CN102579017A - 无创血流动力学参数分析仪 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种医疗器械，具体公开了一种无创血流动力学参数分析仪。它主要由计算机模块和测量模块两部分组成，所述测量模块包括：袖带、微型压缩机、蓄压器、气动阀门、压力传感器、前置放大器、低通滤波器、增益放大器、以及模数转换器、以及单片机。本发明采用压力传感器采集信号，单片机与计算机实时通讯交换数据，利用计算机预设的算法进行分析，即可在短时间内(30～40秒)获取多项人体血流动力学参数。本发明无创检测所得到的参数与传统有创法的相关性非常好，其数据准确而稳定。

Description

无创血流动力学参数分析仪

技术领域

本发明涉及一种医疗器械，具体涉及一种无创血流动力学参数分析仪。

背景技术

随着我国经济高速发展，社会不断进步，物质生活的不断提高，生活节奏加快等原因，心血管疾病成为威胁人类生命和健康的恶魔，而且发病率呈逐年上升的趋势并有年轻化的趋势，由此愈加引起重视。如何科学地降低心血管疾病的发病率和死亡率，有效地减轻心血管疾病带来的社会和家庭负担，已成为全社会所面临的一个十分严峻的问题。降低心血管疾病危害的根本措施之一就是采用简单无创的方法进行早期检测，及时发现血管病变并及早治疗。

血流动力学参数是研究心血管功能的重要基础，用于全面跟踪分析心血管状态，其检测涵盖了内科、外科、手术室、急救室、ICU/CCU、妇产科、小儿科等科室的临床诊断和治疗，尤其在手术过程中，心输出量(CO)与外周血管阻力(SVR)常被用来指导危重病人围术期的治疗。

目前，医院一般使用传统有创方法获取CO等血流动力学数据，其中导管热稀释法(Thermodilution Method)使用最为广泛，其原理是将一定温度一定容量的生理盐水注入人体肺动脉，通过测量和记录肺动脉下游温度-时间变化曲线，根据经验公式来估算CO等参数值。该方法最大的优点是获取数据准确稳定，因此成为目前心输出量测定的“金标准”，临床普及率约85％。但是该方法在测量过程中需要对人体肺动脉植入导管，病人痛苦大，且容易在导管与血管联结处形成局部血栓；同时，该方法副作用较大，而且该方法测量每次使用导管费用高达5000元，一般病人较难承受。

因此，在医用领域，迫切需要研制和开发一种更安全、有效和价廉的循环***功能检测仪器和心、脑血管疾病诊断技术代替有创的“热稀释法”。

然而，无创血流动力学参数测量设备的研究在国内几近空白，在国外是领域内研究热点但成果不多，其技术相对来说仍处于未成熟阶段，存在技术缺陷，其中以超声多普勒测量及生物阻抗测量两大类为主。

超声多普勒测量：采用的比较多的是经食管超声多普勒仪。该仪器采用单独的超声探头，送入受测者食管后，声束通过食管壁直达左、有心房及其它心脏结构，可以显示左冠状动脉主于和左前降支，左回旋支近端以及右冠状动脉切面图像。同时可用彩色多普勒技术观察其中血流动力学状态，并用脉冲多普勒频谱测定流速、血流时相及间期等。该方法的弊端是超声波探头进入食管后的测量位置对结果影响很大，因此对操作者要求过高，一般专业医生需要具备5年以上操作经验才能熟练使用，所获数据结果不稳定，且仪器造价成本过高。

生物阻抗测量：采用的比较多的是胸腔阻抗测量仪。该测量方法也同样源自航空航天医疗技术，由美国国家航空航天局NASA最先提出。其工作原理是：因主动脉充满血液、电传导性最好，是胸腔内电信号传导的最短路径，故电流透过汗腺沿着脊柱方向在主动脉内传导。根据测得的主动脉的阻抗变化量，应用公式估算出心脏的“每搏输出量”(SV)，进而推导出其它血流动力学参数。该方法的弊端是测量精度较低，仪器灵敏度较差，技术原理认可度不高。

目前，我们对心脑血管疾病的早期诊断及预防匮乏有效设备和手段，对人体心脑血管功能状态的监护设备在家庭主要以电子血压计为主，而电子血压计功能局限性很大，只能测量心率及动脉压，且其测量结果与真实值往往相去甚远，无法真正达到对心脑血管健康风险及疾病全面预警的目的。

