量化心肺循环交互作用的频谱分析方法

摘要

本发明是一种用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，利用与心脏相关的监测讯号进行心脏功能的评估，并透过撷取一固定频带内的频域讯号来进行，能避开频率较低且会影响心脏相关监测讯号的偶发干扰，因此无需将受测者进行全身麻醉或使之处于镇定状态下即能进行本发明，进而作为受测者心脏功能的评估指针。

说明书

技术领域

本发明关于一种用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，更特别的是关于一种将心脏相关的监测数据借由频谱分析方法来量化心肺循环交互作用。

背景技术

血液动力学参数的相关监测是评估心脏功能的主要依据，也是受测者的生命征象之一，例如：发生低血容量休克的始动环节主要就是血容量(BloodVolume，BV)减少、心输出量(Cardiac Output，CO)急剧减少或外周血管容量的扩大所造成的。

心脏的前负荷(preload)，亦即血容量，指心肌收缩之前所遇到的负荷，实际上是心室舒张末期容量或心室舒张末期室壁张力的反应。前负荷是调节心搏出量(Stroke Volume，SV)的重要因素，而心搏出量亦与心输出量有关。每分钟心脏的血液输出量等于每次心搏出量与每分钟心跳次数(Heart Rate，HR)的乘积，即CO＝SV*HR。

前负荷增加，即心肌初长度增加，心肌收缩力增强，每搏量增加。但如前负荷过度增加，超过心肌纤维最适初长度，则反而使心肌收缩力减弱，每搏量减少。若使心脏扩张并增加心脏的血容量及增加足够的心肌纤维伸长量，根据史大林法则(Starling’s Law)，下一次心脏的收缩力将增大，进而增加每分钟左心室射入主动脉的血量，即心输出量。因此，血容量(即前负荷)是评估心脏功能的一项重要指针。

传统上用来评估血容量的心脏容积指针皆会有一些限制。一种评估血容量的方法是利用压力来作为判断指标，主要将一中心静脉导管通过右心进入到肺动脉中，利用导管末端的压力计及连通管原理来量测左心房开口处的压力。然而，实际上需要的是左心室的压力状况，以左心房的压力来预测左心室的压力，临床上并不准确，尤其是有合并心肺急慢性疾病的患者，其准确度会更差。此外，在此种测量方式下，若要直接测量左心室的压力和容积就必需进入导管室进行心导管手术，此部份的费用不仅昂贵，在心导管手术过程中，操作者和受测者更将接受可观的放射线暴露量，且部分受测者因病况紧急更没有时间进行如此繁杂的手术程序。

传统上，也有利用顺流导管来间接测定左心房的压力以推估左心室的血容量，实际操作时，需将顺流导管由外围静脉漂入肺动脉的分枝，再以气球将肺动脉阻塞，此时所测得的压力即为脉动脉楔压(Pulmonary Artery WedgePressure，PAWP)，可间接用来评估左心房的压力，但是在有肺动脉疾病或是肺病的患者可能会有较大的误差。由于此操作方式，需将顺流导管送入脉动脉分支，导入的过程中需穿过两个心脏瓣膜，在没有放射线透视设备协助时，有一定的困难，而病房或是加护病房有放射线透视设备者非常少，即便有该设备，操作者和受测者也会接触大量的放射线暴露，因此应用在急重症患者上，执行顺流导管常遇到困难，且于临床上的研究显示，使用顺流导管治疗病患，不但对死亡率没有改善，更会增加病患的多种合并症，因此新的治疗指引，多已不再建议使用顺流导管。此外，压力大并不一定代表血容量大，对于功能较差的心脏来说，较硬的心肌也会造成压力的增大。再者，此种测量方式极易受待测者自律呼吸的干扰或是正压呼吸器中压力设定的干扰，因而仅适用于受测者在平静的状态下其量测结果才是正确的。

另一种评估的方法为利用热稀释技术(Transpulmonary thermodilution)来测定心脏容积，其主要利用一中心静脉导管和带有热敏探头的一股动脉导管透过一心肺容积监测仪(Peripherally Introduced Continuous Cardiac OutputMonitoring，PiCCO)来监测心输出量。此种方式为一种心脏容积的测定，主要是于右心注入冰水，并于股动脉处量测血液温度，当心脏的容积越大，一定量的冰水对血液温度的影响就越小，所量测得的温度变化就越小。然而此方法需要不断地打入冰水，平均每测定一次就需要在受测者的右心脏内打入10～15毫升的冰水，对于长时间的监测来说其步骤相当繁琐。此外，心脏容积大亦不一定代表血容量即越大，心肌收缩功能好的心脏虽然容积小，但血容量仍可达到正常值；反之，心肌收缩功能不佳且容积小的心脏尽管容积大，仍无法达到正常的血容量。

