專利名稱：用超聲測(cè)量和/或檢測(cè)體液流動(dòng)特性的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般性涉及醫(yī)療超聲診斷領(lǐng)域，更具體涉及使用外部接觸超聲設(shè)備測(cè)量和/或檢測(cè)體液流動(dòng)特性的方法和設(shè)備。
在急救和手術(shù)過程中，對(duì)病人脈搏狀態(tài)的評(píng)估是診斷病因和針對(duì)病因決定合適療法所必需的。檢測(cè)病人心脈是否存在主要是通過接觸病人脖子，感覺由病人頸動(dòng)脈量變化引起的觸壓變化。當(dāng)心跳中病人心室收縮時(shí)，壓力波通過病人的外周循環(huán)系統(tǒng)向外傳播。頸動(dòng)脈的脈搏波形隨著收縮期心室血流注射而上升，并隨心臟壓力波達(dá)到最大而達(dá)到峰值。在脈搏末期壓力下沉?xí)r，頸動(dòng)脈的脈搏再次跌落。
病人的可檢測(cè)心脈的缺失是心臟停搏的強(qiáng)指示。心臟停搏是病人心臟不能夠提供支持生命的血流而威脅生命的醫(yī)學(xué)狀況。在心臟停搏期間，心電活動(dòng)可能會(huì)無序(心室纖維性顫動(dòng))、過速(心室搏動(dòng)過速)、缺失(心搏停止)、形成無血流產(chǎn)生的正常或低速心率(無脈搏電活動(dòng))。
提供給病人心臟停搏的治療方式部分依賴于對(duì)病人心臟狀況的評(píng)估。例如，護(hù)理人員在病人處于心室纖維顫動(dòng)(VF)或心室搏動(dòng)過速(VT)時(shí)可以使用除纖顫電震，以停止無序或過快電行為，使得灌注(perfuse)恢復(fù)律動(dòng)。外部心臟除纖顫，特別是通過由放置在病人身體表面的電極產(chǎn)生對(duì)病人心臟的強(qiáng)電震來提供。如果病人缺失可檢測(cè)到的脈搏并處于心搏停止或無脈搏電活動(dòng)(PAE)，護(hù)理人員不能使用心臟去顫的方法，而實(shí)施心肺復(fù)蘇術(shù)(CPR)以使得病人的一些血液流動(dòng)。
在對(duì)病人實(shí)施諸如心臟去顫或CPR的治療之前，護(hù)理人員必須先確認(rèn)病人處于心搏停止?fàn)顟B(tài)。一般而言，外部心臟除顫只適合處于無意識(shí)、窒息(apneic)、無脈搏、VF或VT中的病人。醫(yī)學(xué)條例指明應(yīng)該在10秒內(nèi)確定病人心脈是否存在。例如，美國心臟協(xié)會(huì)關(guān)于心肺復(fù)蘇的議定書中要求專業(yè)護(hù)理人員需在5到10秒內(nèi)評(píng)估病人的脈搏。缺少脈搏是開始進(jìn)行胸外按壓的指示。評(píng)估脈搏對(duì)有意識(shí)的成年人表面上看上去很簡單，而這卻是基本生命維持評(píng)估程序中最常失敗的因素，這可以歸結(jié)到各種原因，如缺乏經(jīng)驗(yàn)、缺少明顯標(biāo)志、對(duì)脈搏有無的傾向性判斷。當(dāng)判斷是否對(duì)病人實(shí)施CPR或心臟除顫治療時(shí)，沒有準(zhǔn)確地檢測(cè)到脈搏是否存在，將導(dǎo)致對(duì)病人的錯(cuò)誤治療。
心電圖(ECG)信號(hào)常用來確定是否實(shí)施心臟除顫電震。但是救助者很可能會(huì)遇到的某些律動(dòng)，比如無脈搏電活動(dòng)，不能僅根據(jù)心電圖信號(hào)來確定；對(duì)這些律動(dòng)的診斷需要心臟灌注缺乏的證據(jù)支持，而無關(guān)ECG信號(hào)指示的心電活動(dòng)。
由于脈搏檢測(cè)或血流測(cè)量是人為執(zhí)行，這會(huì)受到人為錯(cuò)誤的影響。急救情況中時(shí)間非常重要，人為評(píng)估脈搏狀況總時(shí)間過長將導(dǎo)致有害的結(jié)果。為了解決這些限制，需要有一種可靠的脈搏狀態(tài)評(píng)估設(shè)備。
即使進(jìn)行了ECG分析，其結(jié)果也可能誤導(dǎo)救助者采取錯(cuò)誤的實(shí)施例。例如，在心跳驟停以后，病人可能進(jìn)入一種無脈搏的電活動(dòng)狀態(tài)(PEA)，對(duì)此ECG將指示為正常的電活動(dòng)，但是沒有脈搏存在。由于ECG分析顯示有“脈搏”(例如，電活動(dòng))，救助者因此沒有采取進(jìn)一步處理而嚴(yán)重危及病人生命。相反的，如果一個(gè)救助者錯(cuò)誤斷定病人沒有脈搏(由于被迫匆促的進(jìn)行初步評(píng)估或錯(cuò)誤判定PEA)，繼而提供如CPR的治療，這將降低恢復(fù)病人循環(huán)的機(jī)會(huì)。
因此，為了使救助者迅速判斷是否向病人提供治療，必須開發(fā)一種綜合系統(tǒng)，該系統(tǒng)能迅速容易的分析病人的脈搏、血流量或ECG信號(hào)，以正確地判斷病人動(dòng)脈內(nèi)是否具有脈搏血流。
這種需要對(duì)于救助者是未經(jīng)訓(xùn)練的和/或無經(jīng)驗(yàn)的情況或系統(tǒng)特別迫切，同Rock等人的6,575,914號(hào)美國專利描述的系統(tǒng)的情形一樣。由于該專利轉(zhuǎn)讓給與本發(fā)明同樣的受讓人，因此在此引入全文以作為參考，此后該專利將被稱為“Rock專利”。Rock專利公開了一種自動(dòng)外部心臟除顫器(AED)(以下AEDs和半自動(dòng)外部心臟除顫器SAEDs將共同稱為AEDs)，缺少或沒有經(jīng)過醫(yī)學(xué)培訓(xùn)的第一反應(yīng)護(hù)理人員能使用該心臟除顫器來確定是否對(duì)無意識(shí)的病人施加去顫。
Rock AED包括一個(gè)心臟除顫器、一個(gè)收發(fā)多普勒(Doppler)超聲信號(hào)的感應(yīng)墊、兩個(gè)獲取ECG信號(hào)的感應(yīng)墊、一個(gè)接收和評(píng)估多普勒和ECG信號(hào)以判斷是否適合對(duì)病人去顫的處理器(即，是否具有脈搏)。多普勒墊被黏附固定在病人頸動(dòng)脈之上的皮膚上，用來檢測(cè)頸動(dòng)脈搏(這是充足脈搏血流的關(guān)鍵指標(biāo))。
具體地，Rock AED中的處理器分析多普勒信號(hào)以判斷是否存在可檢測(cè)脈搏，并且分析ECG信號(hào)判斷是否存在“震動(dòng)節(jié)律”(參見Rock專利中附圖7、相應(yīng)說明見第6欄第60行至第7欄第52行)。根據(jù)這兩個(gè)獨(dú)立的分析結(jié)果，處理器確定是否建議除顫(同上)。Rock專利雖然討論了“綜合”多普勒和ECG信號(hào)，但是Rock AED中的處理器只是考慮兩個(gè)分析的結(jié)果，并沒有從數(shù)學(xué)或分析上綜合多普勒和ECG信號(hào)分析。
Rock AED通過比較接收的多普勒信號(hào)和“適合于接收的多普勒信號(hào)的統(tǒng)計(jì)閾值”來判斷可檢測(cè)脈搏(Rock專利第7欄第13-14行)。然而，使用這樣的多普勒信號(hào)閾限分析存在至少一個(gè)問題人類身體形狀和尺寸的寬變化范圍、穩(wěn)定狀態(tài)(即健康的)血流、穩(wěn)定狀態(tài)血壓等等。因?yàn)锳ED可以設(shè)置在未經(jīng)訓(xùn)練的救助者可能操作這種裝置的任何地方(例如，飛機(jī)、火車、客車、大型建筑物的休息室、醫(yī)院等等)，AED的感應(yīng)墊可以裝在男人、女人、小孩、成年人、老人、天生低脈搏血流者等等身上，要確定足夠覆蓋需要或無需心臟復(fù)蘇術(shù)的不同人的“通用”閾值，即使不是不可能也是困難的。
此外，即使AED中具有多個(gè)換能器來保證其中之一捕獲動(dòng)脈，多換能器墊中最接近的換能器仍可能偏離動(dòng)脈未知的距離，這意味著接收到的信號(hào)不同于與無偏移的情況。
因此，需要一種不用先驗(yàn)的測(cè)量或具體的個(gè)體知識(shí)就能充分評(píng)估個(gè)體脈搏血流的方法和裝置。此外，需要一種方法和裝置能告知無經(jīng)驗(yàn)和/或未經(jīng)訓(xùn)練的使用AED或任何其它除顫裝置的用戶對(duì)病人實(shí)施去纖顫是否合適。
與通過整個(gè)頻譜分析多普勒信號(hào)的現(xiàn)有技術(shù)相比，根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)和方法分離和分析獨(dú)立頻帶，因此在獨(dú)立頻帶中識(shí)別弱流信號(hào)，而不是使用整個(gè)頻譜而使這樣的信號(hào)丟失在背景噪聲中。換而言之，利用窄的相關(guān)頻帶而不是整個(gè)頻譜能使信號(hào)與噪聲相比更好地被顯露出來。
