【技术领域】 【0001】 相关申请 本申请基于美国临时专利申请号 63/009,470,题为“使用集成 EKG 和 PPG 传感器的脉冲波传输时间 (PWTT) 测量系统”,于 2020 年 4 月 14 日提交,日期为 2020 年 8 月 18 日。美国临时专利申请号 63/067,147,题为“改进的氧饱和度测量、静脉和动脉脉搏波形的非侵入性检测以及检测碳氧血红蛋白、肥厚性心肌病和其他心脏疾病的系统”,2020 年提交,编号 17/63,135 2004 年 12 月 28 日提交,题为“用于将不同设备同步到心脏周期并从同步 ECG 和 PPG 系统中生成脉冲波形的系统”,并且出于所有目的将整个公开内容通过引用整体并入本文。 【0002】 该系统涉及使用心电图(EKG)和光电体积描记器(PPG)传感系统的组合的心脏传感系统。 【0003】 临床问题简述: 最佳水合作用仅在给定患者心脏功能的情况下才有意义。 这种最佳功能有很多方面,其中许多方面在附录 A 中有详细说明。 完整的解释超出了此处所需的背景知识,但根本问题是通常很难在临床上评估何时选择液体。 肺和肾这两个器官系统对最佳功能有不同的要求。 肺因水过多而功能不佳,肾脏因动脉血流减慢而功能不佳。 此外,因供应不足引起的急性肾衰竭的死亡率超过因液体过多引起的急性肺衰竭。 情况的一个很大的简化是保持肺部“干燥”,同时保持足够的血管内液体,以维持营养物质流向组织并从组织中清除废物。肾脏必须保持“湿润”。 【0004】 管理不善的成本很高。 每年有 250 万至 650 万例急性医院获得性急性肾损伤 (AKI) 病例,使死亡率增加高达 20%,并且每例住院 AKI 病例增加约 7,500 美元。 ICU 病例的死亡率和费用要高得多。 目前尚不清楚这些病例中有多少百分比是可以避免的,但最近一项由马萨诸塞州牛顿中心的 Cheetah Medical 制造的新 Cheetah Nicom® 系统进行的研究发现,许多病例是可以避免的。这表明有可能(不会降低死亡率)据报道,但在无创监测上每花费 1 美元,医院的投资回报就超过 3 美元)。 一种手持式、廉价、易于使用的护理点解决方案,用于评估动脉内容量以及是否管理或移除液体,为面临困难的液体管理情况的临床医生提供了显着的好处。 【0005】 两年多来,全球医疗保健界一直在与 2020 年 1 月左右开始的全球大流行的 Covid-19 疾病作斗争。 许多医院管理人员和医护人员认为,复杂而昂贵的传统医疗设备,包括典型 ICU 中的 EKG 和超声心动图机器,在平时很有价值,但在大流行期间,它们在超负荷的医院 ICU 中。我了解到这是不太适合快节奏。 当无处不在是常态时,设备的高成本限制了它的可用性,而且它的复杂性伴随着人手不足时随之而来的艰苦和耗时的清洁方案的负担。 特别是,晚期 Covid 患者经常出现心动过速,限制了超声心动图的诊断价值。 【0006】 正如此处充分展示的那样,系统并未受到严重损害。 特别地,此处呈现的优选实施例提供了临床上有用的患者信息并且具有成本相对低、使用快速且易于使用以及在患者应用之间易于清洁的附加优点,具有益处。 因此,它非常适合应对大流行病治疗环境的挑战。 【发明概要】 【0007】 在优选实施例中,该系统评估优选系统中的动脉内流体体积以测量(a)可定位在人皮肤上的装置和(b)人在多个光波长下的PPG信号。(c)多个用于测量人的 EKG 信号的电极;以及 (d) 用于接收和分析 PPG 和 EKG 信号的计算机逻辑系统。其中,计算机逻辑系统包括: (i) 用于识别 EKG 信号中的心动周期的系统;以及(ii) 基于识别的心动周期中的特征将 PPG 信号分割成一系列 PPG 信号段。以及 (iii) 基于 (a) 之前的 R 到 R 心动周期的持续时间将 PPG 信号段分成多个区间(b) 先前 R 到 R 心动周期的持续时间。(iv) 用于为多个区间中的每一个生成复合信号的系统;以及R 心动周期,以及用于通过与基于先前 R 到 R 心动周期的箱生成的复合信号进行比较来确定人的相对水合水平的系统。 【0008】 在进一步优选的实施例中,将从基于先前的R到R心动周期的区间生成的复合信号与基于先前的先前R到R心动周期的区间生成的复合信号进行比较。要做的是绘制第一条线表示左心室每搏量,动脉脉冲形状作为先前 R 到 R 的函数,其中第一条线表示先前 R 到 R 心动周期,第二条线表示静脉回流,动脉血红蛋白氧饱和度作为函数之前的 R 到 R,基于从第二个 R 到 R 心动周期产生的复合信号的值绘制两条线基于从之前的 R 到 R 心动周期产生的复合信号,然后第一条线和第二条线的交点第二行是人的相对水合作用,并确定为补充水平的指标。 除了简单的线图之外,从基于先前 R 到 R 心动周期的仓生成的复合信号和从基于之前 R 到 R 心动周期的仓生成的复合信号正在计算表示左心室的第一关系动脉脉搏形状中的每搏输出量作为先前 R 到 R 的函数,其中第一个关系是从先前 R 到 R 计算的,第二个关系表示静脉回流与动脉血红蛋白氧饱和度作为先前 R 到 R 计算的函数第二关系基于从之前的R到R心动周期生成的复合信号;通过比较作为水平度量。 【0009】 在优选实施例中,系统通过将动脉液量与在红外光波长下测量的复合信号曲线下的面积相关联来测量在红外光波长下测量的复合信号的形状变化。通过以下方法测量人的水合水平传感。 【0010】 在优选实施例中,用于为每个仓生成复合信号的系统包括用于对仓内的PPG信号段求和或平均的系统,复合信号是由复合信号本身归一化的复合信号,用于生成合成信号。 signal prime-over signal (SPOS),它是以下的导数 【0011】 在本文所示的各种优选物理实施例中,系统是手持设备,至少一个PPG传感器安装在手持设备上并且多个电极线从手持设备延伸,或安装在手持设备上。 或者,该系统可以放置在围绕人的胸部或四肢布置的带或带内,其中至少一个PPG传感器和多个电极布置在带或带内。 或者,该系统可以设置在贴片内,其中至少一个PPG传感器和多个电极中的至少一个设置在贴片内。 【0012】 还提供了一种用于数据传输的系统。 提供了用于从复合信号计算中迭代地去除异常PPG信号段的另一系统。 【0013】 该系统提供有关动脉内液​​体状态的信息。 这样的知识允许临床医生知道何时应用或移除流体。 底线是图 1 系统顶层流程图中所示的分析。 具体而言,描述动脉 PPG 脉冲形状与先前脉冲 EKG R 至 R 的持续时间之间关系的线/关系,以及动脉血红蛋白氧饱和度与先前脉冲 EKG R 至 R 之间关系的线/关系首先确定描述持续时间 to 之间关系的线/关系. 这两个关系允许评估心血管状态,如图 1 所示。 图 2 显示了系统的顶级流程图,该流程图导致在水合作用(IV 液体或从下肢动员液体)挑战之前和之后位于代理 Frank-Starling 曲线上的位置。 由于流体载荷,曲线203向左移动到曲线204并且曲线205向右移动到206。 