再一种评估的方法为利用动脉导管量测脉压差(收缩压与舒张压之间的差值)的变异量来作为心脏血容量大小的判断指针。此一方法是利用呼吸时胸内压力的变化所造成心脏射血量(stroke volume)的变异(即心肺循环交互作用)来推估心脏功能的变化，心脏血容量较低时，心脏功能较差，心肺循环交互作用对心脏射血量的影响较大，反应在动脉的脉压差上，脉压差的变异量也会较大，故可用来推估心脏的功能和血容量，传统上是于监测时间的7.5秒内取动脉压的最大值与最小值以及动脉压的平均数，利用最大值减去最小值再除以平均数，当脉压差越大即代表心脏的血容量越小；反之，当脉压差越小即代表心脏的血容量越大。然而此种方法最大的缺点就在于仅适用于全身麻醉或处于镇定状态下的受测者，因为此方法极易受到极端值的干扰，如：咳嗽或自律呼吸，一旦极端值受此影响，对心肺循环交互作用的测定精确度将大幅降低。

此外其它的评估方法如：使用心脏超音波，主要用来计算心脏腔室容积的大小，需要医师或是合格的超音波技术员来使用超音波并进行不断地量测，此种方式十分耗时和耗费人力，也难以达到连续性的监测。还有一种评估方法如：核医扫描，然其所运用的是放射线同位素，故部分受测者并不适宜使用。

现行作为心脏血容量的判断指针中，多需要将受测者全身麻醉或使之处于镇定状态，然而对处于休克的受测者进行全身麻醉或给予镇定又将是另一项高风险的行为。目前使用的各种技术更有准确度、安全性、放射线暴露和执行困难等缺点。因此，亟需一种适用于各种受测者而不需进行全身麻醉或镇定且能连续、快速又正确的心脏功能评估方法。

发明内容

本发明主要目的在于提供一种用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，利用与心脏相关的监测讯号进行心脏功能的评估，并利用突发性影响心肺循环交互作用的低频率特性(如：咳嗽或自律呼吸，其发生的频率很低)，透过撷取一固定频带内的频域讯号来进行心脏功能的分析，而无需将受测者进行全身麻醉或使之处于镇定状态下即可进行。

本发明的另一目的在于利用心肺循环交互作用的量化结果来作为心脏功能的评估指针。吸气时肺部会胀大而压迫到心脏，此时左心室受胸腔内正压影响会增加射血量，但右心室会因为此正压而减少射入肺动脉的血量，进而影响下一次左心室的射血量。因此，呼气与吐气会造成胸内压的变化，而胸内压变化会影响心脏的收缩而造成每次心收缩搏出量的变化量发生变异，此变异会随着心脏心肌机能的强弱而有所差异，因此将心肺循环交互作用量化后即可作为相关心脏功能的评估指针。

为达上述目的，本发明提供一种用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，将一时间区间内的一动脉压讯号进行频谱分析，其步骤包含：(a)将该动脉压讯号转换为一脉压差讯号；(b)将该脉压差讯号进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号；(c)从该功率频谱讯号中撷取0.1～1.5Hz的频带以得到一功率频谱密度的分布，并将此频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值，该功率频谱密度能量累加值是作为心脏功能的判断指针。其中，该时间区间内至少包含10次的呼吸循环。该脉压差讯号是依下式所取得：PPnorm＝(PP-PPmean)/PPmean；PPnorm为该脉压差讯号，PP为该动脉压讯号，PPmean为该动脉压讯号于该时间区间内的平均值。而当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，心脏的血容量已充足。

为达上述目的，本发明提供一种用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，是将一时间区间内的一动脉压讯号进行频谱分析，其步骤包含：(a)将该动脉压讯号转换为一射血量讯号；(b)将该射血量讯号进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号；(c)从该功率频谱讯号中撷取0.1～1.5Hz的频带以得到一功率频谱密度的分布，并将此频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值，该功率频谱密度能量累加值是作为心脏功能的判断指针。而当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，心脏的血容量已充足。