本發(fā)明的一方面，提供一種方法和裝置，能首先根據(jù)從一種體液(如頸動(dòng)脈血流)反向散射的超聲信號(hào)來計(jì)算多普勒功率頻譜圖。然后計(jì)算多普勒功率頻譜圖中的獨(dú)立頻段的功率譜。由各獨(dú)立頻段的功率譜計(jì)算體液流動(dòng)特性的標(biāo)記。流動(dòng)特性可能涉及血液灌流狀態(tài)、脈搏狀態(tài)、心搏率、血液流動(dòng)活動(dòng)、和/或血液脈搏活動(dòng)。預(yù)期本發(fā)明可以用于其它體內(nèi)液體，也可用于無生命對(duì)象中的其它膠狀的或濁乳狀的溶液。
在一個(gè)實(shí)施例中，所述標(biāo)記是一個(gè)頻段中的波峰(或多波峰)和該頻段中的噪聲的比值的“脈搏指數(shù)”。脈搏指數(shù)是血流脈搏活動(dòng)的標(biāo)志。另一實(shí)施例中，先對(duì)假定是心室纖維性顫動(dòng)(VF)的病人進(jìn)行流動(dòng)特性的初始測(cè)量，在除纖顫后，將當(dāng)前流動(dòng)測(cè)量值相對(duì)初始流動(dòng)測(cè)量值進(jìn)行歸一化以判斷是否存在血流。該歸一化值是“流動(dòng)指數(shù)”。換而言之，在心跳驟停時(shí)進(jìn)行“無脈搏”測(cè)量，隨后將這個(gè)“無脈搏”測(cè)量作為判斷當(dāng)前測(cè)量值是否指示脈搏的基準(zhǔn)。來自獨(dú)立頻段的標(biāo)記用于判斷是否存在流動(dòng)。依據(jù)本發(fā)明可能使用其它流動(dòng)特性標(biāo)記。
本發(fā)明涉及一種用于超聲診斷的方法和裝置，可有選擇性地從多頻帶信號(hào)中計(jì)算多普勒信號(hào)的功率。在示范應(yīng)用中，本發(fā)明用于檢測(cè)和/或測(cè)量病人的灌注、脈搏狀態(tài)、心搏率等等。
本發(fā)明的第一方面，提供一種超聲診斷裝置，其包括至少一個(gè)超聲換能器、激發(fā)一個(gè)或多個(gè)換能器的發(fā)生器、多普勒信號(hào)頻帶的鑒別器、數(shù)據(jù)處理器。在一個(gè)實(shí)施例中，數(shù)據(jù)處理器通過在一次心動(dòng)周期內(nèi)多普勒信號(hào)功率具有最大信噪比和/或最大周期性變化的頻帶中執(zhí)行計(jì)算，來確定病人的診斷信息。在一個(gè)示范應(yīng)用中，通過測(cè)量病人頸動(dòng)脈獲得診斷信息，該信息包括動(dòng)脈灌注、脈搏狀態(tài)、心搏率中的至少一個(gè)。
本發(fā)明的第二方面，提供一種醫(yī)用超聲診斷的方法，包括依次激發(fā)至少一個(gè)超聲換能器、有選擇性地在多頻帶信號(hào)中測(cè)量多普勒信號(hào)功率、確定診斷信息。在一個(gè)實(shí)施例中，通過在一次心動(dòng)周期內(nèi)多普勒信號(hào)功率具有最大信噪比和/或最大周期性變化的頻帶中執(zhí)行計(jì)算，來確定病人的診斷信息，該信息包括灌注、脈搏狀態(tài)、心搏率中的至少一個(gè)。
本發(fā)明的第三方面，提供一種除纖顫系統(tǒng)，其包括具有受控高壓源的除纖顫單元、該除纖顫單元的控制器、診斷數(shù)據(jù)分析器、以及超聲診斷的發(fā)明裝置。在一示范實(shí)施例中，該裝置用作判斷是否對(duì)病人實(shí)施去纖顫和確定除纖顫操作的系數(shù)的診斷信息源。
參考以下結(jié)合附圖的詳細(xì)說明，本發(fā)明的其它目的和特征將變得顯而易見。盡管指出了用于下文中顯示和描述的優(yōu)選實(shí)施例的本發(fā)明的基本新穎特征，應(yīng)該理解，在不偏離本發(fā)明的精神的前提下，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以對(duì)所描述和舉例的實(shí)施例的形式和細(xì)節(jié)以及操作和方法進(jìn)行各種省略、替代和改變。旨在本發(fā)明只受限于所附權(quán)利要求指示的范圍。
參考以下結(jié)合附圖的詳細(xì)說明，本發(fā)明的教義將變得顯而易見，其中

圖1表示依照本發(fā)明一實(shí)施例可以用于超聲診斷的一類示范性裝置的方框圖；圖2表示在心動(dòng)周期的收縮期在圖1的裝置中對(duì)多個(gè)信號(hào)頻帶中的多普勒信號(hào)的功率計(jì)算的示范圖；圖3表示在心動(dòng)周期的舒張期在圖1的裝置中對(duì)多個(gè)信號(hào)頻帶中的多普勒信號(hào)的功率計(jì)算的示范圖；圖4表示圖2-3中所述頻帶中的多普勒信號(hào)功率的變化的示范圖；圖5表示圖2-3中一個(gè)頻帶的多普勒信號(hào)的傅里葉分析結(jié)果的示范圖；圖6表示可以在評(píng)估灌注或血流脈搏的所示過程中使用的超聲診斷發(fā)明方法的一個(gè)示范實(shí)施例的流程圖；圖7表示依照本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例包括圖1中的超聲診斷裝置的示范性除顫系統(tǒng)的方框圖。
圖8表示用于測(cè)試依照本發(fā)明的方法和裝置的可行性的實(shí)驗(yàn)設(shè)置的示意圖；圖9表示具有使用圖8的試驗(yàn)設(shè)置從VF狀態(tài)下的心臟獲得的相應(yīng)ECG和動(dòng)脈血壓(ABP)信號(hào)的多普勒頻譜圖；圖10表示依照本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例，來自圖9的多普勒頻譜圖中的4個(gè)頻段的自相關(guān)和自相關(guān)傅里葉變換；圖11表示依照本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例，圖10中的1150-1350Hz頻段的自相關(guān)的在10秒和30秒的傅立葉變換。
這里使用相同的參考標(biāo)號(hào)表示各圖中相同的部件。附圖中的圖像通常被簡化用于說明性目的而沒有按照比例繪制。
附圖示出了本發(fā)明的示范性實(shí)施例，不應(yīng)認(rèn)為是對(duì)本發(fā)明范圍的限制，本發(fā)明可能允許其它等同效果的實(shí)施例。
如上討論，對(duì)病人脈搏狀態(tài)的評(píng)估意味著復(fù)雜的工作，特別是對(duì)于急救、手術(shù)操作期間、術(shù)后特護(hù)、以及其它威脅生命的情況。這些情況下，在檢測(cè)心臟的電活動(dòng)時(shí)，心電圖(ECG)可能無意中遮掩了心臟機(jī)械性活動(dòng)(即，泵血功能)的缺乏，因此當(dāng)心臟處于無脈搏電活動(dòng)的狀態(tài)時(shí)，不能提供足夠的診斷數(shù)據(jù)(導(dǎo)致看護(hù)人員作出有脈搏的結(jié)論)。
如果存在弱灌注，則分析心臟脈搏活動(dòng)是有問題的，因?yàn)樵诟咚奖尘邦l譜噪聲下難于解決反射信號(hào)的平均(或中心)多普勒頻率的微小變化(即，多普勒頻移)。這種限制對(duì)使用超聲波診斷信息的醫(yī)療系統(tǒng)的性能和臨床效果產(chǎn)生了消極的影響。特別是打算將這種醫(yī)療系統(tǒng)如可編程的去纖顫器(AED)提供給外行使用時(shí)。
本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例選擇性地計(jì)算多普勒頻譜圖的多個(gè)頻帶中每個(gè)頻帶的功率譜。該多個(gè)頻帶或頻段可能包括多普勒頻譜圖的整個(gè)頻譜，或只包括該頻譜中的兩個(gè)或多個(gè)預(yù)選頻段。在一實(shí)施例中，預(yù)先選擇的頻段應(yīng)該使它們的組合能足以覆蓋最多樣化人體(或其它被檢測(cè)對(duì)象)中盡可能多的流動(dòng)特性指標(biāo)。這些頻段可能具有相等或不等的尺寸。此外，頻段的尺寸和位置可以動(dòng)態(tài)變化，即在具體病人的分析期間，頻段的尺寸和/或位置可以改變。
本發(fā)明可使用任何超聲多普勒的方法。連續(xù)波(CW)多普勒法是最簡單的方法。這種方法中，一個(gè)超聲換能器發(fā)射連續(xù)波信號(hào)，另一個(gè)換能器接收來自兩個(gè)波束重疊區(qū)域的反向散射信號(hào)。該接收的信號(hào)經(jīng)過適當(dāng)放大后傳給混頻器，在那里產(chǎn)生和頻和差頻的信號(hào)。低通濾波器去除該和頻而留下具有與多普勒頻率相等頻率的低頻基帶信號(hào)。這種CW方法確定經(jīng)典多普勒頻移。它的缺點(diǎn)是不能定位血液信號(hào)，因?yàn)槌盒盘?hào)外來自其它組織的信號(hào)都是內(nèi)在組合的。