面对心血管疾病早期诊断、以及治疗领域内的需求，我们迫切需要一种相对准确、且可以在无创条件下对心血管功能状况进行检测的医疗设备。

发明内容

为了解决上述问题，本发明的目的在于提供一种测量结果更加准确、且无创伤的血流动力学参数分析仪。

为了实现上述发明目的，本发明所采用的技术方案如下：

一种无创血流动力学参数分析仪，包括计算机、以及与所述计算机连接的测量模块，所述测量模块包括：

袖带；

微型压缩机，用于产生所述蓄压器内的压力；

蓄压器，用于平滑所述微型压缩机工作时产生的波动，并利用气节门向所述袖带均匀提供气体；

气动阀门，用于调节所述蓄压器内气压；

压力传感器，将所述袖带内的压力信号转变为直流电压信号；

信号传输处理电路，将所述直流电压信号经放大、滤波、以及模数转换后传输给所述单片机；

单片机，用于接收所述计算机的控制信号、并根据所述控制信号控制所述微型压缩机和所述气动阀门为所述袖带加压或减压，以及将其接收到的压力信号传输给所述计算机；

所述计算机，将其接收到的压力信号分离为袖带静压信号和脉搏波信号，根据所述脉搏波信号生成整个测量过程的脉搏搏动图象，并根据所述袖带充气过程中脉搏波的振幅变化确定血流动力学数据。

所述无创血流动力学参数分析仪，所述计算机确定血流动力学参数的具体步骤如下：

根据所述脉搏波曲线直接获取动脉血压的4个参数：舒张压、平均压、侧压、以及收缩压；

根据所述脉搏波幅值确定收缩和舒张周期内肢端大动脉腔隙；以及

根据预定算法计算出其他预定待测的血流动力学数据。

所述无创血流动力学参数分析仪，所述根据预定算法计算出其他预定待测的血流动力学数据，具体包括以下步骤：

计算机初始化，记录所述压力传感器传回的直流电压信号所形成的原始示波图；

根据所述原始示波图建立初级曲线，在所述初级曲线束中得出最小值和最大值，求出13mmHg压力时的最低压力指数，求出大于300mmHg压力的压力指数，检验压力增加的准确性，从左边截短曲线到最低压力指数处；

用比初始曲线少10倍的点单元数建立最小值和最大值峰值曲线，在所述最大值和最小值曲线中得出最大值、最小值、以及脉博周期，进行信号圆整得出最大幅值，进行压力过滤去掉多余的最大值与最小值，确认最大值和最小值，最大值和最小值再确认以检验相邻极值的均一性，最大值与最小值再确认以检验最大值的低端位置，建立峰值曲线Ah-对应于最大值的信号值曲线，建立谷值曲线Al-对应于最小值的信号值曲线，平整曲线Ah和Al；

建立第一组包络线，建立包络线S，A，Ae，Fa，Fb，其单元数等于最大值的个数，从左向右用上升斜度进行填充Fa并反向填充Fb，用振荡曲线下面的面积填充S并建立曲线，分别用最大值最小值间的幅值、最大值和绝对最小值之间的幅值填充A和Ae，获得输出在屏幕上的最终曲线，圆整S，A，Ae，用分析S确立最大幅度，赋予曲线在屏幕上出现的最终形态，获得基础数值，根据最终曲线的最大值建立包络线Axh，根据相同曲线的最低值建立包络线Axl，确定平均压对应点-振荡波下面的最大面积减去一个峰对应的点，确定收缩压对应点A和Axl的右交点，确定舒张压对应点Axh和Axl的左交点，确定侧压对应点Fa和Axh的交点加一个峰，确定舒张压点的脉动曲线幅值AMP_mean、舒张压幅值AMP_dbp。

所述无创血流动力学参数分析仪，在所述计算机内还包含有病历信息管理模块，用于添加、删除、查询、统计和更新病历信息。

所述无创血流动力学参数分析仪，在所述计算机上还设置有一数据存储单元，用于存储病历信息、以及测量结果。

所述无创血流动力学参数分析仪，在所述计算机与所述单片机之间还设置有服务器，用于远程数据交换。

所述无创血流动力学参数分析仪，所述信号传输处理电路，包括依次串联在一起的前置放大器、低通滤波器、增益放大器、以及模数转换器，所述前置放大器的输入端与所述压力传感器的输出端连接，所述模数转换器的输出端与所述单片机连接。

所述无创血流动力学参数分析仪，在所述计算机上连接有鼠标、键盘、显示器、以及打印机。

所述无创血流动力学参数分析仪，所述模数转换器为24位的A/D转换器。

本发明是基于振荡示波法无创血流动力学参数分析仪，主要由计算机模块和测量模块两部分组成。测量时，测量模块中的单片机控制气阀电路进行自动充放气，袖带内的压力是袖带内静压和脉搏波信号的叠加，压力传感器首先将压力信号转换为电压信号，信号放大滤波单元对信号进行放大滤波，提高其幅度，并将增益调整为适合A/D芯片所要求的电压输入范围，经过放大和滤波的模拟信号通过A/D芯片转化为数字信号，单片机将数字信号通过usbs数据线传送到计算机模块PC机。计算机模块主要对病历信息管理(包括添加、删除、查询、统计和更新病历信息)、压力和脉搏波信号数据采集、显示和存储、动脉压血压、心搏指数、脉管指数等参数的计算。计算机对接收的数据进行分析处理，分离出袖带静压数据和脉搏波信号数据，形成整个测量过程的脉搏搏动图象，并根据充气过程中脉搏波的振幅变化确定动脉血压以及需测量的相关参数。

