專利名稱：無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置與方法
無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置與方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種基于超聲回波測(cè)量動(dòng)脈容積技術(shù)與動(dòng)脈容積補(bǔ)償法的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置，及其方法。
背景技術(shù)：
心血管病一直是威脅人類生命的“頭號(hào)殺手”。據(jù)世界衛(wèi)生組織統(tǒng)計(jì)，2008年全球有超過(guò)1700萬(wàn)人死于心血管病，其中有超過(guò)300萬(wàn)死者年齡不足60歲。心血管病也一直占據(jù)著我國(guó)死亡原因的首位。2009年，我國(guó)死于心血管病者大約300萬(wàn)人，占總死亡原因的41%。我國(guó)人群心血管病的發(fā)病和死亡率呈持續(xù)上升態(tài)勢(shì)，估計(jì)全國(guó)患心血管病人數(shù)達(dá)
2.3億，每5個(gè)成年人中就有I人患心血管病。如何早期預(yù)警心血管病的發(fā)生，降低惡性心血管病的發(fā)病率和死亡率，一直是血液動(dòng)力學(xué)和臨床醫(yī)學(xué)研究的一個(gè)熱點(diǎn)問(wèn)題。在眾多的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)或者預(yù)警指數(shù)中，動(dòng)脈血壓是衡量心血管系統(tǒng)發(fā)病危險(xiǎn)程度最為基礎(chǔ)也是最重要的一個(gè)獨(dú)立指標(biāo)。越來(lái)越多的研究表明，高血壓癥會(huì)增加發(fā)生心肌梗死和中風(fēng)的風(fēng)險(xiǎn)，而這兩者是心血管病造成猝死和其他嚴(yán)重后果的主要原因。因此 ，歐洲和中國(guó)都已經(jīng)將對(duì)動(dòng)脈血壓的日常監(jiān)測(cè)納入了針對(duì)心血管病的防治指南中。在血液動(dòng)力學(xué)研究以及臨床手術(shù)治療中，對(duì)動(dòng)脈，特別是大動(dòng)脈的血壓波形的連續(xù)測(cè)量和監(jiān)控是至關(guān)重要的。連續(xù)的血壓波形測(cè)量，可以提供更多的關(guān)于循環(huán)系統(tǒng)運(yùn)行情況的信息，對(duì)心血管疾病的防治具有很重要的意義。目前比較成熟的動(dòng)脈連續(xù)血壓波形測(cè)量方法主要分為有創(chuàng)和無(wú)創(chuàng)兩大類。在血液動(dòng)力學(xué)研究以及臨床手術(shù)治療中，目前大多還是采用有創(chuàng)方法進(jìn)行動(dòng)脈血壓波形的連續(xù)測(cè)量。有創(chuàng)血壓測(cè)量準(zhǔn)確性高，在臨床上被廣泛使用，但也使患者面臨創(chuàng)傷和感染的風(fēng)險(xiǎn)。隨著心血管疾病發(fā)生形勢(shì)的漸趨嚴(yán)峻，以及防治工作的深入開(kāi)展，對(duì)無(wú)創(chuàng)的連續(xù)血壓波形測(cè)量方法的要求越來(lái)越急迫。然而現(xiàn)有的無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量方法大多只能給出收縮壓、舒張壓等離散的數(shù)值，不能給出連續(xù)血壓波形。有些方法雖然可以給出連續(xù)血壓波形，但只能用于外周動(dòng)脈如手指動(dòng)脈上，而不能應(yīng)用于大動(dòng)脈如肱動(dòng)脈等上，即使勉強(qiáng)應(yīng)用，測(cè)量的準(zhǔn)確性也比較低，無(wú)法在臨床應(yīng)用中大范圍推廣?，F(xiàn)有的可以無(wú)創(chuàng)測(cè)量連續(xù)血壓波形的測(cè)量方法大致可以分為兩類:基于tonometer壓力傳感器的方法；以及基于紅外光估測(cè)血液容積變化和氣囊外部跟蹤加壓的血液容積補(bǔ)償法。Tonometer 法(G.Pressman and P.Newgard, “A Transducer for ContinuousExternal Measurement of Arterial Blood Pressure, ”IEEE Trans, on Biomed.Eng.