在患有心脏状态患者的处理中，心输出量的测量是基础的诊断和治 疗要求。有三种广为接受的准确测量心输出量的方法，它们因此也被认 为是标准的方法并作为心输出量测量新技术评估的黄金标准。这些方法 包括基于参数(扩散的速率与浓度的差异成比例，因此，单位时间内消耗 的氧气的体积与动脉血和静脉血之间氧含量的差异成比例，比例的大小 取决于单位时间内泵送的血液的体积)的直接菲克原理(direct Fick′s principles)、染料稀释法、弹丸式热稀释法(bolus thermodilution)。所有这 些方法都测量体积已知的指示剂的稀释速率。菲克法的指示剂是氧，热 稀释法利用冷盐水或葡萄糖，染料稀释法利用心脏绿，但它们都是需要 技术专家和昂贵的资本设备且仅用于医院场所的侵入性技术，并且它们 都引起了一定风险。
研发非侵入性替代方法非常有实用价值。
目前，在心输出量非侵入性测量的临床环境中，有两种技术是可以 接受的。它们是多普勒超声心动图(Doppler Echocardiography)法和阻抗心 动图法。尽管多普勒超声心动图技术是可靠的，但这两种技术都需要昂 贵的设备和技术专家。
通过电生物阻抗测量心输出量有三种基本的方法：
(A)胸阻抗心动图(TIC)
根据这种技术，将电极施加于颈的底部和胸的较低部分，将胸部作 为电场进行测量。该方法是1964年首次提出的[Patterson et al.，Proc.1st Annu Rocky Mt.Bioeng.Sympos.，1964，56-71]，并在1974年得到改进 [Kubicek et al.Biomed.Eng.1974，9：410-16]，其中，参数ΔR替换为阻抗 变化的一阶导数即dR/dt乘以射血时间(T)，用于计算每搏输出量。随后， 在该公式的变量中又做了许多变化，但TIC心输出量的结果在患有心脏 状态的患者中人仍然不准确(Handelsman H，Health Technology Assessment Reports，US Dept Health and Human Services，Public Agency for Health Care Policy and Research 1991；6：1-13；Raaijmakers et al，Ann NY Acad Sci 1999； 873：121-34)。
通过实验和临床数据确定的TIC中误差的来源包括：(1)胸腔中器官 位置的个体解剖学差异；(2)血流电阻率的非线性变化；(3)电流极位置 和电压极距离；(4)射血模式(ejection pattern)；(5)流出问题；(6)多因子对 胸基础阻抗值的影响；(7)不能评价右心和肺循环的贡献；和(8)不能评价 独立于体积变化如心脏和大血管的机械式位移的阻抗变化。
(B)全身ICG(ICGWB)
根据这种技术，将四极电极施加于全部四肢。该方法是在1973年由 Tischenko提出的[Sechenov Phisiological J 1973；59：1216-24)]，目前由 Koobi等(Koobi et al.，Crit Care Med 1999；27：2206-11)进行了改进。
在许多情况下，ICGWB技术的准确性高于TIC的准确性，因为对于 计算每搏输出量而言，外周心脏收缩阻抗变化相比于胸心脏收缩阻抗波 形是更为可靠的信号。然而，这种技术非常麻烦，在许多临床环境中， 侵入性IV或IA过程如动脉内压力监测、IV治疗等，都使用了手足。由 于使用了多个电极，动作附加电位也增加了。所有这些因素使得难以将 这些方法用于临床环境中或使得在临床环境中使用这些方法不切实际。
(C)局部阻抗心电图(RIC)
这种技术利用两对电极，一对电极施加于一只手腕，另一对电极施 加于对侧的踝。因为电极位置之间的电场是由一只手臂、躯干和一条腿 三个部分组成的身体区域，所以这种方法称为局部阻抗心电图(RIC)。在 1998年，这种技术在心脏外科临床中得到Cohen等的认可[Eur J Cardiothorac Surg 1998；14：64-9]；Cotter et al.，Accurate，noninvasive continuous monitoring of cardiac output by whole-body electrical bioimpedance(借助全身电生物阻抗准确且非侵入性地连续监测心输出 量)，Chest.2004 Apr；125(4)：1431-40；Cotter et al，Impedance cardiography revisited(重游阻抗心动图).Physiol.Meas.，2006，27：817-827。与TIC相比， RIC的准确度高2倍。
