心血管功能動態參數檢測分析方法及其裝置的制作方法

專利名稱：心血管功能動態參數檢測分析方法及其裝置的制作方法
一種心血管功能動態參數檢測分析方法及其裝置屬于人體生理參數測量技術領域。
心血管功能動態參數檢測分析方法的實質是應用血壓波形來計算血流量、心搏出量和心輸出量的血流動力學檢測方法，其目的是籍此在心血管功能檢測診斷儀和臨床上予以應用。這種方法基本上可分為兩類一類是有創傷檢測方法，它靠通過向動脈插管或血管穿刺來測定主動脈或大動脈的血壓，然后再通過臨床經驗參數和血流動力學方程來求出主動脈流量和其他的心血管功能參數。顯然，它不宜在心血管功能診斷儀上使用；另一類是無創傷檢測方法，它依靠脈壓傳感器去檢測淺皮動脈的脈搏波信號及用袖袋法測得的左肱動脈收縮壓和舒張壓來構造近似于人體的動脈血壓波形。其標志點由脈搏波波形圖來識別，標志點和近似血壓波形可由動脈收縮壓和舒張壓的值來標定。在標志點值和血壓波形確定后，即可應用按一定原理并經簡化所推導出的一系列計算公式并結合某些臨床經驗參數來計算出各個心血管功能的動態參數。這就是問題的關鍵所在。至今已提出了兩種類型的無創傷檢測方法并制成了兩類這種心血管功能動態參數檢測儀。第一類是基于循環系統彈性腔模型理論的。它把人體復雜的循環系統簡單地看成是由一個心泵、一個血壓處處相等的彈性控及一個外周阻力器組成的。它既不考慮人體心血管系統內各種動脈的形狀、大小及管壁彈性變形等生理因素的差別和影響，也不考慮血液流動慣性對心搏出量的影響，因而是很原始、很近似的。由它檢測出的主要血流參數心輸出量和心搏出量一般要比正常生理值高得多，最大誤差超過50％以上，甚至達到100％。第二類是以線性化脈搏波理論為基礎的。它仿照Wesseling所提出的線性化脈搏波在彈性管中傳輸的模型來推導心臟血管功能的動態參數。它的主要缺點是忽略了動脈的大彈性變形和主動脈血液流速的影響，從而在脈壓差較大和血流速度較快時，對心搏量和心輸出量不可避免地要出現較大的誤差。而且在推導過程中，不適當地假設外周阻力、血管硬化和血液粘性三者都以同一程度對心搏量產生影響，而且又假定它們的修正系數相等且均等于K/0.35，K是波形因子，K＝(Pm－Pd)/(Ps－Pd)，Ps為收縮壓，Pd為舒張壓，Pm為平均脈動壓；在測量波形因子K值時又與傳感器線性度有關，從而使誤差增加。在推導心輸出量公式時還忽視了心率和人體主動脈半徑的影響，也引起較大的誤差，由此可見，這兩種理論及據此提出的檢測方法無法正確地反映心血管本身的結構及其運動狀態，因而而一般只適用于對人體心功能能參數作靜態平均量估算，而不能實時地作動態分析并在此基礎上予以測定及計算。
本發明的目的在于提供一種以非線性脈搏波傳播理論為基礎的、能正確反映心血管本身結構及其運動狀態的心血管動態功能參數檢測分析方法以及據此設計的檢測裝置。
本發明的特征在于它是一種采用非線性脈搏波傳播機理且以分析一組平均血壓波形圖的壓力梯度來檢測心血管功能動態參數的分析方法，其順次由以下步驟組成(1)從橈動脈采集一組流動的脈搏波形p(n)，n為采樣點的時間序號；(2)判波和求平均血壓波形圖；對無創傷檢測而言，平均血壓波形圖是通過一組所采集的流動脈搏波經以下步驟順次處理而得①建立判波準則以該脈搏波的最大值pmax和最小值pmin在等分的采樣區間內均值的倍值dp為判波準則，即dp＝m(pmax－Pmin)/Δn，Δn采樣區間，m視采樣區間大小而定的整數；②用自適應分離法對脈搏波進行逐個判別和分離先求出該組脈搏波p(n)內每波的最