另外一種替代的方法是脈沖波(PW)多普勒技術(shù)。在這種方法中，不使用經(jīng)典頻移。而是使用解調(diào)后基帶信號(hào)的相位和它在重復(fù)采集的集合中的改變來重構(gòu)多普勒信號(hào)。在這種方法中，有可能選擇分析血液或組織的運(yùn)動(dòng)的精確深度。這種方法的缺點(diǎn)是比CW的情況需要更復(fù)雜的電子設(shè)備。如果脈沖重復(fù)頻率不高于期望的多普勒頻移的兩倍，則可能出現(xiàn)混疊現(xiàn)象。另外一種方法通常叫做彩色多普勒技術(shù)，它通過相關(guān)方法(correlation approach)確定散射體的運(yùn)動(dòng)。為了確定散射體的平均運(yùn)動(dòng)，分析來自反復(fù)聲照射的反射信號(hào)。盡管這里提到了這些方法，本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠理解，本發(fā)明也可使用任何的其它多普勒方法。
在對(duì)本發(fā)明的方法和系統(tǒng)的可用性的研究實(shí)驗(yàn)中，使用了較簡單的CW方法。在該優(yōu)選實(shí)施例中，不需要準(zhǔn)確知道信號(hào)從哪里反射。從血流和所有其它組織獲得反向散射信號(hào)的深度受到信號(hào)衰減的限制。為了區(qū)分血流和組織運(yùn)動(dòng)，基于組織速度遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于血流速度的假設(shè)使用高通壁濾波器。本實(shí)驗(yàn)以豬為對(duì)象完成，因?yàn)樗鼈兊男难芟到y(tǒng)類似于人類的。
圖8表示CW實(shí)驗(yàn)設(shè)置的示意圖，其中單個(gè)換能器元件(Panametrics，Waltham，MA；Model A309S)被一個(gè)任意波形發(fā)生器(Wavetek/Fluke，Everett，WA；Model 295)激發(fā)，與發(fā)射換能器相同的另一換能器收集多普勒頻移的反向散射回波。使用兩個(gè)低噪聲的前置放大器(Minicircuits，Brooklyn，NY；Model ZFL-500LN)對(duì)接收的信號(hào)進(jìn)行放大，每個(gè)放大器具有至少24dB的增益、2.9dB的低噪聲數(shù)值、在1dB壓縮點(diǎn)下5dBm額定輸出功率容量。前置放大后的信號(hào)發(fā)送到混頻器(Minicircuits；Model ZP-3MH或其它適合的混頻器)。混頻器在其本地振蕩器端口也接收來自Wavetek發(fā)生器的一部分激發(fā)信號(hào)?；祛l器的輸出包含激發(fā)信號(hào)和接收信號(hào)的和信號(hào)與差信號(hào)。低通濾波器(Minicircuits；Model BLP-1.9)濾除和頻信號(hào)而剩下差頻的多普勒信號(hào)通過。
同時(shí)記錄三種信號(hào)超聲多普勒、ECG和動(dòng)脈血壓(ABP)。因?yàn)椴豢赡苁孪裙浪銇碜载i的多普勒信號(hào)水平，可使用幾個(gè)輔助混頻器、過濾器和衰減器來靈活記錄信號(hào)。使用Krohn-Hite公司的系統(tǒng)(Brockton，MA)進(jìn)行多普勒信號(hào)的過濾(包括壁過濾)和放大。系統(tǒng)是一個(gè)雙通道可調(diào)濾波器和放大器(Model 3382)，可調(diào)頻率范圍是0.1Hz到200kHz。該系統(tǒng)有一個(gè)非常尖銳的截止頻率(48dB/octave)，該頻率對(duì)于多普勒壁濾波是優(yōu)選的。該系統(tǒng)對(duì)于增益選取和濾波器設(shè)置也提供相當(dāng)大靈活性。每個(gè)通道具有一個(gè)前置濾波器增益級(jí)，以10dB的步長達(dá)到50dB的增益，和一個(gè)后置濾波器級(jí)，以0.1dB的步長達(dá)到20dB的增益。所述截止頻率可以指定為3位數(shù)的分辨率。該裝置的一個(gè)通道用于高通壁濾波，另外一個(gè)用于低通濾波以降低噪聲。設(shè)置高通截止頻率的初始化值為50Hz，隨后的試驗(yàn)中變化到200Hz。低通濾波的截止頻率設(shè)置為3kHz。
圖9表示使用在典型實(shí)驗(yàn)期間記錄的數(shù)據(jù)建立的多普勒頻譜圖。多普勒頻譜圖實(shí)質(zhì)上是多普勒信號(hào)的快速傅里葉變換(FT)，并且類似于商業(yè)高端超聲系統(tǒng)所顯示的。在多普勒頻譜圖下面顯示對(duì)應(yīng)的ECG和ABP信號(hào)。該頻譜圖的臨時(shí)和-3dB頻率的分辨率分別是25ms和160Hz。
圖9描繪了在典型實(shí)驗(yàn)中心臟活動(dòng)的不同階段。在實(shí)驗(yàn)開始時(shí)，心臟具有正常搏動(dòng)狀態(tài)。ECG顯示正常搏動(dòng)節(jié)律，ABP顯示頸動(dòng)脈中脈搏的自然血壓。相應(yīng)多普勒頻譜圖也顯示了多普勒功率從心臟收縮期的高頻率移動(dòng)到舒張期的低頻率的脈搏特性。多普勒頻譜圖的周期與ABP周期對(duì)應(yīng)。在大約18秒時(shí)，對(duì)該心臟實(shí)施一次迫使心臟處于VF狀態(tài)的電震。在此刻，ECG丟失其正常律動(dòng)，ABP急劇下降。相關(guān)多普勒頻譜圖不顯示在VF之前看到的正常脈搏特性。在動(dòng)物處于VF約15秒后，實(shí)施除纖顫電震，這促使心臟恢復(fù)搏動(dòng)活動(dòng)。ECG恢復(fù)正常律動(dòng)，ABP增加到正常狀態(tài)。多普勒頻譜圖回到其正常脈搏狀態(tài)。雖然該頻譜圖在VF期間丟失正常脈搏特征，心臟的一些活動(dòng)，特別是在低多普勒頻率，可以看到。當(dāng)該多普勒信號(hào)在音頻揚(yáng)聲器上播放時(shí)，在初始和恢復(fù)狀態(tài)期間脈搏特性是顯而易見的，如同VF狀態(tài)中脈搏的丟失一樣。
已建立了一組根據(jù)類似圖9所示使用圖8的試驗(yàn)設(shè)置進(jìn)行的一系列試驗(yàn)的測(cè)量，檢查不同的流動(dòng)特性標(biāo)記。
如上說述，本發(fā)明中多普勒頻譜圖分解為兩個(gè)或更多個(gè)頻段(即，一個(gè)頻段取為橫向跨越圖9中的頻譜圖)。因?yàn)樵谔囟ǖ念l帶中比橫跨所有頻率的總多普勒功率譜更容易檢測(cè)出脈搏。脈搏血流可能變得明顯的特定頻帶可能依賴很多因素，例如流動(dòng)強(qiáng)度、多普勒角度、病人尺寸、病人的正常脈搏血流等等。
實(shí)驗(yàn)中，選擇了四個(gè)頻帶進(jìn)行分析225到425Hz、650到850Hz，1150到1350Hz和1650到1850Hz。選擇這些頻帶以避免最可能在1kHz、有時(shí)在500和1500Hz記錄裝置中發(fā)生的意外電噪聲。這些頻帶的總多普勒功率作為時(shí)間函數(shù)進(jìn)行計(jì)算，其實(shí)質(zhì)上與如上述取自圖9頻譜圖中一個(gè)水平段相同。計(jì)算了特定頻帶的多普勒功率后，在5秒窗中計(jì)算無偏自相關(guān)多普勒功率，如圖10左邊部分所示。5秒期對(duì)應(yīng)多個(gè)心動(dòng)周期，這是周期性判斷的足夠時(shí)間和使得盡可能快判斷的足夠時(shí)間的折衷。自相關(guān)函數(shù)具有清楚表現(xiàn)信號(hào)中的任何周期性的性質(zhì)。自相關(guān)系數(shù)歸一化為具有-1和+1之間的值。窗隨時(shí)間向前逐步移動(dòng)(滑動(dòng)窗)以獲得實(shí)驗(yàn)期內(nèi)的自相關(guān)系數(shù)。稱作功率譜的自相關(guān)的傅里葉變換(FT)也被計(jì)算，如圖10的右邊部分所示。預(yù)期在脈搏活動(dòng)期間，功率譜將在對(duì)應(yīng)脈搏活動(dòng)周期的頻率包括峰值。例如，心率是每分鐘60次，功率譜將在1Hz的頻率顯示一個(gè)峰值。
在初始和恢復(fù)狀態(tài)期間，多普勒功率譜的脈搏性質(zhì)在如圖10中的自相關(guān)系數(shù)中容易明顯。這些周期期間的功率譜顯示了與自相關(guān)周期對(duì)應(yīng)的一個(gè)峰值。可以看到一些頻帶(例如，1150到1350Hz)比其它頻帶更能揭示周期性質(zhì)。
圖11顯示由圖10中兩個(gè)特定時(shí)刻獲得的1150到1350Hz頻帶的功率譜。兩個(gè)時(shí)刻分別對(duì)應(yīng)于用于自相關(guān)的5秒窗在10和30秒結(jié)束的情況。前者對(duì)應(yīng)心臟肌肉纖維性顫動(dòng)前的起始狀態(tài)，后者對(duì)應(yīng)VF狀態(tài)?？梢钥吹皆谄鹗紶顟B(tài)期問，F(xiàn)T顯示一個(gè)在大約2.58Hz頻率的峰值，這對(duì)應(yīng)于每分鐘155次的心率，相同于除纖顫器監(jiān)視的ECG信號(hào)。本特例中，一個(gè)重要的二次諧波可以在基頻兩倍處看到。但是VF狀態(tài)期間FT沒有顯示明顯波峰。