为达上述目的，本发明另提出一种量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，将一时间区间内的一血流量讯号进行频谱分析，其步骤包含：(a)将该血流量讯号转换为一血量差讯号；(b)将该血量差讯号进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号；(c)从该功率频谱讯号中撷取0.1～1.5Hz的频带以得到一功率频谱密度的分布，并将此频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值，该功率频谱密度能量累加值是作为心脏功能的评估指针。其中，该时间区间内至少包含10次的呼吸循环。该血量差讯号是依下式所取得：BFnorm＝(BF-BFmean)/BFmean；其中，BFnorm为该血量差讯号，BF为该血流量讯号，BFmean为该血流量讯号于该时间区间内的平均值。而当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，心脏的血容量已充足。

为达上述目的，本发明再提出一种量化心肺循环交互作用的频谱分析方法，将一时间区间内的一血流流速讯号进行频谱分析，其步骤包含：(a)将该血流流速讯号转换为一流速差讯号；(b)将该流速差讯号进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号；(c)从该功率频谱讯号中撷取0.1～1.5Hz的频带而得到一功率频谱密度的分布，并将此频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值，该功率频谱密度能量累加值是作为心脏功能的评估指针。其中，该时间区间内至少包含10次的呼吸循环。该流速差讯号依下式所取得：BFnorm＝(BF-BFmean)/BFmean；其中，BFnorm为该流速差讯号，BF为该血流流速讯号，BFmean为该血流流速讯号于该时间区间内的平均值。而当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，心脏的血容量已充足。

附图说明

图1为本发明于一实施例中的流程图。

图2为本发明第一实施例中动脉压讯号对时间的关系图。

图3A至3C为本发明第一实施例中不同情况下脉压差的功率频谱密度分布图。

图4为本发明第一实施例中动脉血压讯号与射血量讯号对时间的关系图。

图5为本发明第一实施例中射血量功率频谱密度与脉压差功率频谱密度的关系图。

图6为本发明第二实施例中血流量讯号对时间的关系图。

图7A至7C为本发明第二实施例中不同情况下脉压差的功率频谱密度分布图。

图8为本发明第二实施例中6头小猪在放血实验中血流量功率频谱密度能量值的平方根与失血量的关系图。

图9为本发明第三实施例中血流流速讯号对时间的关系图。

图10A至10C为本发明第三实施例中不同情况下流速差的功率频谱密度分布图。

图11为本发明第三实施例中9头小猪在放血实验后的血流流速功率频谱密度能量值的平方根与心输出变化比例的关系图。

具体实施方式

为充分了解本发明的目的、特征及功效，现借由下述具体的实施例，并配合所附的图式，对本发明做一详细说明，说明如后：

本发明的量化心肺循环交互作用的频谱分析方法可用于各种与心脏机能相关的心输出讯号，如：动脉压(Arterial Blood Pressure，ABP)、血流量、血流流速...等讯号，凡任何监测此等讯号的监测仪器皆可附加本发明的频谱分析方法，而可成为精确且多功能化的监测仪器。

请参阅图1，是本发明于一实施例中的流程图。首先，输入一心输出讯号；接着将该心输出讯号归一化为一心输出差值讯号；再进行频谱转换；将转换后的一功率频谱讯号进行归一化；最后，撷取0.1～1.5Hz的频带得到一功率频谱讯号的分布，并将此频带内功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值而作为心脏功能的评估指针。

频谱转换的方式有很多种，可为离散傅立叶转换(Discrete FourierTransform，DFT)、快速傅立叶转换(Fast Fourier Transform，FFT)、离散余弦转换(Discrete Cosine Transform，DCT)、离散哈特利转换(Discrete HartleyTransform，DHT)、或离散小波转换(Discrete Wavelet Transform，DWT)，上述转换方式并非本发明的限定，凡可用于时域转换成频域的转换方式皆可用于本发明。于本发明的实施例中，利用韦尔奇法(Welch’s Method)作为示例，于Matlab计算程序中进行快速傅立叶转换(FFT)以获得讯号的功率频谱密度(Power Spectrum Density，PSD)的分布曲线。Matlab计算程序中的函式运算于此不再赘述，仅列出韦尔奇法于Matlab中的函式，如式(1)所示：

[Pxx，f]＝pwelch(xn，nfft，fs，window，noverlap)(1)

其中，xn是讯号序列；nfft是快速傅立叶转换(FFT)的长度；fs是采样频率区间；window是选用的窗函数，须小于或等于nfft；noverlap是估算功率频谱密度时每一段重迭的长度，必须小于nfft；而输出的Pxx是估算出的功率频谱密度，f是频率坐标，Pxx与f分别为功率频谱密度分布图的纵坐标与横坐标。

