào)。在有報(bào)警信號(hào)的情況下，該透析控制單元發(fā)送一個(gè)控制信號(hào)給該透析裝置。該控制信號(hào)反過(guò)來(lái)用于使得該透析裝置中的至少一個(gè)透析參數(shù)(如超濾率)被調(diào)整，這樣降低了病人可能進(jìn)入血壓過(guò)低狀態(tài)的風(fēng)險(xiǎn)。當(dāng)然，該系統(tǒng)在病人的健康和舒適方面、以及人員指揮和其它經(jīng)濟(jì)方面都令人期待。
根據(jù)本發(fā)明的該方面的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，該控制信號(hào)用于實(shí)現(xiàn)對(duì)由該透析裝置執(zhí)行的血液透析治療的完全中斷。從而，血壓過(guò)低的風(fēng)險(xiǎn)被進(jìn)一步降低。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，該目標(biāo)通過(guò)最初描述的方法來(lái)實(shí)現(xiàn)，其中異常心跳的強(qiáng)度根據(jù)該心電圖信號(hào)確定。然后確定該異常心跳的強(qiáng)度在當(dāng)前時(shí)期是否相對(duì)較高或相對(duì)較低。在異常心跳強(qiáng)度相對(duì)較低的時(shí)期，如果該心率變化信號(hào)滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，則指示一種可能的快速血壓降低的報(bào)警信號(hào)被觸發(fā)。但是，在異常心跳強(qiáng)度相對(duì)較高的時(shí)期，如果該心率變化信號(hào)滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，則該報(bào)警信號(hào)也被觸發(fā)。
該方法以及該優(yōu)選實(shí)施方式的優(yōu)點(diǎn)從下文結(jié)合所述報(bào)警裝置的討論中將變得非常明顯。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，該目標(biāo)通過(guò)一個(gè)可直接載入計(jì)算機(jī)的內(nèi)部存儲(chǔ)器的計(jì)算機(jī)程序來(lái)實(shí)現(xiàn)，該程序包括當(dāng)所述程序在計(jì)算機(jī)中運(yùn)行時(shí)控制上述方法的軟件。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，該目標(biāo)通過(guò)一個(gè)計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)來(lái)實(shí)現(xiàn)，該介質(zhì)具有記錄在其上的程序，該程序使得計(jì)算機(jī)控制上述的方法。
因此，通過(guò)本發(fā)明，一個(gè)基本上基于HRV的分析不會(huì)僅僅因?yàn)榇嬖诟弋惓Ｐ奶鴱?qiáng)度而失敗，而是更重要的，快速血壓降低的可靠的預(yù)測(cè)在這樣的條件下也能實(shí)現(xiàn)。
本發(fā)明其它的優(yōu)點(diǎn)，有利的特征和應(yīng)用根據(jù)下面的描述和從屬權(quán)利要求將很明顯。


本發(fā)明現(xiàn)在將通過(guò)優(yōu)選實(shí)施方式并結(jié)合附圖進(jìn)行更具體的描述。
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的第一實(shí)施方式的報(bào)警裝置的框圖。
圖2示出了所述的一種醫(yī)療系統(tǒng)的示圖。
圖3示出了血液透析期間第一實(shí)施例的病人的血壓變化的曲線。
圖4a示出了表示在血液透析期間第三個(gè)病人的ECG功率譜的LF帶和HF帶的比率如何變化的圖形。
圖4b示出了對(duì)應(yīng)于圖4a的第三個(gè)病人的異常心跳強(qiáng)度如何發(fā)展的圖形。
圖5示出了在血液透析治療期間一個(gè)有血壓過(guò)低傾向的病人的ECG功率譜的LF帶和HF帶的比率如何變化的圖形。
圖6示出了一個(gè)表示在血液透析治療期間一個(gè)抗血壓過(guò)低的病人的ECG功率譜的LF帶和HF帶的比率如何變化的圖形。
圖7示出了一個(gè)表示異常心跳的強(qiáng)度可如何被用作觸發(fā)一個(gè)報(bào)警信號(hào)的基礎(chǔ)的圖形。
圖8示出了一個(gè)表示更可取的一個(gè)相對(duì)閾值被用來(lái)根據(jù)異常心跳的強(qiáng)度觸發(fā)一個(gè)報(bào)警信號(hào)的圖形。
圖9示出了一個(gè)根據(jù)本發(fā)明的第二實(shí)施方式的報(bào)警裝置的框圖。
圖10表示在一個(gè)示出RR間隔可隨異常心跳如何變化的圖形中的兩個(gè)心率紊亂相關(guān)參數(shù)。
圖11a，b分別示出了表示有血壓過(guò)低抵抗力和血壓過(guò)低傾向的病人與異常心跳相關(guān)的RR間隔的典型變化的圖形。
圖12示出了根據(jù)本發(fā)明的通用方法的流程圖。
具體實(shí)施例方式
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的第一優(yōu)選實(shí)施方式的用于預(yù)測(cè)經(jīng)受透析治療的病人體內(nèi)的快速血壓降低的報(bào)警裝置100的方框圖。
裝置100包括一個(gè)輸入接口110、第一分析單元130、第二分析單元140和報(bào)警生成單元150。優(yōu)選地，裝置100還包括用于控制其它單元的操作的中央處理器160、和存儲(chǔ)適用于控制中央處理器160的計(jì)算機(jī)程序的存儲(chǔ)器介質(zhì)170。
輸入接口110適用于接收病人的心電圖信號(hào)HECG。例如，心電圖信號(hào)HECG是被帶通濾波、以1000Hz采樣并且幅度分辨率為0.6μV的數(shù)字信號(hào)。心電圖信號(hào)HECG優(yōu)選地利用簡(jiǎn)化的電極組(例如EASI引線系統(tǒng))來(lái)記錄。但是當(dāng)然，根據(jù)本發(fā)明，使用其它引線系統(tǒng)，例如標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)線系統(tǒng)也是同樣可以的。
第一分析單元130適用于基于心電圖信號(hào)HECG產(chǎn)生一個(gè)心率變化信號(hào)PHRV。為了實(shí)現(xiàn)這個(gè)，單元130最好包含心率檢測(cè)模塊131和頻譜分析模塊132。心率檢測(cè)模塊131或者接收心電圖信號(hào)HECG本身，或者接收由心跳形態(tài)分析單元120產(chǎn)生的的增強(qiáng)的ECGCL，心跳形態(tài)分析單元120根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式可被包括在報(bào)警裝置100中?；谛碾妶D信號(hào)HECG(或增強(qiáng)的心電圖信號(hào)ECGCL)，心率檢測(cè)模塊131產(chǎn)生心率信號(hào)HR。然后頻譜分析模塊132接收心率信號(hào)HR，并將之轉(zhuǎn)換成心電圖信號(hào)HECG的功率譜表示(即頻域中的信號(hào))?；诠β首V，模塊132計(jì)算頻率譜的低頻(LF)帶和高頻(HF)帶的比率。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，LF帶的范圍從約0.04Hz到約0.15Hz，HF帶從約0.15Hz到約0.40Hz。第一分析單元的操作將在下面更詳細(xì)地描述。