大值即波峰來進行分離，再把每個波形內按時間順序排列后的采樣點數和周期值的平均值作為平均脈搏波的對應值；③求出每波的最下值即波谷并據此定位以求出所需的平均脈搏波波形圖即以上述平均采樣點數作基礎，對于點數大于平均點數的波形，去除其舒張期內的冗余點，而對于點數小于平均點數的波形，連續補足其舒張期的不足點，把整形并按時間順序重新排列后的一組波形算術平均后便可得出平均脈搏波波形圖；④再檢測出人體收縮壓Ps和舒張壓Pd及對其標定以求出平均血壓波形圖<1>求出平均脈搏波的最大值psp、最小值pdp、平均值pmp；<2>計算波形因子KK＝(pmp－pdp)/(psp－pdp)；<3>計算平均動脈壓pmpm＝pd＋K(Ps－Pd)；<4>按比例把平均脈搏波圖變換為平均血壓波形圖；(3)血流動力學參數的計算(1)輸入迭代計數用的參量NL，迭代總次數NLM；設NL＝0下，血液粘度估值μ＝μ∞，μ∞為理想粘度值即血流切變率D充分大時的漸進粘度值；(2)輸入平均血壓波形p(n)，n＝1，2，3，…，NA，其中NA為一個心動周期內的平均采樣點數，從中求出收縮壓Ps，舒張壓Pd，收縮間期EST(即Ts)，舒張間期EDT，收縮期末血壓Pns；從中計算出心率HR、平均動脈壓Pm，脈壓差Pp，壓力收縮期間面積AS、壓力舒張期間面積Ad、心臟活力比EVR、血壓因子K；
(3)輸入年齡Age，身高H，體重W，肩寬SW，按統計方程Rm＝f(Age，H，SW，Pm)，求出人體主動脈平均內徑Rm，按DuBois指數公式計算體表面積SA；(4)計算主動脈內徑R隨血壓P的變化R＝R(P)，偏導數R/P、R/t其中R＝Rm[1＋βln(P/Pm)]1/2，β是一個與血管物理和生理狀況有關的常數。
(5)計算平均動脈壓下的主動脈彈性模量E，其中，E＝[δ(P/R)R2/h]m，h壁厚；δ與波形因子K有關的參數。
(6)計算dp/dt數列(dP/dt)n＝0.5[P(n＋1)－P(n－1)]/Δt，Δt＝T/NA；(7)將血壓波形按Fourier方法展開為一系列諧波形式P(z,t)=Pm+Σn=1∞AneiWn(t-z/cn);]]>An＝an－idn，為n階諧波的波幅，可由測得的壓力波確定；an=(1/T)∫OT(P-Pm)cos(2nπt/T)dt=∫01(P-Pm)cos(2nπτ)dτ;]]>dn=(1/T)∫OT(P-Pm)sin(2nπt/T)dt=∫01(P-Pm)sin(2nπτ)dτ;]]>τ＝t/T表示由0～1的無量綱時間；Cn為n階皆波波速，其基波波速C1即動脈中的脈搏波傳播速度，可近似為C1=[Rαρ(dR/dP)]m1/2]]>Z為沿血液流動方向的坐標；對P=Pm+Σn=1∞[ancos(ωnt)+dnsin(ωnt)]]]>作福里袞分解，求出系數an，dn及遞推系數Un，Vn，bnr，bni，其中Un=n(a1an+d1dn)/(a12+d12),]]>Vn=n(and1+a1dn)/(a12+d12),]]>bnr=Un+1(C1/Cn+1-1)-Σk=1n[Ukb(n-k)r-Vkb(n-k)I];]]>bnI=Vn+1(C1/Cn+1-1)-Σk=1n[Vkb(n-k)r+Ukb(n-k)1];]]>n＝1，2，3，…ni，設bor＝boi＝0；(8)求壓力梯度-(P/z)及最大壓力梯度MPG-(∂P/∂Z)=(1/C1)(dP/dt){1+Σn=1n[bnrcos(ωnt)-bnIsin(ωnt)]]]>dP/dt可根據測量得