應(yīng)該注意，這里術(shù)語頻率在不同的上下文中使用超聲頻率是在MHz的范圍，多普勒頻率是在從百Hz到kHz的范圍，對(duì)應(yīng)血流脈搏的最終脈搏頻率通常是在幾Hz范圍。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)該明白不同的上下文決定的不同用途。
提出的第一個(gè)流動(dòng)特性標(biāo)記是指通過多普勒信號(hào)周期性測(cè)量的流動(dòng)脈搏。這個(gè)標(biāo)記稱作“脈搏指數(shù)”，它是一個(gè)頻段(例如圖11)的功率譜峰值處的功率與該頻段功率譜的總功率(或僅僅是總功率譜的背景部分，即除該一個(gè)峰值或多個(gè)峰值外的功率譜部分)的比值。
如上所述，當(dāng)按照本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例獲得脈搏指數(shù)，多個(gè)頻帶的多普勒功率作為時(shí)間函數(shù)計(jì)算，接著計(jì)算自相關(guān)系數(shù)和功率譜。然后使用波峰搜索算法判斷功率譜在哪個(gè)頻率最大。計(jì)算包含在圍繞該頻率峰值的窄頻帶內(nèi)的功率占總功率的分?jǐn)?shù)。對(duì)于正常脈搏血流的情況，預(yù)期總功率中的重要部分存在于該窄頻帶中，而當(dāng)脈搏血流缺少時(shí)不是這樣的狀況。
基于生理機(jī)能的先驗(yàn)假設(shè)可用于限制功率譜中峰值位置的搜索空間。例如，對(duì)于從豬得到的數(shù)據(jù)記錄，假定頸動(dòng)脈正常血流期間，心率在每分鐘40和240次之間。因此算法將在0.67和4Hz之間搜索全局波峰。窄頻帶的帶寬由自相關(guān)的總持續(xù)時(shí)間決定。因?yàn)橥ㄟ^T＝5秒的滯后時(shí)間計(jì)算自相關(guān)，有效帶寬將取為4/T的80％＝0.64Hz(80％將獲得主波瓣寬度的大部分)。有一些情況在這些范圍內(nèi)找不到最大量。這些情況，算法設(shè)置計(jì)算的指數(shù)為0。
雖然依照本發(fā)明有很多可能的脈搏指數(shù)，這里將考慮三種可能的脈搏指數(shù)。對(duì)于每種情況，脈搏指數(shù)取值范圍是0和1之間，高值認(rèn)為該情況存在血流，低值則無血流。
第一個(gè)脈搏指數(shù)是圍繞頻率峰值的窄頻帶功率與信號(hào)在所有頻率的總功率之間的比值。
第二脈搏指數(shù)是圍繞峰值頻率的窄頻帶和二倍峰值頻率的總功率之和(被稱為二次諧頻)與所有頻率的總功率之間的比值。這種測(cè)量考慮脈搏信號(hào)不是正弦周期的事實(shí)，因此可以包含補(bǔ)充諧頻。為簡單起見，僅包括二次諧頻而不考慮更高次的諧頻。
第三脈搏指數(shù)是圍繞峰值頻率的窄頻帶的功率與除二次諧頻以外的總功率的比值。這類似于第一種測(cè)量，除了分母去掉了二次諧頻的功率。
當(dāng)全部三個(gè)指數(shù)量化多普勒功率的周期特性時(shí)，可以試探分析相對(duì)優(yōu)于另外兩個(gè)指數(shù)分析的一個(gè)指數(shù)。本分析中，假設(shè)血流情況包含基頻的波峰和二次諧頻的較小波峰，而無血流情況實(shí)質(zhì)上是噪聲，這種情況所有頻率的功率譜是低值和恒定的。
對(duì)于無血流的情況，第二脈搏指數(shù)大約是第一脈搏指數(shù)的兩倍，因?yàn)榉肿又写嬖趦杀兜脑肼暳俊?duì)于有血流情況，第二脈搏指數(shù)小于第一脈搏指數(shù)的兩倍，因?yàn)槎沃C頻的幅度小于基頻。因此，兩種情況中第一脈搏指數(shù)值比第二脈搏指數(shù)值具有更大的間距。因此，如果辨別血流有無，第一脈搏指數(shù)優(yōu)于第二脈搏指數(shù)。
第一和第三脈搏指數(shù)的區(qū)別僅在于分母，即第三脈搏指數(shù)的分母缺少二次諧頻部分。對(duì)于無血流情況，去掉二次諧頻僅除去了分母的小部分，對(duì)指數(shù)無影響。因此兩個(gè)指數(shù)有近似的值。然而，對(duì)于有血流情況，去除二次諧頻部分將導(dǎo)致分母的明顯減少，因此增加第三脈搏指數(shù)的值，比第一脈搏指數(shù)更加接近單位數(shù)。因此，第三脈搏指數(shù)在血流有無時(shí)將有更大的區(qū)別。在此試探分析中，第三脈搏指數(shù)在三種指數(shù)中較佳。
按照本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，對(duì)幾個(gè)頻段計(jì)算脈搏指數(shù)，所有頻段中脈搏指數(shù)值的最大值用于決定是否存在血流。因?yàn)樽罴巡东@脈搏信息的頻帶依靠幾個(gè)因素，例如多普勒頻率、多普勒角度和血流狀態(tài)(例如病人的動(dòng)脈狀態(tài)、病人的正常脈搏血流等等)，不可能選取到先驗(yàn)的最理想頻帶。因此，本實(shí)施例中，假設(shè)脈搏指數(shù)的最大值是尋找脈沖是否存在的最佳頻帶。然而，本發(fā)明的其它實(shí)施例中，可以使用不同頻段的脈搏指數(shù)值來判斷是否存在血流。
提出的第二個(gè)血流特性標(biāo)記是指測(cè)量整體血流，不管是否存在脈搏或穩(wěn)定。這是基于特定頻帶的整體多普勒信號(hào)應(yīng)該在有血流時(shí)高和無血流時(shí)低的事實(shí)。稱作“流動(dòng)指數(shù)”的該標(biāo)記相當(dāng)于傳統(tǒng)超聲系統(tǒng)顯示的多普勒頻譜圖中像素的實(shí)際亮度。因?yàn)椴煌∪酥g多普勒信號(hào)變化巨大，這種值需要適當(dāng)?shù)貧w一化。更優(yōu)的是對(duì)同個(gè)病人執(zhí)行歸一化。
完成這種規(guī)一化的一種可能方法是利用很多病人在AED干預(yù)時(shí)已經(jīng)處于VF狀態(tài)，即無血流狀態(tài)的事實(shí)。因此，利用這個(gè)時(shí)期獲得多普勒信號(hào)值和建立作為無血流情況的“定義”的多普勒測(cè)量。其次，除纖顫后，比較當(dāng)前與預(yù)先無血流情況的多普勒功率測(cè)量以判斷是否存在血流。在使用這個(gè)流動(dòng)指數(shù)的AED的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，在5秒窗上對(duì)特定頻帶中多普勒功率譜百分之90的點(diǎn)(當(dāng)病人大概處于VF時(shí))進(jìn)行初步計(jì)算。再利用這個(gè)初始的“無流”測(cè)量對(duì)所有以后的測(cè)量進(jìn)行歸一化這個(gè)歸一化的度量是流動(dòng)指數(shù)。從這個(gè)例子可以看到，流動(dòng)指數(shù)是整體血流的指示，從本質(zhì)上不同于脈搏指數(shù)。應(yīng)該注意該值應(yīng)該僅當(dāng)AED確定病人處于VF狀態(tài)的干預(yù)期時(shí)計(jì)算。明顯地，該測(cè)量可被用于決定除纖顫后PEA的存在性。
和使用脈搏指數(shù)的優(yōu)選實(shí)施例一樣，計(jì)算多個(gè)頻段的流動(dòng)指數(shù)值，選擇多個(gè)頻段中的最大值作為流動(dòng)指數(shù)。其它實(shí)施例中，也可以使用多個(gè)或全部頻段的流動(dòng)指數(shù)。當(dāng)有血流時(shí)，流動(dòng)指數(shù)應(yīng)該明顯地大于單位值，而PEA時(shí)流動(dòng)指數(shù)應(yīng)該接近單位值。百分之90th點(diǎn)值的選擇存在某些隨意，但是最大值對(duì)噪聲非常敏感，而且平均值不能揭示收縮期血流高于心動(dòng)周期中的平均血流。
優(yōu)選實(shí)施例中使用的流動(dòng)特性指標(biāo)(即，脈搏指數(shù)和流動(dòng)指數(shù))具有超過其它用于判斷流動(dòng)特性的測(cè)量值更多的優(yōu)點(diǎn)。雖然測(cè)量值，如相對(duì)整個(gè)多普勒頻譜圖的平均多普勒頻移有可能很好地決定脈搏，但是，對(duì)于AED，事實(shí)是病人的流動(dòng)狀況(流速、流動(dòng)角度等等)未被準(zhǔn)確獲知，意味著多普勒頻移的預(yù)期特性也未知。這里揭示的指示脈搏血流的流動(dòng)特性的指標(biāo)沒有受到這個(gè)缺陷影響，因此，顯得脈沖狀態(tài)評(píng)價(jià)更加健壯。然而，按照本發(fā)明可以使用每個(gè)頻段中的平均多普勒頻移。