第二分析單元140適用于基于心電圖信號(hào)HECG(或增強(qiáng)的心電圖信號(hào)ECGCL)確定異常心跳pEBC的強(qiáng)度。本質(zhì)上，通過(guò)使用計(jì)算正常竇性(sinus)心律外的所有異常心跳的信號(hào)處理來(lái)確定異常心跳pEBC的強(qiáng)度。同樣，第二分析單元140的操作原理將在下面更詳細(xì)地描述。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，報(bào)警裝置100包括一個(gè)心跳形態(tài)分析單元120。該單元適用于接收心電圖信號(hào)HECG，通過(guò)對(duì)信號(hào)HECG的每一段進(jìn)行分類來(lái)表示特定類型的事件。這里，正常竇性心律被分類為顯性心跳類事件，即表示病人典型形態(tài)的心跳。而異常心跳表示了病人非典型形態(tài)的心跳。優(yōu)選的是，心跳形態(tài)分析單元120還能夠識(shí)別人造物(artifact)和噪聲，并分配相關(guān)的事件類型數(shù)據(jù)。這意味著，既不滿足正常、又不滿足異常心跳標(biāo)準(zhǔn)的心跳被表示為人造物，心電圖信號(hào)HECG的剩余的非期望能量被表示為噪聲。
特別是，心跳形態(tài)分析單元120可適用于執(zhí)行基線濾波、QRS檢測(cè)、輸入的心電圖信號(hào)HECG的心跳特征描述和心跳分類。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式，基線濾波被實(shí)現(xiàn)為一個(gè)線性相位有限脈沖沖擊響應(yīng)的低通濾波器，它估計(jì)基線漂移，之后在從原始心電圖信號(hào)HECG中減去該估計(jì)。另外，該基線濾波器最好在基線濾波的截止頻率方面符合美國(guó)心臟協(xié)會(huì)(AHA)的建議。在基線濾波之后，執(zhí)行QRS檢測(cè)。這里，心跳出現(xiàn)時(shí)間(即R波的時(shí)間)被檢測(cè)。每個(gè)QRS復(fù)數(shù)的基準(zhǔn)點(diǎn)最好是通過(guò)對(duì)每個(gè)單個(gè)導(dǎo)線的包絡(luò)求和所獲得的包絡(luò)信號(hào)中的峰值位置所定義。
在QRS檢測(cè)之后，基于使用QRS形態(tài)學(xué)、心跳相關(guān)和心跳SNR(信噪比)的交叉相關(guān)法，每個(gè)心跳被分類為正?；虍惓Ｐ奶?或者人造物或噪聲)。通過(guò)使用第一心跳為模板心跳開始該交叉相關(guān)法。每個(gè)心跳都經(jīng)受線性相位帶通濾波，以去除被認(rèn)為是對(duì)分類無(wú)關(guān)緊要的頻率。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，帶通濾波器的截止頻率分別是1Hz和35Hz。
隨后，通過(guò)計(jì)算相應(yīng)的交叉相關(guān)系數(shù)，比較每個(gè)心跳和所述心跳模板集。這里，通過(guò)在時(shí)間上平移每個(gè)心跳直到找到最佳相關(guān)來(lái)計(jì)算系數(shù)。一旦交叉相關(guān)下降到低于一個(gè)與噪聲相關(guān)的閾值，則創(chuàng)建一個(gè)新的模板心跳。這種類型的閾值設(shè)計(jì)是有優(yōu)勢(shì)的，因?yàn)樗ＷC了新心跳類的創(chuàng)建保持在合理的噪聲信號(hào)限之內(nèi)。優(yōu)選的是，噪聲電平被測(cè)量為包含在當(dāng)前QRS復(fù)數(shù)之前的RR間隔內(nèi)的高通濾波采樣的均方根值。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，以20Hz的截止頻率執(zhí)行該高通濾波，以避免P和T波增加噪聲電平。通過(guò)遞歸平均，被分類為與現(xiàn)有類相似的心跳被用于更新模板心跳，這樣漸進(jìn)地提高模板心跳的質(zhì)量。
因此，單元120生成了一個(gè)增強(qiáng)的心電圖信號(hào)ECGCL形式的輸出信號(hào)，其等效于心電圖信號(hào)HECG，但是其中每個(gè)信號(hào)片斷至少與相關(guān)事件類型數(shù)據(jù)相關(guān)。
報(bào)警生成單元150檢查異常心跳pEBC的強(qiáng)度是否較低或較高。在較低強(qiáng)度情況下，如果心率變化信號(hào)pHRV滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，單元150觸發(fā)一個(gè)指示估計(jì)的快速血壓降低的報(bào)警信號(hào)α。假定選擇上述LF和HF子帶，如果所述比率低于第一閾值(大致等于1)，則認(rèn)為滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。
在較高強(qiáng)度情況下，如果異常心跳pEBC的強(qiáng)度滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，單元150觸發(fā)報(bào)警信號(hào)α。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，如果異常心跳pEBC的強(qiáng)度超過(guò)第二閾值，則認(rèn)為滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，該閾值表示了大致等于異常心跳的平均強(qiáng)度的4倍的數(shù)值。
現(xiàn)在返回第一分析單元130執(zhí)行的HRV分析。該單元基于所謂的心跳定時(shí)(HT)表示，例如通過(guò)整體脈沖頻率調(diào)制(IPFM)模型，來(lái)確定心率變化。所述模型可被用于模擬正常竇性心跳在一系列出現(xiàn)時(shí)間內(nèi)的變化，并反映動(dòng)脈的電生理學(xué)屬性。IPFM模型的輸入信號(hào)包括與平均心律相關(guān)的DC電平、與由副交感神經(jīng)和交感神經(jīng)行為相關(guān)的調(diào)制信號(hào)m(t)之和。IPFM模型的輸入信號(hào)被積分，直到達(dá)到閾值 (表示連續(xù)事件之間的平均間隔長(zhǎng)度)。然后，在時(shí)刻tk創(chuàng)建一個(gè)事件作為該模型的輸出，并且積分器被重置為0。結(jié)果，IPFM模塊的輸出信號(hào)成為事件序列，它表示了心跳的周期發(fā)生時(shí)間。以數(shù)學(xué)術(shù)語(yǔ)，下式定義了事件時(shí)間序列∫0tk(1+m(τ))dτ=k,T‾0k=0,...,N---(1)]]>其中，k是一個(gè)整數(shù)，索引初始心跳后的第k次心跳，并且初始心跳出現(xiàn)在t0＝0。通過(guò)引入下面的定義，(1)中的函數(shù)可被概括為一個(gè)連續(xù)時(shí)間的函數(shù)∫0t(1+m(τ))dτ=k(t)T‾0---(2)]]>現(xiàn)在該積分可被計(jì)算到任何時(shí)間t，并與索引函數(shù)k(t)成比例，索引函數(shù)在tk處的值等于整數(shù)心跳索引k，即k(tk)＝k。
心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)在事件時(shí)間tk被定義為在平均心率下， 事件時(shí)間tk和預(yù)期發(fā)生時(shí)間間的差值。心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)與IPFM模型及其調(diào)制信號(hào)m(t)緊密相關(guān)?；谠撔奶〞r(shí)信號(hào)dHT(t)，可以確定調(diào)制信號(hào)m(t)、尤其是它的傅立葉變換，以產(chǎn)生HRV功率譜的估計(jì)。