，Vol.10，p73_81,1963 和 C.Hori, K.1takura, M.Nogawa, M.Shirakabe, 1.Kubota,H.Tomoike, S.Takatani "‘Estimation of aortic BP waveform from noninvasive radialtonometry !validation of FFT and ARX methods,，，Proceedings of the 19th AnnualInternational Conference of the IEEE ；Vol.3,pll42-1145, 30 Oct._2Nov.1997 等)，是將一個(gè)壓力傳感器放置在動(dòng)脈上方，動(dòng)脈必須相對(duì)淺表并且下方有堅(jiān)固的背景支撐，比如骨骼。垂直于骨骼表面的外部壓力被施加于動(dòng)脈上，通過(guò)擠壓使其隨心跳產(chǎn)生的振動(dòng)幅度達(dá)到最大，這意味著動(dòng)脈血管壁近似于處于無(wú)負(fù)載狀態(tài)。在這種狀態(tài)下，壓力傳感器測(cè)得的連續(xù)壓力波形可以通過(guò)校準(zhǔn)放大近似于真實(shí)的血管內(nèi)壓力變化。但是，該方法要求的測(cè)量條件非?？量獭Ｋ鶞y(cè)動(dòng)脈必須相對(duì)淺表并且下方有堅(jiān)固的骨骼支撐，而滿足這一條件的動(dòng)脈很少。此外該方法要求壓力傳感器必須嚴(yán)格對(duì)準(zhǔn)所測(cè)動(dòng)脈的中軸線，并且在測(cè)量不同患者，或者間隔一段時(shí)間重新測(cè)量時(shí)，都必須重新對(duì)數(shù)值進(jìn)行校準(zhǔn)，操作非常繁瑣。即使如此，它的準(zhǔn)確性與有創(chuàng)方法相比也并不高，給臨床應(yīng)用帶來(lái)很大困難?；诩t外光估測(cè)血液容積變化和氣囊外部跟蹤加壓的血液容積補(bǔ)償法(J.Penaz ;“Photo-electric Measurement of Blood Pressure, Volume and Flow inthe Finger,，，Digest of the 10_th Int.Conf.0n Medical and Biolog.Eng., 1973 和A.Kawarada,H.Shimazu,H.1to,and K.Yamakoshi, ^Ambulatory Monitoring of IndirectBeat-to-Beat Arterial Pressure in Human Fingers by a Volume-CompensationMethod, ”Med.Biol.Eng.Comput.，Vol.34, p55_62, Jan.1991 等)，用于手指動(dòng)脈血壓測(cè)量。這一方法用環(huán)繞手指的壓力袖帶對(duì)手指動(dòng)脈加壓，這一外部壓力利用伺服控制原理追蹤心動(dòng)周期內(nèi)的動(dòng)脈血壓變化，擠壓動(dòng)脈使其血液容積維持在一個(gè)預(yù)設(shè)的數(shù)值，即對(duì)應(yīng)于無(wú)負(fù)載狀態(tài)的數(shù)值，此時(shí)通過(guò)校準(zhǔn)，可以認(rèn)為外部施加的壓力等于動(dòng)脈的內(nèi)部血壓，從而實(shí)現(xiàn)對(duì)血壓連續(xù)波形的測(cè)量。方法中最關(guān)鍵的是對(duì)血液容積變化的測(cè)量，是基于將一定波長(zhǎng)的紅外光入射到血管附近區(qū)域的軟組織中，穿過(guò)含有血液的組織和動(dòng)脈血管，再反射或透射出來(lái)，將其反射或透射后的光強(qiáng)作為代表血液容積的指數(shù)。由于紅外光的入射和反射/透射深度很淺，受組織結(jié)構(gòu)影響較大，以此為基礎(chǔ)的血液容積補(bǔ)償法，只能用于手指動(dòng)脈等外周小動(dòng)脈的連續(xù)血壓測(cè)量。而研究表明，手指處的血壓波形與手腕處橈動(dòng)脈、 上臂處肱動(dòng)脈等大動(dòng)脈的血壓區(qū)別很大，臨床使用價(jià)值也遠(yuǎn)小于大動(dòng)脈。紅外光強(qiáng)度與血液容積這兩者間雖然有明顯的反比關(guān)系，即血液容積越大，得到的紅外光強(qiáng)度越弱，但其量化關(guān)系實(shí)際上非常復(fù)雜，受到多種外界因素的影響，所得的紅外光強(qiáng)并不是一個(gè)具有定量測(cè)量意義的可以準(zhǔn)確反映血液容積變化的信號(hào)。已有的研究對(duì)兩者間的定量關(guān)系也一直未能給出準(zhǔn)確的結(jié)果。特別是當(dāng)現(xiàn)有的血液容積補(bǔ)償法被嘗試用于手腕處的橈動(dòng)脈上時(shí)，反射的紅外光強(qiáng)并不能準(zhǔn)確的反映橈動(dòng)脈的血管容積變化，其中還包含了環(huán)境光和其他周邊較小動(dòng)靜脈中血液容積變化對(duì)反射紅外光強(qiáng)的影響。反射/透射紅外光強(qiáng)信號(hào)只能作為相對(duì)血液容積變化量的一個(gè)不準(zhǔn)確的近似估計(jì)，使用其作為參考值必將造成所測(cè)得的血壓波形準(zhǔn)確性嚴(yán)重降低。