脈搏指數(shù)的另外一個(gè)優(yōu)點(diǎn)的例子，是考慮到使用多普勒信號(hào)和ECG信號(hào)之間的互相關(guān)的周期性作為脈搏血流的測(cè)量值。當(dāng)病人處于無脈搏電活動(dòng)(PEA)狀態(tài)時(shí)，該種互相關(guān)仍然顯示出顯著的周期性，雖然比正常血流情況低，因?yàn)榧词苟嗥绽招盘?hào)不保持周期性時(shí)ECG也保持周期性?？梢院唵问褂没ハ嚓P(guān)的值作為脈搏指數(shù)的測(cè)量值，但是這具有缺點(diǎn)。因?yàn)榛ハ嚓P(guān)的實(shí)際值取決于ECG信號(hào)和多普勒信號(hào)的形狀，因?yàn)镋CG信號(hào)通?？梢约俣ㄈQ于病人心臟狀態(tài)的各種形狀，難以先驗(yàn)推算預(yù)期的形狀，以及確定一個(gè)閾值來判斷是否有與多普勒信號(hào)的良好相關(guān)性。
按照本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例，關(guān)注脈搏血流的流動(dòng)特性的指標(biāo)的另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是它們僅依賴于多普勒信號(hào)，而不依賴和其它信號(hào)的任何相關(guān)性(例如，ECG)，因此可被用于單獨(dú)脈搏檢測(cè)系統(tǒng)。
用于優(yōu)選實(shí)施例的流動(dòng)特性指標(biāo)(即脈搏指數(shù)和流動(dòng)指數(shù))在它們自身方面是有效的指標(biāo)，同時(shí)這些(及其它)指數(shù)也能聯(lián)合在一起來用于評(píng)估流動(dòng)特性的這些及其它方面。
用于優(yōu)選實(shí)施例的示范脈搏指數(shù)是以搜索周期的正弦曲線類型為基礎(chǔ)。然而，因?yàn)槎嗥绽招盘?hào)不是正弦周期，功率譜中具有能影響脈搏指數(shù)值的諧頻。為避免這種情況，第三脈搏指數(shù)的分母去除了二次諧頻部分。以后的實(shí)施例中，更加合適的分析方法如小波分析可用于檢查多普勒信號(hào)的非正弦曲線周期。
按照本發(fā)明的方法和系統(tǒng)的一個(gè)主要優(yōu)點(diǎn)是能夠充分地評(píng)估個(gè)體的體液如血液，該個(gè)體沒有先驗(yàn)測(cè)量或特定個(gè)體的知識(shí)。在需要一個(gè)不熟練與/或未經(jīng)訓(xùn)練的使用者判斷是否適于對(duì)病人進(jìn)行除纖顫的AED或其它除纖顫裝置中，這具有重要作用。按照本發(fā)明，使用頻段和流動(dòng)特性指標(biāo)的健壯性使本發(fā)明的方法和系統(tǒng)適合于除纖顫系統(tǒng)如AED，在該系統(tǒng)中可能有超聲傳感器安放位置的差異、流動(dòng)方向相對(duì)傳感器方向的差異、病人體形和尺寸的寬范圍差異、不同的“正?！?即健康)血流的寬范圍差異等、不同的“正?！?即健康)血壓的寬范圍差異等，這些使得不能有太多關(guān)于測(cè)量值的先驗(yàn)假設(shè)。
此外，按照本發(fā)明的方法和系統(tǒng)不局限于對(duì)人和/或動(dòng)物的看護(hù)或診斷。例如，本方法和系統(tǒng)能被用于可被超聲多普勒測(cè)量的流體物質(zhì)分析，包括但是不局限于地下水淀積或水流的分析、管道流動(dòng)和/或動(dòng)力的分析、實(shí)際任何流體動(dòng)力學(xué)系統(tǒng)的分析。
已一般地描述了本發(fā)明方法，和流動(dòng)特性指標(biāo)的不同實(shí)施例，將描述依照本發(fā)明的系統(tǒng)的示范實(shí)施例。
圖1方框圖描述了按照本發(fā)明中一個(gè)實(shí)施例的可用于超聲診斷的示范性設(shè)備100。在一示范性實(shí)施例中，裝置100能用于評(píng)估(例如，檢測(cè)和/或測(cè)量)病人的灌注和/或脈搏狀態(tài)。在這里術(shù)語“灌注”指血管(例如，頸動(dòng)脈)或組織中的血流。在其它實(shí)施例中，裝置100可用作復(fù)蘇系統(tǒng)和去纖顫器、心搏無力的監(jiān)視和監(jiān)測(cè)器(例如，胎心搏動(dòng))、其它醫(yī)學(xué)診斷和臨床系統(tǒng)的組成部分。另外，裝置100也可用于非醫(yī)療系統(tǒng)的測(cè)量，例如膠質(zhì)和濁乳液濁乳溶劑的流動(dòng)或脈動(dòng)活動(dòng)。
在一實(shí)施例中，裝置100包括發(fā)生器102，至少一個(gè)超聲換能器104(顯示有一個(gè)換能器104)，和一個(gè)數(shù)據(jù)處理器110?？商鎿Q實(shí)施例中，換能器104一起構(gòu)成通常設(shè)置在敷貼墊上的陣列(未示出)，換能器另外可是時(shí)分多路的。這種陣列已被公開，如之前提到的Rock專利。
在描述的實(shí)施例中，換能器104由一個(gè)發(fā)射器106和一個(gè)接收器108組成。在本實(shí)施例中，發(fā)生器102通常是連續(xù)波(CW)射頻(RF)信號(hào)(例如，1-10MHz)的源頭。操作中，發(fā)生器102經(jīng)過接口134激活(或激勵(lì))發(fā)射器106發(fā)射超聲波(示出為波束132)，超聲波在換能器下的病人體部分124中傳播。接收器108在孔徑130中收集回聲波信號(hào)(即，散射超聲波)，將回波信號(hào)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，經(jīng)過接口136輸送到數(shù)據(jù)處理器110。發(fā)射器106和接收器108放置的位置使得波束132和孔徑130在大血管126如頸動(dòng)脈等等的區(qū)域128重疊。
在可替換的實(shí)施例中，裝置100包括換能器104，換能器104能夠分別在射頻能力打開時(shí)作為發(fā)射器，而在射頻能力關(guān)閉時(shí)作為接收器。在本實(shí)施例中，發(fā)生器102產(chǎn)生脈沖射頻能量(PW)，具有0.2到20微秒間隔的打開持續(xù)時(shí)間和0.2到20％范圍的占空度。
在一個(gè)示范性實(shí)施例中，數(shù)據(jù)處理器110包括信號(hào)采集模塊112、頻帶分辨器114、包括處理模塊120的信號(hào)分析器118、灌注檢測(cè)器122和脈搏狀態(tài)檢測(cè)器123。數(shù)據(jù)處理器110的組件可簡化為以電子硬件形式、計(jì)算機(jī)程序(即軟件)或兩者來實(shí)現(xiàn)?？商娲?，模塊110完成的信號(hào)處理部分也可用遠(yuǎn)程處理機(jī)(沒有顯示)完成。此外，另一實(shí)施例中，可在模擬領(lǐng)域而不是數(shù)字領(lǐng)域完成分析，例如頻帶分辨器114能由模擬濾波器組替代、數(shù)據(jù)處理器110能由相關(guān)儀組成等等，這些被本領(lǐng)域技術(shù)人員所知曉。
信號(hào)采集模塊112獲得回波信號(hào)以及確定多普勒信號(hào)。在這里，術(shù)語“多普勒信號(hào)”涉及與入射超聲波和回波信號(hào)之間的頻移成比例的信號(hào)。例證性地，模塊112包括回波信號(hào)的頻率轉(zhuǎn)換器、模擬和數(shù)字濾波器、存儲(chǔ)器件、計(jì)算機(jī)處理器和其它常被用來數(shù)據(jù)獲取和數(shù)字信號(hào)處理的裝置。濾波器可能是高通頻率濾波器，抑止發(fā)自區(qū)域128的固定或緩慢移動(dòng)的如組織、血管壁126等類似物體發(fā)出的回波。在一實(shí)施例中，模塊112將在具有2到20秒(優(yōu)選是5-10秒)的至少一個(gè)持續(xù)時(shí)間間隔ΔT1獲得的多普勒信號(hào)以數(shù)字格式存儲(chǔ)到存儲(chǔ)器113。本實(shí)施例中，存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器113的數(shù)字多普勒信號(hào)可以每個(gè)與時(shí)間段ΔT2相關(guān)的連續(xù)數(shù)據(jù)組的形式，提供給頻帶分辨器114作進(jìn)一步處理，其中ΔT2的持續(xù)時(shí)間是10到100msec(例如，40msec)。
在一個(gè)實(shí)施例中，頻帶分辨器114包括多個(gè)(例如4到10個(gè))帶通濾波器115(顯示為6個(gè)過濾器115)，選擇性將多普勒信號(hào)分解成多個(gè)抽樣信號(hào)140。每個(gè)抽樣信號(hào)140有一個(gè)頻率范圍，每個(gè)范圍代表多普勒信號(hào)的一個(gè)預(yù)定選取頻率范圍的一部分，這些范圍沒有重疊。以下，術(shù)語“頻率范圍”和“頻帶”可替換使用。抽樣信號(hào)140的頻率范圍共同組成分解的多普勒信號(hào)或它一部分的頻率范圍。