发明概述
本领域需要利用身体生物阻抗技术促进测量和监测患者主要的血液 动力学参数如心脏参数的非侵入性技术。这涉及下述内容。尽管，如上 文所指出的，RIC提供了提高了2倍的测量准确度，但相当多的患者(约 15％)不能接受这种技术(Cotter et al，Impedance cardiography revisited(重 游阻抗心动图).Physiol.Meas.，2006，27：817-827)。
本发明为上述缺陷提供了解决方案，本发明基于对血流传导性变化 与心动周期中动脉壁扩张引起的电阻抗变化之间相互作用的确立已久的 生物物理学和生理学数据的理解(Ninomiya M，et al，Physical properties of flowing blood(血流生理学性质).Biorheology，1988，25(1-2)：319-28；Visser et al，Impedance cardiography and electrical properties of blood(阻抗心动图 和血液电性质)，Proceedings ofthe Vth ICEBI，Aug.1981，Tokyo，pp.13-16； Investigation of the origin of the impedance cardiogram by means of exchange transfusion with stroma free haemoglobin solution in the dog(在狗 中利用无红细胞基质血红蛋白溶液的交换输血研究阻抗心动图来源). Cardiovasc Res.1990，Jan.24(1)：24-32；Wtorek et al，Relations between components of impedance cardiogram analyzed by means of finite element model and sensitivity theorem(借助有限元素模型和敏感性法则分析阻抗 心动图要素间关系).Annals of Biomedical Engineering 2000；28，1352-61)。
根据这些数据，记录的阻抗波形主要有两种不同的来源。第一种来 源是由于在心动周期过程中动脉系统的收缩期扩张时血液体积 (volumetric)变化而导致的传导性变化。体积变化可通过体积(ΔR)波精确 评价。第二种来源是由于心动周期过程中红细胞取向作用引起的血流传 导性变化而导致的传导性变化。血流引起的传导性变化可通过血流速度 (dR/dt)波精确评价。
因此，阻抗信号有两种变化：体积脉动变化(ΔR)和速度(velocimetric) 脉动变化(dR/dt)。阻抗ΔR的发生归因于整个动脉系统的体积扩张(Cotter et al，Impedance cardiography revisited(重访阻抗心动图)，Physiol Measurement 2006；27：817-27)。dR/dt的发生主要归因于红细胞取向的变 化，其程度取决于动脉脉动血流的速度(Visser KR.Electric properties of flowing blood and impedance cardiography(血流电性质和阻抗心动图). Ann Biomed Eng 1989；17：463-73)。
直到最近，用具体的电极配置，这两个公式中每个之间才有关联； dR/dt通过使用胸阻抗放置的技术而得以利用，而ΔR通过使用电极的外 周(肢)放置的技术而得以利用。已经知道心脏状态中胸ICG的SV结果是 不可靠的，因此还不清除有多少误差可归因于电极放置以及多少可归因 于dR/dt公式。然而，最近的一篇报道表明ΔR和dR/dt在SV计算中具有 相似的功效(Cotter et al.Impedance cardiography revisited(重访阻抗心动 图)，Physiol Measurement 2006；27：817-27)。