请注意,201 处的“X”是曲线203 和205 的交点图上的预加载位置。 请注意,202 处的“X”是曲线204 和206 的交点图上的负载后位置。 一个重要的见解是,作为水合作用试验的结果,从点 201 到点 202 的向上移动表示动脉内容量对水合作用的有益反应。 【0014】 如本文所述,系统使用心电图(EKG)和光电容积脉搏波(PPG)信号的组合。 (PPG 通常也称为血氧仪,这两个术语在本说明书中可互换使用)。 前者感知心肌收缩产生的电压,后者测量组织吸收的光。 不同波长的测量可以确定数量。 PPG 信号的变化反映了血容量的变化,不同波长的测量可以确定动脉血氧饱和度。 【0015】 如图所示,该系统允许与当前使用现有手持便携式 PPG 系统/设备获得的不同见解。 在本系统中,EKG和PPG信号组合利用脉搏波传播时间(下文称为“PWTT”)、PPG信号初始信号(下文称为“SPOS”)曲线和PPG信号段。 如本文所理解的,PPG信号段意指任何长度短于、等于或长于心动周期的PPG信号。 【0016】 PWTT 是心率(通过 QRS 复合波的开始测量)与血液从主动脉到达肢体或其他身体部位的时间(由 SPOS 曲线中产生的负尖峰确定)之间的时间段。也写为 LED 信号除以信号的导数。 转让给加利福尼亚州帕洛阿尔托的 MocaCare Corporation 的美国专利第 10,213,123 号描述了使用信号导数来确定指示动脉脉搏到达的 LED 信号变化。 然而,目前新使用的信号素数超过信号 (SPOS) 可对每个波长信号进行归一化,并允许比较不同波长的 SPOS 曲线,从而获得更深入的洞察力。 【0017】 然后系统根据类似脉冲的组合总和/平均 SPOS 曲线生成改进的动脉血氧饱和度估计值。 使用 R 波峰值计算前 (n-1) 次 EKG R 到 R 的持续时间,还计算前 (n-2) 次 R 到 R、PWTT 和 SPOS 的持续时间。 这些都被系统用来确定血氧饱和度脉冲的相似性,将相似的脉冲相加/平均以形成复合脉冲,并比较不同的复合脉冲以获得心血管洞察力。 【0018】 PWTT 的降低对应于脉搏波速度的增加,但速度的增加并不表示泵功能的改善。 这是因为主动脉瓣充当“机械电容器”,允许计量输送动脉脉冲剂量。 然而,当获得身体上任何给定监测点的 PWTT 时,该指标保持相对稳定,即使在心血管状态突然变化(例如,心室快速反应的心房颤动)时也是如此。变化只会逐渐发生,除非心率突然变化心律,例如 因此,PWTT 提供了一种确保进一步准确收集和分析数据的方法。 这使得可以更可靠地从信号组合中提取附加信息并去除/最小化引入的噪声。 【0019】 光吸收的测量(根据Beer-Lambert定律)为Measurement(t)=Ke ^[-Cf(t)] 测量的信号素数 (SPOS) 为: 【数字】 【0020】 光电容积脉搏波中的 LED 信号具有以下形式: 【数字】 【0021】 【数字】 代表血液的成分,一般变化缓慢。 因此,这两项在采样期间保持不变。 (这些术语在下面详细描述)。 【0022】 此外,在健康个体中,静脉血流被认为是恒定的。 当前的血氧测定法测量假定了这一点,并且该假定被发明人用于该初始搜索。 鉴于此假设,表达式简化为: 【数字】 【0023】 指数函数及其导数的特性用于推导 PPG 信号在多个波长(例如,红外和红色)的 SPOS。 【数字】 【0024】 利用概念函数 Arterial(t) 对于红色和 IR PPG 信号相同的事实,SPOS ( _IR ) 是来自红色 LED 的信号 SPOS (SPOS _赤色 ). (4) 点单 _赤色 =R*SPOS _IR 或 SPOS _赤色 /SPOS _IR =R 【0025】 【数字】 回到公式 这解释了不同波长的光如何被血液吸收,这取决于血液中存在的血红蛋白类型的相对数量。 【0026】 在仪式上, 【数字】 = 对波长 μ 的血红蛋白类型 x(脱氧血红蛋白、氧合血红蛋白、碳氧血红蛋白、高铁血红蛋白)的吸收系数, 血红蛋白 _x = 是血液中不同类型血红蛋白成分的百分比。 不同类型血红蛋白的分数之和 = 1.0。 【0027】 在碳氧血红蛋白和高铁血红蛋白水平较低的情况下(一氧化碳或氰化物中毒等情况除外), 【数字】 使用允许的标准吸收系数 【数字】 是。 【0028】 这给出了以下公式: 【数字】 【0029】 唯一不为人知的 【数字】 是。 【数字】 提供含氧血液分数(动脉含氧血红蛋白分数,或 Arterial Frac O2)的溶液。 【数字】 【0030】 任何波长的 SPOS 与光吸收系数乘以血红蛋白分数之和之间的这种正比例关系被系统广泛使用。 【0031】 心电图、血氧饱和度信号或它们的相互作用的记录不仅有噪音,还有生理变异性。 EKG 噪音管理已经建立了 100 多年的协议。 血氧仪信号调理的历史并不长。 生理血氧测定变异性包括静脉流量的变化(例如由于自主运动、重新定位的被动运动或血压袖带/血压计的充气/放气)、呼吸引起的胸内压变化,导致血液回流心脏。它可能由于音量变化或节拍之间持续时间的变化而发生。 噪声或非生理变化可能由多种可能性引起,从检测器表面压力和应用角度的变化,到环境光对信号采集的影响,再到检测电路中的直流漂移。 无论变异的具体来源是什么,如果不对信号采取智能方法,就不可能区分生理和非生理变异(引入的噪声)。 【0032】 处理引入血氧饱和度信号的噪声的传统方法是过滤。 例如,用于检测信噪比的常用算法利​​用低于 20 Hz 频率内的功率与高于该频率的功率进行比较(由 Maxim Integrated Corporation,San Jose,Calif. 提供)。如 MaximIntegrated AppNote AN6410 中所述.pdf)。 这种频率过滤强调了潜在的主要节律(心率)并平滑了显示波形的外观。 然而,并不是所有的脉冲都是相同的,将它们视为相同会去除有价值的信息,而这些信息可以被探索以获得更深入的洞察力。 【0033】 最小化可变性的另一种方法是对许多脉冲的血氧测定进行平均,如转让给英特尔公司的美国专利第 10,485,433 号中所述。 这种方法可以最大限度地减少引入的噪声,但消除了可以从生理变异性中收集到的任何信息。 这种方法在过程结束时产生单个均匀化的代表性脉冲。 然而,脉冲并不完全相同,将它们视为相同会有效地消除一些可用信息。 【图纸简要说明】 【0034】 【图1】 图2是系统运行的顶层流程图; 【图2】 由本系统确定的心血管状态评估呈现在替代 Frank-Starling 曲线上。 [图3] 弗兰克-斯特林关系图。 【图4】 图4是合成红外(IR)PPG信号的曲线下分析,显示不同患者水合作用水平下的曲线变化。 [图5] “脉冲面积”图,显示合成红外 (IR) PPG 曲线下的面积,作为 Frank-Starling 曲线 y 轴的代表。 [图6A] 说明不同患者水合作用条件下的不同 Frank-Starling 曲线。 [图6B] 说明不同患者水合作用条件下的不同 Frank-Starling 曲线。 [图7] 我们展示了完整的代理 Franck-Starling 曲线的动态,包括代理静脉回流。 [图8] 图 2 显示了用于生成 t0n 的 R 波峰值细化过程。 [图9] 显示了用于描述系统的术语和数据结构。 [图10] 还显示了用于描述系统的命令和数据结构。 [图11] 附图说明图1是系统的各种物理组件的示例图; [图12A] 图2示出系统的手持式实施例的各种视图,PPG和EKG传感器附接到或附接到手持式实施例。 [图 12B] 图2示出系统的手持式实施例的各种视图,PPG和EKG传感器附接到或附接到手持式实施例。 [图 12C] 图2示出系统的手持式实施例的各种视图,PPG和EKG传感器附接到或附接到手持式实施例。 [图12D] 图2示出系统的手持式实施例的各种视图,PPG和EKG传感器附接到或附接到手持式实施例。 [图13] 图12A-12D是图12A-12D的装置的一部分的剖视图,示出了与PPG传感器相邻的光波导; [图 14A] 图14是图12A-13的系统从人的手指收集PPG信号的图; [图 14B] 图14是图12A-13的系统从人的手臂外侧收集PPG信号的图; [图15] 图10是使用该系统的优选方法的图,患者姿势的变化作为流体负载; 【图16】 对应于流体加载之后的图15。 [图 17] 图4是随时间测量的EKG和PPG信号及其相应生成的SPOS信号的图; [图 18A] 显示了动脉脉搏的详细图。 [图 18B] 显示了在不同波长的光下与此脉冲相关的 PPG 信号。 [图 18C] 显示了在不同波长的光下与此脉冲相关的 PPG 信号。 [图18D] 显示了在不同波长的光下与此脉冲相关的 PPG 信号。 [图 19A] 图18B-18D图示对应于图18B-18D的PPG信号的计算的SPOS曲线。 [图 19B] 图18B-18D图示对应于图18B-18D的PPG信号的计算的SPOS曲线。 [图 19C] 图18B-18D图示对应于图18B-18D的PPG信号的计算的SPOS曲线。 [图20] 图11为单侧高斯拟合图; [图21] 图4图示了EKG和PPG信号的时间相关比较,显示了在创建用于创建复合波的多搏动相关性中的关系; [图22] 图11图示了EKG和PPG信号的时间相关比较,其示出了在创建指示“之前的R到R”(又名“n-1 R到R”)的两心搏相关性中的关系。 [图23] 图11图示了EKG和PPG信号的时间相关比较,其示出了在创建指示“先前的R到R”(又名“n-2 R到R”)的两心搏相关性中的关系。 [图24] 使用来自 PPG 信号的脉冲数据集“n”动脉血氧饱和度(“动脉压裂 O2”)的 2 次搏动依赖性,如图左肢所示,预预 R 到 R 持续时间 图 4 是流程图关系; [图25] 图4是根据本系统准备脉搏数据集的示例性算法; [图26] 图4图示脉搏波传播时间(PWTT)的推导。 [图27] 图4显示了根据本系统计算动脉血氧饱和度的示例性方法的流程图; [图28] 图4示出了根据本系统计算脉搏面积的示例性方法的流程图; [图29] 附图说明图1示出了设置在胸带上的系统的示例性实施例; [图30] 图30为对应于图29的患者剖视图。 [图31] 附图说明图1示出了包含二头肌带和从其延伸的电极的系统的示例性实施例; [图32] 图32是与图31对应的患者剖视图。 [图33] Frank-Starling 和静脉回流曲线,其中曲线的交点表示心血管状况。 【0035】 与本发明相关的心脏生理学总结 图 3(和附录 A)中的 Frank-Starling 关系表明舒张末期(心室充盈结束)的不同条件会产生不同的结果。 许多因素影响左心室的舒张末期容积,包括血管内容量,更重要的因素是 (1) 可用的血管内容量和 (2) 心动周期中允许充盈的时间。特别是两者之间的时间一次心室收缩的结束和下一次心室收缩的开始是可用于充盈的时间。 【0036】 在图 3 中可以看到许多曲线。 从最左边的两条曲线 301 和 302 之间可以看出,给定个体的心脏状况(以及因此适用的曲线)可能存在一些变化。 301的“正常”静息曲线向左上方移向运动曲线302,这是正常的健康反应。 然而,在大多数情况下,在没有心肌突然变化(如心脏病发作)的情况下,在静止状态下,描述心脏的拉伸每搏输出量曲线(也称为“心肌收缩力”)相对稳定。 在心力衰竭中(曲线 303),无论左心室充盈如何,左心室每搏输出量都低于正常的静息心肌收缩力(301)。 严重的心肌功能障碍 (304) 不会危及生命,患有这种心脏病的患者即使在休息时也会出现肺部积液的症状。 还要注意,心力衰竭曲线在左心室每搏输出量 (305) 中有一个峰值,超过该峰值后心室充盈会变得更差。 【0037】 如果心室增厚或比正常延伸少,则会发现舒张末期延伸少,容积减少。 然而,有限范围的时间因素,如心室柔韧性和整体血管体积是相对固定的,可以作为常数处理。 值得注意的是,在 30-45 分钟内采集数据的超声心动图(取决于可视化的难度)也被视为固定的,即使所有心脏属性在数据采集过程中可能会波动。 一个在几秒到几分钟内收集必要信息的系统在比超声心动图短得多的时间范围内报告,并且可以在执行超声心动图所需的时间内报告变化。 与这些其他心脏参数相比,心室充盈时间不固定。 因此,相似的脉冲将具有相似的心室充盈时间。 (注意:可能很难准确确定从收缩末期到舒张末期的持续时间,但对于任何狭窄的时间窗口,可以根据观察到的血氧饱和度信号对应的 EKG 确定持续时间。从而得到相对固定的速率从 R 峰到 R 峰的持续时间。 【0038】 心室充盈越好,心室收缩的容量输送就越好,直到心室被拉伸超过 Frank-Starling 曲线的峰值(充血性心力衰竭的本质)。 对于左心,此剂量输送对应于合成红外 (IR) PPG 信号曲线分析下的面积(见图 4)。 【0039】 图 4 显示了 IR PPG 曲线下面积在 20-40 分钟内如何反映动脉容积变化,因为流体在摄入口腔液体后从小肠被吸收。 曲线401显示脱水的IR PPG信号。 区域402显示了由于缺乏可用的血管内液体而导致心脏不能完全接合主动脉瓣的“机械电容器”而产生的窄谷(对应于窄动脉峰)。 曲线406显示了补液后状态下的IR PPG信号和由主动脉瓣“机械电容器”的完全接合引起的加宽谷407。 特征 403、404 和 405 显示量化的 IR PPG 信号曲线下的面积随着流体移动到动脉管腔中而扩大。 【0040】 可以使用具有反映心室充盈时间的类似先前 (n-1) R 到 R 持续时间的血氧测定脉冲来进行类似的脉冲选择。 将脉冲组合在一起以确保 PWTT 确认这种相似性、平均并执行曲线下面积分析。 这给出了前一个 (n-1) R 到 R 的持续时间作为标准 Franck-Starling 曲线的 x 轴的代理,以及标记为“脉冲区域”的 Franck-Starling 曲线的 y 轴创建代理项Frank-Starling 曲线使用来自合成红外 (IR) PPG 的曲线下面积值(图 5)。 