出的壓力波形求導確定；(9)按下式采用有限差分數值方法求解主動脈流量波形Q(n)Qn+1*=Qn+G(Qn,tn)Δt]]>Qn+1=Qn+1/2[G(Qn,tn)+(Qn+1*,tn+1)]Δt;]]>其中G(Q，t)＝-{λQ＋εQ2＋(πR2/ρ)(ρ/Z)}λ＝8αγ/R2－(4β/R)(R/t)ε＝4(β＋βo)/(πR3)[tanΦ－(R/P)(ρ/Z)]Q血流量；P血壓；ρ血液密度；R主動脈內徑；λ是與血液粘性和管壁運動有關的參數；ε是與管壁形狀和變形有關的系數；γ＝μ/ρ是血液運動粘度，Φ為主動脈半錐角，α、β、βo是與脈搏波在主動脈內傳播時的血流速度剖面形狀有關的常數；Qn＋1＊表示(n＋1)時刻的流量估值；
Qn＋1是(n＋1)時刻的流量修正值G(Q，t)表示dQ/dt；(10)求主動脈血流的峰值流量Qp和平均流量Qm；Qm=(1/N)Σn=1NQ(n),]]>N為一心動周期內采樣點數；(11)求峰值血液切變率(D)p(D)p＝4αQp/πR3(12)求血液粘度μμ=μ∞(1+a1/D+a2/D2)[1+b1(K-K0)/K0+b2(K-K0)2/K02];]]>其中Ko為健康人的波形因子；(13)以NL＝NL＋1代入，重復計算；(14)判斷NL≥NLM否；(15)若NL≥NLM時求以下血流動力學參數<1>心搏出量SV每搏由左心室輸出的血液體積；主動脈關閉完全，基本無回流時SV=T∫0τSQ(τ)dτ(mL/beat),]]>τs為心室收縮間期τs＝Ts/T；主動脈關閉不全，有回流時SV＝QmT<2>心輸出量CO，每分鐘由左心室輸出血液的總量CO＝SV·H·R/1000；<3>心臟指數CICI＝CO/SA，SA體表面積；<4>心搏指數SISI＝SV/SA；<5>外周阻力TPRTPR＝Pm/Qm/60；<6>順應性CC＝(SV－AS·Qm/Pm)/(Pns－Pd)；<7>估算的血分數EFEF＝a(1＋b/Age)(K3τs)(-1/2)(1－Pd/Pm)2v；a，b常數；<8>左心室舒張末容積EDVEDV＝SV/EF，左心室收縮末容積ESVESV＝EDV－SV；<9>左心室功率曲線SP(n)即Ws(t)Ws(t)=PQ+(1-α0)ρQ3/2A2+α0(EDV-∫0tQdt)]]>(ρQ/A2)(dQ/dt)，t≤Ts其中A為主動脈瓣口開啟面積；ao為一與心室形狀有關的修正系數，ao＜1，α0≈12a2+b210a2(1+1-(R/b)2)2,]]>ao≈0.65<10>求心臟平均功率MPPMPP=(1/T)∫OTPQdt]]>或MPP＝PmQm<1>求每搏潛在功WpWP=∫OTSPQdt;]]><12>求每搏運動功WkWk=∫OTSPQ3/2A2dt;]]><13>求每搏總輸出功WsWs＝Wk＋Wp。
其檢測方法的程序流程圖見

圖1。
根據本檢測方法提出的相應的檢測裝置，其特征在于所述的模擬/數字轉換電路是一個可控的高精度的模擬/數字轉換電路，它由其輸入端與脈搏波傳感器1的輸出端相連的高精度儀表放大器2、其輸入端通過共模抑制比放大器10與高精度儀表放大器2的輸出端相連的模擬/數字轉換器3、其輸入端與模擬/數字轉換器3的輸出端相連而其輸出端與總線5雙向相連的接口芯片4、其輸入端與模擬/數字轉換器3的輸出端相連的數字/模擬轉換器6、其輸入端與數字/模擬轉換器6的輸出端相連而輸出端又與模擬/數字轉換器3的輸入端相連的放大器7以及既與總線5雙向連接而其輸出端又與模擬/數字轉換器3、數字/模擬轉換器6、接口芯片4的控制端分別相連的可編程邏輯電路8組成，電源11與PC總線5相連。其裝置的電路方框圖見圖2。