通過(guò)對(duì)特定時(shí)刻tk研究模型公式(1)，可以看出心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)和調(diào)制信號(hào)m(t)間的關(guān)系。該公式可被重寫為∫0tkm(τ)dτ=kT‾0-tk≡dHT(tk)---(3)]]>必須從可用數(shù)據(jù)中估計(jì)平均RR間隔長(zhǎng)度 以計(jì)算dHT(tk)。可以通過(guò)簡(jiǎn)單地將用事件數(shù)K除最后一個(gè)事件的時(shí)間tk來(lái)完成，即T‾0=tkK---(4)]]>使用(2)中概括出的IPFM模型，心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)可被以連續(xù)時(shí)間表示為dHT(t)=∫-∞tm(τ)dτ---(5)]]>因?yàn)檎{(diào)制信號(hào)m(t)被假定為一個(gè)因果函數(shù)，積分間隔可以被擴(kuò)展到-∞。如果調(diào)制信號(hào)m(t)和心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)的傅立葉變換被分別表示為Dm(Ω)和DHT(Ω)，我們從(5)得到DHT(Ω)=∫-∞∞dHT(t)e-jΩtdt=Dm(Ω)jΩ---(6)]]>其中，Ω＝2πF和Dm(0)＝0，因?yàn)榧俣╩(t)具有等于0的DC分量。一旦心跳定時(shí)信號(hào)dHT(t)的傅立葉變換DHT(Ω)已知，調(diào)制信號(hào)m(t)的傅立葉變換被分別表示為Dm(Ω)就可被計(jì)算。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式，通過(guò)用于非平均抽樣信號(hào)的技術(shù)，或者通過(guò)在使用離散傅立葉變換(DFT)之后的差值及再取樣，獲得頻譜估計(jì)Dm(Ω)。
如開始所述，異常心跳在HRV分析中引入了差錯(cuò)。類似的差錯(cuò)也可被錯(cuò)過(guò)的心跳或錯(cuò)誤檢測(cè)到的心跳(不良QRS檢測(cè)的結(jié)果)引入。這些差錯(cuò)由RR間隔中的類似脈沖的人造物引起，并由鄰近異常心跳的RR間隔所引入。該脈沖將在頻譜分析中引入一個(gè)噪聲分量。這就是為什么鄰近異常心跳的RR間隔不應(yīng)該被用在HRV分析中。異常心跳既出現(xiàn)在病人又出現(xiàn)在正常受檢者中的事實(shí)顯示出在心率信號(hào)的頻譜分析之前處理異常心跳的重要性。
為了糾正異常心跳，知道特定心跳是否具有正?；虍惓Ｆ鹨蚍浅Ｖ匾?。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，這種標(biāo)記是利用主要基于根據(jù)上述交叉相關(guān)法的QRS形態(tài)學(xué)(但也可基于節(jié)律)的分類標(biāo)準(zhǔn)完成的。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，該節(jié)律是通過(guò)心率檢測(cè)模塊131確定的，并由心率信號(hào)RH表示。然后基于QRS形態(tài)學(xué)，相對(duì)直接地區(qū)分心室異常心跳(VEB)，因?yàn)樗鼈兊男螒B(tài)充分不同于正常的竇性心跳。相同的觀測(cè)適用于由人造物引起的錯(cuò)誤事件。但是不幸的是，不是很簡(jiǎn)單就能對(duì)室上性異常心跳(SVEB)或類似的異常心跳進(jìn)行分類，因?yàn)檫@些心跳傾向于具有與正常竇性心跳充分相似的形態(tài)。SVEB通常僅關(guān)于P波形態(tài)不同。然而，由于噪聲，不可能基于P波做出專有分類。因此，為了區(qū)分SVEB，不得不使用可靠性差一些的基于間隔的準(zhǔn)則。
如上所述，反映正常竇性心跳的最佳類被分類為顯性最佳類。這樣，SVEB經(jīng)常被在心跳形態(tài)分析單元120執(zhí)行的信號(hào)處理中分類為顯性心跳。這里，只有與顯性QRS形態(tài)不同的SVEB被分類為異常心跳。一般說(shuō)來(lái)，因此SVEB的大多數(shù)被基于RR準(zhǔn)則分類為異常心跳。這同樣適用于錯(cuò)過(guò)的心跳。被延長(zhǎng)的(通常是平均RR間隔長(zhǎng)度的兩倍長(zhǎng)度)RR間隔被分類為錯(cuò)過(guò)的心跳。錯(cuò)過(guò)的心跳在RR間隔中引入了類似脈沖的人造物，類似于那些異常心跳。因此，其中錯(cuò)過(guò)一個(gè)心跳的RR間隔必須也被HRV分析進(jìn)行處理。并且，與VEB之后的完全代償性間歇類似，錯(cuò)過(guò)的心跳衰弱心臟的泵送能力。
因?yàn)楫惓Ｐ奶袛嗔苏５母]性模型的心跳節(jié)律，只有包含偶然異常心跳的心電圖信號(hào)HECG片斷應(yīng)該被處理。在包含頻繁異常心跳的信號(hào)片斷中，基礎(chǔ)的竇性節(jié)律被過(guò)分地扭曲了，以至于不能做出任何可靠的結(jié)論。因此，根據(jù)本發(fā)明，這些片斷被排除在HRV分析之外。
頻譜分析模塊132以一種計(jì)算上非常有效的方式處理異常心跳。這里，我們假定在心電圖信號(hào)HECG(或ECGCL)中竇性心跳出現(xiàn)在時(shí)刻t0，t1，...，tk，并且一個(gè)異常心跳出現(xiàn)在時(shí)刻te。序列t0，t1，...，tk中不包含時(shí)刻te，并且在緊接著該異常心跳之前的竇性心跳出現(xiàn)在tke，緊接著之后的竇性心跳出現(xiàn)在tke+1。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，通過(guò)第一次斷定異常心跳改變了隨后的正常心跳的出現(xiàn)時(shí)間，異常心跳被處理。通過(guò)估計(jì)這個(gè)時(shí)間偏移，δ，異常心跳的出現(xiàn)可以被通過(guò)下式說(shuō)明dHT(tk)=kT‾0-tkk=0,...,kekT‾0-tk+δk=ke+1,...,K---(7)]]>為了估計(jì)時(shí)間偏移δ，我們使用(1)，因此KeT‾0=∫0tke(1+m(τ))dτ---(8)]]>以及(Ke+1)T‾0=∫0tke+1-δ(1+m(τ))dτ---(9)]]>從(9)中減(8)我們得到公式T‾0=∫tketke+1-δ(1+m(τ))dτ=tke+1-tke-δ+∫tketke+1-δm(τ)dτ---(10)]]>我們現(xiàn)在引入一個(gè)新的參數(shù)， 根據(jù)下式m‾k=∫tktk+1m(τ)dτk≠ke∫tketke+1-δm(τ)dτk=ke---(11)]]>其中m‾k(k≠ke)]]>是tk和tk+1處兩個(gè)正常心跳間的m(t)的積分。這使我們獲得δ=tke+1-tke-T‾0+m‾ke---(12)]]>對(duì)于恒定心律(對(duì)k(t)的線性假設(shè)，換言之，m(t)＝0，m‾k=0]]>)的特殊情況，我們根據(jù)下式得到時(shí)間偏移δ的估計(jì) δ^0=tke+1-tke-T‾0---(13)]]>它為δ的零階估計(jì)。
另外，我們假定調(diào)制信號(hào)m(t)的變化在處于積分區(qū)間很小，因此 的心跳到心跳的變化也非常小。因此， 的更好的估計(jì)是根據(jù)下式對(duì)應(yīng)于先前心跳的值m‾^ke,1=m‾ke-1=∫tke-1tkem(τ)dτ=dHT(tke)-dHT(tke-1)=tke-1-tke+T‾0---(14)]]>該估計(jì)，與(12)相結(jié)合，使我們獲得了時(shí)間偏移δ的一階估計(jì) 根據(jù)δ^1=tke+1-2tke+tke-1---(15)]]>注意(13)和(15)間類似性，因?yàn)?15)可以被重寫成δ^1=tke+1-tke-(tke-tke-1)=δ^0-d^ke-1,0---(16)]]>其中 是dke-1的零階估計(jì)，dk被定義為dk=tk+1-tk+T‾0+m‾0,k≠ke---(17)]]>注意(12)和(17)間的緊密關(guān)系，因?yàn)楫?dāng)k＝ke時(shí)(17)變成(12)。
調(diào)制信號(hào)m(t)的 的高階估計(jì)的一個(gè)歸納是要包含 中的變化。如果我們繼續(xù)根據(jù)下式更新 的估計(jì)m‾^k,p=m‾^k,p-1+Δm‾k-1,p---(18)]]>其中， 是根據(jù)下式的 的p階差Δm‾k-1,p=Δm‾k-1,p-1-Δm‾k-2,p-1---(19)]]>然后，可以證明時(shí)間偏移δ的N階估計(jì) 由下面的遞歸公式給出δ^N=δ^N-1-d^ke-1,N-1,N=1,2,...---(20)]]>其中δ^0=tke+1-tke-T‾0---(21)]]>不使用(20)中的遞歸，我們可以直接以出現(xiàn)時(shí)間表示時(shí)間偏移δ的N階估計(jì) δ^N=Σl=0N+1(-1)lN+1ltke+1-l,N=1,2,...---(22)]]>并且N＝0由(21)給出，但是不能被使用，因?yàn)樗褂萌匀晃粗钠骄鵕R間隔長(zhǎng)度 一旦獲得了根據(jù)(22)的時(shí)間偏移δ的一個(gè)估計(jì)，直接根據(jù)下式更新平均RR間隔長(zhǎng)度 的估計(jì)