曲线501是代理Frank-Starling曲线。 测量的段是从点504到505的503和从506到507的R到R给出采样窗口502。 【0041】 图 6A 和 6B 显示了此替代 Frank-Starling 曲线的动态。 图6A显示了替代Frank-Starling曲线601并且显示了在该曲线中看到的变化,其中动脉内流体减少(602)和动脉内流体增加(603)。 请注意,曲线 601、602 和 603 中的每一个仅在从 R 到 R 的窗口 604 中采样。 还要注意曲线 603 是如何在其峰值处被采样的。 将此曲线进一步向左移动会导致脉冲区域下降。 图6B显示了降低的收缩(泵强度)功能的影响,如采样曲线605和606之间的中期心脏病发作所见。 图6B还显示了心脏硬化的影响(增加的舒张功能障碍)。 曲线605向曲线607移动。 这在慢性高血压和肥厚性心肌病的短暂性高血压和心脏增厚中均可见。 心脏越僵硬,它就越难在舒张期(舒张期)放松和充盈,从而使心脏更难利用可用的液体。 和以前一样,曲线在 608 个窗口中采样,由 R 到 R 的可变性定义。 【0042】 右心的充盈和收缩动力与左心相同。 返回右心的静脉血充满右心室,舒张期(舒张期)右心室充盈越多,一般右心室每搏输出量越大。 然而,在右心,(1) 更好的充盈和收缩通过肺输送更多血液,(2) 在 2 个周期后改善全身氧合作用(动脉血氧饱和度)。 这表明全身动脉容量输送随前 (n−1) R 到 R 的持续时间而变化,全身动脉氧合随前 (n−2) R 到 R 的持续时间而变化。这意味着它根据 另外需要注意的是,静脉回流曲线可以用 Frank-Starling 曲线绘制并归一化到相同的高度,但代理静脉回流曲线的动脉血氧饱和度值不用于代理 Frank-Starling 曲线。不能轻易地归一化为交付的剂量交付指标。 相反,灌注体积被转换为最大值为 1.0(100% 饱和度)的动脉血红蛋白氧饱和度。 【0043】 图 7 显示了完整的代理 Frank-Starling 曲线的动态,包括代理静脉回流。 与随着动脉内液体增加而向左移动的调整后的左心室每搏量曲线(移动到702的曲线701)相反,调整后的静脉回流曲线显示左心室随着每搏量增加而向左移动。只要可以对液体的增加作出反应,改善的水合作用就会向右移动(曲线 703 移动到 704)。 因此,临床位置703移动到临床位置706,这对应于对流体的有益响应。 请注意,右侧 y 轴的上端为 1.0,而下端 707 由患者的状况确定(起点低于给定现有心脏或肺部状况所预期的起点)。 【0044】 通过对预期曲线的这种理解,可以基于先前的 R 到 R 的持续时间或先前的先前的 R 到 R 的持续时间来提取相似的脉冲。 具有相似的先前 (n-1) R 到 R 持续时间的 PPG 信号被组合在一起,并执行曲线下面积分析。 具有类似先前 (n-2) R 到 R 持续时间的 PPG 信号也被分组在一起,并比较氧饱和度(动脉氧饱和度)。 在这种临床环境中,从最终图像中获得了静脉输液试验前后操作状态的明显转变,提供了有关动脉内容积状态的必要数据。 【0045】 这可以实现快速、廉价的护理点动脉内容积评估,并且只需最少的操作员培训即可轻松完成。 [实施发明的方式] 【0046】 该系统的一个核心要素是根据 PPG 信号的预 R 到 R 和预预预 R 到 R 持续时间来识别和操作 PPG 信号。 然后系统从相似的脉冲中生成复合脉冲。 【0047】 2019 年 12 月 30 日提交的题为“将不同设备同步到心动周期的系统”的美国临时专利申请第 62/955,196 号和 2020 年 12 月 28 日提交的“同步不同设备的系统”;题为第 17/135,936 号的美国临时专利申请DEVICES TO A CARDIAC CYCLE AND FOR GENERATING PULSE WAVEFORMS FROM SYNCHRONIZED ECG AND PPG SYSTEMS,其通过引用整体并入本文。例如,系统使用特定触发器来为每个节拍设置时间=0(例如,EKG R-波峰),然后从这个起点开始完成一个完整的传感器数据周期。每个脉冲都被存储,例如,LED 血氧饱和度信号从最大值到最小值再回到最大值,这导致波形长于单脉冲长度。 由于下一个脉搏波形在下一个 EKG R 波峰值处具有 t=0,因此在最后一个脉搏波形的记录完成之前开始下一搏动的记录。 从绝对意义上讲,第n个脉冲对应于t=0的时间就是时间t0 _n 叫做 【0048】 图8显示了用于生成t0n的R波峰细化的过程。 这个例子展示了算法如何确定这个集合的极性为负(电线颠倒),因此 R 波为负。 使用 EKG 数据点 (801) 的多项式拟合 (802) 和插值来找到 R 波峰值的 t0n,并用于定义脉冲数据集。 【0049】 图 9 和 10 显示了系统描述中使用的命名法和数据结构。 (除非另有说明,PWTT=PWTTIR 和 PPG 信号=PPG 信号 IR)。 然后使用 t0n 时间点来定义具有多个波长(此处为红色、红外线和绿色)的 PPG 信号的脉冲数据集。 与 PPG 信号一起存储的是先前的 R 到 R 值和先前的先前 R 到 R 持续时间,为每个波长的信号素数信号 (SPOS) 导出的信号,以及每个波长的脉冲波传播时间 (PWTT)。 注意第一PPG信号(901)的最大值和第二PPG信号(902)的最大值。 图 10 显示了根据定义的标准(例如,类似的先前 R 到 R 持续时间或先前先前 R 到 R 持续时间)从一组脉冲数据集构建的复合材料。图 3 显示了脉冲数据集的结构。 PPG 波形的持续时间比单个心动周期长,足以可靠地捕获第一个 PPG 信号最大值 (1001) 和第二个 PPG 信号最大值 (1002) 请注意 【0050】 图11-13显示了系统的优选设备实现。 该设备的框图显示了设备/系统的元件:多波长 LED(1101)和光电二极管检测器(1102)以及应用于左右胸部(或左右上肢)的电极(1103)。)心电图输入 在优选实施例中,然后将信号提供给处理单元(1104),该处理单元执行从原始信号生成复合脉冲数据集的“片上”逻辑。 然后将复合脉冲数据集无线或通过直接电缆连接传送到“设备外”显示/计算单元(1105),该显示/计算单元提供图形形式的最终数据和关于流体状态的建议。提供信息给用户。 在优选实施例中,还优选地存在用于代码的设备上存储(1106),以及数据的缓冲和分组传输。 在替代实施例中,处理单元简单地协调原始ECG和PPG信号数据到处理水化水平估计逻辑的所有方面的外部计算/显示设备的通信。 在又一个实施例中,水合水平估计的所有方面都由处理单元执行,包括绘制图形和做出关于流体状态的推荐。 在这种情况下,外部计算/显示设备仅提供显示功能。 【0051】 图12A-12D显示了PPG收集装置的各种视图。 