所以即使后續(xù)的改進(jìn)方法嘗試將其用于手腕處的較大動(dòng)脈橈動(dòng)脈，也并不能準(zhǔn)確的反映橈動(dòng)脈的血管容積變化，其中包含了環(huán)境光和其他周邊小動(dòng)、靜脈血管中血液容積變化對(duì)其的影響(這一結(jié)果由申請(qǐng)人研究得出，并于2010年發(fā)表，Wang CZ andZheng YP.Comparison between reflection-mode photoplethysmography and arterialdiameter change detected by ultrasound at the region of radial artery, BloodPressure Monitoring, Vol.15 (4), pp.213—219, 2010)。反射 / 透射光強(qiáng)信號(hào)只能作為相對(duì)血液容積變化量的一個(gè)不準(zhǔn)確的近似估計(jì)，因此造成所測(cè)得的血壓波形并不準(zhǔn)確。目前已經(jīng)有基于容積補(bǔ)償法的測(cè)量設(shè)備進(jìn)入商用，即荷蘭Finapres公司生產(chǎn)的Finometer 和 Portapres 手指動(dòng)脈血壓測(cè)量系統(tǒng)(Finapres Medical Systems BV, Arnhem,The Netherlands)。但是因?yàn)閮r(jià)格、易用性以及準(zhǔn)確度不理想等原因，這些設(shè)備的臨床推廣并不成功。另外，由于該方法需要連續(xù)而恒定地對(duì)患者手指施加壓力，可能會(huì)造成手指動(dòng)脈充血甚至組織壞死等并發(fā)癥。另一種血液容積補(bǔ)償法的改進(jìn)方法是S.Tanaka, Gao Shumei, M.Nogawa,K.1.Yamakoshi, Noninvasive measurement of instantaneous, radial artery bloodpressure,’’Engineering in Medicine and Biology Magazine,IEEE ；Vol 24(4),p32_37,July-Aug.2005等文獻(xiàn)中報(bào)道的基于方形壓力小氣囊的手腕橈動(dòng)脈血壓連續(xù)波形測(cè)量系統(tǒng)。這一系統(tǒng)使用方形小氣囊代替手指壓力袖帶，氣囊被置于橈動(dòng)脈上方，內(nèi)部嵌入紅外線發(fā)射元件和反射接收傳感器陣列，用來(lái)得到橈動(dòng)脈處的血液容積變化情況。因?yàn)榉叫涡饽抑粚?duì)橈動(dòng)脈處施加壓力，不需要環(huán)繞整個(gè)手腕，這就避免了在手指動(dòng)脈處進(jìn)行血液容積補(bǔ)償法血壓測(cè)量時(shí)，容易出現(xiàn)的手指充血甚至引起組織壞死的問(wèn)題。鑒于以上，迫切需要尋找一種無(wú)創(chuàng)、快速、準(zhǔn)確、便捷的測(cè)量方法來(lái)精確測(cè)量橈動(dòng)脈、肱動(dòng)脈等大動(dòng)脈中的連續(xù)血壓波形變化，以滿足血液動(dòng)力學(xué)研究和臨床實(shí)踐中對(duì)大動(dòng)脈連續(xù)血壓波形無(wú)創(chuàng)測(cè)量方法的需求，促進(jìn)心血管疾病防治技術(shù)的發(fā)展，并為后續(xù)正規(guī)的無(wú)創(chuàng)連續(xù)測(cè)量大動(dòng)脈血壓波形的設(shè)備開(kāi)發(fā)打下基礎(chǔ)。

發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的目的是提供一種基于超聲回波精確測(cè)量動(dòng)脈容積技術(shù)和動(dòng)脈容積補(bǔ)償法的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。 本發(fā)明一方面提供一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置，包括氣囊，壓在動(dòng)脈血管外的皮膚上，受伺服控制模塊控制向動(dòng)脈血管施加壓力，而改變動(dòng)脈直徑或橫截面積；超聲探頭，用于向動(dòng)脈血管發(fā)射超聲波信號(hào)，并接收超聲回波信號(hào)；采集模塊，用于采集超聲探頭接收的超聲回波信號(hào)，以及氣囊的壓力信號(hào)，并分別經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為超聲回波數(shù)字信號(hào)和壓力數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊；處理模塊，用于從采集模塊接收超聲回波數(shù)字