本发明采用压力传感器采集信号，单片机与计算机实时通讯交换数据，利用计算机预设的算法进行分析，即可在短时间内(30～40秒)获取多项人体血流动力学参数，这对于医生和患者都是意义重大的，而且雏形机进行预临床的结果来看，本发明无创检测所得到的参数与传统有创法的相关性非常好，其数据准确而稳定。

附图说明

此处所说明的附图用来提供对本发明的进一步理解，构成本申请的一部分，并不构成对本发明的不当限定，在附图中：

图1为本发明总体结构框图；

图2为本发明测量模块的结构框图；

图3为本发明的原始示波图；

图4为本发明平整后的峰值曲线Ah；

图5为本发明平整后的谷值曲线Al；

图6为本发明从左向右向上升斜度进行填充(Fa)的图；

图7为本发明从左向右向上升斜度进行反向填充(Fb)的图；

图8为本发明面积填充S后建立的曲线；

图9为本发明最大值与最小值的幅值曲线；

图10为本发明最大值与绝对最小值之间的幅值曲线；

图11为本发明据最大值建立的包络线Axh；

图12为本发明据最低值建立的包络线Axl；

图13为本发明V0速度曲线；

图14为本发明P0波动曲线。

具体实施方式

下面将结合具体实施例来详细说明本发明，在此本发明的示意性实施例以及说明用来解释本发明，但并不作为对本发明的限定。

本实施例公开了一种无创血流动力学参数分析仪，如图1所示，它主要由计算机模块和测量模块两部分组成。如图2所示，所述测量模块包括：袖带、微型压缩机、蓄压器、气动阀门、压力传感器、前置放大器、低通滤波器、增益放大器、以及模数转换器、以及单片机，前置放大器、低通滤波器、增益放大器、以及模数转换器构成信号传输处理电路；微型压缩机，用于产生所述蓄压器内的压力；蓄压器，用于平滑所述微型压缩机工作时产生的波动，并利用气节门向所述袖带均匀提供气体；气动阀门，用于调节所述蓄压器内气压；压力传感器，将所述袖带内的压力信号转变为直流电压信号；信号传输处理电路，将所述直流电压信号经放大、滤波、以及模数转换后传输给所述单片机；单片机，用于接收所述计算机的控制信号、并根据所述控制信号控制所述微型压缩机和所述气动阀门为所述袖带加压或减压，以及将其接收到的压力信号传输给所述计算机；所述计算机，将其接收到的压力信号分离为袖带静压信号和脉搏波信号，根据所述脉搏波信号生成整个测量过程的脉搏搏动图象，并根据所述袖带充气过程中脉搏波的振幅变化确定血流动力学数据。

微型压缩机：微型压缩机用于产生蓄压器内的压力。微型压缩机的启动、停止，速度快慢由单片机C8051F35控制。

蓄压器：蓄压器使微型压缩机工作产生的波动变得平滑，并利用节气门(空气流动的阻力)保证向袖套均匀地供应气体。

袖带：绑在使用者的手臂上，充气是对手臂进行施加压力。

气动阀门：气动阀门保证从记录周期开始到结束时气动***的气密性，并在操作结束时将袖套内气体放至常压。

压力传感器：压力转换器将袖套内的压力信号转变为直流电压。

前置放大：将压力传感器转换出来的小信号进行放大处理。

低通滤波：将低频信号能正常通过，而超过设定临界值的高频信号则被减弱。

增益调整；将信号调整到A/D转换器能接受的范围内。

A/D转换：将进入的模拟信号转换成数字信号，便于计算机进行计算分析。

C8051F35：是整个数据采集模块中的核心，控制微型压缩机、气动阀门开关，接受A/D转换数据，负责与上位机的通讯

测量时，测量模块中的单片机控制气阀电路进行自动充放气，袖带内的压力是袖带内静压和脉搏波信号的叠加，压力传感器首先将压力信号转换为电压信号，信号放大滤波单元对信号进行放大滤波，提高其幅度，并将增益调整为适合A/D芯片所要求的电压输入范围，经过放大和滤波的模拟信号通过A/D芯片转化为数字信号，单片机将数字信号通过usbs数据线传送到计算机模块PC机。

计算机模块主要对病历信息管理(包括添加、删除、查询、统计和更新病历信息)、压力和脉搏波信号数据采集、显示和存储、动脉压血压、心搏指数、脉管指数等参数的计算。计算机对接收的数据进行分析处理，分离出袖带静压数据和脉搏波信号数据，形成整个测量过程的脉搏搏动图象，并根据充气过程中脉搏波的振幅变化确定动脉血压以及需测量的相关参数。