帶通濾波器被選擇性的校正為具有可能大于或小于1的相同放大系數(shù)。同樣地，抽樣信號(hào)140保存信號(hào)采集模塊112提供的多普勒信號(hào)的瞬時(shí)頻譜功率分布，因此每個(gè)抽樣信號(hào)的功率與在各個(gè)抽樣信號(hào)140的頻率范圍內(nèi)的多普勒信號(hào)的功率成正比。描述的本實(shí)施例中，每個(gè)帶通濾波器115的輸出示出為連接功率計(jì)單元116的相應(yīng)輸入。在可替換實(shí)施例中(沒有顯示)，這種輸出可以是多路的(例如，時(shí)分多路)，輸出與功率計(jì)單元116通過單傳輸線連接。
功率計(jì)單元116選擇性地計(jì)算每一抽樣信號(hào)140的功率，向處理模塊120輸出多個(gè)信號(hào)142，每個(gè)信號(hào)代表對(duì)時(shí)間段ΔT2持續(xù)期平均的各抽樣信號(hào)的功率，本領(lǐng)域技術(shù)人員容易理解信號(hào)142也可是多路復(fù)用的(例如時(shí)分多路)以及使用單傳輸線與處理模塊120相連接。
為了評(píng)價(jià)灌注，在一示范性實(shí)施例中處理模塊120選擇性地計(jì)算信號(hào)的每個(gè)頻帶的多普勒信號(hào)周期性的測(cè)量值，其計(jì)算使用了如多普勒信號(hào)與基線噪聲的功率比值。比值的峰值和表示具有該峰值的頻帶的數(shù)據(jù)被送到灌注檢測(cè)器122。在灌注檢測(cè)器122中，計(jì)算的峰值比值與預(yù)定設(shè)置進(jìn)行比較以評(píng)價(jià)被檢查血管(例如頸動(dòng)脈)的血流速度。與多普勒信號(hào)的頻譜功率分布的特定圖形相關(guān)的數(shù)據(jù)也可以作出關(guān)系病人心臟的機(jī)械活動(dòng)的診斷信息，同樣地保存在如信號(hào)分析器118或替代地?cái)?shù)據(jù)處理器110的存儲(chǔ)器里。
為了評(píng)價(jià)對(duì)多普勒信號(hào)的周期以及脈搏狀態(tài)的測(cè)量值，一個(gè)示范性實(shí)施例中處理模塊120限定了輸出信號(hào)142，該輸出信號(hào)142在ΔT1周期期間比其它信號(hào)142經(jīng)歷了更大功率上的變化(即最大周期變化)。多普勒功率的變化對(duì)應(yīng)于一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)收縮和舒張期的階段轉(zhuǎn)換(參考以下關(guān)于圖2-4的詳細(xì)討論)。一種計(jì)算技術(shù)包括對(duì)預(yù)定時(shí)間間隔上的多普勒信號(hào)功率的自相關(guān)分析，來判斷自相關(guān)函數(shù)是否有表明心臟脈搏活動(dòng)的周期間隔的波峰。自相關(guān)分析的結(jié)果被送到脈搏狀態(tài)檢測(cè)器123。脈搏狀態(tài)檢測(cè)器123中，血液脈搏的強(qiáng)度可以用如脈搏指數(shù)PI(參見如下圖5的詳細(xì)論述)和周期的類似測(cè)量值來進(jìn)行評(píng)估。選取的周期測(cè)量的計(jì)算值可以與預(yù)定設(shè)置和/或閾值比較，來定義和評(píng)價(jià)血管126內(nèi)的脈搏狀態(tài)。
在一個(gè)實(shí)施例中，處理模塊120在包括幾個(gè)心動(dòng)周期的時(shí)間內(nèi)收集輸出信號(hào)142。例證性地，處理模塊120可以在時(shí)間間隔ΔT1擴(kuò)展到幾個(gè)心動(dòng)周期期間獲取信號(hào)142，信號(hào)142的每個(gè)數(shù)據(jù)決段與時(shí)間段ΔT2相關(guān)，再選擇性地處理每個(gè)這種數(shù)據(jù)塊。處理模塊120可利用那些慣用計(jì)算技術(shù)，如代數(shù)和布爾邏輯運(yùn)算、譜分析、傅里葉分析(例如快速傅里葉變換FFT分析)、相關(guān)分析、及其它信號(hào)處理技術(shù)。
圖2描述的示意圖舉例說明了圖1中的裝置在心動(dòng)周期的收縮期內(nèi)多普勒信號(hào)功率的計(jì)算結(jié)果。更具體地說，圖201描述了一個(gè)示范頻譜功率分布(y軸204)對(duì)應(yīng)頻率(x軸202)。裝置100中，多普勒信號(hào)200的功率被選擇性地在預(yù)先確定的頻帶(例證性地，如圖所示的六個(gè)頻帶208-213)內(nèi)計(jì)算，這些頻率范圍共同代表了多普勒信號(hào)的頻帶。在一實(shí)施例，每個(gè)這種頻帶有大約100到500Hz，如200Hz。這里定義多普勒信號(hào)200在頻帶208-213的功率級(jí)別為數(shù)字218-223。一個(gè)實(shí)施例中，每個(gè)級(jí)別218-223對(duì)應(yīng)功率計(jì)單元116的每個(gè)在舒張期內(nèi)一個(gè)ΔT2時(shí)間段測(cè)量的輸出信號(hào)。
圖3的示意圖舉例說明了圖1中的裝置在心動(dòng)周期的舒張期內(nèi)多普勒信號(hào)功率的計(jì)算結(jié)果。更具體地說，圖301描述了多普勒信號(hào)300的頻譜功率分布(y軸304)相對(duì)頻率(x軸302)。功率級(jí)別318-323對(duì)應(yīng)于功率計(jì)單元116在舒張期的一個(gè)時(shí)間段ΔT2內(nèi)頻帶208-213上測(cè)量的輸出信號(hào)142。
圖4描述的示意圖舉例說明了在心動(dòng)周期收縮和舒張期階段，在圖2-3頻帶208-213內(nèi)的多普勒信號(hào)功率的變化(即，最大值和最小值的區(qū)別)。這種變化對(duì)應(yīng)于病人心臟的脈搏(即，機(jī)械性的)活動(dòng)。更具體地說，圖401描述了這種多普勒功率區(qū)別的絕對(duì)值(y軸404)對(duì)應(yīng)頻率(x軸402)。描述的實(shí)施例中，說明了頻帶211的多普勒功率的區(qū)別411大于多普勒信號(hào)頻帶206其它頻帶的區(qū)別。對(duì)相同病人的其它心搏狀態(tài)或不同病人施加超聲波測(cè)量時(shí)，收縮和舒張期階段的功率變化可能獲得不同頻帶的最大值。一般的，當(dāng)血管內(nèi)的血流的緩慢是由于如心臟無力造成時(shí)候，脈搏活動(dòng)可在低頻帶內(nèi)檢測(cè)。相對(duì)的，當(dāng)如健康個(gè)體強(qiáng)有力的灌注時(shí)，脈搏活動(dòng)可在高頻帶內(nèi)進(jìn)行較好的評(píng)估。
圖5描述的示意圖舉例說明了圖2-3中頻帶多普勒信號(hào)功率傅里葉分析的結(jié)果。更具體地說，圖501描述了功率的自相關(guān)函數(shù)的幅值(y軸504)對(duì)應(yīng)頻帶211內(nèi)的頻率(x軸502)。代表性地，自相關(guān)函數(shù)506包括一個(gè)以頻率510為中心具有頻寬528的主峰508、一個(gè)以頻率518為中心具有頻寬522的二次諧頻波峰522、一個(gè)平均級(jí)別526的噪聲底層。波峰522來源于心臟律動(dòng)的非諧頻分量，典型地具有小于主峰508高度3-10倍的高度520。在評(píng)估脈搏活動(dòng)時(shí)，峰值522可排除出計(jì)算之外。一實(shí)施例中，自相關(guān)函數(shù)506的FT評(píng)估包括計(jì)算脈搏指數(shù)PI，PI規(guī)定為帶寬528的功率與除去帶寬522功率后頻帶206的功率之比。
應(yīng)該注意涉及頻帶206中其它頻帶的多普勒信號(hào)功率變化的信號(hào)自相關(guān)函數(shù)(即頻帶208-210和212-213)可以類似于頻帶211中的圖形。然而，相應(yīng)的自相關(guān)函數(shù)可以組成低相關(guān)波峰，也可以組成高噪聲級(jí)，或兩者兼有。因而，頻帶211的多普勒功率分析的計(jì)算結(jié)果提供了評(píng)估病人心臟機(jī)械性活動(dòng)的高準(zhǔn)確度。
圖6描述了本發(fā)明超聲診斷方法的一個(gè)示范性實(shí)施例的流程圖。該方法可簡化為實(shí)際步驟，如利用圖1中的裝置施行檢測(cè)病人血液灌流和/或脈搏狀態(tài)的例證性步驟。為更透徹地理解發(fā)明，閱讀者應(yīng)該同時(shí)參考圖1-5。