1201 显示了光波导(在 LED 和检测器之前),1202 显示了可选地并入的 EKG 电极,1203 EKG 通向粘性 EKG 电极(用于右胸和左胸)。图 3 显示了电线的插入式连接器位置; 【0052】 图 13 显示了 PPG 头的细节,其中光波导 (1301) 邻接设备内部的 LED 和检测器 (1302)。 光波导允许在手指以外的部位收集 PPG 信号。 【0053】 图 14A 和 14B 显示了使用中的设备从手指(图 14A)和上臂外侧(图 14B)收集 PPG 信号。 以稳定的方式将设备的 PPG 测量端贴在皮肤上,至少等待 1-2 分钟,以便进行 PPG 测量。 EKG 电极应用于躯干(或上肢)的左侧和右侧,并连接到设备较小端的插件。 【0054】 图 15 显示了系统/设备的优选实施方式。 EKG 电极应用于胸部/躯干(或上肢)的两侧,并收集扩展的 PPG 信号。 然后进行分析以提供预水合或姿势变化测试。 静脉注射 (IV) 液体是将液体注入静脉系统的更明确的方法,但需要时间和经过培训的人员。 可将下肢抬高至高于心脏水平以采集超过 1 升的静脉血和间质液,有的立即采集,有的稍后采集。 虽然通过这种方法收集的静脉血和/或液体不太清晰,但该技术快速且易于执行,将大量血管内液体置换到腔静脉(和右心室)中。设备)可以提供必要的信息。 【0055】 如图 16 所示重复系统/设备分析,以评估水合后或姿势变化。 替代 Frank-Starling 曲线操作点的变化(再水化前到再水化后)决定是添加更多液体、保留水分还是去除水分。 【0056】 显示了两种不同的场景。 即,在曲线1601中,图形位置1602向上移动到位置1603,导致给予更多流体的推荐。 另一种输出是 1604 的图形,其中图形位置 1605 水平移动,但不向上移动,结果为 1606。 这种情况导致建议停止更多液体(并可能去除利尿剂/液体)。 然后系统揭示心血管系统如何响应负荷。 这提供了决定是否保留更多液体、给予液体或可能给予利尿剂(导致肾脏释放钠和水)所需的信息。 该系统提供有关患者离峰值血管内状况有多远的信息。 【0057】 返回到图1,收集了PPG和EKG信号。 执行 PPG 波形选择以消除与大多数脉冲有显着差异的异常搏动,例如室性早搏,这是收缩期与前一次搏动没有充分改变的示例。 【0058】 图 17 显示了 EKG 信号(1701)、EKG R 波峰值(1702)、PPG 信号段(包含在脉冲数据集中)(1703、1704、1705)、SPOS 信号(包含在脉冲数据集中)(1706 , 1707, 1708), PWTT 使用 SPOS (也包含在脉冲数据集中) (1709, 1710, 1711)。 它提供了 PPG 信号的一种选择,PPG 信号和 SPOS 的全时间长度都长于从 R 到 R 的持续时间(在当前实现中,使用了红色、红外线和绿色,但该方法不限于只使用这些)。 【0059】 智能脉冲平均的本方法和系统抵消了与来自被分析的组织中的固定元素的吸收相关联的“K”漂移(参见等式1)的影响。 求平均会导致一些脉冲向上漂移 K,而另一些则向下漂移,从而为平均脉冲提供更多选项,用于比较复合脉冲宽度上的数据点。离开。 【0060】 图 18 显示了动脉脉搏 (1801) 和与此脉搏相关的 PPG 信号(红色 1802、IR 1803、绿色 1804)的更详细图。 图 19 显示了从图 18A 的动脉波形的 PPG 信号导出的红色(图 19A,曲线 1901)、红外线(IR)(图 19B,曲线 1902)和绿色(图 19C,曲线 1903)SPOS。 还要注意 SPOS 波形中的特征“负尖峰”(1904)。 【0061】 图 18-19 显示了 SPOS 如何为不同波长和特定波长的 LED 信号生成形状相似的曲线 【数字】 仅在幅度上相差一个乘数,即 。 鉴于此,该系统包括两种新方法,用于检查“负尖峰”区域中的 SPOS 信号以确定: -LED SPOS 信号上升沿的线性度,或 - 将 SPOS 信号拟合到高斯导数和/或指数和/或多项式的组合 【0062】 鉴于 SPOS 曲线的形状相似,可以将这种拟合应用于一个波长以获得拟合曲线。 拟合到另一个波长只需要找到最适合曲线所需的幅度。 例如,如果 f(t) 最适合红外 LED SPOS,则使 A*f(t) 最适合红色 LED 信号的 SPOS 所需的“A”允许获得动脉氧饱和度。 与标准公式的不同之处在于,此拟合基于比标准公式中使用的两个(最大和最小)更多的时间点(对于较慢的心率,最多 50 个)。 【0063】 图 20 使用单侧高斯导数拟合说明了这一概念。 曲线 2001 是所收集的合成 IR SPOS 信号的数据点,拟合窗口 2002 为其滤除负 SPOS“尖峰”。 曲线2003在放大图中显示了针对窗口的数据点并且还显示了单侧高斯导数拟合曲线2004。 【0064】 选定的拟合窗口间隔(SPOS“负尖峰”)或其子集(例如,“负尖峰”的上升 SPOS 的右半部分)由单个显性相干生理事件定义,具体代表左心室的独特周期主动脉瓣开放期间的收缩明显与其他混杂的生理特征区分开来。 这允许提取参数,这些参数可以应用于 PPG 传感器的整个脉冲波形。 【0065】 多节拍复合体和 pre R to R 和 pre pre R to R 之间的依赖性 当前系统中所有分析的下一步是创建多脉冲相关性。 多搏复合波由具有定义的 R-to-R 持续时间的 EKG 段组成,该持续时间与后续脉冲的 PPG 信号相关。 目前,PPG 信号由红色、红外和绿色 LED 信号组成,但该方法不限于这些波长。 一个多搏动关系是在一组 PPG 信号和紧接在前的 R 到 R 持续时间(n-1 R 到 R 持续时间)之间。 第二个多搏动关系是一组 PPG 信号的动脉血氧饱和度与之前的 R 到 R 持续时间(n-2 R 到 R 持续时间)之间的关系。 这种新方法的优点是根据类似的心室充盈对 PPG 波形进行分类。 【0066】 一个周期中左心室的充盈期对应于下一个心动周期的心室收缩或射血期。 换句话说,左心室收缩前状态取决于上次收缩后左心室可用的充盈时间。 因此,心室功能根据脉冲长度变异性在每次搏动中略有不同。 因此,在测量动脉脉搏时,所看到的 PPG 信号的形状取决于第 n-1 个脉搏(以当前 PPG 脉搏为“n”)从 R 到 R 的持续时间。 先前 (n-1) R 到 R 持续时间的知识允许选择相似的脉冲。 然而,以这种方式选择的脉冲仅类似于所选最短脉冲的点,之后合成脉冲的“滚降”不再有效。 由于复合脉冲的长度有限,动脉血氧饱和度可以从此复合脉冲中得出,但无法评估由于右心变异性引起的趋势。 【0067】 如果分析的是与 R-to-R 持续时间相关的动脉血氧饱和度,则更重要的关系是动脉血氧饱和度与之前的 R-to-R 持续时间 to(也称为 n-2 R to R)。 因为脉搏在到达左心之前通过肺部,所以右心室充盈的影响在动脉系统中比左心室充盈的影响晚一个心动周期。 