本发明信号采集部分终端采用袖套部件，采集信号方式及频率为本发明特有。通过24位的A/D转换器对采集的模拟信号进行转换，信号的转换精度非常高，便于在计算机模块中通过软件的方法分离出微弱的脉搏波信号，使数据的可靠性和准确性有充分的保障。

本发明算法与参数部分以振荡示波算法为基础，将病人在测量过程的脉搏图形真实的反映，对曲线图进行信号圆整、平整处理，图形转换等处理，最后得出动脉血压参数，并结合流体力学原理，获取心脏指数和脉管指数等数据。

本发明采用嵌入式处理***，使得技术在升级过程中功能模块的增加变得更易实现，为后续其它技术的嫁接提供更高的技术可行性；一方面，与传统的有创法测量血流动力学参数相比，无创法测量具备安全性高、成本低、操作简便、患者痛苦小等优点。本项目技术仅采用袖套式传感器，即可在短时间内(30～40秒)获取20多项人体血流动力学参数，这对于医生和患者都是意义重大的，而且通过目前我们利用雏形机进行预临床的结果来看，本项目技术无创检测所得到的参数与传统有创法的相关性非常好，临床应用价值高。

本发明以示波法为基础，而传统的示波法只能检测出血压、心率这些常规参数。而本发明通过先进的信号采集***及精确的算法体系，能获取到中心动脉压、心输出量、末梢血管总阻力、脉搏波速、动脉弹性、血流速度等丰富的血流动力学参数。并通过强大的智能分析程序对各个参数进行组合评价和动态分析，全面评价心脑血管功能状态，排查心脑血管疾病风险以及监测心脑血管状态。

本发明获得基础数据的一般步骤如下：

3.1、过程初始化，原始(初级)示波图记录，如图3所示。

3.2建立初级曲线

3.2.1在初级曲线束中求出最小值和最大值

3.2.2求出用于分析的最低压力指数(13mmHg)

3.2.3求出大于300mmHg压力可能的指数

3.2.4检验压力增加的准确性(平稳性)

3.2.5从左边截短曲线到最低压力指数处

3.2.6用比初始曲线少10倍的点单元数建立最小值L0的和最大值H0(趋势)峰值曲线

3.3建立最大值和最小值曲线

3.3.1求出最大值和最小值

3.3.2求出脉博(周期)，开始-按3点进行信号圆整，求出最大幅值。

3.3.3进行压力过滤-对压力进行平整处理

3.3.4过滤最大值和最小值以检验排列的正确性(去掉多余的最大值/最小值)

3.3.5确认最大值和最小值

3.3.6最大值/最小值再确认以检验相邻极值的均一性

3.3.7最大值/最小值再确认以检验最大值的低端位置

3.3.8建立Ah-对应于最大值的信号值曲线(如图4所示)

3.3.9建立Al-对应于最小值的信号值曲线(如图5所示)

3.3.10平整曲线Ah和Al

3.4建立第一组包络线

3.4.1建立包络线S，A，Ae()，Fa，Fb，其单元数等于最大值的个数

34.2从左向右用上升斜度(线)进行填充(Fa)并反向填充(Fb)-如图6和图7所示；

3.5用振荡曲线下面的面积填充S并建立曲线(如图8所示)

3.6分别用最大值最小值间的幅值(如图9所示)、最大值和绝对最小值之间的幅值(图10所示)填充A和Ae。

3.7获得输出在屏幕上的最终曲线

37.1圆整S，A，Ae

3.7.2用分析S确立最大幅度

3.7.3赋予曲线在屏幕上出现的最终形态

3.8获得基础数值

3.8.1根据最终曲线的最大值建立包络线Axh(如图11所示)

3.8.2根据相同曲线的最低值建立包络线Axl(如图12所示)

3.8.3确定平均压对应点-振荡波下面的最大面积减去一个峰对应的点

3.8.4确定收缩压对应点-A和Axl的右交点

3.8.5确定舒张压对应点-Axh和Axl的左交点

3.8.6确定侧压对应点-Fa和Axh的交点加一个峰

3.8.7确定AMP_mean

3.8.8确定AMP_dbp

AMP_DBP在舒张压点的脉动曲线幅值。相应于收缩期内血管横截面积的增量ΔS。

AMP_mean在平均压力点的幅值。相应于收缩和舒张期内横截面积(S+ΔS)。

(4)根据流体力学原理计算出其他参数

幅度与血管腔隙比例关系描述

4.1总体上讲，进一步的计算都是建立在动脉血流模型相关的非常的通用假设基础上的，具体来说：

-血液是均质的不可压缩的液体，密度为1.06*103kg/m3，粘度为0.004kg/(m*s)；

-被测血管是(臂动脉区段)圆柱形、横截面为常量且非固定边界的弹性薄壁管道；

-血管壁为均质、各项同性的；

-血管壁的惯性对脉搏通过影响不大；

-大动脉壁平滑肌收缩的影响较小；

-正常人动脉血流一般是分层的

4.2无论在动脉中还是在心血管体统的任何区段血液的流动都是靠局部压力梯度产生的，这种压力梯度是由压力波的通过确定。所有的计算都是建立在血管中血压与血管面积的线性关系假设之上进行的。

在该情况下线性关系意味着满足如下关系式：

S＝S₀+KP，

其中S0-血管初始横截面积，S-压力P作用下(变大)血管的横截面积，K-应变系数。

该方法中的信号幅值-装置传输系数乘以血管腔隙面积的增量(改变)。幅值正比于袖带中仪器压力传感器测得的压力的增量(改变)。幅值以假定的单位计量(单位实际上没有意义，因为在以后的计算中只用到了一些幅度的比值)

随着袖带中压力的累积信号幅度不断变化。压缩机开启之后袖带中的压力从大气压开始不断增长，从某个数值开始在记录的曲线上出现一些不大的波峰，反映着每个收缩期血管直径的增长。

我们认为液体是不可压缩的。袖带宽度为L，血管腔隙为S。因此当血管容积增加ΔV时，相应的血管腔隙增量为ΔS，袖带容积减小了：

ΔV＝LΔS

根据波意耳定律

(p+Δp)(V₀-ΔV)＝p₀V₀

$p_0+\mathrm{\Δp}=\frac{p_0{V}_0}{V_0-\mathrm{\ΔV}}$

其中，p₀和V₀-袖带中初始压力和容积，而Δp和ΔV-为其增量。

接下来进行著名的泰勒级数展开：

$1+\frac{\mathrm{\Δp}}{p_0}=\frac{1}{1-\frac{\mathrm{\ΔV}}{V_0}}=1+\frac{\mathrm{\ΔV}}{V_0}-\frac{1}{2}{\left(\frac{\mathrm{\ΔV}}{V_0}\right)}^2+...+$

第二项以后的各项可以忽略不计，因为体积改变量本身也不超过0.5％，所以取级数中的第一项即可。

乘以某种仪器传输系数k，得到：

$\mathrm{\Δp}=\frac{p_0}{V_0}\mathrm{\ΔV}$

同理

Aмn＝kΔS

其中k-仪器传输系数。

一般认为，在幅值最大点处袖带中的压力等于血管中平均压力，虽然艾曼合理地认识到，在该点压力等于舒张压加上某种由伯努利定律确定的流体力学参量。

如果我们在血管中加入一个接有应变传感器的小薄膜，那么根据应变片位置的不同(方案1-膜顺着血流方向放置，压力垂直于血管壁；方案2-薄膜与血流方向垂直放置，压力顺着轴向)所测得的压力值将不同。

为了获得位置2传感器的压力，根据伯努利定律，应该在1位置传感器测得的侧向压力Pб上加入流体力学冲击功，收缩压等于侧压加上该流体力学参量。平均压力(确切的说是幅值最大时袖带中的压力)等于舒张压加上该反映流体力学冲击功的参量。

$P_{\mathrm{cp}}\≈P_{\∂\mathrm{uacm}}+\frac{{{\mathrm{\ρV}}_{\∂\mathrm{uacm}}}^2}{2}$

所有上述压力(舒张压，侧压，平均压，肢端收缩压)都是在周期中不同时刻记录的跨壁压差，因此世界上普遍认为平均压力是一个积分：

$P_{\mathrm{cp}}=\underset{0}{\overset{T}{\∫}}\mathrm{pdt}$

至于上述数值的物理意义，那么收缩压指的是在听诊测量时袖带泄压过程中出现科罗特科夫声音时的压力。科罗特科夫舒张压指的是科罗特科夫声音停止时的压力。科罗特科夫声音的本质至今尚不明确。

侵入性(监测)的收缩压(肢端收缩压)-血管紧闭时袖带中的压力。在记录的曲线上用如下方法确定：Pкс点以后幅度变小并相当稳定，幅值逐波减少，每波衰减不超过5％。

5应变系数计算方法(方案)