本发明人最近已经发现，对于速度公式，计算急性心力衰竭患者的 SV具有优势。其原因是急性心力衰竭的患者存在动脉外周血管收缩，伴 随动脉壁膨胀性的降低(Nieminen MS，Pharmacological options for acute heart failure syndromes.Current treatments and unmet needs(急性心力衰竭 综合征的药理学选择。当前治疗及未满足的需要).Eur Heart J 2005； 7(Suppl B)：20-24)。
本发明人已发现，在此情况下，体积公式低估了热稀释法的SV结果。 然而，由于收缩的动脉系统的妥协的膨胀性，所需的SV的维持通过收缩 血流速度的补偿性增加而实现，导致dR/dt算法更适宜计算急性心力衰竭 患者的SV。
因此本发明广泛的一面提供了用于评价个体的至少一种心脏参数的 方法，该方法包括：
-提供测量的数据，该数据指示心动周期过程中个体的收缩阻抗变化 ΔR和所述变化的速度δR/δt；
-提供指示至少一种下列个体参数的数据：总外周阻力(TPR)和心脏指 数(CI)；
-分析指示至少一种如急性心力衰竭(AHF)、TPR值和CI值的个体状 态的所述数据，以确定下列至少之一：TPR是否满足第一预定条件，CI 是否满足第二预定条件，以及个体是否处于其中个体具有AHF的状态， 以基于收缩阻抗变化数据或基于阻抗变化的速度数据选择性地计算至少 一种心脏参数并产生指示计算结果的输出数据。
测量的数据作为来自个体身体(个体的手足)上的电极排列的电输出 量而获得：电极排列适用于将电场施加于身体并提供指示心动周期过程 中的变化的电输出量。
根据本发明的一个实施方案，利用四极电极排列，进行该方法。因 此，所述提供电极排列包括将两个电极单元附着于个体的两肢优选手腕 和对侧踝(如腿-臂)上。
根据本发明一特定实施方案，利用单个等式，基于利用两种独立参 数即ΔR/R体积参数和((dR/dt)·T)血液速度参数的模型，选择性地计算至 少一种心脏参数。后者可以分别是已知的Frinerman公式(参阅美国专利 第5,469,859号，其已经转让给本发明的受让人)和Patterson等式，或下 文所述的本发明人改进的其新版本。根据受试者的单个状态，即根据TPR 和/或CI，“激活”每个模型。
根据另一个实施方案，基于新组合的方法(等式)，选择性计算至少一 种心脏参数，根据所述方法，依照个体TPR和/或CI和/或AHF状态， 计算结果基于ΔR/R体积参数或基于((dR/dt)·T)血液速度参数。
本发明也提供了用于评价个体的至少一种心脏参数的阻抗测量系 统，该系统包括：
-测量单元，其含有附着于个体手足的电极排列，所述电极排列适用 于将电场施加于身体并提供指示心动周期过程中收缩阻抗变化和所述变 化的速度的电输出量；
-可连接于电极排列的控制系统，控制系统经预编程，基于至少一种 如总外周阻力(TPR)值、心脏指数(CI)值以及急性心力衰竭(AHF)状态的个 体状态，接收和分析指示电输出量的数据，由此，如果至少一种下列条 件分别得到满足或未得到满足：TPR满足预定的第一条件，CI满足预定 的第二条件，以及AHF状态被识别，那么基于阻抗变化速度的数据或收 缩阻抗变化数据，选择性地计算所述至少一种心脏参数。
利用患者的血压数据BP和来自电输出量的测量的收缩阻抗变化，计 算TPR数据，其中将心输出量计算为测量的每搏输出量(由电输出量计算) 和心率的乘积，而心率可从ECG测量或从阻抗波中获得。根据 CI＝(ΔR/R)/BSA，由测量的心输出量推算CI，其中BSA是体表面积。
本发明也提供了与阻抗测量系统一起使用用于评价个体的至少一种 心脏参数的控制系统，该控制系统包括数据输入和输出设备和数据处理 和分析设备，经配置可执行：接受指示心动周期过程中收缩阻抗变化和 所述变化速度的来自电极排列的测量的电输出量；确定个体的总外周阻 力(TPR)、个体心脏指数(CI)以及AHF状态存在中的至少一种，用于确定 TPR是否满足第一预定条件和/或CI是否满足第二预定条件和/或AHF状 态是否被识别；如果至少一种所述状态分别得以满足或未得到满足，通 过应用预确定的模型处理测量的电输出量，该模型经配置为基于阻抗变 化速度的所述数据或基于收缩阻抗变化数据选择性地计算至少一种心脏 参数。