本方法在步驟601開始，繼續(xù)步驟602。在步驟602，至少激勵(lì)一個(gè)超聲換能器104朝血管126(如頸動(dòng)脈)發(fā)射超聲波，收集病人體區(qū)域128的散射回波信號(hào)。超聲回波信號(hào)轉(zhuǎn)換為電子格式，再被送到數(shù)據(jù)處理器110。在步驟604，正如參考圖1的以上討論那樣，以ΔT1的時(shí)間間隔獲得回波信號(hào)，再數(shù)字化處理和寫入存儲(chǔ)器。時(shí)間間隔ΔT1一般包括幾個(gè)心動(dòng)周期(如，3-6個(gè))?？商娲?，可以預(yù)先確定時(shí)間間隔的持續(xù)時(shí)間。在步驟606，多普勒信號(hào)的頻譜功率分布限定為多個(gè)離散頻帶，并在間隔時(shí)間ΔT1的時(shí)間段ΔT2內(nèi)進(jìn)行平均。在步驟608中，定義一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)具有最大多普勒功率周期變化的頻帶。步驟610中，計(jì)算病人的脈搏狀態(tài)，詳細(xì)的論述參考圖4-5。在步驟608中，定義一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)具有基線噪聲多普勒頻譜的峰值比率的頻帶。步驟610中，計(jì)算如上參考圖1討論的灌注。在可選步驟616中，當(dāng)如本方法簡化為除纖顫系統(tǒng)的實(shí)際應(yīng)用時(shí)，同時(shí)可以利用操作心電圖機(jī)(ECG系統(tǒng))收集數(shù)據(jù)，除纖顫系統(tǒng)的討論參見下圖7。這種情況下，ECG數(shù)據(jù)的定時(shí)通常應(yīng)該調(diào)整為ECG和超聲譜圖之間的一個(gè)時(shí)間延遲。完成步驟610和614后，繼續(xù)執(zhí)行結(jié)束步驟618。
圖7描述了按照本發(fā)明一實(shí)施例的示范性可編程除纖顫系統(tǒng)700的方框圖。例證性地，除纖顫系統(tǒng)700包括圖1中的超聲診斷裝置100、一個(gè)可選擇的ECG系統(tǒng)702、一個(gè)可選擇的血壓監(jiān)護(hù)器703、一個(gè)診斷信息分析器704、一個(gè)除纖顫單元708和一個(gè)除纖顫單元的可編程序控制器706。
裝置100提供給分析器704診斷信息，該信息涉及心臟機(jī)械活動(dòng)以及包括病人灌注和脈搏狀態(tài)至少之一(如，脈搏指數(shù)PI)。超聲波診斷信息可通過測(cè)量病人頸動(dòng)脈而獲得。這種信息另外可用于實(shí)時(shí)診斷病人腦部血液供給的狀態(tài)。
一個(gè)實(shí)施例中，ECG系統(tǒng)702和裝置100獲取診斷數(shù)據(jù)。在這個(gè)實(shí)施例中，涉及多普勒信號(hào)功率譜分布的信號(hào)(參見上面圖1-5的論述)可進(jìn)一步和ECG信號(hào)互相關(guān)。這種相關(guān)可進(jìn)一步增加分析器704判斷診斷信息的準(zhǔn)確性和可靠性。
另一個(gè)實(shí)施例中，每個(gè)信號(hào)142可連接分析器704，這里選擇性信號(hào)142與ECG信號(hào)互相關(guān)來提供灌注的最準(zhǔn)確評(píng)估，而ABP監(jiān)視器可用作心臟機(jī)械活動(dòng)的整體狀態(tài)特征的數(shù)據(jù)來源?？商娲?，分析器704可僅使用裝置100提供的診斷信息。
然而，應(yīng)該注意對(duì)應(yīng)心臟電活動(dòng)的ECG信號(hào)。系統(tǒng)700中ECG診斷的單獨(dú)使用可由于心臟的無脈搏電活動(dòng)(PEA)而導(dǎo)致遮蓋病人心臟機(jī)械活動(dòng)的缺乏，因而引起錯(cuò)誤的臨床決策。
分析器704對(duì)收集到的信息執(zhí)行分析，以判斷是否對(duì)病人去纖顫以及定義除纖顫程序的參數(shù)。操作中，分析器704向可編程控制器706輸出分析結(jié)果，可編程控制器706設(shè)置包括高壓控制源710和敷貼電極712(圖中所示的兩個(gè)電極)的除纖顫單元708執(zhí)行程序。
參考以上圖1和7討論的例證性實(shí)施例中，裝置100和系統(tǒng)700的很多部分從醫(yī)用超聲和除纖顫系統(tǒng)獲得，專用集成電路(ASICs)可以從荷蘭艾恩德霍芬的皇家飛利浦電子N.V.公司獲得。
因此，雖然已經(jīng)在優(yōu)選實(shí)施例中顯示、描述和指出了本發(fā)明的創(chuàng)新特征，應(yīng)該清楚理解本領(lǐng)域技術(shù)人員不偏離本發(fā)明精神可以對(duì)說明和舉例說明的本裝置的形式和細(xì)節(jié)、操作和方法做出各種省略、替代和變化。例如，旨在使得那些用相同的方法執(zhí)行實(shí)質(zhì)相同的功能以取得相同結(jié)果的要素和/或方法步驟的所有組合落入本發(fā)明范圍以內(nèi)。從一個(gè)描述的實(shí)施例到另外一個(gè)的要素的替代也是完全預(yù)期和設(shè)想得到的。因此，本發(fā)明的范圍僅僅由附加的權(quán)利要求來限定。
權(quán)利要求
1.一種使用超聲設(shè)備檢測(cè)和/或測(cè)量被檢測(cè)體內(nèi)液體流動(dòng)特性的方法，包括步驟確定作為時(shí)間函數(shù)的多頻段中每個(gè)頻段的總多普勒功率，其中，所述的總多普勒功率根據(jù)被檢測(cè)體內(nèi)液體的超聲波反向散射信號(hào)計(jì)算；根據(jù)確定的總多普勒功率確定功率譜，從而該多個(gè)頻段中的每一個(gè)頻段具有在該頻段內(nèi)頻率上的功率譜；為每個(gè)頻段計(jì)算被檢測(cè)體內(nèi)液體的流動(dòng)特性的指標(biāo)；從而通過使用計(jì)算出的每個(gè)頻段的流動(dòng)特性指標(biāo)中的至少一個(gè)來測(cè)量和/或檢測(cè)流動(dòng)特性。
2.如權(quán)利要求1中所述的方法，流動(dòng)特性包括血液灌注狀態(tài)、脈搏狀態(tài)、心率，和/或膠質(zhì)或濁乳溶液的流動(dòng)和/或脈動(dòng)活動(dòng)中的至少一種。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，確定功率譜的步驟使用多普勒信號(hào)的頻譜分析、傅里葉分析、相關(guān)分析、平均周期估算、參數(shù)方法和/或自相關(guān)分析中的至少一種。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，確定功率譜的步驟包括步驟通過一個(gè)滑動(dòng)時(shí)窗確定多個(gè)頻段中每個(gè)頻段的自相關(guān)；根據(jù)確定的自相關(guān)確定功率譜。
5.如權(quán)利要求4所述的方法，其中，用于確定自相關(guān)步驟中的滑動(dòng)時(shí)窗有大約2到大約20秒范圍的長度。
6.如權(quán)利要求4所述的方法，其中，用于確定自相關(guān)步驟中的滑動(dòng)時(shí)窗有一個(gè)動(dòng)態(tài)變化的長度。
7.如權(quán)利要求4所述的方法，其中，被檢測(cè)體是一個(gè)人或動(dòng)物，用于確定自相關(guān)的滑動(dòng)時(shí)窗選擇的長度，至少包括該人或動(dòng)物的檢測(cè)和/或測(cè)量液體的兩個(gè)脈搏周期。
8.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括步驟選擇具有流動(dòng)特性指標(biāo)最大值的頻帶，選擇的最大值用于測(cè)量和/或檢測(cè)流動(dòng)特性。
9.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，流動(dòng)特性指標(biāo)包括脈搏指數(shù)，所述的脈搏指數(shù)包括該頻段功率譜內(nèi)的至少一個(gè)或多個(gè)波峰與該頻段功率譜內(nèi)總功率的比值。
10.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，脈搏指數(shù)包括該頻帶功率譜中最大峰值的功率與該頻帶功率譜中總功率之間的比值。
11.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，脈搏指數(shù)包括該頻帶功率譜中最大峰值和次最大峰值的功率與該頻帶功率譜中總功率之間的比值。
12.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，脈搏指數(shù)包括該頻帶功率譜中最大峰值的功率與該頻帶功率譜中總功率去除其中次最大峰值的功率的量之間的比值。
13.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括步驟獲得至少一個(gè)頻帶內(nèi)流動(dòng)特性測(cè)量的初始值；獲得至少一個(gè)頻帶內(nèi)流動(dòng)特性測(cè)量的隨后值；其中，流動(dòng)特性指標(biāo)的計(jì)算步驟包括步驟為了獲得包括流動(dòng)特性指標(biāo)的流動(dòng)指數(shù)，用所述初始值歸一化隨后值。