使用證明其心搏量及心輸出量的檢測結果可滿足醫用要求。
為了在下面結合實施例對本發明作更詳盡描述，現把本申請文件所使用的附圖編號及名稱簡介如下圖1本檢測方法的程序流程框圖；圖2本檢測裝置MHS-160型多功血流動力學檢測分析儀的電路方框圖；圖3本檢測裝置的系統流程圖；圖4本檢測裝置的芯片連接圖。
實施例請見圖3。本系統可以在無創傷和有創傷檢測之間作出選擇；在有創傷條件下，又可在人和動物之間作出選擇。
在圖1中體表面積SA＝0.007184H0.725×W0.425(m2)；H身高(cm)，W體重(Kg)；人體主動脈半徑Rm＝(1＋a·Age1/2){S[H(SW＋b)]1/2－C}SW肩寬(cm)，a，b，c為常數S與Pm有關的參數；
度量心臟氧供耗的參數心臟活力比EVR＝Ad/As＝(Pm/As)T－1Ad舒張期血壓面積，As收縮期血壓面積；在圖2中1是應變式脈搏波傳感器，高精度儀表放大器上使用芯片AD624及J24P1N模擬/數字轉換器3采用芯片ASC0804，接口芯片4采用74LS245，數字/模擬轉換器6采用芯片DAC0832，5是PC總線，放大器7采用芯片LF347，可編程邏輯電路8采用芯片GAL16V8，計算機9采用80386，10是共模抑制比放大器，它由芯片U23PIN及其外圍元件組成。DC/DC電源11也由芯片構成。各芯片間的連接關系見圖4。
實施例及實施結果請見下列附件附件1實測報告5例；附件2測試報告《無創傷多功能心血管血流動力學檢測分析系統在臨床中的應用》(北京安貞醫院)；附件3《無創傷多功能心血管血流動力學檢測公析系統在臨床中的應用小結》(阜外醫院)。
權利要求
1.一種心血管功能動態參數檢測分析方法，其特征在于它是一種采用非線性脈搏波傳播機理且以分析一組平均血壓波形圖的壓力梯度來檢測心血管功能動態參數的分析方法，其順次由以下步驟組成(1)從橈動脈采集一組流動的脈搏波形p(n)，n為采樣點的時間序號；(2)判波和求平均血壓波形圖；對無創傷檢測而言，平均血壓波形圖是通過一組所采集的流動脈搏波經以下步驟順次處理而得①建立判波準則以該脈搏波的最大值pmax和最小值pmin在等分的采樣區間內均值的倍值dp為判波準則，即dp＝m(Pmax－Pmin)/Δn，Δn采樣區間，m視采樣區間大小而定的整數；②用自適應分離法對脈搏波進行逐個判別和分離先求出該組脈搏波p(n)內每波的最大值即波峰來進行分離，再把每個波形內按時間順序排列后的采樣點數和周期值的平均值作為平均脈搏波的對應值；③求出每波的最下值即波谷并據此定位以求出所需的平均脈搏波波形圖即以上述平均采樣點數作基礎，對于點數大于平均點數的波形，去除其舒張期內的冗余點，而對于點數小于平均點數的波形，連續補足其舒張期的不足點，把整形并按時間順序重新排列后的一組波形算術平均后便可得出平均脈搏波波形圖；④再檢測出人體收縮壓Ps和舒張壓Pd對其標定以求出平均血壓波形圖<1>求出平均脈搏波的最大值psp、最小值pdp、平均值pmp；<2>計算波形因子KK＝(pmp－pdp)/(psp－pdp)；<3>計算平均動脈壓pmpm＝pd＋K(Ps－Pd)；<4>按比例把平均脈搏波圖變換為平均血壓波形圖；(3)血流動力學參數的計算①輸入迭代計數用的參量NL，迭代總次數NLM；設NL＝0下，血液粘度估值μ＝μ∞，μ∞為理想粘度值即血流切變率D充分大時的漸進粘度值；