CN1114174A - 血流图自动分析诊断方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种计算机控制的血流图自动分析诊断方法和装置，其中装置包括主机及其控制电路、控制驱动及接口电路、计算机三部分，自动完成血流图波形和标准信号的提取和分离，由计算机软件完成血流图自动分析诊断，具有精度高、操作简便等优点；本发明所述方法包含标准化处理、标识点识别、波形识别、数据分析及综合分析等过程，有效信息量更多，诊断更准确、全面。本发明能广泛用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等血流图自动分析诊断。

Description

血流图自动分析诊断方法和装置

本发明涉及一种计算机控制的血流图自动分析诊断方法和装置，属医疗仪器。

阻抗血流图技术起源于三十年代，五十年代进人临床应用，六十年代进人我国，七十年代末以后在我国得到迅速发展。这项技术具有简便、无创、无损害等特点，现已广泛应用于脑、心、肝、肺、肾和肢体等疾病的检查与诊断。血流图仪的生产，在国内始于1974年JX74—A型桥式血流图仪，后有北京、上海、天津、广州、洛阳、宝鸡等地生产的各种血流图仪，目前较为普及的是上海医用电子仪器厂生产的RG—28桥式血流图仪。

目前的血流图仪主要包括桥式(两电极)与直接式(四电极)两种。桥式血流图仪的灵敏度高，电极安放方便，但不能提供基础阻抗，不能定量分析，电桥平衡的人工调节也很麻烦，且易影响结果；直接式血流图仪可提供基础阻抗，能定量分析，但灵敏度很低，四电极安放不方便，不适用于脑、肝、肾血流图检查。上述两种仪器都不能提供统一的标准信号(亦即定标信号)高度，桥式血流图仪的标准信号是“骑”在血流图波形之上，在图1所示的脑血流波形与标准信号示意图中，图1中右侧的波形即标准信号的一种示例，这种情况对血流图分析带来许多不便。目前的血流图仪由于都采用人工调节、人工测量，所测出的血流图波形误差大，而且速度慢、操作不便。

现行的血流图分析方法也同样存在许多缺陷：

一是分析指标的设立不合理：如图2所示，反映了仪器增益大小对脑血流图上升角α与顶夹角θ的影响，仪器增益也可以通过标准信号的高度反映，对于0.1欧的标准信号，在图2a中，对应了标准信号的高度是5mm，α＝80度，θ＝55度，而在图2b中，由于仪器增益的不同，对应了标准信号的高度是9mm，α＝85度，θ＝35度，因此在这种情况下，α和θ就无法准确反映血流图的特征；另外，上升时间受波形的影响；转折高比值在正常的陡直波与异常的倾斜波都为“1”等，这些因素还导致分析无法量化。

二是对血流图有效信息提取量不够，现行的血流图分析指标可归结为形态、幅值、时间、角度以及派生的比值指标等，而对于综合反映血流图动态变化的曲线方程、面积指标等，均因人工分析无法计算而丢失，从而使分析结论难以全面反映实际情况。

三是分析方法落后、误差过大：对血流图波形的分析，现普遍为目测或尺量，测量及视觉的误差很大，对波形、重搏波等缺乏量的区分标准。对于同一份图纸，给不同的人或同一个人在不同的时间去分析，都有可能得到不同的分析结果。

另外，由于对血流图信号缺乏一个标准化的预处理过程，这种信号标准不统一也会使分析带有误差。

上述原因以及仪器增益大小、电桥平衡程度等对分析结果造成的影响，使血流图的诊断结果可能出现较大的误差。

本发明的目的之一是提供一种自动提取血流图波形和标准信号、精度高、操作方便并通过与计算机及软件相结合而实现血流图自动分析诊断的装置。

本发明的目的之二是提供一种对血流图波形数据进行标准化和量化分析处理、提取更多的有效信息、进行更全面和更精确的分析进而提高诊断的准确性的血流图自动分析诊断方法。

本发明的技术方案如下：

本发明的血流图自动分析诊断装置是由主机及其控制电路、控制驱动及接口电路、计算机三部分构成，控制驱动及接口电路分别与主机及其控制电路、计算机的总线相连，控制驱动及接口电路由驱动电路与控制接口、A/B电路两部分构成，主机及其控制电路由人体电极、导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、Wbeatston电桥电路、信号源电路、定标电路、电桥平衡调节与人体模拟电路、电桥失衡开关与定标控制电路、选频放大电路、检波电路、增益控制电路、低频放大电路、电桥平衡电压输出电路、波形电压输出电路、波形起止点识别电路和输出控制电路构成，其中，