附图简要说明
为了理解本发明以及领会本发明在实践中是如何进行的，通过非限 制性实例，参考附图，描述一些优选的实施方案，其中：
图1A和图1B为本发明利用四极模式的一实例的测量系统的主要构 造部件和运行原理的示意图。
图2A和图2B为本发明利用双极模式的另一实例的测量系统的主要 构造部件和运行原理的示意图。
图3A和图3B是分别更具体显示本发明测量系统配置的两个实例的 结构图。
图4A至图4C分别表示本发明用于确定患者每搏输出量的方法的三 个实例。
一些示例性实施方案的描述
参考图1A，举例说明用于评价个体的至少一种心脏参数(如每搏输出 量、心率、心输出量、心脏指数等)的本发明阻抗测量系统10A。阻抗测 量系统10A包括测量系统12和控制系统18。
测量系统12包括附着于个体5手足的电极排列14和电积分生物阻 抗测量单元15A。在本实例中，系统10A是为四极运行模式配置的。为 此目的，电极排列14经配置，限定两对电极，在本实例中，该电极排列 通过使用4个用于将弱电流(如约0.5-2mA，如1.4mA)穿过身体的电极 E1-E1′和E2-E2′并测量身体的电输出量而执行。电输出量指示心动周期过 程中收缩阻抗变化(体积变化)和所述变化的速度。将第一电极单元E1-E1′ 施加于患者的臂，而将第二电极单位E2-E2′施加于患者的腿。所述电极与 电积分生物阻抗测量单元15A连接，而后者连接于(经由电线或经由无线 信号发射)控制系统18。
图1B表示上述电极排列配置限定的电接线。如所示，两对电极E1-E1′ 和E2-E2′的位置3-3a和4-4a分别两个限定介于每对电极之间的皮肤阻抗 区Z皮肤，和身体阻抗区Z1、Z2、Z3和Z4。
图2A和图2B分别图示，为利用电积分生物阻抗测量单元15B的两 极运行模式配置的测量系统10B的实例，和此系统的电连接。为了便于 理解，相同的参考数字用于表示本发明所有实例中共有的部件。
在图1A至图1B和图2A至图2B两个实例中，控制系统18通常是 计算机系统，包括数据输入和输出设备(未显示)、存储用于计算的参考数 据和模型数据的存储设备18A、数据处理和分析设备18B和显示器18C， 以及其他的事物。
根据本发明的方法，控制系统经预编程，分析检测的信号(电输出量)。 控制系统适用于利用患者血压数据BP和来自电输出量的测量的收缩阻 抗变化计算TPR。为此，控制系统将心输出量计算为测量的每搏输出量(根 据电输出量计算)和心率的乘积。心率可从ECG测量或从阻抗波中获得。 随后控制系统运行，分析TPR数据，确定TPR是否满足第一预定条件， 由此应用预定的模型，该模型配置为基于体积变化数据或速度阻抗数据， 选择性地计算所述至少一种心脏参数。随后产生并呈现(如显示)指示计算 结果的输出数据。
基于体积变化数据或基于速度阻抗数据选择性地确定所需参数，所 述确定与下列各项有关。通过阻抗心动图(ICG)计算左心室(LV)每搏输出 量(SV)，所述计算基于两种不同的物理化学-生理学原理，每一种都可独 立地用于测量动脉脉动引起的不同来源的阻抗变化。
第一种物理化学-生理学原理基于体积变化。这种原理利用算法，该 算法基于动脉内脉量的增加产生的收缩阻抗变化(SIV)的电信号。这种算 法各自公式中的基本变量是，乘以流出衰减(α+β)/β的ΔR/R，其中R是 身体的基础阻抗值(欧姆)，ΔR是SIV值(欧姆)，α和β是心脏收缩和舒张 时间间期，(α+β)是心动周期的时间，β是ΔR曲线的递减部分。
为此，使用下列计算模式：
(1)通常，可以使用已知的Frinerman公式(参阅美国专利第5,469,859 号，其已转让给本申请的受让人)：

其中：
Hctcorr是依赖血细胞比容的校正因数，为(145+0.35(Hct-40)；
Hct是从个体血液分析获得的血细胞比容水平/值；
K性别，年龄是依赖个体的性别和年龄的个体身体的系数，对于小于20 岁的男人确定为(527.3-(3.1·(实际年龄-20)))；对于20-40岁的男人确定为 527.3；对于大于40岁的男人确定为(527.3+(3.1·(实际年龄-40)))；对于小 于18岁的妇女确定为(587.6-(2.9·(实际年龄-18)))；对于18-50岁的妇女确 定为587.6；对于大于50岁的妇女确定为(587.6+((2.9·(实际年龄-50)))。