②輸入平均血壓波形p(n)，n＝1，2，3，…，NA，其中NA為一個心動周期內的平均采樣點數，從中求出收縮壓Ps，舒張壓Pd，收縮間期EST(即Ts)，舒張間期EDT，收縮期末血壓Pns；從中計算出心率HR、平均動脈壓Pm，脈壓差Pp，壓力收縮期間面積AS、壓力舒張期間面積Ad、心臟活力比EVR、血壓因子K；③輸入年齡Age，身高H，體重W，肩寬SW，按統計方程Rm＝f(Age，H，SW，Pm)，求出人體主動脈平均內徑Rm，按DuBois指數公式計算體表面積SA；④計算主動脈內徑R隨血壓P的變化R＝R(P)及偏導數R/P、R/t其中R＝Rm[1＋βln(P/Pm)]1/2，β是一個與血管物理和生理狀況有關的常數。⑤計算平均動脈壓下的主動脈彈性模量E，其中，E＝[δ(P/R)R2/h]m，h壁厚；δ與波形因子K有關的參數。⑥計算dp/dt數列(dP/dt)n＝0.5[P(n＋1)－P(n－1)]/Δt，Δt＝T/NA；⑦將血壓波形按Fourier方法展開為一系列諧波形式P(z,t)=Pm+Σn=1An∞eiWn(t-z/cn);]]>An＝an－idn，為n階諧波的波幅，可由測得的壓力波確定；an=(1/T)∫OT(P-Pm)cos(2nπt/T)dt=∫01(P-Pm)cos(2nπτ)dτ;]]>dn=(1/T)∫OT(P-Pm)sin(2nπt/T)dt=∫01(P-Pm)sin(2nπτ)dτ;]]>τ＝t/T表示由0～1的無量綱時間；Cn為n階諧波波速，其基波波速C1即動脈中的脈搏波傳播速度，可近似為C1=[Rαρ(dR/dP)]m1/2]]>Z為沿血液流動方向的坐標；對P=Pm+Σn=1∞[ancos(ωnt)+dnsin(ωnt)]]]>作福里袞分解，求出系數an，dn及遞推數Un，Vn，bnr，bni，其中Un=n(a1an+d1dn)/(a12+d12),]]>Vn=n(and1+a1dn)/(a12+d12),]]>bnr=Un+1(C1/Cn+1-1)-Σk=1n[Ukb(n-k)r-Vkb(n-k)I];]]>bn1=Vn+1(C1/Cn+1-1)-Σk=1n[Vkb(n-k)r+Ukb(n-k)I];]]>n＝1，2，3，…ni，設bor＝boi＝0；⑧求壓力梯度-(P/z)及最大壓力梯度MPG-(∂P/∂z)=(1/C1)(dP/dt){1+Σn=1n[bnrcos(ωnt)-bnIsin(ωnt)]]]>dP/dt可根據測量得出的壓力波形求導確定；⑨按下式采用有限差分數值方法求解主動脈流量波形Q(n)Qn+1*=Qn+G(Qn,tn)Δt]]>Qn+1=Qn+1/2[G(Qn,tn)+(Qn+1*,tn+1)]Δt;]]>其中G(Q，t)＝-{λQ＋εQ2＋(πR2/ρ)(ρ/Z)}λ＝8αγ/R2－(4β/R)(R/t)ε＝4(β＋βo)/(πR3)[tanΦ－(R/P)(ρ/Z)]Q血流量；P血壓；ρ血液密度；R主動脈內徑；λ是與血液粘性和管壁運動有關的參數；ε是與管壁開關和變形有關的系數；γ＝μ/ρ是血液運動粘度，Φ為主動脈半錐角，α、β、βo是與脈搏波在主動脈內傳播時的血流速度剖面形狀有關的常數；Qn＋1＊表示(n＋1)時刻的流量估值；Qn＋1是(n＋1)時刻的流量修正值G(Q，t)表示dQ/dt；⑩求主動脈血流的峰值流量Qp和平均流量Qm；Qm=(1/N)Σn=1NQ(n),]]>N為一心動周期內采樣點數；求峰值血液切變率(D)p(D)p＝4αQp/πR3求血液粘度μμ=μ∞(1+a1/D+a2/D2)[1+b1(K-K0)/K0+b2(K-K0)2/K02];]]>其中Ko為健康人的波形因子；以NL＝NL＋1代入，重復計算；判斷NL≥NLM否；若NL≥NLM時求以下血流動力學參數<1>心搏出量SV每搏由左心室輸出的血液體積；主動脈關閉完全，基本無回流時SV=T∫0τSQ(τ)dτ(mL/beat),]]>τs為心室收縮間期τs＝Ts/T；主動脈關閉不全，有回流時SV＝QmT<2>心輸出量CO，每分鐘由左心室輸出血液的總量CO＝SV·H·R/1000；<3>心臟指數CICI＝CO/SA，SA體表面積；<4>心搏指數SISI＝SV/SA；<5>外周阻力TPRTPR＝Pm/Qm/60；<6>順應性CC＝(SV－AS·Qm/Pm)/(Pns－Pd)；<7>估算的血分數EFEF＝a(1＋b/Age)(K3τs)(-1/2)(1－Pd/Pm)2v；a，b常數；<8>左心室舒張末容積EDVEDV＝SV/EF，左心室收縮末容積ESVESV＝EDV－SV；<9>左心室功率曲線SP(n)即Ws(t)Ws(t)=PQ+(1-α0)ρQ3/2A2+α0(EDV-∫0tQdt)]]>(ρQ/A2)(dQ/dt)，t≤Ts其中A為主動脈瓣口開啟面積；ao為一與心室形狀有關的修正系數，ao＜1，α0≈12a2+b210a2(1+1-(R/b)2)2,]]>αo≈0.65<10>求心臟平均功率MPPMPP=(1/T)∫OTPQdt]]>或MPP＝PmQm<11>求每搏潛在功WpWP=∫OTSPQdt;]]><12>求每搏運動功WkWk=∫OTsPQ3/2A2dt;]]><13>求每搏總輸出功WsWs＝Wk＋Wp。
2.根據權利要求1所述的心血管功能動態參數檢測分析方法所設計的相應裝置包含脈搏波傳感器、模擬/數字轉換電路、總線及計算機，其特征在于所述的模擬/數字轉換電路是一個可控的高精度的模擬/數字轉換電路，它由其輸入端與脈搏波傳感器(1)的輸出端相連的高精度儀表放大器(2)、其輸入端通過共模抑制比放大器(10)與高精度儀表放大器(2)的輸出端相連的模擬/數字轉換器(3)、其輸入端與模擬/數字轉換器(3)的輸出端相連而其輸出端與總線(5)雙向相連的接口芯片(4)、其輸入端與模擬/數字轉換器(3)的輸出端相連的數字/模擬轉換器(6)、其輸入端與數字/模擬轉換器(6)的輸出相連而輸出端又與模擬/數字轉換器(3)的輸入端相連的放大器(7)以及既與總線(5)雙向連接而其輸出端又與模擬/數字轉換器(3)、數字/模擬轉換器(6)、接口芯片(4)的控制端分別相連的可編程邏輯電路(8)組成，電源(11)與PC總線(5)相連。
全文摘要
一種心血管功能動態參數檢測分析方法及其裝置，其特征在于它是一種采用非線性脈搏波傳播機理且以分析一組平均血壓波形圖的壓力梯度來檢測心血管功能動態參數的分析方法，它由從橈動脈采集一組流動的脈搏波、判波和求平均血壓波形圖、血流動力學參數計算三個步驟組成，其所導出的數學模型也全面考慮了主動脈的大變形、脈動流、血液粘度、管壁形狀這些非線性參數的影響；其所提出的檢測裝置是一個帶有可編程控制芯片和數/模轉換反饋電路的高精度且可控的模擬/數字轉換電路的總線式微機。其精度高、功能也全。
文檔編號A61B5/02GK1121798SQ9411487
公開日1996年5月8日 申請日期1994年8月16日 優先權日1994年8月16日
發明者伍時桂, 李兆治, 尚利成, 李海龍, 馬新勝 申請人:北京工業大學