T‾^0=tK-δ^NK---(23)]]>現(xiàn)在，(7)中的dHT(t)可以被計(jì)算，因?yàn)樗猩婕暗降膮?shù)都可得到。
返回到第二分析單元140，該單元適用于執(zhí)行EBC分析，其中異常心跳pEBC的強(qiáng)度被確定。異常心跳的出現(xiàn)此數(shù)tk可被通過(guò)根據(jù)下式的點(diǎn)過(guò)程pe(t)來(lái)描述pe(t)=Σk=1Nδ(t-tk)---(24)]]>其中N是異常心跳出現(xiàn)的數(shù)目。第二分析單元140研究異常心跳的出現(xiàn)時(shí)間tk的行為的變化。點(diǎn)過(guò)程的特征在于它的強(qiáng)度。因此，出現(xiàn)時(shí)間tk的行為的變化影響了點(diǎn)過(guò)程中的強(qiáng)度。因此，EBC分析跟隨點(diǎn)過(guò)程的強(qiáng)度中的變化。
點(diǎn)過(guò)程僅給出了與異常心跳相關(guān)的信息，并沒有計(jì)算它們的歷史次數(shù)，即異常心跳的數(shù)量。為了包括這個(gè)信息，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式使用一個(gè)計(jì)數(shù)過(guò)程，Ne(t)。計(jì)數(shù)過(guò)程描述了直到時(shí)間t的異常心跳出現(xiàn)的數(shù)目，即點(diǎn)過(guò)程Pe(t)的積分，定義為Ne(t)＝k tk≤t＜tt+1k＝0，1，...，N(25)因此，點(diǎn)過(guò)程Pe(t)的強(qiáng)度被連接至計(jì)數(shù)過(guò)程的斜率。
EBC分析中使用的心跳是那些由心跳形態(tài)分析單元120在信號(hào)預(yù)處理被分類為異常的。因此，SVEB的大多數(shù)都沒有在EBC分析中使用，因?yàn)檫@些心跳的大多數(shù)被分類為信號(hào)預(yù)處理中顯性的。如上所述，錯(cuò)過(guò)的心跳和VEB對(duì)心臟具有類似的影響。因此，這些事件的出現(xiàn)時(shí)間也被包含在EBC分析中。
EBC分析跟隨整個(gè)信號(hào)過(guò)程中的異常心跳的pEBC的強(qiáng)度的變化。根據(jù)本發(fā)明，EBC分析可以被實(shí)時(shí)或離線執(zhí)行。但是，為了使報(bào)警信號(hào)α控制透析設(shè)備，EBC分析必須被實(shí)時(shí)執(zhí)行。心電圖信號(hào)HECG中的異常心跳的瞬時(shí)強(qiáng)度可被獲得。然而，一個(gè)時(shí)間塊上的平均強(qiáng)度可被計(jì)算。該分析最好被在增強(qiáng)的心電圖信號(hào)ECGCL上的一個(gè)滑動(dòng)窗口中執(zhí)行。因此，EBC分析跟隨異常心跳pEBC時(shí)間塊的強(qiáng)度變化。根據(jù)本發(fā)明，異常心跳pEBC的強(qiáng)度可以多種方法測(cè)量，下面將明確地描述其中的兩個(gè)。第一方法基于點(diǎn)過(guò)程表示，第二方法基于計(jì)數(shù)過(guò)程。
一個(gè)假設(shè)是異常心跳的出現(xiàn)時(shí)間服從泊松過(guò)程，因?yàn)椴此蛇^(guò)程是一個(gè)點(diǎn)過(guò)程。這樣，出現(xiàn)時(shí)間之間的距離是獨(dú)立的，并且是強(qiáng)度為λ的指數(shù)分布。如果在一個(gè)塊中假定相同的強(qiáng)度λ，則強(qiáng)度λ的最大似然估計(jì) 根據(jù)λ^=KΣk=1Kx[k]---(26)]]>其中x[k]是每個(gè)出現(xiàn)時(shí)間之間的距離，K是距離的數(shù)目(即，比異常心跳數(shù)目小1)。結(jié)果是直覺的，因?yàn)樵趬K中測(cè)量異常心跳的強(qiáng)度的最簡(jiǎn)單方法是簡(jiǎn)單地對(duì)該塊中的異常心跳的數(shù)目計(jì)數(shù)，這基本上與(26)相同，因?yàn)閷?duì)大的塊尺寸，分母本質(zhì)上是恒定的。
或者，可通過(guò)計(jì)數(shù)過(guò)程N(yùn)e(t)，及它對(duì)應(yīng)的離散時(shí)間信號(hào)模型Ne[n]，來(lái)描述異常心跳的出現(xiàn)。計(jì)數(shù)過(guò)程N(yùn)e(t)是一個(gè)非遞減函數(shù)，并且在一個(gè)塊中可被用根據(jù)下式的直線模型近似Ne[n]＝A+Bn(27)其中B是計(jì)數(shù)過(guò)程的斜率，也就是異常心跳的強(qiáng)度的估計(jì)。
可用數(shù)據(jù)集包括異常心跳的出現(xiàn)實(shí)現(xiàn)，{tk}對(duì)于k＝1，...，N。描述時(shí)刻tk的異常心跳的數(shù)目的數(shù)據(jù)集xU[k](對(duì)應(yīng)于計(jì)數(shù)過(guò)程)可被從{tk}中獲得，其中xU[k]是一個(gè)不均勻取樣的信號(hào)。當(dāng)xU[k]被插值然后被均勻再取樣時(shí)，獲得一個(gè)新的數(shù)據(jù)集x[k]。當(dāng)假定一個(gè)線性模型，對(duì)于給定均勻取樣數(shù)據(jù)的給定集合，強(qiáng)度B的最小平方誤差估計(jì) 是B^=-6N(N+1)Σk=0N-1x[k]+12N(N2-1)Σk=0N-1kx[k]---(28)]]>其中x[k]是每個(gè)出現(xiàn)時(shí)間之間的距離，N是異常心跳的數(shù)目。
圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式的醫(yī)療系統(tǒng)的示圖。該系統(tǒng)包括透析裝置210，用于執(zhí)行病人P的血液透析治療。另外，心電圖220、透析控制單元230、和所述的報(bào)警裝置100也包括在該系統(tǒng)中。該心電圖220記錄該病人P的心電圖信號(hào)HECG。例如，該心電圖220可能具有帶寬從0.05Hz到400Hz，該心電圖信HECG號(hào)可能是以1000Hz速率抽樣的一個(gè)數(shù)字化信號(hào)，并具有0.6uV的幅度分辨率。而且，該心電圖信號(hào)HECG最好通過(guò)一組簡(jiǎn)化電極(如一個(gè)EASI5導(dǎo)線系統(tǒng))進(jìn)行記錄。該報(bào)警裝置100接收該心電圖信號(hào)HECG，如果第一或者第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足，該裝置100產(chǎn)生指示一種估計(jì)的快速血壓降低的報(bào)警信號(hào)α，并據(jù)此產(chǎn)生控制信號(hào)C到透析裝置210。該控制信號(hào)C，反過(guò)來(lái)使得該透析裝置210調(diào)節(jié)至少一個(gè)透析參數(shù)，如超濾率，病人P可能進(jìn)入到血壓過(guò)低狀態(tài)的風(fēng)險(xiǎn)被降低了。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，該控制信號(hào)C實(shí)施對(duì)由該血液透析裝置210執(zhí)行的透析治療的完全中斷。
當(dāng)然，該透析控制單元230不需要是一個(gè)獨(dú)立的單元(如圖2所示)。相反，該單元可包括在報(bào)警裝置100或透析裝置210中。