(1)人体电极与人体的相应部位相连，Wheatston电桥电路分别和信号源电路、定标电路、检波及选频放大电路、电桥失衡开关与定标控制电路、电桥平衡调节电路和人体等效模拟电路、人体与模拟人体选通电路相连，电桥平衡调节电路能使Wheatston电桥电路实现自动平衡，人体等效模拟电路通过替代人体接入电桥实现血流图波形与标准信号分离，同时提供人体基础阻抗；波形起止点识别电路分别和低频放大电路、驱动电路与控制接口相连，波形起止点识别电路由微分电路、对数放大电路和比较电路构成，完成对血流图每一单位波形起止点的识别；

(2)主机及其控制电路经过控制驱动及接口电路向计算机传输数据并受计算机的软件控制，主机及其控制电路在计算机控制下完成人体模拟和电桥平衡后，经人体电极测试后即可提取血流图波形信号和标准信号，并向计算机传输，由计算机进行自动分析，完成血流图自动分析诊断。

电桥平衡调节电路由电容、电阻和程控开关电路构成，程控开关电路受计算机软件控制，并调节多个电容并联或串联、多个电阻串联或并联的结构关系，其中的每一电容值、电阻值均依顺序按δ×2n进行二进制编码和排列，δ为电桥平衡容许误差，n为编码位，通过二进制控制码改变电容并联或串联和电阻串联或并联开关的组合，整个电路的电容和电阻值则发生相应的变化，直到与人体阻抗值相等，完成Wheatston电桥自动平衡调节；电桥平衡调节电路及人体等效模拟电路分别与Wheatston电桥电路、驱动电路与控制接口、人体与模拟人体选通电路相连。电桥的自动平衡是通过计算机软件控制编码电容和编码电阻的组合，使电桥的平衡指示电压达到最小而实现的。

人体等效模拟电路由电容、电阻及开关器件构成，人体等效模拟过程是在调节电桥电路的平衡时同步实现的，开关器件受计算机软件控制，从而调节整个电路的阻抗，电桥平衡时，人体等效模拟电路的阻抗即人体基础阻抗，即：

Zo＝1/(2πfCl×δc)＋R1×δ_R

其中f为信号源频率，C1为电容控制码，R1为电阻控制码、δc为电容容许误差，δ_R为电阻容许误差。人体等效模拟电路的作用，是通过替代人体接入Wbeatston电桥而实现血流图波形与标准信号的分离，同时提供人体基础阻抗。

主机及其控制电路中的选频放大电路由LC选频网络和高共模抑制JFEI运放电路构成，与LC选频网络并联的运放电路，其正、负输入端与电桥电压输出端相联。该电路结合低阻抗电桥电路的特点，将桥电压接于运放电路并联有LC网络的正、负输入端进行选频放大，大大提高了选频放大效率，简化了仪器结构。检波电路采用两个高速运放电路构成的精密全波整流器，进行检波，减小了仪器的非线性误差。

主机及其控制电路中的导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、电桥失衡开关与定标控制电路、增益控制电路、输出控制电路均由可程控开关构成，信号源电路由考毕兹振荡器与运算放大器构成，定标电路由555时基电路驱动一开关构成，人体电极由5cm²左右镀银铜片构成。

本发明所述的装置中，计算机可以采用CPU为8088、80286、80386、80486、80586等的通用微机，其中存储了对主机及其控制电路、控制驱动及接口电路进行控制的控制软件，以及进行血流图自动分析诊断的分析软件。本发明也可通过将控制软件和分析软件固化后用于单片机来实现。

本发明的设计思想在于采用一种全新的仪器与计算机结合，实现仪器全自动控制，配合高智能化软件，实现血流图自动分析，并可直接输出诊断结果，以弥补现有仪器与分析诊断方法的不足，为血流图乃至整个医学事业的发展提供可靠的检测手段和先进的分析方法。

本发明还公开了一种血流图自动分析诊断方法，该方法包括以下依序的步骤：

(1)标准化处理，即对血流图波形进行幅度校正、删除失真波形、波形基线校正；

(2)标识点识别，即从血流图中每一单位波形内，由起点到止点，从中提取反映血流图波形特征的八个拐点作为标识点，以标识点作为血流图自动分析诊断的基础数据；

(3)波形识别，即根据八个标识点相互的位置关系和幅值对波形类别进行识别；

(4)数据处理和分析，即以八个标识点为基础数据进行分析处理，包括血流图波形幅值计算、时间计算、波形直线方程拟合、波形曲线方程拟合、面积指标计算及有关比值计算；

(5)血流图结果分析，即利用上述步骤的结果数据，对外周阻力、血管弹性和相对供血量三类指标进行分析，并得出相应的结论，作为诊断的依据；

(6)综合分析，即结合患者的临床诊断、主要症状、既往病史、其它检查结果等存档数据资料以及患者的年龄、性别、职业、嗜好等个人情况，进行综合分析，得出诊断结论。

上述的标识点包括八个标识点，从起点开始，依次为P1—PB，其中P1点由本发明所述装置中的波形起止点识别电路识别，也可由软件识别，其它各标识点都由软件识别，识别的方法是以P1点为基础，按一定的时域关系和与心动周期HR的函数关系依次找出各点，具体是；