信號(hào)和壓力數(shù)字信號(hào)，根據(jù)超聲回波信號(hào)計(jì)算得到動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置，以此計(jì)算得到動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，并將動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形發(fā)送到伺服控制模塊，以及根據(jù)壓力數(shù)字信號(hào)得到血壓連續(xù)波形并輸出；以及伺服控制模塊，用于根據(jù)接收到的動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形對(duì)氣囊充氣或放氣，控制氣囊的壓力。 所述超聲探頭可以是單陣元探頭或多陣元陣列探頭。氣囊可以覆蓋、環(huán)繞或包裹所述超聲探頭，或所述氣囊可以是與所述超聲探頭分離的。本發(fā)明的裝置還可以包括水囊，水囊位于超聲探頭與皮膚之間。本發(fā)明的裝置還可以包括氣體源，用于受伺服控制模塊控制，對(duì)氣囊充氣或放氣。所述采集模塊、處理模塊、伺服控制模塊也可以集成在硬件處理平臺(tái)中，所述硬件處理平臺(tái)為計(jì)算機(jī)、單片機(jī)、FPGA、DSP芯片，以及其他可用于實(shí)現(xiàn)上述功能模塊的芯片或整機(jī)中的一種。本發(fā)明另一方面提供一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量的方法，包括:SI將氣囊放置為壓在動(dòng)脈血管外的皮膚上，向動(dòng)脈血管施加壓力；S2超聲探頭向動(dòng)脈血管發(fā)射超聲波，并接收回波信號(hào)；S3采集模塊采集回波信號(hào)與發(fā)射信號(hào)，并經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊；S4處理模塊根據(jù)從采集模塊接收的數(shù)字信號(hào)，計(jì)算得到動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置，以此計(jì)算得到動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，并發(fā)送到伺服控制模塊；S5伺服控制模塊根據(jù)從處理模塊接收的動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，經(jīng)自動(dòng)控制計(jì)算，調(diào)整氣囊的壓力，直到動(dòng)脈直徑或橫截面積維持在參考值附近；S6采集模塊采集氣囊的壓力信號(hào)，經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊；以及S7處理模塊根據(jù)從采集模塊接收的壓力數(shù)字信號(hào)，得到連續(xù)血壓波形。步驟SI還可以包括使超聲探頭與動(dòng)脈血管對(duì)準(zhǔn)的操作。步驟S4中，計(jì)算動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置的超聲回波時(shí)間延遲估算方法可以包括歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、絕對(duì)差總和時(shí)延估計(jì)法、歸一化協(xié)方差時(shí)延估計(jì)法、非歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、平方差總和時(shí)延估計(jì)法、混合符號(hào)互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、極性重合時(shí)延估計(jì)法，和Meyr-Spies時(shí)延估計(jì)法。

步驟S5中的自動(dòng)控制計(jì)算方法可以為PID反饋控制方法。步驟S6中可以通過(guò)人為操作，來(lái)線性或階梯性地調(diào)整氣囊壓力。本發(fā)明的方法還可以包括:S8采用袖帶水銀氣壓計(jì)聽(tīng)診法、振蕩法的離散血壓測(cè)量方法，或?qū)Ч苁接袆?chuàng)血壓測(cè)量方法，對(duì)連續(xù)血壓波形的數(shù)據(jù)進(jìn)行校準(zhǔn)。本發(fā)明的有益效果在于，利用對(duì)超聲回波時(shí)延的精確測(cè)量，可以對(duì)橈動(dòng)脈等較大動(dòng)脈的動(dòng)脈壁的位置進(jìn)行精確的計(jì)算，進(jìn)而計(jì)算出準(zhǔn)確的動(dòng)脈直徑或橫截面積數(shù)值，所得到的是直接表征動(dòng)脈內(nèi)血液容積的有測(cè)量意義的物理量。