【0068】 先前的 R 到 R 依赖关系 图21描绘了EKG信号(曲线2101)和PPG信号(曲线2102)的时间相关性的顶部/底部比较,示出了在创建用于创建复合波的多搏动相关性中的关系。 EKG 信号是在五个脉冲/心动周期(标记为脉冲 A、B、C、D 和 E)上采集的。 可以看出,脉冲具有不同的持续时间,反映了心率随时间略有波动的现实(植入式起搏器的起搏除外)。 当前系统根据从 R 波峰值 (2103) 到 R 波峰值(R 到 R)的持续时间将 PPG 信号放入不同的“区间”,并且区间内的脉冲被一起分析以产生代表性的复合波。 【0069】 在一种实施方式中,基于短R到R持续时间、中等R到R持续时间和长R到R持续时间使用三个bin,但是本发明应当理解,你不限于仅三个类别。 还应当理解,本文的方法不限于如本文所用的红色、绿色和红外信号的使用,而是可以包含任何数量的光波长,如特定情况所规定的那样。 【0070】 在第一个相关性中,参见图 21,脉冲根据它们先前测量的脉冲长度(而不是 PPG 信号正在测量的当前脉冲长度)分类到类别中。 在这第一类中,图 1 的脉冲 B 和 E)。 脉冲A和D的持续时间中间(脉冲B是短脉冲,脉冲C是长脉冲),所以脉冲B的PPG信号在双拍依赖AB和脉冲D的PPG信号在双拍依赖脉冲的PPG信号E中的E都放在中间(n-1个R到R)bin中。 即使脉冲 B 和 E 具有明显不同的 PPG 信号长度也是如此。 【0071】 此外,如图21中所见,PPG信号由前一个R到R的持续时间(前一个R到R的持续时间也从n-2 R到R中得出)选择是基于另一个依赖性,这是动脉血氧饱和度。 在这个实现中,脉冲 A 和 C 的 PPG 信号组合在一起。 脉冲 C 的氧饱和度与脉冲 A 的 R 到 R 持续时间相关。 脉冲 F 的动脉血氧饱和度(图 21 右侧)取决于脉冲 D 从 R 到 R 的持续时间。 【0072】 2 心率依赖性的选择与分析 图 2 中显示了心房颤动中较长脉冲序列的双搏依赖性选择(导致随机 R-to-R 持续时间)。 来自双电极单导联 EKG 的信号(曲线 2201)与红外 (IR) LED PPG 信号(曲线 2202)在时间上对齐绘制。 由于静脉血和动脉血的吸收相对相等,红外波长是选择脉冲进行进一步分析的良好波长。 【0073】 图22显示了EKG信号(2201)和PPG信号(2202)的顶部/底部对齐,显示了生成合成PPG波的另一种方法中的步骤。 上面的 EKG(2201) 信号显示了一系列标记为 AI 的脉冲。 这些脉冲中的每一个都具有不同的持续时间,其中一些脉冲的持续时间比其他脉冲短。 双心跳相关性将两个连续的心跳联系在一起,关键特征是第一个心跳的 R-to-R 持续时间和第二个心跳的 PPG 信号。 这种相关性(2203)在括号中描述,它试图将节拍“B”(2204)的 R-to-R 持续时间和节拍“C”(2205)的 PPG 信号放在一起。 心跳 B 和 C 一起分析,B 的 R-to-R 持续时间将这个双心跳复合体放入一个长的 (n-1) R-to-R“bin”中。 然后将脉冲 C 和 D 一起考虑,并且 C 的 R-to-R 持续时间将这个双节拍复合体放入较短的前 (n−1) 个 R-to-R bins。 然后将脉冲 D 和 E 一起考虑,D 的 R-to-R 持续时间将这个双节拍复合体分成长 (n-1) R-to-R“bin”(复合 B 和 ~C)。 然后考虑脉冲 E 和 F,E 的 R 到 R 持续时间将这个 2 拍复合体放在中间箱中。 2206 指的是类似的 R 到 R 持续时间,将复合材料 B 到 C 和 D 到 E 放入中间之前的 (n-1) R 到 R bins,其中 H 到 I; 2207 指的是类似的短 R-to-R 持续时间,复合 C-D、F-G 和 I-J(右下页)与较短的前 (n-1) R-to-R 瓶。 Composite GH (2208) 不久就落入 (n-1) R 到 R 区间。 【0074】 PrevPrevious R 到 R 的依赖关系 房颤中较长脉冲序列(导致随机 R 到 R 持续时间)的先前 R 到 R 依赖性选择如图 1 所示。 来自双电极单导联 EKG 的信号(曲线 2301)与红外(IR)LED PPG 信号(曲线 2302)在时间上对齐绘制。 由于静脉血和动脉血的吸收相对相等,红外波长是选择脉冲进行进一步分析的良好波长。 【0075】 图23示出了EKG信号(2301)和PPG信号(2302)的顶部/底部对齐,示出了生成合成PPG波的另一种方法中的步骤。 上面的 EKG 信号 2301 显示了一系列标记为 AI 的脉冲。 这些脉冲中的每一个都具有不同的持续时间,其中一些脉冲的持续时间比其他脉冲短。 双搏相关性涉及由第三个搏动分隔的两个搏动,关键特征是第一个搏动的 R-to-R 持续时间和两个搏动后的 PPG 信号。 这种相关性(2303)在括号中描述,它试图将心跳“B”的 R-to-R 持续时间(2304)和心跳“D”的 PPG 信号(2305)放在一起。 类似的相关性由括号 2306 和 2307 指示。 脉冲 B 和 D 一起分析,B 的 R 到 R 持续时间将来自脉冲 D 的 PPG 信号的动脉血氧饱和度放入长 n-2 R 到 R“箱”。 然后一起分析脉冲 C 和 E,C 的 R-to-R 持续时间将来自脉冲 E 的 PPG 信号的动脉血氧饱和度分到短的 n-2 R-to-R“分箱”中。 然后一起分析脉冲 D 和 F,D 的 R 到 R 持续时间将来自脉冲 F 的 PPG 信号的动脉血氧饱和度分到长 n-2 R 到 R“分箱”中。 然后将脉冲 E 和 G 一起分析,E 的 R-to-R 持续时间将动脉血氧饱和度从脉冲 G 的 PPG 信号划分到中间的 n-2 个 R-to-R“箱”中。 然后将脉冲 F 和 H 一起分析,F 的 R 到 R 持续时间将来自脉冲 H 的 PPG 信号的动脉血氧饱和度分到短的 n-2 R 到 R“箱”中。 然后一起分析脉冲 G 和 I,G 的 R 到 R 持续时间将来自脉冲 I 的 PPG 信号的动脉血氧饱和度分到长的 n-2 R 到 R“分箱”中。 【0076】 因此,复合材料 B 到 D 和 D 到 F,连同复合材料 G 到 I,在很久之前的 (n-2) R 到 R bin (2308) 中聚集在一起。 2310 指的是 F 和 I 的 PPG 信号,使用此分析被认为是相似的。 复合材料 C 到 E 和 FH 在前一个 (n-2) R 到 R 分箱 (2309) 中连同复合材料 IK(页面右侧)一起加入。 【0077】 2-beat依赖顶层框图 使用来自 PPG 信号的脉搏数据集“n”动脉血氧饱和度(“动脉血氧分压”)和之前的 R 到 R 持续时间的两次搏动相关性的流程显示在图左肢的框图中(2401)。 使用脉冲数据集“n”PPG 信号和先前的 R 到 R 持续时间的两搏相关性的流程显示在框图的右腿(2402)中。 