在利用Matlab计算程序进行快速傅立叶转换以获得讯号的功率频谱密度的分布曲线之前，须先对输入的讯号进行一处理步骤，使输入的讯号中各讯号点间的时间间隔一致，而利于进行快速傅立叶转换。于本发明的所有实施例中可利用三次曲线作内插法使该脉压差讯号、血流量差讯号、血流流速差讯号中每一点的时间间隔一致。然而此三次曲线内插法仅为一种示例，其它如：邻近点插值法、线性插值法、云形插值法...等皆可适用本发明。上述内插法应用于Matlab计算程序的函式中，为Matlab程序的一般操作，于此不再赘述。

在取得该功率频谱讯号后，撷取约0.1～1.5Hz的频带来分析，以作为心脏功能的评估指针。而就一般成人来说，较佳是撷取0.15～0.75Hz的频带，此乃每分钟呼吸9个循环至每分钟呼吸45个循环下的频带范围。

在本发明的第一实施例中将量化心肺循环交互作用的频谱分析方法应用于动脉压的监测上，动脉压的取得可利用现有的心肺容量监测仪或其它任何的动脉压监测装置。

首先，可透过任一动脉压监测仪器取得一时间区间内的一动脉压讯号，将该动脉压讯号利用归一化的方式转换为一脉压差(Pulse Pressure Variation，PPV)讯号，转换的方式依式(1)进行：

PPnorm＝(PP-PPmean)/PPmean  (1)

其中，PPnorm为经归一化后的该脉压差讯号；PP为该动脉压讯号；PPmean为该动脉压讯号于该时间区间内的平均值。而为取得足够的动脉压讯号以供分析，该时间区间可包含2次以上的呼吸循环，而于一较佳实施态样下为至少包含10次的呼吸循环，于实际量测时大约为1分钟以上。

请参阅图2，为本发明第一实施例中动脉压讯号对时间的关系图。图2仅为动脉压的一种示例，图中实线表示动脉压讯号，虚线表示经内插法处理的该脉压差讯号。由图中可知该动脉压讯号具有规则的高低起伏，此现象即是受到胸内压变化的影响，而造成心收缩及心输出强度的变异。

接着，将该脉压差讯号利用前述的快速傅立叶转换进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号，并经过一归一化步骤使功率频谱密度的能量大小归一化。于一实施态样中，可将功率频谱密度对取样的该时间区间作归一化。最后将所撷取频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值。

请参阅图3A至3C，为本发明第一实施例中不同情况下脉压差的功率频谱密度分布图。图3A为经麻醉的受测者由呼吸器给予正压呼吸的脉压差功率频谱密度分布图；图3B为受测者未接呼吸器且未经麻醉并具有自律呼吸的脉压差功率频谱密度分布图；图3C为具有较大血容量的受测者的脉压差功率频谱密度分布图。

由图3B中可知即使受测者未受全身麻醉或未受镇定剂作用的情况下亦能明确呈现出一峰值。图3A与图3B皆代表受测者的胸内压对心输出造成较大的影响，而图3C所示未包含任何明显的峰值。

该功率频谱讯号是量化心肺循环交互作用的结果，透过该功率频谱讯号的分布曲线可评估出受测者心脏的血容量。由于本发明频谱分析方法系针对特定频率范围，因此对于频率很低的偶发性咳嗽或突发性的动脉压变化将不会落在如图3A至3C中所示的0.15～0.75Hz的频带范围内。当呼吸频率较高时，于功率频谱密度图上即代表峰值越往高频率方向移动。

由于相同的胸内压会对血容量较小的心脏产生较大的影响，因此在胸内压起伏间，脉压差的变异量较大者即代表心血容量较小，亦即前负荷较小；相反的，当心脏的血容量充足时，心肺循环交互作用的影响会减低，脉压差变异量也会下降。功率频谱密度的能量值会随着脉压差变异量的大小而累加，即脉压差变异量越大则功率频谱密度的能量的累加值越大，再借由频带的选取，可为0.1～1.5Hz，而对于成人来说，于一较佳实施态样下是选取0.15～0.75Hz，即可获得该动脉压讯号的功率频谱密度分布图。当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，代表脉压差变异量的累加值很小，即胸内压对该受测者的心输出影响较小，代表心脏血容量已相对充足，不随呼吸压力变异，心肺循环交互作用的影响较低。