P2：在P1后0.1±0.02秒范围：

P3：在P2后0.04～0.08秒，在P1后0.18＋0.03秒范围；

P4：在P3后0.03～0.06秒，在P1后0.22＋0.04秒范围；

P5：在P1后K×HR^1/2秒范围，其中I＝0.40±0.05.HR为心动周期；

P6：在P5后0.06～0.12秒范围。

P7：在下一波起点前0.18±0.06秒范围内；

P8：在下一波起点前0.09±0.04秒范围内；

P3—P8的时域均与心律有关。

上述的血流图波形识别是根据其中标识点的相互位置关系和幅值，识别波形的类别。脑血流图波形分类共计十三种，包括速降波、陡直波、平顶波、平行三峰波、***三峰波、递升三峰波、高阻力波、转折波、圆顶波、倾斜波、正弦波、三角波和低平波。其它血流图波形分类原则相同，也根据标识点进行分类。

本发明所述的方法可广泛应用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等血流图自动分析诊断。

本发明所述的血流图自动分析诊断方法可通过计算机软件的运行来实现。

综上所述，本发明的血流图自动分析诊断装置集血流图仪与计算机于一体，实现全自动控制，其中主机及其控制电路、控制驱动及接口电路均可采用全集成电路和插件式结构，直接***计算机总线扩展槽，即构成本发明的装置，结构简单，安装方便，该装置的电桥平衡调节、失衡控制、定标、增益调节、基层阻抗测量等全由计算机自动控制，自动提取血流图波形和标准信号，并向计算机提供自动分析诊断所需部分数据，从而减少了人工调节测量环节及带来的相应误差，所提取的波形和数据的精度得以大大提高，整个运行过程速度远远快于传统设备的操作过程，操作方便，能大大提高血流图检查的工作效率，再加上计算机及软件的数据处理功能和分析诊断能力，使有关疾病的临床诊断的准确性和效率大大提高。

本发明的血流图自动分析诊断方法实现了分析诊断的标准化与自动化，标准化处理可使血流图分析具有统一的分析标准，大大减小了分析误差，该方法采用波形标识点的识别与分析方法，使各种血流图的分析归结为标识点的分析，从图纸的分析与诊断直至输出诊断报告单都实现了自动化，减少了人工分析误差；还增加了有效信息提取量，由传统分析方法中单纯的点分析，增加了对血流图波形的线分析和面积分析，加上对各项指标的量化分析，使分析诊断更科学、更准确，使分析指标的设立更合理。

实现本发明的装置，除计算机外，其它电路及接口部分的成本较低，适宜于医院普遍推广使用。

以下结合附图及实施例详述本发明。

图1是脑血流波形与标准信号示意图；

图2a是对应于0.1Ω的标准信号的脑血流图；

图2b是对应于0.1Ω的标准信号、并因仪器增益变化导致标准信号高度增大时的脑血流图；

图3是本发明的血流图自动分析诊断装置的总体结构框图；

图4是电桥自动平衡调节电路与人体等效模拟电路原理图；

图5是选频放大电路原理图；

图6是检波电路原理图；

图7是波形起止识别电路原理图；

图8是控制驱动与接口电路原理图；

图9是计算机对于主机及其控制电路、控制驱动与接口电路的控制软件框图；

图10是本发明的血流图自动分析诊断方法所体现的计算机分析处理软件框图；

图11 a、图11b、图11c是通过八个标识点反映脑血流图波形特征、波形成份的三个示例图；

图12是脑血流图十三个波形类别的示意图；

图13是由本发明得出最终结论性的脑血流图报告示意图。

图3反映了本发明所述装置的电路构成及各电路的连接关系。该装置中采用了对Wbeatston电桥电路具有自动平衡调节功能的电桥平衡调节电路和人体等效模拟电路，如图4所示，这是本发明很重要的环节，它使Wheatston电桥的自动平衡成为可能，使血流图波形与标准信号的分离变成现实，使桥式血流图仪能与直接式血流图仪一样提供基础阻抗，结束了桥式血流图仪不能提供基础阻抗的历史，汇集了两类仪器的优点。电桥自动平衡调节与人体等效模拟是血流图自动控制与自动分析的基本条件，这部分电路采用二进制编码电阻、电容与程控开关电路相结合，在程序控制下。通过测量电桥电压的大小，以满足电桥调节臂阻抗值与人体阻抗值相差在允许的误差范围内。Wheatston电桥有四个臂，其中一对相邻两臂为相等的固定阻抗；在另外一对相邻两臂中，一臂为电桥平衡调节电路，另一臂接人体，当前者的阻抗与人体阻抗相等时，电桥电压最小；反过来，在电桥达到平衡时，电桥平衡调节电路的阻抗与人体臂的阻抗相等。采用另一组编码电阻和电容作为人体等效模拟电路，在调节电桥平衡时，同步进行调节，使之与电桥平衡调节电路的阻抗相等，当电桥调节平衡后，将调节好的人体等效模拟电路通过人体与模拟人体选通电路取代人体臂，作为模拟人体，电桥仍保持平衡。