【0078】 在确定从 n-1 R 到 R 的持续时间之前,通过曲线拟合和插值(2403)执行脉冲“n”的 R 波峰值细化,然后将 n-2 和 n-1 R 到 R 的持续时间并入脉冲数据集“n”(2404)。 收集 PPG 信号并执行异常值拒绝过程(包括使用加速度计输入确定数据已损坏并与多个 LED PPG 传感器进行交叉检查)。2405)。 When the PPG signal of the current pulse data set is selected, the pulse data set is combined with all available previous pulse data sets and their PPG signals (each from the previous (n-1) R to R duration). time and the previous与从 R 到 R 的持续时间相关的前一个 (n-2) 被一起考虑。 【0079】 此时,执行两个不同的分析(2406)。 【0080】 在左腿(2401)中,可用脉搏数据集按前序 R 到 R 分类为短、中和长“箱”,动态边界调整导致数量相对相等。 在将可用的脉冲数据集分配给预定的仓之后,通过将脉冲数据集的每个PPG信号加在一起来构建初始复合脉冲数据集。 然后对每个 bin 执行修剪循环,以消除包含噪声或异常 PPG 信号的脉冲数据集,这些信号已通过较粗略的离群值拒绝。 对于仓内的每个脉冲数据集,以及脉冲数据集中的每个波长,将波长的 PWTT 与使用复合脉冲数据集(所有脉冲的集合)的波长的 SPOS 的 PWTT 进行比较。 如果当前三个波长(红、绿、红外)中的两个的PWTT在合成脉冲数据集对应波长PWTT的某个阈值(目前为15%)以内,则脉冲数据集为Remains in composition。 否则,脉冲数据集将被拒绝(“修剪”),并且使用剩余的脉冲数据集再次运行该过程。 修剪脉冲数据集会将其从 bin 中移除并从复合脉冲数据集中减去它。 如果脉冲数据集的数量低于指定的 bin 数量阈值(最多 4 个的数字已经给出了良好的结果),则在报告结果之前添加额外的脉冲数据集。. 该算法可以在图2中看到。 当所有三个区间的复合脉搏数据集 PPG 信号都已成功修剪时,对每组复合脉搏数据集 PPG 信号执行动脉血氧饱和度计算(2407),并且之前的 R 到 R 动脉的三重奏饱和度与持续时间的关系。 最后,将表示动脉饱和度和之前 R 到 R 的线拟合到三个数据对 (2408)。 【0081】 回到左/右分叉框(“Collect and sort pulse into bins”,2406),再次考虑所有可用的脉冲数据集,但这次是从之前的 R 到 R 的持续时间。 对于右肢(2402),可用的脉搏数据集按之前的R到R分为短、中、长“bins”,动态边界调整确保bins之间的数量相对相等。 在将可用的脉冲数据集分配给预定的仓之后,通过将脉冲数据集的每个PPG信号加在一起来构建初始复合脉冲数据集。 随后,将在左肢上执行的相同修剪循环应用于右肢每个箱中的每个脉冲数据集。 修剪后的脉冲数据集从容器中移除,并从复合脉冲数据集中减去。 当所有三个 bin 的复合脉冲数据集 PPG 信号都已成功修剪后,计算每个 bin 的 PPG 曲线底部的面积(对应于动脉的峰值脉冲面积)(2409)和提供了 R 到 R 的三个持续时间配对脉冲区域。 最后,将代表脉冲区域的线和之前的 R 到 R 拟合到三对 (2410)。 应当理解,基于PPG信号而非合成SPOS信号的SPOS信号可用于如本文所述的各种形式的修剪。 【0082】 图26显示脉搏波传播时间(PWTT)的推导。 这是使用每个波长的 PPG 信号 (t) 的信号质数超过信号 (SPOS(t)) 曲线,以及插值和(负)峰值细化来完成的。 图 27 显示了系统中使用的动脉血氧计算的流程图。 注意,单侧高斯导数用于更好地拟合所得合成脉冲数据集 PPG 信号 (2701),如本发明详细描述的引言中所述。 系统从红外 (IR) 波长 SPOS 拟合到从最小值到零(x 轴)的距离的 15%,从正到负向下交叉到负尖峰,如图 20 所示。使用拟合窗口 【0083】 高斯曲线参数 A、B、C 是使用初始最佳估计值(从第一次正负交叉的时间、最小时间和负幅度,2703 导出)找到的,然后使用非线性最小二乘误差拟合(2704)。 在此之后,将所得高斯分布拟合 2705 到红色波长的 SPOS 曲线,仅允许幅度 A 变化。 然后A _赤色 /A _IR 计算 (2706) 并输入标准动脉血氧饱和度公式 (2707)。 【0084】 图28表示脉冲面积计算(2801)。 此计算使用红外 (IR) 波长的合成脉冲数据集 PPG 信号。 由于氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的吸收系数对于 IR 大致相同,因此 IR PPG 信号比红色波长更符合总血流量。 因此,计算 IR 曲线下的面积(对应于动脉脉搏峰值)可以衡量动脉脉搏在峰值处的圆润程度。 可以使用各种标准,但当前标准使用的是 IR PPG 值下方曲线形成的区域,即 IR PPG 最大值的 3/8(最小值)。 【0085】 系统行为: 在下面的本系统的各种示例性实施例中呈现了备选操作选项。 应当理解,该系统可以体现在本文描述的任何系统中,并且该系统不仅限于下文描述的各种示例性实施例。 【0086】 图 29 说明了跨胸部使用胸带 (2901),集成电极 (2902) 接触左胸部和右胸部,并配备有带检测器的 LED 设备 (2903)。 【0087】 图30图示了穿过胸部的胸带(3001)的横截面,其中嵌入的电极(3002)与左胸部和右胸部接触并且具有具有检测器(3003)的LED装置。 【0088】 图 31 说明了使用带有嵌入式电极 (3102) 的二头肌绑带 (3101) 和带有 LED 检测器的 LED 设备 (3103)。 第二电极搭载在现有的遥测布线(3104)上。 【0089】 图32图示了具有嵌入式电极(3202)和具有检测器(3203)的LED装置的二头肌带(3201)的横截面。 第二电极搭载在现有的遥测布线(3204)上。 【0090】 胸带或臂带或束带的一个优点是束带/束带提供垂直于 PPG 传感器 LED 的力,以便从胸壁获得良好信号。 在使用胸带或臂带的实施例中,可以在带内提供可选的“牵引力”,它在标准自行车短裤内以防止腿向上骑行。类似于发现的硅胶/粘性珠子。 【0091】 附录 A:心血管生理学背景 心血管健康对整体健康至关重要,而最佳水合作用仅在给定患者的心脏功能范围内才有意义。 这个最优函数有很多方面,这里不需要进行全面的讨论。 然而,其最佳功能的一个重要部分是能够同时维持一个环境,最大限度地减少肺间质液和增加动脉血流到身体的毛细血管网络。 一些组织器官有一定程度的储备以应对暂时性灌注减少,但心、脑、肾则没有。 