在本发明的第一实施例中，该动脉压可转换为一射血量讯号，使该射血量讯号亦可进行本发明的频谱分析方法，其转换的公式如式(2)：

$\mathrm{SV}=\mathrm{cal}·[\frac{\mathrm{SA}}{\mathrm{SVR}}+\underset{\mathrm{systole}}{\int }(C\left(p\right)·\frac{\mathrm{dP}}{\mathrm{dt}})\mathrm{dt}]---\left(2\right)$

式(2)中，SV是射血量，SA是动脉压图形下的积分值，SVR是外围血管阻力(systemic vascular resistance)，C(p)是血管系统(主要来自主动脉)的顺应性(compliance)，而dP/dt是动脉压图形在收缩期对时间的微分，cal是针对个别受测者的校正值。由这个公式可将该动脉压图形转化为随着每次心搏(beat-by-beat)变化的射血量图形。

请参阅图4，为本发明第一实施例中动脉压讯号与射血量讯号对时间的关系图。图中实线表示动脉压讯号，虚线表示经转换后再经内插法处理得到的该射血量讯号。接着再经由上述的频谱分析方法亦可得到图3的结果。

接着请参阅图5，为本发明第一实施例中射血量功率频谱密度与脉压差功率频谱密度的关系图。图中是以9只小猪的动脉压与射血量的频谱分析结果来比较，其相关系数(r-square)为0.95，代表动脉压与射血量间具有明显的线性关系，亦显示其可互相替换。

在本发明的第二实施例中是将量化心肺循环交互作用的频谱分析方法应用于血流量(blood flow rate)的监测，血流量的取得可利用现有的红外线监测仪或其它任何的血流量监测装置。红外线监测仪利用血红素对红外线的吸收来监测血量。

如前所述，首先取得一时间区间内的一血流量讯号将该血流量讯号利用归一化的方式转换为一血量差讯号，转换的方式依式(3)进行：

BFnorm＝(BF-BFmean)/BFmean  (3)

其中，BFnorm为经归一化后的该血量差讯号；BF为该血流量讯号；BFmean为该血流量讯号于该时间区间内的平均值。而为取得足够的血流量讯号以供分析，该时间区间可包含2次以上的呼吸循环，而于一较佳实施态样下为至少包含10次的呼吸循环，于实际量测时大约为1分钟以上。

如图6所示，为本发明第二实施例中血流量讯号对时间的关系图。红外线监测仪会将血红素对红外线的吸收转为电压讯号，如图6所示的纵坐标。图中实线表示该血流量讯号，虚线表示经内插法处理的该血流量差讯号。由图中可知该血流量讯号具有规则的高低起伏，此现象即是受到胸内压变化的影响，而造成心收缩及心输出强度的变异。

同样地，接着将该血流量差讯号利用前述的快速傅立叶转换进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号，并经过一归一化步骤使功率频谱的能量大小归一化。于一实施态样中，可将经由能量值累加的功率频谱能量密度对取样的该时间区间作归一化，再借由频带的选取，可为0.1～1.5Hz，而就一般成人来说，较佳是撷取0.15～0.75Hz的频带，即可获得该血流量讯号的功率频谱能量密度分布图。最后将所撷取频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值。

接着，请参阅图7A至7C，为本发明第二实施例中不同情况下血流量差的功率频谱密度分布图。图7A是经麻醉的受测者由呼吸器给予正压呼吸的血流量差功率频谱密度分布图；图7B是受测者未接呼吸器且未经麻醉并具有自律呼吸的血流量差功率频谱密度分布图；图7C是具有较大血容量的受测者的血流量差功率频谱密度分布图。而如前所述，当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，代表血量差变异量的累加值很小，即胸内压对该受测者的心输出影响较小，代表心脏血容量已相对充足，不随呼吸压力变异，心肺循环交互作用的影响较低。于图7中，在二倍主频处皆有一较小的能量波形(peak)，其乃频谱分析下产生的谐波能量。