以此來(lái)代替現(xiàn)有血液容積補(bǔ)償法中的紅外光強(qiáng)信號(hào)，可以完全排除現(xiàn)有方法中難以避免的環(huán)境光和周圍小動(dòng)靜脈血液容積對(duì)測(cè)量結(jié)果的負(fù)面影響。此外，超聲回波技術(shù)可以直接、精確地測(cè)量動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積，貫穿深度遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于紅外光強(qiáng)方法，從而可以直接用于橈動(dòng)脈、肱動(dòng)脈等淺層較大動(dòng)脈上。配合外部加壓氣囊和伺服控制壓力追蹤裝置，使該方法成為真正意義上的動(dòng)脈血管容積補(bǔ)償法。這一改進(jìn)是對(duì)現(xiàn)有基于紅外光估測(cè)血液容積變化和氣囊外部跟蹤加壓的血液容積補(bǔ)償法的重大原理性改進(jìn)，將極大的提高對(duì)連續(xù)血壓波形進(jìn)行無(wú)創(chuàng)測(cè)量的準(zhǔn)確性，以及將其在大動(dòng)脈上應(yīng)用的可行性。本發(fā)明的方法在測(cè)量原理的合理性，測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性，測(cè)量過(guò)程中的抗干擾性等方面都具有明顯的優(yōu)勢(shì)。

圖1是根據(jù)本發(fā)明的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。圖2是根據(jù)本發(fā)明的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置中，超聲探頭的結(jié)構(gòu)示意圖:A為一維單陣元探頭；B為多陣元陣列探頭。圖3是根據(jù)本發(fā)明的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置中，超聲探頭和氣囊的結(jié)合方式示意圖:A-氣囊覆蓋超聲探頭；B-氣囊環(huán)繞超聲探頭；C_氣囊環(huán)繞水囊且水囊上放置超聲探頭；D_氣囊包裹超聲探頭。圖4是根據(jù)本發(fā)明的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法的示意性流程圖。圖5中A為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案中，動(dòng)脈血管前后壁的位移情況；B為對(duì)應(yīng)的動(dòng)脈血管直徑變化的波形。圖6中A為橈動(dòng)脈上采集的紅外反射光強(qiáng)信號(hào)，B為同步測(cè)量的橈動(dòng)脈血管直徑數(shù)據(jù)。
具體實(shí)施方式本發(fā)明從原理上對(duì)現(xiàn)有的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)進(jìn)行了改進(jìn)?，F(xiàn)有的測(cè)量技術(shù)是基于紅外光估測(cè)血液容積變化結(jié)合血液容積補(bǔ)償法進(jìn)行的，而本發(fā)明人則利用超聲回波精確測(cè)量動(dòng)脈容積技術(shù)結(jié)合動(dòng)脈容積補(bǔ)償法進(jìn)行測(cè)量。相比較基于紅外光估測(cè)血液容積變化，利用超聲回波避免了環(huán)境光和周圍小動(dòng)靜脈血液容積對(duì)測(cè)量結(jié)果的不良影響，使得測(cè)量更為準(zhǔn)確。下面結(jié)合附圖和具體實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)說(shuō)明。圖1所示為根據(jù)本發(fā)明的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。從圖中可見(jiàn)，該裝置主要包括超聲探頭、氣囊、采集模塊、處理模塊、伺服控制模塊和氣體源。超聲探頭放置在待測(cè)動(dòng)脈血管外的皮膚上，用于向待測(cè)量動(dòng)脈血管發(fā)射超聲波，并接收射頻回波信號(hào)。超聲 探頭可以采用一維的單陣元探頭(如圖2中A所示)，或者形狀與體積都適合于被氣囊環(huán)繞或包裹的多陣元陣列探頭(如圖2中B所示)。如果采用一維的單陣元探頭，要求測(cè)量時(shí)陣元中心探頭的中軸線(即產(chǎn)生超聲波束的軸線)要垂直于待測(cè)動(dòng)脈血管的中軸線，并對(duì)準(zhǔn)動(dòng)脈血管橫截面的圓心位置。這可以通過(guò)射頻信號(hào)在動(dòng)脈血管壁對(duì)應(yīng)深度的回波幅度很容易地分辨出來(lái)，回波幅度最大的位置就是豎直對(duì)準(zhǔn)血管中軸線的位置。因?yàn)檠芯勘砻?