H2corr是患者的校正身高，通过以下给出：

或

或

Kel是个体血液中电解离子的系数，其是基于血液分析计算的，并通 过以下给出：(a)对于经受了血液透析的个体：
$\mathrm{Ke}1=\frac{({\mathrm{Na}}^{+}+K^{+}+{\mathrm{Mg}}^{+}+{\mathrm{Ca}}^{+})(\mathrm{mmol}/l)}{142+13(\mathrm{mmol}/l)},$ 以及(b)对于其他个体：
$\mathrm{Ke}1=\frac{\left({\mathrm{Na}}^{+}\right)(\mathrm{mmol}/l)}{142(\mathrm{mmol}/l)};$
Kw是体重系数，根据国际理想体重表(International Table of ideal weights)，其为个体相应性别和年龄的实际体重/理想体重*；以及IB是平 衡指数。
(2)优选地，使用本发明人提出的上述公式(1)的校正版本：
$\mathrm{SV}=\frac{\mathrm{\Delta R}·\rho ·L^2·(\alpha +\beta )·\mathrm{KW}·\mathrm{HF}}{R·R_i·\beta }---\left(2\right)$
在此，ρ是血液的特定电阻率(欧姆/厘米)，其为血细胞比容的值，从 个体血液(Hct)的分析中获得的，L是个体的身高(厘米)，HF是与身体水 成分有关的水合因数，Ri是系数K性别，年龄校正的基础电阻(欧姆)。
为了校正水合状态对每搏输出量测量结果可靠性的影响，本发明人 引入了这种校正水合因数。校正水合因数HF取决于测量的身体水分总量 (TBW)的体积和期望的个体正常水体积之间的比例。妇女的实际TBW按 (4.96+0.42L2/R)测量，男人的则按(8.30+0.42·L2/R)测量，其中，L是个 体的身高，而R是测量的电阻，期望的具体患者的TBW通常确定为该 特定患者体重的40％至63％。当测量的TBW位于正常范围内时，不需 要校正，即HF设为1.0。当患者脱水时，这意味着测量的TBW低于上 述范围，即低于体重的40％，SV将降低，因此需要通过水合因素校正， 类似地，当患者过度水合时，测量的TBW高于其体重的63％，SV将增 加，在此又需要通过水合因数校正。此类脱水和过度水合状态的水合因 素分别设为：HF1＝TBWmeas/BL，其中TBWmeas是患者TBW的测量值，BL 是正常TBW范围的下限；和HF1＝TBWmeas/TL，其中TL是正常TBW范 围的上限。
因此，等式(1)和(2)彼此不同之处在于，系数K性别，年龄(其影响基础阻 抗R)在公式(2)中由校正的基础阻抗Ri表示，且IB(平衡指数)在公式(2) 中由水合因数HF表示。公式(2)不包括校正的身高H2corr，但在臂不成 比例地长的患者中，电极应该优选放置于距其常规位置近约5厘米处。
本发明利用水合因数和平衡指数之间的主要区别，所述主要区别由 如下组成：水合因数是ΔR振幅校正因数，而平衡指数用于评价患者的理 想R，对于细胞外身体水分，其预测包括了一些不相关的假定。仅当特定 患者的测量的TBW不在正常范围内时，才使用水合因数。
(3)本发明人发现，上述第一物理化学-生理学原理(基于体积变化) 可通过使用本发明人校正的下述公式进一步改进：
$\mathrm{SV}=\frac{\mathrm{\Delta R}·k_{\mathrm{HR}}·(\alpha +\beta )}{\beta }·\rho ·\frac{L^2}{R·R_i}·\mathrm{KW}·\mathrm{HF}---\left(3\right)$
其中kHR是校正(α+β)/β比例的系数，其中(α+β)是心动周期的持续， 为其升线一波和降线一波部分的和。
kHR系数设置如下：如果测量的患者的心率HRmeas位于正常范围内， 如60-100，则kHR＝1，如果HRmeas小于正常范围的下限BL，则 kHR＝BL/HRmeas，如果HRmeas高于正常范围的上限TL，则kHR＝TL/HRmeas。