圖3示出了表示在沒有應(yīng)用本發(fā)明的情況下病人的動(dòng)脈血壓(以200Hz抽樣)在血液透析治療期間如何變化的圖形。但是，估計(jì)上述方法已經(jīng)能夠在時(shí)刻thA前的時(shí)間點(diǎn)預(yù)測(cè)該血壓降低，此時(shí)在產(chǎn)生該報(bào)警信號(hào)α后，血壓過(guò)低仍然能夠通過(guò)采取適當(dāng)?shù)拇胧┍槐苊狻?br> 豎軸示出了心臟收縮壓Ps和心臟舒張壓PD，水平軸示出了時(shí)間t。在圖3所述的實(shí)施例中，病人在開始治療后的時(shí)間thA＝268分經(jīng)歷劇烈的癥狀性血壓過(guò)低。正如能從圖形中看出的，血壓Ps和在血壓PD過(guò)低發(fā)生前都快速下降。
圖4a示出了表示第三病人的ECG功率譜的低頻(LF)帶和高頻(HF)帶比率LF/HF在血液透析治療期間如何變化的圖形。該HRV分析在這里根據(jù)本發(fā)明被執(zhí)行，即在計(jì)算LF/HF率前所有的異常心跳被處理。
豎軸示出了該LF/HF率，水平軸代表時(shí)間t。LF/HF的閾值為1，通過(guò)一條虛線表示，還示出了所述的第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。如圖所示，在該實(shí)施例中，該LF/HF率在幾乎整個(gè)治療期間都太低(即低于閾值1)。該病人在大約t≈100分時(shí)頭部稍微向上傾斜，這導(dǎo)致LF/HF率增加到超過(guò)閾值。然后，在t＝thA(≈125分)，該LF/HF率急劇下降，并且劇烈的癥狀性血壓過(guò)低發(fā)生。
圖4b示出了對(duì)應(yīng)于圖4a的、表示第三病人的異常心跳強(qiáng)度PECB如何變化的圖形。如圖所示，該強(qiáng)度PECB在時(shí)間t＝thA前快速增長(zhǎng)。因此，所述的第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)在t＝thA前可能已經(jīng)被滿足，并且該血壓過(guò)低可能已被阻止。
圖5示出了示例性的表示一個(gè)具有相對(duì)血壓過(guò)低傾向的病人的ECG功率譜的LF/HF率在血液透析治療期間如何變化的圖形。這里，在LF/HF率上沒有劇烈的變化，在t＝100分到t＝150分間只有一個(gè)因吃東西導(dǎo)致的微小增加。但是，該LF/HF率決不能超過(guò)閾值1，其代表一種高度的血壓過(guò)低危險(xiǎn)。相應(yīng)的，此時(shí)癥狀性血壓過(guò)低發(fā)生在t＝thA(≈270分)。
圖6示出了示例性的表示該LF/HF率在一個(gè)具有相對(duì)抗血壓過(guò)低的病人的血液透析治療期間如何變化的圖形。LF/HF的閾值仍為1，由一條虛線表示。與圖6所示的實(shí)施例相反，該LF/HF率在這里非常高(總是大于1，因而指示一種較小的血壓過(guò)低危險(xiǎn))，并且雖然該LF/HF率充分變化，但沒有血壓過(guò)低發(fā)生。這可由該病人具有相對(duì)的血壓過(guò)低抵抗力并具有穩(wěn)定的血壓來(lái)解釋。
圖7示出了表示上述的第一個(gè)病人(見圖3)的異常心跳強(qiáng)度pECB如何變化的圖形。此時(shí)，幾乎根本沒有異常心跳被記錄，直到大約t＝260分，此時(shí)該異常心跳的強(qiáng)度pECB急劇增加。之后不久，在thA＝268分，該病人經(jīng)歷劇烈的癥狀性血壓過(guò)低。根據(jù)本發(fā)明而適當(dāng)?shù)倪x擇的第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)當(dāng)然可以預(yù)測(cè)這種情況。
圖8示出了病人的異常心跳強(qiáng)度pECB的圖形，該強(qiáng)度在病人的整個(gè)透析治療期間相對(duì)較高。這可能是因?yàn)樵摬∪司哂邢鄬?duì)的血壓過(guò)低抵抗力。還應(yīng)該注意該異常心跳強(qiáng)度pECB在這里從未偏離一個(gè)均值(約30bpm左右)。因此，適當(dāng)選擇的等于約該平均異常心跳強(qiáng)度的4倍，如120bpm的第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，并不會(huì)被滿足。
圖9示出了根據(jù)本發(fā)明的第二實(shí)施方式的報(bào)警裝置900的框圖。所有在圖1中也出現(xiàn)的相同附圖標(biāo)記的元件、單元和信號(hào)代表相同的元件、單元和信號(hào)，正如參考該圖的上面描述。
盡管這樣，除了圖1所示的本發(fā)明的第一實(shí)施方式的單元，該裝置900還包括第三分析單元980。該單元用于根據(jù)該心電圖信號(hào)HECG或增強(qiáng)的心電圖信號(hào)ECGCL確定至少一個(gè)心率紊亂(HRT)參數(shù)PHRT。當(dāng)然，在該實(shí)施方式中，該報(bào)警產(chǎn)生單元150也用于當(dāng)該至少一個(gè)HRT參數(shù)PHRT滿足至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)時(shí)觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)α。具體地，該至少一個(gè)HRT參數(shù)PHRT在該異常心跳強(qiáng)度PEBC相對(duì)較高時(shí)(即根據(jù)由第二分析單元140產(chǎn)生的信號(hào)所確定的)被首次檢測(cè)。
該至少一個(gè)HRT參數(shù)PHRT的測(cè)試的基本原理是，對(duì)于正常的對(duì)象(即具有相對(duì)的血壓過(guò)低抵抗力)，心率應(yīng)該在VEB之后迅速增加，并且在隨后的一段時(shí)間中又返回到基線。心率上的這種短期的波動(dòng)被稱為心率紊亂?？尚诺氖窃撔穆实脑鲩L(zhǎng)是為了補(bǔ)償由VEB引起的突然的局部血壓降低。一旦血壓水平恢復(fù)，心率又返回到基線以穩(wěn)定該血壓。相應(yīng)的，HRT是所期待的，紊亂度可被認(rèn)為是對(duì)象的從局部血壓降低恢復(fù)從而避免血壓過(guò)低的能力。
現(xiàn)在我們將圖解說(shuō)明紊亂度可如何根據(jù)圖10進(jìn)行測(cè)量。這里示出了一個(gè)圖形，其示出了RR間隔可如何與病人的異常心跳相關(guān)的發(fā)生變化。水平軸示出了心跳次數(shù)#，豎軸反映了心電圖中兩個(gè)連續(xù)的R波形間的時(shí)間，即RR間隔tRR。
基線在RR間隔中700ms附近用虛線示出。在該實(shí)施例中，第一和第二次心跳是正常的心跳。但是，第三次異常心跳該RR間隔降到約500ms，第四次心跳(即該異常心跳和下一正常心跳之間)該RR間隔延長(zhǎng)到約900ms。因此，RR間隔中的這些變化都是由VEB引起的。
第一所述HRT參數(shù)PHRT表示一種紊亂發(fā)生的量度，TO反映心電圖信號(hào)HECG的RR間隔中的一種相對(duì)變化。TO是VEB之后心率的初始加速的量度。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式，該紊亂發(fā)生量度TO被確定為特定VEB前不久的一個(gè)平均RR間隔和該心跳之后不久的一個(gè)平均RR間隔之間的差除以所述心跳之后不久的該平均RR間隔?？梢员磉_(dá)為
TO=100·(RR1+RR2)-(RR-2+RR-1)RR-2+RR-1[%]]]>其中RR-1表示該VEB緊接著之前的RR間隔，RR-2表示RR-1前的RR間隔，RR1表示VEB緊接著之后的RR間隔，RR2表示RR1之后的RR間隔。
在圖10所示的實(shí)施例中，TO≈-7％，這是一個(gè)健康值。本質(zhì)上，任何低于0％的值都可被認(rèn)為是健康的。因此，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，該報(bào)警產(chǎn)生單元150應(yīng)用第一紊亂閾值代表VEB之前不久和之后不久的RR間隔的零變化，這樣如果TO＞0，該報(bào)警信號(hào)α就被觸發(fā)。