由于人体血流搏动的变化，在定标时，标准信号总是“骑”在血流图波形上，如图1所示，而模拟人体在阻抗值上等于人体，但没有血流图曲线，所以不会将标准信号“骑”在血流图波形曲线上。由此使血流图曲线与标准信号分离，从而有利于血流图自动分析时进行标准信号的提取。

图5是选频放大电路，由于在具有高共模抑制比和高输入阻抗的JFFT运放两输入端并联有LC选频网络，对于JFFJ运放来说，只有在LC谐振频率f₀的信号输入电压最大，偏离f₀越远则输入电压越小。选频效率决定于LC网络的Q值，当选取f₀＝100KHZ时，对50HZ的交流干扰来说，频率已相差2000倍，能得到非常好的干扰抑制。

图6是检波电路，它与由一个运放构成的半波整流器检波相比，提高效率一倍；与由纯二极管全波整流器检波相比，消除了由于二极管门坎电压带来的非线性误差，特别是当电桥接***衡时，其优势更加明显。

图7是波形起止点识别电路。在在血流图分析时，首先必须识别每一个单位波形的起点和止点，否则无法进行分析，而用纯软件方法进行识别也并非易事。在波形的起点和止点，斜率发生急骤变化达到最大，经过该电路的微分电路，先求出斜率，再经对数放大电路进行对数放大后，起止点的信号最大，通过选取比较器电路适当的比较电压值，进行比较，由比较电路提供III电平，在波形起止点处，使比较器电平反转，由此得到与血流图波形下降支和上升支对应的高、低电平，由高电平转为低电平的拐点对应血流图波形的起点。波形止点即下一单位波形的起点。

图8是控制驱动与接口电路、包括驱动器1413、地址译码器748138、I/O接口8255、模数转换器AO574、标准电压源OP07等，或采用具有相同功能的其它器件。

在实际实施本发明的装置时，主机及其控制电路、控制驱动及接口电路均可设计为插卡式结构，这二块插卡均可插于计算机的总线扩展槽中。

图9是计算机控制软件的流程框图，控制软件的作用是协调控制电路各开关的动作，实现各控制电路的功能，提取血流图波形和标准信号。具体流程是：

1、键盘启动后，根据预选导联选通导联开关。

2、控制人体与模拟人体选通电路，使Wheatston电桥电路接通人体电极，脱离模拟人体。

3、将输出控制电路接通电桥平衡电压输出电路，使计算机对电桥平衡电压处于监控状态。

4、送电桥平衡控制码。

5、控制增益控制电路，调节增益使电桥平衡指示电压在规定范围以内。

6、向电桥平衡调节与人体模拟电路输送电容控制码，并反复在电容控制码上加一增量，该增量使得电桥平衡指示电压减小；若指示电压增大，则将控制码增量反号，即递减；若该电容控制码的连续变化不能改变电桥平衡指示电压，则软件判断为“电极接触不好”，否则，反复改变电容控制码的增量，日加大增益，使电桥平衡指示电压达到最小。

7、按调整电容控制码同样的方法调整电阻控制码，直至增益最大而电桥平衡指示电压最小，电桥达到平衡。人体等效模拟过程在上述步骤6和7中同步完成。

8、将达到电桥平衡时的电容控制码和电阻控制码送内存，并换算成基础阻抗供信号分析用。

9、向电桥失衡开关电路送电桥失衡控制码，使电桥失去平衡。

10、将A/O电路通过输出控制电路，接通波形电压输出电路。

11、控制Wheatston电桥电路接通由人体模拟电路完成的模拟人体，脱离人体电极。

12、送定标控制信号。

13、采集标准信号电压并送内存。

14、调整增益使定标输出电压在规定的范围内。

15、使Wbeatston电桥电路接通人体电极，脱离模拟人体。

16、进行信号幅值调节，使血流图波形信号电压在规定范围内。

17、采集血流图波形信号电压并送内存，供信号分析处理用。

信号分析处理软件的主要流程如图10所示，它包括如下步骤：

一、标准化处理。标准化处理是实现血流图分析诊断的基础。它包括幅度校正、删除失真波形，波形基线校正。

幅度校正是根据标准信号高度，按比例函数校正波形的幅值，使之具有统一的标准(标准信号高度)，以利于分析指标的稳定和统一。

删除失真波形主要是消除基线大幅度漂移对分析带来的影响。用|PI—K|≤Q过滤各波形的起止点，以删除基线漂移过大波形。K＝|(PI)/N|PI，第I个波形的起点。Q：基线过滤常数。N：波形个数，取N＝5。