14.如權(quán)利要求13所述的方法，其中，獲得初始值的步驟在被檢測(cè)體處于心室纖維性顫動(dòng)時(shí)執(zhí)行，獲得隨后值的步驟在被檢測(cè)體去纖顫后執(zhí)行。
15.如權(quán)利要求13所述的方法，所述流動(dòng)特性測(cè)量值是在至少一個(gè)頻帶的功率譜的時(shí)間窗上的均值、波峰或第百分之九十的值。
16.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，多頻段中的每個(gè)頻段有相同的帶寬。
17.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，多頻段的至少一個(gè)頻段有在大約100Hz到大約400Hz范圍內(nèi)的帶寬。
18.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，多頻段中至少有一個(gè)頻段具有動(dòng)態(tài)變化的帶寬。
19.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述方法的步驟是在一個(gè)去纖顫器中完成。
20.如權(quán)利要求19所述的方法，其中，所述去纖顫器包括自動(dòng)或半自動(dòng)外用去纖顫器(AED)。
21.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，被檢測(cè)體是一個(gè)人、一種動(dòng)物、另一種生命體和/或一種無生命體。
22.使用一種超聲設(shè)備檢測(cè)被檢測(cè)體內(nèi)液體脈搏流動(dòng)的方法，包括步驟確定作為時(shí)間函數(shù)的多頻段中每個(gè)頻段的總多普勒功率，其中，所述的總多普勒功率根據(jù)被檢測(cè)體內(nèi)液體的超聲波反向散射信號(hào)計(jì)算；根據(jù)確定的總多普勒功率確定功率譜，從而該多個(gè)頻段中的每一個(gè)頻段具有在該頻段內(nèi)頻率上的功率譜；計(jì)算每個(gè)頻段的脈搏指數(shù)，所述脈搏指數(shù)包括該頻段的功率譜的至少一個(gè)或多個(gè)波峰與該頻段的功率譜的總功率之間的比值；通過比較計(jì)算的每個(gè)脈搏指數(shù)和預(yù)定閾值，以確定被檢測(cè)體內(nèi)是否存在液體的脈搏流，其中，如果任何計(jì)算的脈搏指數(shù)超過了預(yù)定值則存在脈搏流。
23.如權(quán)利要求22所述的方法，其中，所述方法的步驟是在一個(gè)去纖顫器中完成。
24.如權(quán)利要求23所述的方法，其中，所述去纖顫器包括自動(dòng)或半自動(dòng)外用去纖顫器(AED)。
25.一種使用一種超聲設(shè)備檢測(cè)最近經(jīng)受過心室纖維性顫動(dòng)的被檢測(cè)體內(nèi)液體是否存在流動(dòng)的方法，包括步驟當(dāng)被檢測(cè)體處于心室纖維性顫動(dòng)時(shí)，通過以下子步驟獲得至少一個(gè)流動(dòng)特性測(cè)量的初始值(i)確定作為時(shí)間函數(shù)的多頻段中每個(gè)頻段的總多普勒功率，其中，所述的總多普勒功率根據(jù)被檢測(cè)體內(nèi)液體的超聲波反向散射信號(hào)計(jì)算；(ii)根據(jù)確定的總多普勒功率確定功率譜，從而該多個(gè)頻段中的每一個(gè)頻段具有在該頻段內(nèi)頻率上的功率譜；(iii)計(jì)算每個(gè)頻段的流動(dòng)特性測(cè)量值；和(iv)從多個(gè)計(jì)算出的值中選擇至少一個(gè)值作為至少一個(gè)初始值；通過執(zhí)行步驟(i)-(iii)，在被檢測(cè)體去纖顫后，獲得至少一個(gè)流動(dòng)特性測(cè)量的隨后的值；和(v)從多個(gè)測(cè)量值中選擇至少一個(gè)值作為至少一個(gè)隨后的值；利用所述至少一個(gè)初始值對(duì)至少一個(gè)隨后的值進(jìn)行歸一化，以獲得至少一個(gè)流動(dòng)指數(shù)；以及通過比較所述至少一個(gè)流動(dòng)指數(shù)的每一個(gè)與預(yù)定閾值，確定被檢測(cè)體體內(nèi)是否存在液體流動(dòng)，其中，如果至少一個(gè)流動(dòng)指數(shù)的任何一個(gè)超過了預(yù)定閾值則存在脈搏流。
26.如權(quán)利要求25所述的方法，其中，心室纖維性顫動(dòng)發(fā)生在幾秒到幾天前的任何時(shí)候。
27.如權(quán)利要求25所述的方法，其中，所述方法的步驟是在一個(gè)去纖顫器中完成。
28.如權(quán)利要求27所述的方法，其中，所述去纖顫器包括自動(dòng)或半自動(dòng)外用去纖顫器(AED)。
29.一種使用超聲設(shè)備檢測(cè)和/或測(cè)量被檢測(cè)體內(nèi)液體流動(dòng)特性的方法，包括步驟一種處理裝置，用于確定作為時(shí)間函數(shù)的多頻段中每個(gè)頻段的總多普勒功率，其中，所述的總多普勒功率根據(jù)被檢測(cè)體內(nèi)液體的超聲波反向散射信號(hào)計(jì)算；根據(jù)確定的總多普勒功率確定功率譜，從而該多個(gè)頻段中的每一個(gè)頻段具有在該頻段內(nèi)頻率上的功率譜；為每個(gè)頻段計(jì)算被檢測(cè)體內(nèi)液體的流動(dòng)特性的指標(biāo)；從而通過使用計(jì)算出的每個(gè)頻段的流動(dòng)特性指標(biāo)中的至少一個(gè)來測(cè)量和/或檢測(cè)流動(dòng)特性。
30.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，流動(dòng)特性包括血液灌注狀態(tài)、脈搏狀態(tài)、心率和/或膠質(zhì)或濁乳溶液的流動(dòng)和/或脈動(dòng)其中的至少一種。
31.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，其中，使用多普勒信號(hào)的頻譜分析、傅里葉分析、相關(guān)分析、平均周期估算、參數(shù)方法和/或自相關(guān)分析中的至少一種，從總多普勒功率確定該功率譜。
32.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，其中，所述處理裝置包括硬件、軟件和固件的至少一種。
33.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括至少一個(gè)用于適合敷貼墊的超聲換能器；和激勵(lì)至少一個(gè)超聲換能器的發(fā)生器。
34.如權(quán)利要求33所述的系統(tǒng)，其中，發(fā)生器以連續(xù)和/或脈沖方式運(yùn)行。
35.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括具有受控高壓電源的除纖顫單元；除纖顫單元的控制器。
36.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括心電圖機(jī)和血壓監(jiān)護(hù)器中的至少一個(gè)。
37.如權(quán)利要求36所述的系統(tǒng)，其中，處理裝置將通過心電圖機(jī)和自動(dòng)血壓監(jiān)護(hù)器中的至少一個(gè)收集的數(shù)據(jù)與確定的功率譜相互關(guān)聯(lián)，以計(jì)算流動(dòng)特性指標(biāo)。
38.如權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，其中，所述系統(tǒng)包括一個(gè)去纖顫器。
39.如權(quán)利要求38所述的系統(tǒng)，其中，所述去纖顫器包括自動(dòng)或半自動(dòng)外用去纖顫器(AED)。
全文摘要
一種測(cè)量和/或檢測(cè)被檢測(cè)體脈搏和/或血流的超聲方法和設(shè)備，根據(jù)被檢測(cè)體動(dòng)脈血流的超聲反向散射計(jì)算多普勒信號(hào)頻譜。計(jì)算多普勒信號(hào)頻譜中幾段頻帶的流動(dòng)特性指標(biāo)，這些指數(shù)可以用于確定脈搏或血流，也可以用于確定流動(dòng)特性的其它參數(shù)。由于所計(jì)算指數(shù)的健壯性，本超聲方法和設(shè)備在自動(dòng)和半自動(dòng)外部心臟除顫器(AED)方面具有判定是否對(duì)病人實(shí)施除纖顫的特殊用途。
文檔編號(hào)A61B8/06GK101072541SQ200580030688
公開日2007年11月14日 申請(qǐng)日期2005年9月8日 優(yōu)先權(quán)日2004年9月13日
發(fā)明者B·拉于, E·科亨-索拉爾, S·阿亞蒂 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司