第二參數(shù)TS表示反映VEB后的RR間隔如何快速的上升的紊亂傾斜量度，即該心率重回基線的聲明(declaration)。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，第二參數(shù)TS根據(jù)該VEB后緊跟的第二組RR間隔內(nèi)的第一組RR間隔上的RR間隔曲線的一個(gè)最陡(正的)的斜率來(lái)確定。
健康的對(duì)象通常具有在初始心率增加后至少1ms/RR間隔的心率聲明。因此，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，在該VEB之后緊跟的15個(gè)(即上述的第二組)RR間隔內(nèi)確定5個(gè)(即上面的第一組)RR間隔上的最陡的正斜率。然后該報(bào)警產(chǎn)生單元150將該最陡的斜率與一個(gè)代表1毫秒每RR間隔的第二紊亂閾值進(jìn)行比較。如果第二參數(shù)TS低于該值，該報(bào)警產(chǎn)生單元150觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)α。但是，非常高的TS值也可能表示一種不健康的狀態(tài)。因此，在通常的情況下，報(bào)警產(chǎn)生單元150最好在第二參數(shù)TS落在由一個(gè)較低的第二閾值和一個(gè)較高第二閾值劃定的區(qū)間之外時(shí)觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)α。
自然，根據(jù)本發(fā)明，第一和第二組可包括除了5和15外的任意數(shù)目的RR間隔，只要第二組＞第一組即可。
圖11a示出了表示該RR間隔可如何與一個(gè)具有血壓過(guò)低抵抗力的病人的VEB相關(guān)的變化的圖形。這里的基線位于約600ms的RR間隔處。出現(xiàn)一個(gè)第三心跳，該心跳是異常的，其中該RR間隔第一次降到445ms。一個(gè)正常的心跳后的RR間隔被延長(zhǎng)到800ms。之后，跟著一個(gè)短時(shí)的心率加速，并且最后，該心率又減速到600ms的RR間隔。
圖11b示出了表示與一個(gè)有血壓過(guò)低傾向的病人的VEB有關(guān)的RR間隔中的變化的實(shí)施例的圖形。此時(shí)，該對(duì)象具有在約800ms處的一個(gè)RR間隔基線。由于該VEB，該心率被臨時(shí)性的圍繞第三和第四心跳變化，這里該RR間隔分別是550ms和1050ms。但是，在第五心跳處，心率又回到基線800ms處。換句話說(shuō)，由該第二參數(shù)TS所測(cè)量的最陡的斜率是不恰當(dāng)?shù)?，并且由于缺少?duì)VEB之后突然的血壓降低的補(bǔ)償，該對(duì)象可能經(jīng)歷惡心，并有昏厥的危險(xiǎn)。當(dāng)然，如果立刻有更多的VEB跟隨，即如果異常心跳的強(qiáng)度相對(duì)較高，該危險(xiǎn)還將增加。該參數(shù)，反過(guò)來(lái)，受到第二分析單元140產(chǎn)生的信號(hào)pEBC的影響。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式，該至少一個(gè)HRT參數(shù)PHRT在信號(hào)pEBC指示相對(duì)較高的異常心跳強(qiáng)度時(shí)被首次測(cè)量。
為了總結(jié)，根據(jù)本發(fā)明的通常的方法將在下面結(jié)合流程圖12進(jìn)行描述。
第一步驟1210記錄病人的心電圖信號(hào)。然后，步驟1220根據(jù)該心電圖信號(hào)產(chǎn)生一個(gè)心率變化信號(hào)。根據(jù)該心電圖信號(hào)，異常心跳強(qiáng)度被隨后在步驟1230確定。之后，步驟1240確定當(dāng)前時(shí)期該異常心跳的強(qiáng)度是否相對(duì)較高。如果在步驟1240發(fā)現(xiàn)該異常心跳強(qiáng)度沒有相對(duì)較高(即該強(qiáng)度相對(duì)較低)，則執(zhí)行步驟1250。否則，執(zhí)行步驟1270。
步驟1250檢查該心率變化信號(hào)是否滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)(即與該HRV有關(guān))，如果滿足，過(guò)程進(jìn)行到步驟1260。步驟1270檢查該異常心跳的強(qiáng)度是否滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)(即與ECB有關(guān))，如果滿足過(guò)程也進(jìn)行到步驟1260。步驟1260觸發(fā)指示估計(jì)快速血壓降低的報(bào)警信號(hào)。
如果步驟1250中的第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)和步驟1270中的第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)都不滿足，程序回到步驟1210。該過(guò)程也可在步驟1260后回到步驟1210?；蛘撸^(guò)程可在步驟1260后結(jié)束。特別的，后者可能是血液透析治療在報(bào)警的情況下被中斷的情況。
值得注意的是上面描述的系列過(guò)程只與特定的心電圖信號(hào)片斷有關(guān)。因此，在實(shí)施過(guò)程中，例如第二信號(hào)片斷根據(jù)步驟1210被接收，而該心率變化信號(hào)根據(jù)步驟1220為第一信號(hào)片斷產(chǎn)生，等等。
另外，上面結(jié)合圖12描述的所有的處理步驟以及任意的后續(xù)步驟可通過(guò)可編程的計(jì)算機(jī)裝置進(jìn)行控制。而且，雖然上面結(jié)合附圖描述的本發(fā)明的各實(shí)施方式包括計(jì)算機(jī)裝置和在計(jì)算機(jī)裝置中執(zhí)行的處理，本發(fā)明因而也可以擴(kuò)展到計(jì)算機(jī)程序，特別是在一個(gè)載體上的計(jì)算機(jī)程序，以將本發(fā)明應(yīng)用于實(shí)踐。該程序可以是以源代碼、目標(biāo)代碼、如以部分編譯的中間源和目標(biāo)代碼的形式，或以任何其它適用于實(shí)施本發(fā)明的處理的形式。該載體可以是能夠攜帶該程序的任何的實(shí)體或設(shè)備。例如，該載體可包括一個(gè)存儲(chǔ)介質(zhì)，如閃存、ROM(只讀存儲(chǔ)器)、CD(壓縮磁盤)或半導(dǎo)體ROM、RPROM(可擦除可編程只讀存儲(chǔ)器)、RRPROM(電可擦除可編程只讀存儲(chǔ)器)、或磁記錄介質(zhì)、軟盤或硬盤。另外，該載體可以是一種可傳送的載體如可通過(guò)電或光纜或通過(guò)無(wú)線電波或其它裝置直接傳送的電或光信號(hào)，該載體可由這樣的電纜或設(shè)備或裝置構(gòu)成。或者，該載體可以是嵌入了該程序的集成電路，該集成電路用于執(zhí)行，或在執(zhí)行中使用相關(guān)的程序。
應(yīng)該注意在該說(shuō)明書中，術(shù)語(yǔ)“預(yù)測(cè)”被賦予了非常廣泛的意義。這樣被滿足的報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被建立的時(shí)間點(diǎn)和所述的血壓降低實(shí)際發(fā)生的時(shí)間點(diǎn)可基本一致。相應(yīng)的，此時(shí)的報(bào)警信號(hào)代表快速血壓降低的一種檢測(cè)而不是一種預(yù)測(cè)。
術(shù)語(yǔ)“包括”當(dāng)用于本說(shuō)明書中時(shí)被用于指定所述特征、組成部分、步驟或分量的存在。但是，該術(shù)語(yǔ)不排除一個(gè)或多個(gè)附加的特征、組成部分、步驟或分量或其中的組的存在或增加。
本發(fā)明不限于圖中所描述的實(shí)施方式，但可在權(quán)利要求的范圍內(nèi)進(jìn)行變化。
權(quán)利要求