，?dāng)傳感器與動(dòng)脈血管的軸向夾角超過(guò)10度，或者軸線偏移超過(guò)I度，回波就會(huì)基本消失。如果采用多陣元陣列探頭，則要使探頭的二維掃描面垂直于動(dòng)脈血管的中軸線，成像面垂直于動(dòng)脈血管軸向(橫截面成像)，也可以使探頭的二維掃描面豎直穿過(guò)動(dòng)脈血管的中軸線，成像面平行于動(dòng)脈血管軸向(縱剖面成像)，放置探頭時(shí)同樣需要調(diào)整并對(duì)準(zhǔn)正確的方向。研究表明，橫截面成像時(shí)，合適的位置是當(dāng)橫截面的輪廓接近正圓形的位置。縱向成像時(shí)，合適的位置是動(dòng)脈的前后血管壁呈現(xiàn)為兩條清晰的平行線狀的位置。氣囊壓在動(dòng)脈血管外的皮膚上，受伺服控制模塊控制向動(dòng)脈血管施加壓力，而改變動(dòng)脈直徑或橫截面積。當(dāng)動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積在一個(gè)預(yù)設(shè)的數(shù)值(參考值)附近很小的范圍內(nèi)變化時(shí)，這個(gè)預(yù)設(shè)的數(shù)值(參考值)對(duì)應(yīng)于動(dòng)脈血管內(nèi)外壓力的平均值等于零的狀態(tài)，也就是動(dòng)脈血管壁的無(wú)負(fù)載狀態(tài)。參考值為一預(yù)設(shè)的值，其由如下方法確定:在在動(dòng)脈血壓的數(shù)值范圍內(nèi)，通過(guò)人為地線性(或階梯式)改變氣囊內(nèi)的壓力值，當(dāng)觀察到動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積信號(hào)在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)隨心臟搏動(dòng)產(chǎn)生的振動(dòng)幅度(信號(hào)的交流成分)達(dá)到最大時(shí)，即此時(shí)動(dòng)脈血管壁處于無(wú)負(fù)載狀態(tài)，此時(shí)的動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積信號(hào)在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)的均值(信號(hào)的直流成分)即是無(wú)負(fù)載狀態(tài)下的參考值。此時(shí)的動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積的均值(信號(hào)的直流成分)即是無(wú)負(fù)載狀態(tài)下的參考值。這時(shí)，可以近似的認(rèn)為外部氣囊內(nèi)的壓力變化與動(dòng)脈內(nèi)的血壓變化一致，外部氣囊內(nèi)的壓力波形等于動(dòng)脈血壓的連續(xù)變化波形。超聲探頭和外部氣囊的結(jié)合既要保證動(dòng)脈有效受力，又要保證超聲探頭的位置正確。因此，結(jié)合方式可以包括但不限于氣囊覆蓋探頭式(如圖3中A所示)，氣囊環(huán)繞探頭式(如圖3中B所示)，氣囊環(huán)繞水囊并水囊上放置探頭式(如圖3中C所示)和氣囊包裹探頭，探頭不接觸皮膚式(如圖3中D所示)等各種組合方式。同時(shí)也可以采用氣囊、探頭完全分離式，探頭從其他方位角度測(cè)量動(dòng)脈的直徑或橫截面積。采集模塊用來(lái)采集超聲探頭發(fā)射的超聲波的回波信號(hào)，并將信號(hào)經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換變?yōu)閿?shù)字信號(hào)，并發(fā)送到處理模塊；以及用來(lái)采集氣囊的壓力信號(hào)。超聲波回波信號(hào)可以由任何精度合適的傳感器測(cè)量。氣囊內(nèi)氣壓值可以由精度合適的各種類型的壓力傳感器測(cè)得，并可以由精度合適的各種壓力控制裝置控制改變。超聲射頻回波數(shù)據(jù)和氣囊內(nèi)氣壓信號(hào)，可以通過(guò)各種精度合適的模數(shù)轉(zhuǎn)換裝置轉(zhuǎn)變?yōu)閿?shù)字信號(hào)后，送至處理模塊。處理模塊用于從采集模塊接收數(shù)字信號(hào)，根據(jù)動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置計(jì)算得到動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，并將動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形發(fā)送到伺服控制模塊，以及根據(jù)壓力信號(hào)得到血壓連續(xù)波形并輸出。