如果以横断面来表示血管，那么在收缩和舒张周期中他的截面积将有所不同：ΔS

5.1在现有算法中作者们选择舒张周期中血管截面积作为初始值，也就是在血管中存在着高出大气压Pд大小的跨壁压差情况下的。此时，应变系数КД如下式给出：

其中КД-应变系数

ts-舒张压点的幅值，以下用Ampд表示；

il-平均压力和舒张压力点的幅值之差。

在这里作者们用到了如下假设

该假设不完全正确，因为在袖带中压力等于舒张压的情况下选择血管截面积作为S0，线性关系将不成立。

除此之外，没有考虑在以下两种情况下血管状态的差别：即当血管处于无袖带的自然状态时以及当血管上作用着不断累积的袖带压力时。

然而临床实验表明该模型既能够相当准确地反映一分钟容积值和血流动力学指数的导数，也能够相当准确地反映他们的变化。所以作者们决定不将该模型复杂化。

6 CПB，CКЛин和CB计算方法描述

6.1在T.Педли(剑桥大学)《大型血管流体力学》专著中，为了便于应用，在被研究情况中引入了一个参量-血管延伸性，由下式给出：

$D=\frac{\mathrm{\ΔS}}{\mathrm{\Δp}}\·\frac{1}{S}=\frac{1}{\mathrm{\Δp}}\·\frac{\mathrm{\ΔS}}{S}$

在现有的模型中该参量可写为：

6.2众所周之，血液流体动力学服从以下方程，第一个方程为牛顿第二定律，第二个方程为管道中液体的不可压缩条件，第三个方程为我们认可的在动态压力作用下管道扩张的线性模型。

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{\ρ}\frac{\∂V}{\∂t}=\frac{\∂p}{\∂x}\\ -\frac{\∂S}{\∂t}=S\frac{\∂V}{\∂x}\\ S=S_0+\mathrm{kp}\\ \end{array}\right.$

很明显，解该方程组可以得到脉动波速度的一个众所周之的公式：

$C=\sqrt{\frac{1}{\mathrm{pD}}},---\left(6.2a\right)$

或者，带入应变系数的表达式：

$C=\sqrt{\frac{\mathrm{\Δp}}{\mathrm{\ρ}\·\frac{\mathrm{\ΔS}}{S_0}}}.---\left(6.2b\right)$

最终方程如下： $C=\sqrt{\frac{P_6-P_{\∂}}{\mathrm{\ρ}\·\frac{{\mathrm{Amp}}_{\∂}}{{\mathrm{Amp}}_{\mathrm{cp}}-{\mathrm{Amp}}_{\∂}}}}---\left(\mathrm{6.2.1}\right)$

6.3因此，在现有方法中脉动波速度按以下公式进行预算：

c_cpw:＝35.46*√(p_puls/dqq)

其中，系数35.46等于133.3/1060平方根(133.3-从ммрт.ст.到Pa的转换系数，而1060-血液的密度)乘以100(为了从м/с转换到см/с，也就是转换到厘米-克-秒制)。

在与经验数据相比较的验证过程中得知，该方法算得的值经常与其他方法算得的值不一致。因此，又得到一个数值为2.35的转换系数，所以CПB的最终算式为

cpw:＝2.35*c_cpw

6.4基于现有模型之上血流线速度可以从如下考虑发进行计算。如上所述，根据牛顿第二定律：

$\mathrm{\ρ}\frac{\mathrm{dV}}{\mathrm{dt}}=-\frac{\mathrm{dp}}{\mathrm{dx}}---\left(\mathrm{6.4.1}\right)$

对速度和压力应用以下假定：如下图所示速度由线性分量和正弦分量组成，由以下公式给出

$V=V_0+V_0\cos \left(\mathrm{\ω}(t-\frac{x}{c})\right)---\left(\mathrm{6.4.2}\right)$

在舒张期内速度等于0，而V0等于波动幅值，如图13所示。

压力同样由线性分量和正弦分量组成，由以下公式给出

$p=p_1+p_0\cos \left(\mathrm{\ω}(t-\frac{x}{c})\right)---\left(\mathrm{6.4.3}\right)$

如图14所示p0等于波动幅值，Pб-P1＝＝P1-Pд＝p0

对(6.4.2)和(6.4.3)式微分并代入表达式(6.4.1)中得到：

$\mathrm{\ρ}{V}_o\mathrm{\ω}=p_0\mathrm{\ω}\frac{1}{c}---\left(\mathrm{6.4.4}\right)$

$V_0=p_0\frac{1}{\mathrm{c\ρ}}---\left(\mathrm{6.4.5}\right)$

该血流线速度将参与对MO的计算。

然而屏幕上给出的是其他的一些值。在显示CПB，CКЛин和MO参量最终值到屏幕上之前，要对所有三个参量通过研发者们单独对比每一个值与其用其它方法测得的值来进行进一步校准。

其中，先对血流线速度进行如下变换：

$V_0=p_0\frac{1}{\mathrm{c\ρ}}=\frac{p_{\mathrm{pulse}}}{2\·c\·\mathrm{\ρ}}=\frac{1333\·p_{\mathrm{pulse}}}{2\·1.06\·2.35\·c}=267.56\frac{p_{\mathrm{pulse}}}{c},$