波形基线校正是按正切函数逐个修正血流图波形基线，进一步消除基线漂移对各分析指标的影响。YI＝Yi＋(Xj×tga)。tga＝Y÷X。YI，波形曲线第I点的修正值。Yi波形曲线第I点的值。Xj：波形曲线第1点对应于波形起点的X轴距离(时间值)。Y：波型曲线起点幅值与止点幅值的差。YI波形曲线起点与止点X轴距离(时间值)的差。

二、标识点的识别。一个完整的、分化清楚的血流图波形，从波形曲线的起点到止点，有九个比较明显的拐点，如图11a、图11b、图11c所示，标识点P1—P9的选取要反映波形的曲线拐点、频率合成等波形成份的关系，反映血流图波形特征。这三个图是标识点选取示例。由于波形的止点是下一个波形的起点，因此实际上只需识别八个拐点，血流图波形曲线种类繁多，它们共同的特征是上述八个标识点。血流图的所有分析指标都与这八个标识点的幅值，时间或相互位置变化有关。脑血流图十三种波形见图12所示，其变化全都反应于八个标识点相互位置关系上。血流图波形曲线上八个标识点的识别是实现血流图自动分析诊断的核心，也是本发明十分重要的环节。

波形的八个标识点从起点开识，依次为P1—P8，除P1点由波形起-止点识别电路识别外，其他各点都由软件识别。识别的方法是以P1点为基础，按一定的时域和函数关系依次找出各点。

三、波形的识别：以波形分类为基础，根据八个标识点相互的位置关系和幅值(P2—P8)从如下六个方面进行识别。

(A)、最高波波幅：(1)＞1/2波幅正常值；

                 (2)＜1/2波幅正常值；

(B)、P2、P3(1)P2＞P3；

               (2)P2≈P3；

               (3)P2＜P3；

               (4)上升支呈圆弧状，P2、P3不明显；

               (5)上升支呈直线状，不存在P2、P3。

  (C)、P5、P6，(1)P5＜P6；

               (2)P5≈P6；

               (3)P5＞P6；

               (4)P5、P6不明显。

  (D)、P5幅值与主波波幅(11)的比值：(1)P5/H＞1/3；

                                   (2)P5/H≤1/3。

  (E)、主波峰位置：(1)主波峰在P2且P2＞P4；

                   (2)主波峰在P2且P2≈P4；

                   (3)主波峰在P4；

                   (4)主波峰在P6且P2＜P6；

                   (5)主波峰在P6且P2≈P6。

  (F)、P7、P8：(1) P7、P8不存在；

               (2) P7＞P9；

               (3)P7≤P8。

根据上述ABCDEF六个方面的识别得到波形结果。如(1)(1)(1)(2)(1)(3)为速降波；(1)(1)(1)(1)(1)(2)为陡值波；(1)(3)(1)(1)(3)(1)为转折波等。

在图12中(1)—(13)依次对应的分类类别为低平波、速降波、陡直波、平顶波、平行三峰波、***三峰波、高阻力波、三峰递升波、转折波、圆顶波、倾斜波、正弦波、三角波。

四、指标计算：

1、幅值：幅值以基线为零点，以欧姆为单位。

(1)、H1：即P2的幅值。当P2点不清楚(低平波、圆顶/倾斜波、正弦/三角波)时，取P1点后0.12-Q×HR秒的幅值。Q为校正系；HR为心动周期。

(2)、H2：即P4的幅值。当P4点不清楚(部分陡直波、平顶波、低平波)时，取P5点前0.05秒的幅值。

(3)、H3：即P5的幅值，当P5点不清楚(正弦/三角波、低平波)时，取P1后K×HR^1/2秒的幅值，K＝.40＋0.05。

(4)、H4：即P6的幅值。当P6点不清楚(正弦/三角波、低平波)时，取P1后0.06＋K×HR^1/2秒的幅值。K＝.40±0.05。

在脑血流图中，H1、H2、H4中最高的幅值为传统的血流图波幅(HS)。两侧波幅差仍按传统方法计算。

2、时间：时间以波形起点为零点，以秒为单位。

(1)、T：波形起点到止点的时间，即一个心动周期。

(2)、T1：对应于S1的时间，即血管快速充盈期。

(3)、T2：对应于S2的时间，即血管有效充盈期。

(4)、T3：对应于S3的时间，即血管总充盈期。

(5)、T4＝T-T3，对应于S4的时间，即血管总回缩期。

在脑血流图中，最高幅值点对应的时间为传统的上升时间(Ta)。

3、直线方程拟合：当H1≥H2时以H1为上升支和下降支的分界点，否则以H2为上升支和下降支的分界点。分别计算上升支和下降支的回归直线方程。由此可计算血流图传统指标上升角(α)和顶夹角(θ)。