通過(guò)回波位置估算，精確測(cè)量射頻回波信號(hào)間的時(shí)間延遲，計(jì)算出待測(cè)動(dòng)脈血管壁位置的實(shí)時(shí)變化情況，進(jìn)而得到準(zhǔn)確的動(dòng)脈直徑或動(dòng)脈橫截面積的連續(xù)變化波形。這些波形是隨著心臟搏動(dòng)在心動(dòng) 周期內(nèi)實(shí)時(shí)變化，并且被實(shí)時(shí)測(cè)量的。如圖5所示，A為動(dòng)脈血管前后壁的位移情況，其中上方的線為動(dòng)脈血管前壁的實(shí)時(shí)位移情況，下方的線為動(dòng)脈血管后壁的實(shí)時(shí)位移情況為對(duì)應(yīng)動(dòng)脈血管直徑變化的波形。超聲射頻回波位置的估計(jì)算法，可以采用但不限于現(xiàn)有的各種常用算法，包括歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、絕對(duì)差總和時(shí)延估計(jì)法、歸一化協(xié)方差時(shí)延估計(jì)法、非歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、平方差總和時(shí)延估計(jì)法、混合符號(hào)互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、極性重合時(shí)延估計(jì)法以及Meyr-Spies時(shí)延估計(jì)法等所有從超聲射頻回波信號(hào)中估算動(dòng)脈血管壁位置的算法。具體地，這些算法的公式分列如下:歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法:
權(quán)利要求
1.一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置，包括: 氣囊，壓在動(dòng)脈血管外的皮膚上，受伺服控制模塊控制向動(dòng)脈血管施加壓力，而改變動(dòng)脈直徑或橫截面積； 超聲探頭，用于向動(dòng)脈血管發(fā)射超聲波信號(hào)，并接收超聲回波信號(hào)； 采集模塊，用于采集超聲探頭接收的超聲回波信號(hào)，以及氣囊的壓力信號(hào)，并分別經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為超聲回波數(shù)字信號(hào)和壓力數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊； 處理模塊，用于從采集模塊接收超聲回波數(shù)字信號(hào)和壓力數(shù)字信號(hào)，根據(jù)超聲回波信號(hào)計(jì)算得到動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置，以此計(jì)算得到動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，并將動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形發(fā)送到伺服控制模塊，以及根據(jù)壓力數(shù)字信號(hào)得到血壓連續(xù)波形并輸出；以及 伺服控制模塊，用于根據(jù)接收到的動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形對(duì)氣囊充氣或放氣，控制氣囊的壓力。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述超聲探頭為單陣元探頭或多陣元陣列探頭。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述氣囊覆蓋、環(huán)繞或包裹所述超聲探頭，或所述氣囊與所述超聲探頭分離。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述裝置還包括水囊，水囊位于超聲探頭與皮膚之間。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述裝置還包括氣體源，用于受伺服控制模塊控制，對(duì)氣囊充氣或放氣。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的裝置，其中，所述采集模塊、處理模塊、伺服控制模塊集成在硬件處理平臺(tái)中，所述硬件處理平臺(tái)為計(jì)算機(jī)、單片機(jī)、FPGA、DSP芯片，以及其他可用于實(shí)現(xiàn)上述功能模塊的芯片或整機(jī)中的一種。