其中2.35-CПB的上述的系数，1333-厘米-克-秒制的转换系数，1.06-所取的血流密度。

但是就是这个结果与超声检测数据也不相符。根据经验选择的系数不应该等于267.56，而应该是361.8。因此血流线速度应该按如下公式计算：

c_omega:＝361.8*p_puls/c_cpw

6.5基于该模型平均心搏出量最好按如下公式计算：

CB＝c_omega*qs*60

其中，qs-是血管腔隙，由如下公式计算：

qs:＝0.554/(1+dqq)2

这里的0.554-用测量一分钟(短期)容积临床研究中的函数选择以及内插法得到的经验系数。实际上qs一般比实际值低4倍(根据历史原因)，所以说输出到屏幕上的平均心搏出量实际是由如下公式算得

c_mo:＝480*c_omega*qs

系数的计算：

K:＝(0.3566-0.133*kk-0.055*Bec-0.093*kk-Возраст/35.33-0.09*kk-Возраст/24.55)/2.15

其中kk＝2.72

如果给定体重和年龄：

K3:＝0.0163*K；

如果未给定体重和年龄：

K3:＝0.00155；

侧压修正

如果脉搏＝(81..85)k＝0.9

如果脉搏＝(86..)k＝0.8

侧压被认为是比最大幅值还大的最后振荡波的幅值乘以k。

动脉柔韧度用如下公式计算

ca:＝7.14*dqq/p_puls，

其中系数7.14用于与经验数据匹配(按蛋白和胶原)

血管面积由如下公式计算

qs_ds:＝K3*БАД/(1+dqq)；

血管直径由如下公式计算

ds:＝1.128*sqrt(qs_ds)；

冲击容积由如下公式计算

c_uo:＝c_mo/pls，

其中pls-脉搏уд./мин

血管***柔韧度由如下公式计算

ccc:＝c_uo/p_puls

总体的周边阻力由如下公式计算

c_pref:＝(p_middle*1333*60.0)/c_mo

人体表面积由如下公式计算

-如果未定身高

score:＝0.107*Bec0.666

-如果给定身高

score:＝0.007184*Bec0.423*Рост(см)0.725

平均指数由如下公式计算

si:＝mo/score

冲击指数由如下公式计算

ui:＝c_uo/score

实际比外周阻力由如下公式计算

c_f_upref:＝p_middle/si

工作比外周阻力由如下公式计算

c_w_upref:＝(72.4+0.36*Возраст)/si

实际比外周阻力/平均比外周阻力由如下公式计算

q_upref:＝f_upref/w_upref*100

生物学年龄的计算

ik:＝mo*1000/patient.weight；

ipss:＝p_middle*79980/ik；

ba1:＝0.4*ik+0.78*ipss/1000-79.4；

patient.b_age1:＝round(ba1)；

直接计算得到的生物学年龄

ba＝(((p_middle-69.06)/0.426)+ba1)/2；

血液循环自调节类型

tsk＝round(kmin/pls*100)；

适应能力

ap＝0.0011*pls+0.014*CAДк+0.008*ДAДК+0.009*Bec-0.009*Рост+0.014*Возраст-0.27；

功能状态

fs＝(700-3*pls-2.5*(adsrd)-2.7*Возраст+0.28*Bec)/(350-2.6*Возраст+0.21*Рост)；

ОбъемнаяскоростъвЫброса

体排空速度

osv＝uo/time_v)；

左心室收缩能力

mslj＝osv*p_middle*13.6*9.8*0.0001；

每分钟排一升血的能耗

r_e＝mslj*pls*time_v/mo；

其中time_v快速放血周期的时间即绝对最大振荡波与绝对最小振荡波间的时间差。

adsrd-CpAД的许用值按如下算法计算：

对于男人

adsrd＝80；

ifВозраст＞＝30then adsrd＝85；

ifВозраст＞＝55then adsrd＝90；

对于女人

adsrd＝80；

ifВозраст＞＝35then adsrd＝85；

本发明在莫斯科第61市立临床医院的基地进行的。由两名医生借助于加倍扩音听诊器听柯氏音。研究开始前，医生进行听力测定，确认他们没有听力障碍。在血液循环指标波形描记分析仪上通过容积压缩波形描记法测得的数据由第三个专家记录并读出，比较采用双盲法进行。

总共对170位年龄为16岁至84岁的患者进行了865次容积压缩波形描记法和听诊法比较测量。结果表明，听诊法测得的心舒张压平均要高15毫米汞柱，而收缩末期压则相反，要低7毫米汞柱，这符合关于上述方法的参考资料。

听诊法测量的较高心舒张压也许可以解释为，要出现心音必须要有反映出的动脉腔隙收缩。该收缩能够加快袖带压迫处动脉段的血流速度，并将层流转变为袖带以下伴随噪声效果的紊流。