第二个物理化学-生理学原理是速度原理。这个原理的本质是，收缩 期动脉血液速度的变化决定SIV的电信号这一事实。在此算法中，基础 变量的公式是乘以LV射血时间T的dR/dt。
为此，通常，可使用已知的Patterson公式$\mathrm{sv}=\frac{\mathrm{dR}}{\mathrm{dt}}·T·\rho ·{\left(\frac{L}{R}\right)}^2,$ 但与相 应的校准因数一起使用。
然而，优选使用下述公式，其表示本发明人提出的Patterson等式的校 正版本：
$\mathrm{SV}=k_{\mathrm{dr}}·\frac{\mathrm{dR}}{\mathrm{dt}}·T·\rho ·{\left(\frac{L}{R}\right)}^2---\left(4a\right)$
或另一个校正版本：
$\mathrm{SV}=k_{\mathrm{dr}}·\frac{\mathrm{dR}}{\mathrm{dt}}·T·\rho ·\frac{L^2}{R·R_i}·\mathrm{KW}·\mathrm{HF}---\left(4b\right)$
其中dR/dt是心动周期过程中血液电阻变化的一阶导数(欧姆/秒)的 峰，T是心脏射血时间(秒)，即收缩期上顶的最大斜率点和最小斜率点之 间的时间间期，且其中参数D(其是Patterson等式中电极之间的距离)被患 者的身高L替代，且其中将校正系数kdr(校准因数)加入到表达式((dR/dt)·T) 中。
目前，体积算法用于ICG技术中，其中将电极施加于肢的外周，并且 体积公式用于胸途径，其中将电极施加于胸部。
本发明人已发现，对于测量每搏输出量，使用外周SIV信号比使用胸 SIV信号更准确，在具有总外周阻力(TPR)和心脏指数(CI)正常值的情况下， 体积公式优选用于测量SV，而在TPR满足第一预定条件(高于约1800达 因/秒-5至约1900达因/秒-5范围内的某一值)的情况下，并且也优选地当CI 满足第二预定条件(低于2.5升/分/米2)时，体积公式表现得更准确。
因此，控制系统(其处理和分析设备)分析指示患者TPR且也优选指示 CI的数据，并决定用于SV计算的模型。该模型可包括作为计算基础的第 一和第二原理的各自的公式，即分别为公式(1)、(2)和(3)中的一种或公式 4(a)或公式(4b)。
可选地，该模型可包括下列新的组合公式，其是本发明人根据TPR 数据以及也可能根据CI数据用经适当调整的系数提出的：
$\mathrm{SV}=[\frac{\mathrm{\Delta R}·k_{\mathrm{HR}}·(\alpha +\beta )}{\beta }+k_{\mathrm{dr}}·\frac{\mathrm{dR}}{\mathrm{dt}}·T]·\rho ·\frac{L^2}{R·R_i}·\mathrm{KW}·k_{\mathrm{HF}}---\left(5\right)$
在上述模型(5)中，如上文所述，取决于至少测量的个体TPR而将下 列参数kHR和kdr中的任何一个的值选择性设置为1或0。应当指出，为了 测量TPR，控制系统将系数kdr设置为0，且因此基于体积变化计算每搏输 出量，随后由此计算心输出量，利用此数据和血压数据计算TPR。随后， 控制系统分析TPR值且优选也分析心脏指数值，以便识别一个或多个预定 条件是否满足或未满足分别设置系数kHR＝0且kdr＝1，反之亦然。
新公式(5)使用两种电阻抗波形生理源，即体积(ΔR)波评价的心动周 期过程中动脉系统内血液体积变化所导致的传导性变化，以及血流速度 (dR/dt)波评价的心动周期过程中血细胞取向作用造成的血流传导性变化 所导致的传导性变化。
基于选择性使用适当的计算模式的本发明的技术，建立在以能获得 个体身体局部电生物阻抗测量结果的方式，将最低限度的两个电极放置 于个体身体的外周之上。利用这种技术有利地使遍及个体的/受试者的/ 患者的身体和手足的电流分散降低。与整个身体的电阻相比，个体/受试 者/患者身体一部分的测量的电阻增加了，因此，提高了测量的R0和ΔR 以及dR/dt的精确性。患者其他的两个手足对于其他可能的治疗或测量或 对于患者的活动是自由的。可排除具有局部病理的一个或两个手足。该 技术提供了身体水分和部分身体水分分布的评价。