需要足够的动脉压力和容量(心室收缩或收缩的结果)来抵抗重力,输送到大脑,并为肾脏的“咖啡过滤器”提供足够的压力以去除废物。 平衡是肺系统(左右心脏之间循环系统的一部分,血液流经肺部)与全身动脉压力(循环系统为身体提供从肺部收集的氧气)的压力). 通过保持低位来维持。 情况的一个很大的简化是保持肺部“干燥”,同时保持足够的血管内液体,以维持营养物质流向组织并从组织中清除废物。肾脏必须保持“湿润”。 在正常健康状况下,血管内液体过少比过多更令人担忧。 低血压、高心率、头晕、尿量减少和颜色变深可能是低容量状况的暗示。 即使在健康器官的状态下,例如当个体在不知不觉中接近危险的脱水状态时,例如当个体处于麻醉和/或手术后,或处于急性创伤的情况下。信息有时也是有用的。 【0092】 然而,在心血管功能受损或由于毛细血管渗漏(营养不良、急性败血症)导致动脉血液潴留减少的情况下,液体过多的问题会增加,尤其是当液体到达胚胎时。随着液体的积累,血管内脱水的风险增加是复合的。 就像水中的船,你可以看到你的肺部状况。 船只无论装多少水都需要定期捞水。 当左心功能正常时,它提供了这种必要的排泄作用。 当左心功能因任何原因受损时,间质肺液开始上升。 【0093】 心输出量是从心脏泵出多少血液的乘积,一次心跳(每搏输出量)乘以每分钟心跳次数。 然而,每搏输出量取决于许多因素(肾上腺素能状态、既往心脏病发作、血管内液体状态等),包括特定状态下的心率。 【0094】 心脏的最佳功能需要在心肌舒张(舒张)和收缩(收缩)之间取得平衡。 Frank-Starling 曲线(图 3)描述了心脏收缩(收缩)期间发生的心输出量与心脏舒张(舒张)期间发生的心脏充盈之间的关系。 可以看出,即使在正常功能下,也存在峰值每搏输出量点。 然而,心泵衰竭倾向于遇到舒张末期(舒张末期)、收缩前(收缩前)充盈减少恢复的点(虚线)。 然而,在那之前,液体越多越好。 临床问题是知道离峰值有多近,因为不同的曲线有不同的情况(例如正常与心力衰竭)。 【0095】 返回心脏的静脉回流通常更难测量。 传统上将循环系统建模为封闭系统(有点令人困惑)会导致静脉回流曲线,如图 2 所示。 这些曲线是对动脉压(临床可测量量)使用的。 显示了静脉回流曲线(3304、3305、3306)。 静息健康由 Frank-Starling 曲线 3301 和静脉回流曲线 3304 表示。 静脉回流曲线具有与 Frank-Starling 曲线相同幅度的峰值。 这是由于要求平均必须有流体守恒。 两条曲线的交点 (3307) 以与微观经济图上的销售价格点由供求曲线的交点确定的方式相同的方式确定静息时的心血管健康状况。 在这方面,左心室每搏输出量的扰动随着心脏舒张时间(以及因此充盈时间、舒张末期容积)的变化而发生,导致左心室收缩。 这样做时,心室围绕平衡/工作点3307上下穿过Frank-Starling曲线3301。 静脉回流也沿着静脉回流曲线3304振荡/变化并且还围绕平衡/工作点振荡。 这构成了该系统启用的心血管评估的基础。 【0096】 在图 33 中还可以看到 Frank-Starling 曲线 3302 和静脉回流曲线 3305,它们反映了健康的锻炼(增加收缩力,或心肌收缩力相对于基线增加和肺血管阻力相对于基线减少)。 提供了新的操作点3308。 在生理压力情况下还显示了减少的心肌收缩力,由减少的 Frank-Starling 曲线 3303 和相应的新静脉回流曲线 3306 看到。 这导致心输出量减少的新操作点 (3309)。 【0097】 当肺间质液增加时,这会干扰红细胞中血红蛋白吸收氧气的能力,导致二氧化碳通过肺泡,肺泡周围的毛细血管发生气体交换。 液体充满肺泡,会进一步损害肺功能。 增加的“背压”表明肺部液体超负荷,例如运动耐量降低和休息时呼吸困难。 肺部液体的特征性声音,称为“罗音”,可通过听诊(用听诊器听)听到。 最终,液体流过右心回到静脉系统的水平。 急性期可见颈静脉搏动增加的体征。 随着病情的发展,会出现组织肿胀(称为水肿)。 【0098】 尽管上述情况更常见的原因是慢性充血性心脏病,但所有这些发现都与心脏病发作、急性肺血栓形成、败血症或休克引起的急性心力衰竭,或者现在不常见的 Covid-19 有关。可以并且见于急性发作的情况,例如急性心肌炎,这不被认为是并发症。 一个管理问题是需要支持大脑和肾脏足够的动脉内容量,尽管损伤会影响肺和氧合作用。 当这个数量急剧下降时,肾脏仍然很脆弱,因为身体知道要保护大脑。 因此,临床情况常常在禁液(或迫使液体排出体外)以保护肺和补液以支持肾脏之间取得平衡。最终发现。 另一个问题是肺部液体过多有时会引起严重不适,虽然急性肾衰竭的症状通常无害,但急性肾衰竭(AKI 或急性肾损伤)的死亡率高于急性肺水肿。高得多。 结果,太多的医生和护士没有在复杂或相互矛盾的发现环境中进行充分的复苏。 这意味着选择保护肺而不是肾脏,而实际上应该优先考虑肾脏,因为肾脏损伤代表着更大的无形危险。 【0099】 评估心血管状态最容易获得的临床工具是临床发现(是否存在水肿、肺部检查时出现湿啰音、静脉搏动增加等)、患者症状、心电图、生命体征(血压、心率、呼吸频率、身体状况)温度)、标准血氧饱和度和尿量。 不太容易获得但可用的工具是中心静脉超声(通常在重症监护病房和急诊室可用)和超声心动图,后者需要数小时才能订购、执行和解释。有很多东西。 它还需要一个桌面大小的显示器滚到床边,一名技术人员执行 30-45 分钟的测试,以及一名合作的病人。 俯卧位(俯卧)的患者不能进行超声心动图检查(中心静脉超声也不能)。 俯卧位用于呼吸衰竭,以更好地为肺后侧供氧,但此类患者(通常使用呼吸机)无法进入前胸。 这两种系统(超声心动图或中心静脉超声检查)都不常用于感染隔离的患者。 超声心动图的额外费用为 800 至 1200 美元或更多,并且不是如上所述的床旁检查(中心静脉超声检查费用约为 500 美元)。 由马萨诸塞州牛顿中心的 Cheetah Medical 制造的 Cheetah Nicom® Starling 系统更新且不那么笨重,但仍然需要大量的操作员培训,价格昂贵,而且不是手持式的。没有。 然而,虽然 Cheetah Nicom® Starling 系统的数据看起来很有希望,但它证明更好地了解血管内液体状态可以挽救生命并节省资金。 【0100】 使用 Swan-Ganz 导管可以获得有关心脏功能和血管内液体的最佳信息。 这是一根插入颈静脉或锁骨下静脉并穿过右心到达肺部的导管,但需要进行较小的外科手术才能放置,并存在严重的出血和感染风险。 此外,肺腔穿孔还有“肺下垂”的风险。 线败血症(一种与导管放置相关的细菌性血流感染)会带来显着的风险和死亡率。 导管放置成本高昂(400 美元以上的放置费用,然后来自监视器的额外 RN 费用)。 由于 1990 年代后期的研究将 Swan-Ganz 导管的使用与死亡率增加相关联,因此尽管有宝贵的临床信息,但这些导管的使用一直受到限制。 【0101】 其他选择,例如直接监测动脉压力波的动脉导管或中心静脉压监测器,与 Swan-Ganz 导管有许多相同的风险。