通过对采用容积压缩波形描记法和听诊法进行的测量进行对比，可以确定心舒张压和心收缩压水平(根据容积压缩波形描记法)，该水平应当符合世界卫生组织的听诊法血压水平分类法。此外，容积压缩波形描记法可以扩展应用在确定其他血压指标上，通过类似形式对血压水平范畴和根据平均血压、脉压和冲击血压进行分类。

这样通过无创血流动力学分析仪得到的血流动力学参数就是可信的，并能够用于医生在紧急情况下和当前治疗实践中评估心血管***状态。

以上对本发明实施例所提供的技术方案进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本发明实施例的原理以及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只适用于帮助理解本发明实施例的原理；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明实施例，在具体实施方式以及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

Claims (9)

1.一种无创血流动力学参数分析仪，包括计算机、以及与所述计算机连接的测量模块，其特征在于：

所述测量模块包括：

袖带；

微型压缩机，用于产生所述蓄压器内的压力；

蓄压器，用于平滑所述微型压缩机工作时产生的波动，并利用气节门向所述袖带均匀提供气体；

气动阀门，用于调节所述蓄压器内气压；

压力传感器，将所述袖带内的压力信号转变为直流电压信号；

信号传输处理电路，将所述直流电压信号经放大、滤波、以及模数转换后传输给所述单片机；以及

单片机，用于接收所述计算机的控制信号、并根据所述控制信号控制所述微型压缩机和所述气动阀门为所述袖带加压或减压，以及将其接收到的压力信号传输给所述计算机；

所述计算机，将其接收到的压力信号分离为袖带静压信号和脉搏波信号，根据所述脉搏波信号生成整个测量过程的脉搏搏动图象，并根据所述袖带充气过程中脉搏波的振幅变化确定血流动力学数据。

2.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

所述计算机确定血流动力学参数的具体步骤如下：

根据所述脉搏波曲线直接获取动脉血压的4个参数：舒张压、平均压、侧压、以及收缩压；

根据所述脉搏波幅值确定收缩和舒张周期内肢端大动脉腔隙；以及

根据预定算法计算出其他预定待测的血流动力学数据。

3.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

所述根据预定算法计算出其他预定待测的血流动力学数据，具体包括以下步骤：

计算机初始化，记录所述压力传感器传回的直流电压信号所形成的原始示波图；

根据所述原始示波图建立初级曲线，在所述初级曲线束中得出最小值和最大值，求出13mmHg压力时的最低压力指数，求出大于300mmHg压力的压力指数，检验压力增加的准确性，从左边截短曲线到最低压力指数处；

用比初始曲线少10倍的点单元数建立最小值和最大值峰值曲线，在所述最大值和最小值曲线中得出最大值、最小值、以及脉博周期，进行信号圆整得出最大幅值，进行压力过滤去掉多余的最大值与最小值，确认最大值和最小值，最大值和最小值再确认以检验相邻极值的均一性，最大值与最小值再确认以检验最大值的低端位置，建立峰值曲线Ah-对应于最大值的信号值曲线，建立谷值曲线Al-对应于最小值的信号值曲线，平整曲线Ah和Al；

建立第一组包络线，建立包络线S，A，Ae，Fa，Fb，其单元数等于最大值的个数，从左向右用上升斜度进行填充Fa并反向填充Fb，用振荡曲线下面的面积填充S并建立曲线，分别用最大值最小值间的幅值、最大值和绝对最小值之间的幅值填充A和Ae，获得输出在屏幕上的最终曲线，圆整S，A，Ae，用分析S确立最大幅度，赋予曲线在屏幕上出现的最终形态，获得基础数值，根据最终曲线的最大值建立包络线Axh，根据相同曲线的最低值建立包络线Axl，确定平均压对应点-振荡波下面的最大面积减去一个峰对应的点，确定收缩压对应点A和Axl的右交点，确定舒张压对应点Axh和Axl的左交点，确定侧压对应点Fa和Axh的交点加一个峰，确定舒张压点的脉动曲线幅值AMP_mean、舒张压幅值AMP_dbp。

4.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

在所述计算机内还包含有病历信息管理模块，用于添加、删除、查询、统计和更新病历信息。

5.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

在所述计算机上还设置有一数据存储单元，用于存储病历信息、以及测量结果。

6.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

在所述计算机与所述单片机之间还设置有服务器，用于远程数据交换。

7.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

所述信号传输处理电路，包括依次串联在一起的前置放大器、低通滤波器、增益放大器、以及模数转换器，所述前置放大器的输入端与所述压力传感器的输出端连接，所述模数转换器的输出端与所述单片机连接。

8.根据权利要求1所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

在所述计算机上连接有鼠标、键盘、显示器、以及打印机。

9.根据权利要求2所述的无创血流动力学参数分析仪，其特征在于：

所述模数转换器为24位的A/D转换器。

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