1.一個(gè)報(bào)警裝置，用于在病人接受血液透析治療過(guò)程中預(yù)測(cè)快速血壓降低，該裝置包括輸入接口(110)，用于接收所述病人的心電圖信號(hào)(HECG)，和第一分析單元(130)，用于根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)產(chǎn)生一個(gè)心率變化信號(hào)(PHRV)，其特征在于，該裝置包括第二分析單元，用于根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)確定異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)，和報(bào)警產(chǎn)生單元，用于確定該異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)是相對(duì)較低還是相對(duì)較高，以及在強(qiáng)度相對(duì)較低的情況下，如果該心率變化信號(hào)(PHRV)滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)則該報(bào)警產(chǎn)生單元觸發(fā)報(bào)警信號(hào)(α)，所述報(bào)警信號(hào)(α)指示估計(jì)的快速血壓降低，在強(qiáng)度相對(duì)較高的情況下，如果該異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)則該報(bào)警產(chǎn)生單元觸發(fā)所述的報(bào)警信號(hào)(α)。
2.如權(quán)利要求1所述的報(bào)警裝置，其特征在于該第一分析單元(130)包括頻譜分析模塊(132)，用于通過(guò)以下方式產(chǎn)生心率變化信號(hào)(PHRV)根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)將一個(gè)心率信號(hào)(HR)轉(zhuǎn)化為該心電圖信號(hào)(HECG)的功率譜表示，以及計(jì)算所述功率譜表示的低頻帶和高頻帶之間的比率(PHRV)，以及如果該比率(PHRV)低于第一閾值，則滿足了第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)。
3.如權(quán)利要求2所述的報(bào)警裝置，其特征在于該低頻帶的范圍從約0.04Hz到約0.15Hz，該高頻帶的范圍從約0.15Hz到約0.40Hz，該第一閾值約等于1。
4.如前述任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于還包括一個(gè)心跳形態(tài)分析單元(120)，用于接收該心電圖信號(hào)(HECG)，預(yù)處理該心電圖信號(hào)(HECG)，該預(yù)處理包括將該心電圖信號(hào)(HECG)的每一片斷進(jìn)行分類以表示一個(gè)特定類型的事件，以及產(chǎn)生增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)，其等價(jià)于該心電圖信號(hào)(HECG)，其中每個(gè)信號(hào)片斷與相關(guān)的事件類型數(shù)據(jù)有關(guān)。
5.如權(quán)利要求4所述的報(bào)警裝置，其特征在于所述的事件類型數(shù)據(jù)包括正常心跳，表示一種其形態(tài)對(duì)病人而言為典型的心跳，以及異常心跳，表示一種其形態(tài)對(duì)病人而言為非典型的心跳。
6.如權(quán)利要求5所述的報(bào)警裝置，其特征在于所述的事件類型數(shù)據(jù)還可至少包括以下之一人造物類型，表示一種其既不滿足正常標(biāo)準(zhǔn)、也不滿足異常標(biāo)準(zhǔn)的心跳，和噪聲，表示在該心電圖信號(hào)(HECG)中包含的不期望的能量。
7.如權(quán)利要求4至6中任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于該第一分析單元(130)包括心率檢測(cè)器模塊(131)，用于接收該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)，并基于其而產(chǎn)生該心率信號(hào)(HR)。
8.如權(quán)利要求4至7中任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于該第二分析單元(140)根據(jù)該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)來(lái)確定該異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)。
9.如前述任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于，如果異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)超出了第二閾值，則該第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足。
10.如權(quán)利要求9所述的報(bào)警裝置，其特征在于該第二閾值表示等于約四倍于異常心跳的平均強(qiáng)度的數(shù)值。
11.如前述任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于該裝置包括第三分析單元(980)，用于根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)確定至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)，以及如果該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)滿足了至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，在相對(duì)較高的異常心跳強(qiáng)度(pEBC)的情況下，該報(bào)警產(chǎn)生單元(150)還觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)(α)。
12.如權(quán)利要求11所述的報(bào)警裝置，其特征在于該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)包括以下至少之一第一參數(shù)(TO)，表示反映在心電圖信號(hào)(HECG)的RR間隔中的相對(duì)變化的紊亂發(fā)生量度，和第二參數(shù)(TS)，表示反映在特定異常心跳之后一段時(shí)間內(nèi)的RR間隔的上升率的紊亂傾斜量度。
13.如權(quán)利要求12所述的報(bào)警裝置，其特征在于該至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足，如果符合第一參數(shù)(TO)超過(guò)第一紊亂閾值，和/或第二參數(shù)(TS)位于由較低的第二紊亂值和較高的第二紊亂值劃定的區(qū)間之外。
14.如權(quán)利要求13所述的報(bào)警裝置，其特征在于該第一參數(shù)(TO)被確定為一個(gè)特定異常心跳之后不久的一個(gè)平均RR間隔(RR1，RR2)和該心跳之前不久的一個(gè)平均RR間隔(RR-2，RR-1)的差除以該心跳前不久的所述平均RR間隔(RR-2，RR-1)，以及該第一紊亂閾值代表所述異常心跳的之前不久到之后不久的RR間隔的零改變。
15.如權(quán)利要求13或14任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，其特征在于所述第二參數(shù)(TS)根據(jù)該異常心跳之后緊跟的第二組RR間隔內(nèi)的第一組RR間隔上的最陡斜率，以表達(dá)所述心電圖信號(hào)(HECG)中連續(xù)R波間的時(shí)間差的函數(shù)的形式來(lái)確定，以及所述較低的第二紊亂值表示1毫秒每RR間隔。