因此，本发明提供了通过患者的生物阻抗测量结果，来计算心输出 量的新系统和方法。该系统包括生物阻抗测量单元；附着于患者臂和腿 以提供电输出量的电极排列，其与电阻测量单元有电通信；以及运行电 极和分析电输出量的控制系统。监测血液动力学参数的发明的技术从原 理上不同于现有的系统，因为发明的系统包括两要素(体积和速度)方法， 其提供选择性使用ΔR和dR/dt数据中任何一个或可能的两者，其中 ΔR·(a+β)/β和dR/dt·T交换使用。这种新方法的使用优选引入校正ΔR值 的水合因数。
本发明也提供通过测量患者身体局部的电阻率并推出患者的水合状 态来确定患者的水合状态。任选地，测量体内间隙液体的电阻率，推出 患者的水合状态。如上文所述，患者的水合状态影响阻抗波形的振幅和 形状。
如上所述，本发明的测量/监测系统可配置为测量心血管参数的四极 或两极电积分生物阻抗测量系统。与两极模式相比，四极模式更准确， 因为其排除了电极和患者皮肤之间的阻抗的影响。这种阻抗Z皮肤不提供 有关患者心血管参数的任何有用信息；Z皮肤干扰身体阻抗，并受到患者皮 肤状态(是油性的或干性的等)的影响。
参阅图3A，其表示通常位于本发明的15A处的测量单元的配置的一 具体但非限制性的实例。首先应当指出，从电的观点来看，人体行为如 同阻容(resistance-capacitance，RC)阻抗。阻抗的值受注入电流频率的影 响。这种频率是约32KHz。注入电流的频率受直接数字合成器(direct digital syntheser，DDS)生成器1(其是图1A中测量单元15A的一部分)的控 制，该生成器反过来受微控制器11的操作。正弦信号的输出频率和振幅 经控制是稳定的。这种信号操作电流源2(在测量单元15A处)。电流源产 生通过分别位于位置3和位置4的两个电极E1和E2而施加于患者身体5 的高稳定性振幅的电流。也优选在测量单元中提供了导联脱落检测器 17(leadoff detector 17)，其用于检测电极和身体间接触的缺失。
读取的电压信号与人体阻抗Z(即积分生物阻抗)成比例，其被从分别 位于位置3a和位置4a(+V，-V)的两个电压电极E1’和E2’转移到高精密仪 表放大器6，所述放大器6的输出量提供给同步检测器7的第一输入。后 者具两种功能：(1)校正获得的积分生物阻抗信号；和(2)提供积分生物阻 抗信号矢量的作用分量R的同步推算。这种分量与导线(血液系统的电阻) 的电阻分量成正比。同步检测器7的线性简化了校准过程并将其简化为 单步起始调整(single-step initial adjustment)(而不是每个循环校准)。
检测器7的输出与低频滤波器8相连，所述低频滤波器可以是例如 贝塞尔(Bessel)低通滤波器。滤波器8截止高频分量，如高于32KHz的， 并递送运行信号，该运行信号具有作用生物阻抗分量(DC)R和波形生物 阻抗信号(AC)ΔR。运行信号输入R比率放大器9和生物电放大器 (Bioamplifier)和滤波器10。放大器9产生与作用生物阻抗分量R成比例 的输出信号，并将其传输到微控制器11的输入ADC(类比数位资料转换 器)。生物电放大器和滤波器10将波形ΔR分量从运行信号中分开。生物 电放大器和滤波器10的输出与微控制器11的另一个输入ADC相连。后 者与此处未显示的HOST处理器(图1A中控制系统18的数据处理和分析 设备18B)通信。
图3B进一步举例说明了本发明测量系统的配置。在此，使用三个另 外的ECG电极，施加于患者的胸部，并与ECG测量电路20相连。测量 系统包括测量单元(图1A中的15A)和控制系统(图1A中的18)。后者在 图3B中以HOST处理器21表示。测量单元包括生物阻抗信号接受单元 19和微控制器11(如可从Analog Device购买得到的型号ADuC814)，其 结合了A/D转换器和微处理器的功能，并运行以实时处理第一数据或曲 线(其是作用生物阻抗信号的直接＂R＂分量和交互＂ΔR＂分量的合成，该作 用生物阻抗信号是从生物阻抗接受单元19获得的)以及从ECG电路20 获得的第二数据(曲线)。另外，微控制器11优选也接收指示有关所有电 极包括生物阻抗测量单元15A的电极(生物导线脱落)以及ECG测量电路 电极(ECG导线脱落)的检测的导线脱落状态的数据。