接着请参阅图8，是本发明第二实施例中6头小猪在放血实验中血流量功率频谱密度能量值的平方根与失血量的关系图。其中，将功率频谱密度能量值取平方根将有助于彰显血流量与失血量的关系。于此，6头小猪在呼吸器支持及全身静注麻醉下接受放血实验并撷取0.15～0.75Hz频带的功率频谱密度，由图中可得知在0.15～0.75Hz频带下，功率频谱密度的能量值的平方根和失血量为呈线性相关。而失血量可用来推估心脏的血容量(前负荷)，失血量愈多，即心脏的前负荷愈小时，心脏射出血量也随之愈小，血流量功率频谱密度的能量值平方根愈大，亦可反应心脏功能在放血过程中的变化。因此，由图8可知，血流量功率频谱密度的能量值平方根的变化亦可显示失血程度的信息。

在本发明的第三实施例中是将量化心肺循环交互作用的频谱分析方法应用于血流流速(blood flow velocity)的监测，血流流速的取得可利用血液在两个电极间流过所产生的电位差，或利用超音波多普勒监测仪，或其它任何的血流流速监测装置。前述方法可不接触血液直接测量血流速。一种超音波多普勒监测仪是对股动脉进行血流流速的监测。

如前所述，首先取得一时间区间内的一血流流速讯号将该血流流速讯号利用归一化的方式转换为一流速差讯号，转换的方式依式(4)进行：

BFVnorm＝(BFV-BFVmean)/BFVmean    (4)

其中，BFVnorm为经归一化后的该流速差讯号；BFV为该血流流速讯号；BFVmean为该血流流速讯号于该时间区间内的平均值。而为取得足够的血流流速讯号以供分析，该时间区间可包含2次以上的呼吸循环，而于一较佳实施态样下为至少包含10次的呼吸循环，于实际量测时大约为1分钟以上。

如图9所示，为本发明第三实施例中血流流速讯号对时间的关系图。图中实线表示该血流流速讯号，虚线表示经内插法处理的该流速差讯号。由图中可知该血流流速讯号具有规则的高低起伏，此现象即是受到胸内压变化的影响，而造成心收缩及心输出强度的变异。

同样地，将该流速差讯号利用前述的快速傅立叶转换进行频谱转换以转换成一功率频谱讯号，并经过一归一化步骤使功率频谱的能量大小归一化。于一实施态样中，可将经由能量值累加的功率频谱密度对取样的该时间区间作归一化，再借由频带的选取，可为0.1～1.5Hz，而就一般成人来说，较佳是撷取0.15～0.75Hz的频带，即可获得该流速差讯号的功率频谱密度分布图。最后将所撷取频带内的功率频谱密度的所有能量值累加以得到一功率频谱密度能量累加值。

接着，请参阅图10A至10C，为本发明第三实施例中不同情况下流速差的功率频谱密度分布图。图10A是经麻醉的受测者由呼吸器给予正压呼吸的流速差功率频谱密度分布图；图10B是受测者未接呼吸器且未经麻醉并具有自律呼吸的流速差功率频谱密度分布图；图10C是具有较大血容量的受测者的流速差功率频谱密度分布图。而如前所述，当该功率频谱密度能量累加值小于或等于4.62×10^-4(分钟^-1)时，代表流速差变异量的累加值很小，即胸内压对该受测者的心输出影响较小，代表心脏血容量已相对充足，不随呼吸压力变异，心肺循环交互作用的影响较低。

接着请参阅图11，为本发明第三实施例中9头小猪在放血实验后血流流速功率频谱密度能量值的平方根与心输出变化比例的关系图。于此，9头小猪在呼吸器支持及全身静注麻醉下接受放血实验后，并给予代用血浆治疗，每阶段给予8(毫升/公斤体重)的10％代用血浆，由图中可观察到，其在0.15～0.75Hz频带的功率频谱密度能量值的平方根和每次给予代用血浆治疗前后的心输出量变化比例(％)呈线性相关。从图6及图9中可显示本发明不但可用在未麻醉的状态下，在麻醉状态下本方法仍然有效反应出心脏功能的变化。

综上所述，心输出的相关参数可作为心脏功能的判断指针，并可作为诊断上的参考。本发明的用于量化心肺循环交互作用的频谱分析方法可附加于任何相关于心输出监测的监测仪器上，利用频谱转换以及适当的频带选取，不需将受测者进行全身麻醉或施予镇定剂即可进行分析，量化后的频谱分析结果可作为受测者心脏的评估指标。

本发明在上文中已以较佳实施例公开，然本领域技术人员应理解的是，该实施例仅用于描绘本发明，而不应解读为限制本发明的范围。应注意的是，举凡与该实施例等效的变化与置换，均应设为涵盖于本发明的范畴内。因此，本发明的保护范围当以所附的权利要求所界定者为准。