4、曲线方程拟合：按波形起、止点和分界点进行Y＝a＋b1X＋b2X²拟合，并进行回代检验和相关系数计算。由曲线拟合方程得到血流图的有关综合信息。

5、面积：按梯形积分法分别计算。单位：欧.秒。

(1)、S：波形起点到止点之间的面积，即波形的总面积。

(2)、S1：P1—P2之间的面积，即血管快速充盈面积。

(3)、S2：P1—P4之间的面积，即血管行效充盈面积。

(4)、S3：P1—P5之间的面积，即血管总充盈面积。

(5)、S4：P5～下一波P1之间的面积。即血管总回缩面积。

6.有关比值，

(1)、V＝S/T，即血管充盈一回缩总速率，单位：欧。反映了血管内血液流入与流出的平均速度差。

(2)、V1＝S1/T1，即血管快速充盈率，单位：欧。反映了快速充盈期内血管扩展的速度。

(3)、V2＝S2/T2，即血管有效充盈率，单位：欧。反映了有效充盈期内血管扩展的速度。

(4)、V3＝S3/T3，即血管总充盈率，单位：欧。反映了整个充盈期内血管扩展的平均速度。

(5)、V4＝S4/T4，即血管总回缩率，单位：欧。反映了整个回缩期内血管弹性回缩的平均速度。

(6)、F：S3/S4，即血管总充盈—回缩面积比。

(7)、F1：S1/(S2-S1)，即血管快—慢充盈面积比。

(8)、F2：S2/S4，即血管有效充盈—回缩面积比。

(9)、Z＝V4/V3，反映了外周阻力相对平均充盈动力的大小。

(10)、Z1＝V4/V1，反映了外周阻力相对快速充盈动力的大小。

(11)、Z2＝V4/V2，反映了外周阻力相对有效充盈动力的大小。

脑血流图中的传统指标转折高比值(Ha/Hs)，在P2点清楚时即H2/H1，在P2点不清楚时为O。

五、对比分析：

1、两侧对比分析：脑、肢体等血流图需两侧同时检查，并进行各指标的对比分析。对比分析的结果将作为诊断的依据之一。

2、功能试验前后对比分析：有的血流图检查需进行功能试验，如脑血流图检查有含服***和转颈试验。试验前后各指标的变化在一定程度上反映了被***位或脏器血管的机能状况，对诊断提供十分重要的帮助。

3、资料对比分析：若库存或键盘输入资料中有既往的血流图资料，则进行各指标的对比分析，为诊断进一步提供参考依据。

六、综合分析与判别处理：根据被检查者的年龄、性别、血流图各指标分析结果等，查找相应的数据库资料，进行比较和综合分析。综合分析与判别处理依据如下两方面进行置化，根据量化后得到的综合结果而得到对应的结论。

(一)、资料分析：

1、一般资料：

(1)、年龄、性别：按年龄大小与性别选取对应组别的正常值表。

(2)、职业、嗜好：某些职业和嗜好与某些血管疾病有一定关系，如长期从事饮食行业、喜好油腻的人易患血管弹性减退：而吃斋信佛的人则不然。又如脑力劳动者由于精神紧张易患高血压病，造成脑血管紧张度增高或弹性减退。

2、疾病资料：

(1)、临床诊断和主要症状：临床诊断是临床医生根据病人的临床症状和其他检查对疾病作出的判断结果，一般说来对血流图的分析诊断具有指导性意义，但血流图毕竟是一门专业性较强的学科，所以在作血流图的诊断时，必须对病人的症状进行分析和必要的补充。

(2)、既往病史：了解与心血管***有关的疾病，对血流图的分析诊断具有一定的参考价值，诸如高血压病、冠心病、高血脂症、肺心病、动脉硬化、风湿病、糖尿病、植物神经功能紊乱等。

(3)、其他检查结果：参考如血脂、眼底、心电图、X光照片等检查结果，对血流图诊断很有帮助。

(二)、血流图结果分析：

1、外周阻力：

(1)、低张力：波形为速降波，波幅高于正常值，上升角增大，顶夹角减小，重搏波明显，转折高比值为“1”；H1、S1、V1、F1、S2、V2、F、F1、F2增大，Z1、Z2、Z、S4、V4减小等。

(2)、高阻力：波形为高阻力波、递升三峰波、平行三峰波，顶夹角增大，转折高比值不为“O”；S、V、Z1、Z2、Z、S4、V4、增大，F1、F2、F减小等。

2、血管弹性：

(1)、紧张度增高：出现大于本年龄段的波形，或有波幅偏低，上升角减小，顶夹角增大，重搏波不明显，转折高比值小于“1”，F1、F2、F减小，或有S、H1、V1减小，Z1增大，或有Z2、Z增大等，含服扩血管药物功能试验很快能恢复正常。

(2)、弹性减退：出现大于本年龄段的波形或出现正弦波、三角波，波幅偏低，上升角减小，顶夹角增大，重搏波隐约或消失，转折高比值明显减小或为“O”；S、H1、S1、V1、F1减小，或有S2、V2、F2、S3、V3，F减小，Z1、Z2、Z增大等。含服扩血管药物功能试验不能完全恢复正常。