7.使用權(quán)利要求1-6中任一項(xiàng)所述的裝置進(jìn)行無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量的方法，包括: Si將氣囊放置為壓在動(dòng)脈血管外的皮膚上，向動(dòng)脈血管施加壓力； S2超聲探頭向動(dòng)脈血管發(fā)射超聲波，并接收回波信號(hào)； S3采集模塊采集回波信號(hào)與發(fā)射信號(hào)，并經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊；S4處理模塊根據(jù)從采集模塊接收的數(shù)字信號(hào)，計(jì)算得到動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置，以此計(jì)算得到動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，并發(fā)送到伺服控制模塊； S5伺服控制模塊根據(jù)從處理模塊接收的動(dòng)脈直徑或橫截面積連續(xù)波形，經(jīng)自動(dòng)控制計(jì)算，調(diào)整氣囊的壓力，直到動(dòng)脈直徑或橫截面積維持在參考值附近； S6采集模塊采集氣囊的壓力信號(hào)，經(jīng)模/數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，發(fā)送到處理模塊；以及 S7處理模塊根據(jù)從采集模塊接收的壓力數(shù)字信號(hào)，得到連續(xù)血壓波形。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，步驟SI還包括使超聲探頭與動(dòng)脈血管對(duì)準(zhǔn)。
9.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，步驟S4中計(jì)算動(dòng)脈血管壁的瞬時(shí)位置的超聲回波時(shí)間延遲估算方法，包括歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、絕對(duì)差總和時(shí)延估計(jì)法、歸一化協(xié)方差時(shí)延估計(jì)法、非歸一化互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、平方差總和時(shí)延估計(jì)法、混合符號(hào)互相關(guān)時(shí)延估計(jì)法、極性重合時(shí)延估計(jì)法，和Meyr-Spies時(shí)延估計(jì)法。
10.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，步驟S5中自動(dòng)控制計(jì)算方法為PID反饋控制方法。
11.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，步驟S6中通過(guò)人為操作，來(lái)線性或階梯性地調(diào)整氣囊壓力。
12.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，所述方法還包括: S8采用袖帶水 銀氣壓計(jì)聽(tīng)診法、振蕩法的離散血壓測(cè)量方法，或?qū)Ч苁接袆?chuàng)血壓測(cè)量方法，對(duì)連續(xù)血壓波形的數(shù)據(jù)進(jìn)行校準(zhǔn)。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量裝置及方法，通過(guò)將超聲回波精確測(cè)量動(dòng)脈容積技術(shù)和動(dòng)脈容積補(bǔ)償技術(shù)相結(jié)合，利用對(duì)超聲回波時(shí)延的精確測(cè)量，可對(duì)較大動(dòng)脈的動(dòng)脈壁位置進(jìn)行精確計(jì)算，進(jìn)而計(jì)算出準(zhǔn)確的動(dòng)脈直徑或橫截面積數(shù)值，所得到的是直接表征動(dòng)脈內(nèi)血液容積的有測(cè)量意義的物理量。以此來(lái)代替現(xiàn)有血液容積補(bǔ)償法中的紅外光強(qiáng)信號(hào)，可以完全排除現(xiàn)有方法中環(huán)境光和周圍小動(dòng)靜脈血液容積對(duì)測(cè)量結(jié)果的負(fù)面影響，并且可以直接用于淺層較大動(dòng)脈上，配合外部加壓氣囊和伺服控制壓力追蹤裝置，使該方法成為真正意義上的動(dòng)脈血管容積補(bǔ)償法。不僅可以實(shí)現(xiàn)在大動(dòng)脈上進(jìn)行連續(xù)血壓波形的無(wú)創(chuàng)測(cè)量，還大大提高了連續(xù)血壓波形測(cè)量的準(zhǔn)確性。
文檔編號(hào)A61B8/04GK103110431SQ201210336519
公開(kāi)日2013年5月22日 申請(qǐng)日期2012年9月12日 優(yōu)先權(quán)日2012年9月12日
發(fā)明者王叢知, 鄭海榮, 錢明, 肖楊, 李永川, 牛麗麗 申請(qǐng)人:中國(guó)科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院