微控制器11的输出经由隔离数据单元22(如光绝缘体HCPL2611HP) 与控制系统的HOST处理器21相连，其可经由驱动电路23(如驱动 RS232C或USB)和界面设备24(经由电线或无线)保护患者免遭高压。整 个系统由主处理器经由隔离DC/DC电路25以及进一步经由稳定电压值 的电源单元27供电(如+5V)。
参考图4A至图4C，其举例说明本发明测定患者每搏输出量的方法。 为了便于理解，相同的参考数字用于表示流程图图4A至图4C中共有的 步骤。
利用电极排列(图1A和图2A中的任何一个)对患者进行测量，获得 电输出量(步骤101)。
在图4A的实例中，另外分析患者的心脏状态，以识别心力衰竭(AHF) 状态是否存在(步骤104)。如果存在这种状态，则处理电输出数据(在HOST 处理器中)，以基于dR/dt函数确定SV值(步骤108a)，如果未识别这种状 态，则HOST处理器运行处理电输出数据，以基于ΔR/R函数确定SV值(步 骤108b)。如上文所述，这种选择性处理包括对基于ΔR/R函数的测量结 果使用公式(1)-(3)中的任何一个或者设置公式(5)中的系数kdr和kHR；或对 于基于dR/dt函数的测量结果使用公式(4a)或(4b)，或设置公式(5)中的系 数kdr和kHR。
在图4B的实例中，提供指示患者TPR的数据(步骤102)。如图所示， 可独立地提供这种数据(步骤102)。优选，如图所示，这种数据可通过计 算获得：利用来自指示电输出量的同一个测量的数据的心输出量ΔR/R(步 骤103a)和患者血压的单独测量结果(步骤103b)，并计算作为这两个参数 的函数的TPR(步骤103c)。随后，在HOST处理器中分析TPR数据(步骤 104)，以确定TPR值是否满足第一预定条件，以便将选择性处理应用于 电输出数据。这种条件将TPR的值设置为高于正常范围(其是约750-1500 达因·秒·厘米-5)上限30％，例如TPR可以高于约1800达因/秒5至约1900 达因/秒-5范围内的某一值，如高于1800。如果满足了这种条件，则处理(在 HOST处理器中)电输出数据，以基于dR/dt函数确定SV值(步骤108a)， 如果未满足这种条件，则HOST处理器运行处理电输出数据，以基于ΔR/R 函数确定SV值(步骤108b)。如上文所述，这种选择性处理包括对于基于 ΔR/R函数的测量结果使用公式(1)-(3)中的任何一个或设置公式(5)中的系 数kdr和kHR；或对于基于dR/dt函数的测量结果，使用公式(4a)或(4b)， 或设置公式(5)中的系数kdr和kHR。
图4C表示本发明方法的另一实例。图4C的实例与以前的实例的不 同之处在于，选择性处理是(对图4A和图4B的实例是另外地或可选地) 基于确定心脏指数CI(步骤105)，其以下式衍生自测量的心输出量： CI＝(ΔR/R)/BSA，BSA是体表面积，并分析心脏指数CI是否满足第二预 定条件，其可选地或另外地用于分析TPR值(步骤104’)。根据此第二条 件，CI低于2.5升/分/米2。如果满足了这种条件(单独或与上述第一条件 一起)，则处理电输出数据，以基于dR/dt函数确定SV值(步骤108a)，如 果未满足此条件，则处理电输出数据，以基于ΔR/R函数确定SV值(步骤 108b)。
下面为表示本发明特征的实验数据的一些实例：
下文的表1和表2表示，与伴随热稀释(TD)的SV结果相比，通过体 积方法和速度方法的患有急性心力衰竭的16位患者AS23-AS38(组A)以 及冠状动脉手术后29位ICU患者WS26-WS54(组B)的SV测量结果。
表1

表2

当组A(表1)中总外周阻力(TPR)等于或高于1900达因·秒·厘米-5时， 基于ΔR的SV结果明显被低估(与DT比，低约18％)，而基于dR/dt的 结果与TD值吻合良好。然而在组A(其中TPR低于1900达因·秒·厘米5) 以及在整个组B中，基于ΔR和dR/dt的结果与热稀释法SV结果吻合良 好。因此，显然在急性心力衰竭中，通过外周速度而不是通过体积ICG 公式测量SV实质上更可靠。这与心内直视手术后的ICU结果相反，在 后者中，体积公式表现的较好。参考附图，对本发明进行了描述，然而， 应当理解，也可提出所述系统和其元素的其他实施方案，这些方案应当 被认为是本发明的一部分。