3、供血量异常：

(1)供血量低于正常：波幅低于正常值，或有上升角减小和顶夹角增大，S、V、H1、S1、V1、H2、S2、V2、S4、V4减小，或有F2、F减小和Z1、Z2、Z增大等。

(2)供血量大于正常：波幅高于正常值，或有上升角增大和顶夹角减小，S、V、S2、V2、F2、S3、V3、F增大，Z2、Z减小等。

(3)供血量不对称：两侧波幅差大于正常值，两侧 S、V、F、Z的差值均大于正常值等。

七、资料保存：保存经量化后的病史资料和血流图数据。

八、打印诊断报告单：报告单包括如下四个方面的内容：

(一)、一般资料：姓名、性别、年龄、编号等。

(二)、血流图检查分析所得数据：如图13所示的脑血流图报告单包括有：

1、传统指标：

(1)、波形，打印汉字。

(2)、波幅(HS)。单位：欧。

(3)、上升时间(Ta)。单位：秒。

(4)、重搏波按三个等级表示

清楚：H4-H3＞0时，打印时有以H4-H3的值，单位：欧。

存在：H4＜H3，且P5与P6都存在时，打印“存在”二字。

消失：H4＜H3，且P5与P6都不清楚，打印“消失”二字。

(5)转折高比值(Ha/Hs)有三种情况：

H1≥H2：打印数字“1”。

H1＜H2，且P2清楚(非低平波、圆顶/倾斜波、正弦/三角波) ：打印H2/H1的值。

H1＜H2，且P2不清楚(低平波、圆顶/倾斜波、正弦/三角波)：打印数字“O”。

(6)、上升角。单位：度。

(7)、顶夹角。单位：度。

(8)、两侧波幅差

2、总体指标

(1)、总面积S。单位：秒，欧。

(2)、心动周期T。单位：秒。

(3)、流入-流出速度差V。单位：欧。

3、血管快速充盈期的有关指标。

(1)、快速充盈期末波幅H1。单位：欧。

(2)、快速充盈面积S1。单位：秒，欧。

(3)、快速充盈时间T1。单位：秒。

(4)、快速充盈速度V1。单位：欧。

(5)、快速-慢充盈面积比F1。

(6)、外周阻力相对快速充盈动力的大小Z1。

4、血管有效充盈期的有关指标。

(1)、有效充盈期末波幅H2。单位：欧。

(2)、有效充盈面积S2。单位：秒，殴。

(3)、有效充盈时间T2。单位：秒。

(4)、有效充盈速度V2。单位：欧。

(5)、有效充盈-回所面积比F2。

(6)、外周阻力相对有效充盈动力的大小Z2。

5、血管总充盈期的有关指标。

(1)、充盈期末波幅H3。单位：欧。

(2)、充盈面积S3。单位：秒，欧。

(3)、充盈时间T3。单位：秒。

(4)、平均充盈速度V3。单位：欧。

(5)、充盈-回缩面积比F。

(6)、外周阻力相对总充盈动力的大小Z。

6、血管总回缩期的有关指标。

(1)、重搏波波幅H4。单位：欧。

(2)、回缩面积S4。单位：秒，欧。

(3)、回缩时间T4。单位：秒。

(4)、平均回缩速度V4。单位：欧。

(三)、血流图分析结论：以血流图专业术语作出有关血液流体动力学方面的诊断，诊断依据十分明确时提示有关临床疾病的诊断。

(四)、血流图波形。

本发明可应用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等多方面的血流图自动分析诊断，应用在不同方面时，只在分析软件方法的细节上存在小的差别，如在时间指标、幅值指标的取值、计算和分析上有所不同，波形分类结果不同，正常值、判别方法以及指标的侧重分析也略有不同，但分析方法在整体上是相同的。本发明的装置则是通用的。

Claims (10)

1、一种血流图自动分析诊断装置，其特征在于是由主机及其控制电路、控制驱动及接口电路、计算机三部分构成，控制驱动及接口电路分别与主机及其控制电路、计算机的总线相连，控制驱动及接口电路由驱动电路与控制接口、A/O电路两部分构成，主机及其控制电路由人体电极、导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、Whentston电桥电路、信号源电路、定标电路、电桥平衡调节与人体模拟电路、电桥失衡开关与定标控制电路、进频放大电路、检波电路、增益控制电路、低频放大电路、电桥平衡电压输出电路、波形电压输出电路、波形起止点识别电路和输出控制电路构成，其中：