16.一個(gè)醫(yī)療系統(tǒng)，包括透析裝置(210)，用于執(zhí)行病人(P)的血液透析治療，其特征在于該系統(tǒng)還包括心電圖(220)，用于記錄病人(P)的心電圖信號(hào)(HECG)，如權(quán)利要求1至15中任一權(quán)利要求所述的報(bào)警裝置，用于接收該心電圖信號(hào)(HECG)，以及透析控制單元(230)，用于接收來(lái)自該報(bào)警裝置的該報(bào)警信號(hào)(α)，并根據(jù)該報(bào)警信號(hào)(α)發(fā)送控制信號(hào)(C)給該透析裝置(210)，該控制信號(hào)(C)用于使得該透析裝置(210)中的至少一個(gè)透析參數(shù)被調(diào)整，這樣降低了該病人(P)可能進(jìn)入血壓過(guò)低狀態(tài)的風(fēng)險(xiǎn)。
17.如權(quán)利要求16所述的醫(yī)療系統(tǒng)，其特征在于，該控制信號(hào)(C)用于實(shí)施該透析裝置(210)執(zhí)行的透析治療的中斷。
18.一種在病人接受血液透析治療過(guò)程中預(yù)測(cè)快速血壓降低的方法，包括記錄該病人的心電圖信號(hào)(HECG)，根據(jù)該心電圖信號(hào)產(chǎn)生一個(gè)心率變化信號(hào)(PHRV)，其特征在于根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)確定異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)，確定在當(dāng)前時(shí)期該異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)是否相對(duì)較高或相對(duì)較低，在異常心跳強(qiáng)度(pEBC)相對(duì)較低的時(shí)期如果該心率變化信號(hào)(PHRV)滿足第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，觸發(fā)一個(gè)指示估計(jì)的快速血壓降低的報(bào)警信號(hào)(α)，在異常心跳強(qiáng)度(pEBC)相對(duì)較高的時(shí)期如果該異常心跳強(qiáng)度(pEBC)滿足第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)，觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)(α)。
19.如權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，至少在異常心跳強(qiáng)度(pEBC)相對(duì)較低的時(shí)期，根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)將一個(gè)增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)轉(zhuǎn)化為一種功率譜表示，計(jì)算所述功率譜的低頻帶和高頻帶間的比率來(lái)代表所述心率變化信號(hào)(PHRV)，以及如果該比率低于第一閾值，則認(rèn)為該第一報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足。
20.如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，該低頻帶的范圍從約0.04Hz到約0.15Hz，該高頻帶的范圍從約0.15Hz到約0.40Hz，該第一閾值約等于1。
21.如權(quán)利要求19或20任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于如果異常心跳的強(qiáng)度(pEBC)超出了第二閾值，則認(rèn)為該第二報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足，該第二閾值表示一個(gè)等于約四倍于異常心跳的平均強(qiáng)度的數(shù)值。
22.如權(quán)利要求21所述的方法，其特征在于通過(guò)該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)在一個(gè)滑動(dòng)窗口計(jì)算該異常心跳的平均強(qiáng)度。
23.如權(quán)利要求18至22任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于在計(jì)算所述的比率之前從該增強(qiáng)的心電圖信號(hào)(ECGCL)中排除任何檢測(cè)到的異常心跳。
24.如權(quán)利要求23所述的方法，其特征在于排除所述異常心跳包括排除跟隨在一個(gè)異常心跳之后的各個(gè)非異常心跳。
25.如權(quán)利要求18至24任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于根據(jù)該心電圖信號(hào)(HECG)確定至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)，以及在異常心跳強(qiáng)度相對(duì)較高的時(shí)期，如果該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)滿足至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)則觸發(fā)該報(bào)警信號(hào)(α)。
26.如權(quán)利要求25所述的方法，其特征在于該至少一個(gè)心率紊亂參數(shù)(PHRT)包括以下至少之一第一參數(shù)(TO)，表示反映在心電圖信號(hào)(HECG)的RR間隔中的相對(duì)變化的紊亂發(fā)生量度，以及第二參數(shù)(TS)，表示反映在特定異常心跳之后一段時(shí)間內(nèi)的RR間隔的上升率的紊亂斜率量度。
27.如權(quán)利要求26所述的方法，其特征在于該至少一個(gè)第三報(bào)警標(biāo)準(zhǔn)被滿足，如果符合第一參數(shù)(TO)超過(guò)第一紊亂閾值，和/或第二參數(shù)(TS)位于由較低的第二紊亂值和較高的第二紊亂值劃定的區(qū)間之外。
28.如權(quán)利要求27所述的方法，其特征在于該第一參數(shù)(TO)被確定為一個(gè)特定異常心跳之后不久的一個(gè)平均RR間隔(RR1，RR2)和該心跳之前不久的一個(gè)平均RR間隔(RR-2，RR-1)的差除以該心跳前不久的所述平均RR間隔(RR-2，RR-1)，以及該第一紊亂閾值表示所述異常心跳的之前不久到之后不久的所述RR間隔的零改變。
29.如權(quán)利要求27或28任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于第二參數(shù)(TS)根據(jù)所述異常心跳后緊跟的第二組RR間隔內(nèi)的第一組RR間隔上的最陡斜率來(lái)確定，以代表所述心電圖信號(hào)(HECG)中連續(xù)R波間的時(shí)間差的函數(shù)的形式，以及該較低的第二紊亂值表示1毫秒每RR間隔。
30.一個(gè)可直接載入計(jì)算機(jī)的內(nèi)部存儲(chǔ)器的計(jì)算機(jī)程序，包括當(dāng)所述程序在該計(jì)算機(jī)中運(yùn)行時(shí)控制權(quán)利要求18至29任一權(quán)利要求所述步驟的軟件。
31.一個(gè)計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)(170)，具有記錄在其上的程序，該程序使得計(jì)算機(jī)控制權(quán)利要求18至29任一權(quán)利要求所述步驟。
全文摘要
本發(fā)明涉及在血液透析期間病人的基于心臟行為的血壓快速降低的預(yù)測(cè)。所述的報(bào)警裝置(100)包括輸入接口(110)、第一和第二分析單元(130；140)、和報(bào)警產(chǎn)生單元(150)，病人的心電圖信號(hào)(H
文檔編號(hào)A61B5/02GK101018575SQ200580030539
公開日2007年8月15日 申請(qǐng)日期2005年9月12日 優(yōu)先權(quán)日2004年9月13日
發(fā)明者萊夫·索恩莫, 克里斯蒂安·索雷姆 申請(qǐng)人:甘布羅倫迪亞股份公司