(1)人体电极与人体的相应部位相连，Wbeatston电桥电路分别和信号源电路、定标电路、检波及选频放大电路、电桥失衡开关与定标控制电路、电桥平衡调节电路和人体等效模拟电路、人体与模拟人体选通电路相连，电桥平衡调节电路能使Wbeatston电桥电路实现自动平衡，人体等效模拟电路通过替代人体接人电桥实现血流图波形与标准信号分离，同时提供人体基础阻抗；波形起止点识别电路分别和低频放大电路、驱动电路与控制接口相连，波形起止点识别电路由微分电路、对数放大电路和比较电路构成，完成对血流图每一单位波形起止点的识别；

(2)主机及其控制电路经过控制驱动及接口电路向计算机传输数据并受计算机的软件控制，主机及其控制电路在计算机控制下完成人体模拟和电桥平衡后，经人本电极测试后即可提取血流图波形信号和标准信号，并向计算机传输，由计算机进行自动分析，完成血流图自动分析诊断。

2、根据权利要求1所述的血流图自动分析诊断装置，其特征在于电桥平衡调节电路由电容、电阻和程控开关电路构成，程控开关电路受计算机软件控制，并调节多个电容并联或串联、多个电阻串联或并联的结构关系，其中的每一电容值、电阻值均依顺序按δ×2n进行二进制编码和排列，δ为电桥平衡容许误差，n为编码位，通过二进制控制码改变电容并联或串联和电阻串联或并联开关的组合，整个电路的电容和电阻值则发生相应的变化，直到与人体阻抗值相等，完成Wbeatston电桥自动平衡调节；电桥平衡调节电路及人体等效模拟电路分别与Wbeatston电桥电路、驱动电路与控制接口、人体与模拟人体选通电路相连。

3、根据权利要求1所述的血流图自动分析诊断装置，其特征在于人体等效模拟电路由电容、电阻及开关器件构成，人体等效模拟过程是在调节电桥电路的平衡时同步实现的，开关器件受计算机软件控制，从而调节整个电路的阻抗，电桥平衡时，人体等效模拟电路的阻抗即人体基础阻抗。

4、根据权利要求1所述的血流图自动分析诊断装置，其特征在于主机及其控制电路中的选频放大电路由LC选频网络和高共模抑制JFFI运放电路构成，电桥电压输出端联接与LC选频网络并联的运放电路的正、负输入端。

5、根据权利要求1所述的血流图自动分析诊断装置，其特征在于检波电路采用两个高速运放的精密全波整流器。

6、根据权利要求1所述的血流图自动分析诊断装置，其特征在于主机及其控制电路中的导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、电桥失衡开关与定标控制电路、增益控制电路、输出控制电路均由可程控开关构成，信号源电路由考毕兹振荡器与运算放大器构成，定标电路由555时基电路驱动—开关构成。

7、一种血流图自动分析诊断方法，其特征在于包括以下依序的步骤。

(1)标准化处理，即对血流图波形进行幅度校正、删除失真波形、波形基线校正；

(2)标识点识别，即从血流图中每一单位波形内，由起点到止点，从中提取反映血流图波形特征的八个拐点作为标识点，以标识点作为血流图自动分析诊断的基础数据；

(3)波形识别，即根据八个标识点相互的位置关系和幅值对波形类别进行识别；

(4)数据处理和分析，即以八个标识点为基础数据进行分析处理，包括血流图波形幅值计算、时间计算、波形直线方程拟合、波形曲线方程拟合、面积指标计算及有关比值计算；

(5)血流图结果分析，即利用上述步骤的结果数据，对外周阻力、血管弹性和相对供血量三类指标进行分析，并得出相应的结论，作为诊断的依据；

(6)综合分析，即结合患者的临床诊断、主要症状、既往病史、其它检查结果等存档数据资料以及患者的年龄、性别、职业、嗜好等个人情况，进行综合分析，得出诊断结论。

8、根据权利要求7所述的血流图自动分析诊断方法，其特征在于所述的标识点包括八个标识点，从起点开始，依次为P1—P8，其中P1点由波形起止点识别电路识别，也可由软件识别，其它各标识点都由软件识别，识别的方法是以P1点为基础，按一定的时域关系和与心动周期H8的函数关系依次找出各点，具体是，

P2：在P1后0.1±0.02秒范围；

P3：在P2后0.04～0.08秒，在P1后0.18±0.03秒范围；

P4：在P3后0.03～0.06秒，在P1后0.22±0.04秒范围；

P5：在P1后K×HR^1/2秒范围，其中K＝0.40±0.05，88为心动周期；

P6：在P5后0.06～0.12秒范围；

P7：在下一波起点前0.18±0.06秒范围内；

P9：在下一波起点前0.09±0.04秒范围内；

P3—P8的时域均与心律有关。

9、根据权利要求7所述的血流图自动分析诊断方法，其特征在于所述的血流图波形识别是根据其中标识点的相互位置关系和幅值，识别波形的类别，不同类的血流图波形的分类结果不同。

10、根据权利要求7所述的血流图自动分析诊断方法，其特征在于该方法可广泛应用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等血流图自动分析诊断。

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