專利名稱：心血管功能動態(tài)參數(shù)檢測分析方法及其裝置的制作方法
一種心血管功能動態(tài)參數(shù)檢測分析方法及其裝置屬于人體生理參數(shù)測量技術(shù)領(lǐng)域。
心血管功能動態(tài)參數(shù)檢測分析方法的實(shí)質(zhì)是應(yīng)用血壓波形來計(jì)算血流量、心搏出量和心輸出量的血流動力學(xué)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(yīng)用。這種方法基本上可分為兩類一類是有創(chuàng)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(jīng)驗(yàn)參數(shù)和血流動力學(xué)方程來求出主動脈流量和其他的心血管功能參數(shù)。顯然，它不宜在心血管功能診斷儀上使用；另一類是無創(chuàng)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(gòu)造近似于人體的動脈血壓波形。其標(biāo)志點(diǎn)由脈搏波波形圖來識別，標(biāo)志點(diǎn)和近似血壓波形可由動脈收縮壓和舒張壓的值來標(biāo)定。在標(biāo)志點(diǎn)值和血壓波形確定后，即可應(yīng)用按一定原理并經(jīng)簡化所推導(dǎo)出的一系列計(jì)算公式并結(jié)合某些臨床經(jīng)驗(yàn)參數(shù)來計(jì)算出各個心血管功能的動態(tài)參數(shù)。這就是問題的關(guān)鍵所在。至今已提出了兩種類型的無創(chuàng)傷檢測方法并制成了兩類這種心血管功能動態(tài)參數(shù)檢測儀。第一類是基于循環(huán)系統(tǒng)彈性腔模型理論的。它把人體復(fù)雜的循環(huán)系統(tǒng)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(tǒng)內(nèi)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(shù)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(dá)到100％。第二類是以線性化脈搏波理論為基礎(chǔ)的。它仿照Wesseling所提出的線性化脈搏波在彈性管中傳輸?shù)哪Ｐ蛠硗茖?dǎo)心臟血管功能的動態(tài)參數(shù)。它的主要缺點(diǎn)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(shí)，對心搏量和心輸出量不可避免地要出現(xiàn)較大的誤差。而且在推導(dǎo)過程中，不適當(dāng)?shù)丶僭O(shè)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(chǎn)生影響，而且又假定它們的修正系數(shù)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(shí)又與傳感器線性度有關(guān)，從而使誤差增加。在推導(dǎo)心輸出量公式時(shí)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(jù)此提出的檢測方法無法正確地反映心血管本身的結(jié)構(gòu)及其運(yùn)動狀態(tài)，因而而一般只適用于對人體心功能能參數(shù)作靜態(tài)平均量估算，而不能實(shí)時(shí)地作動態(tài)分析并在此基礎(chǔ)上予以測定及計(jì)算。
本發(fā)明的目的在于提供一種以非線性脈搏波傳播理論為基礎(chǔ)的、能正確反映心血管本身結(jié)構(gòu)及其運(yùn)動狀態(tài)的心血管動態(tài)功能參數(shù)檢測分析方法以及據(jù)此設(shè)計(jì)的檢測裝置。
本發(fā)明的特征在于它是一種采用非線性脈搏波傳播機(jī)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(tài)參數(shù)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(diǎn)的時(shí)間序號；(2)判波和求平均血壓波形圖；對無創(chuàng)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(jīng)以下步驟順次處理而得①建立判波準(zhǔn)則以該脈搏波的最大值pmax和最小值pmin在等分的采樣區(qū)間內(nèi)均值的倍值dp為判波準(zhǔn)則，即dp＝m(pmax－Pmin)/Δn，Δn采樣區(qū)間，m視采樣區(qū)間大小而定的整數(shù)；②用自適應(yīng)分離法對脈搏波進(jìn)行逐個判別和分離先求出該組脈搏波p(n)內(nèi)每波的最大值即波峰來進(jìn)行分離，再把每個波形內(nèi)按時(shí)間順序排列后的采樣點(diǎn)數(shù)和周期值的平均值作為平均脈搏波的對應(yīng)值；③求出每波的最下值即波谷并據(jù)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(diǎn)數(shù)作基礎(chǔ)，對于點(diǎn)數(shù)大于平均點(diǎn)數(shù)的波形，去除其舒張期內(nèi)的冗余點(diǎn)，而對于點(diǎn)數(shù)小于平均點(diǎn)數(shù)的波形，連續(xù)補(bǔ)足其舒張期的不足點(diǎn)，把整形并按時(shí)間順序重新排列后的一組波形算術(shù)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(biāo)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(jì)算波形因子KK＝(pmp－pdp)/(psp－pdp)；<3>計(jì)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(xué)參數(shù)的計(jì)算(1)輸入迭代計(jì)數(shù)用的參量NL，迭代總次數(shù)NLM；設(shè)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(shí)的漸進(jìn)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(nèi)的平均采樣點(diǎn)數(shù)，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(jì)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(tǒng)計(jì)方程Rm＝f(Age，H，SW，Pm)，求出人體主動脈平均內(nèi)徑Rm，按DuBois指數(shù)公式計(jì)算體表面積SA；(4)計(jì)算主動脈內(nèi)徑R隨血壓P的變化R＝R(P)，偏導(dǎo)數(shù)R/P、R/t(yī)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(guān)的常數(shù)。
(5)計(jì)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(guān)的參數(shù)。
(6)計(jì)算dp/dt數(shù)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(shí)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(biāo)；對P=Pm+Σn=1∞[ancos(ωnt)+dnsin(ωnt)]]]>作福里袞分解，求出系數(shù)an，dn及遞推系數(shù)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(shè)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(jù)測量得出的壓力波形求導(dǎo)確定；(9)按下式采用有限差分?jǐn)?shù)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(yī))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(nèi)徑；λ是與血液粘性和管壁運(yùn)動有關(guān)的參數(shù)；ε是與管壁形狀和變形有關(guān)的系數(shù)；γ＝μ/ρ是血液運(yùn)動粘度，Φ為主動脈半錐角，α、β、βo是與脈搏波在主動脈內(nèi)傳播時(shí)的血流速度剖面形狀有關(guān)的常數(shù)；Qn＋1＊表示(n＋1)時(shí)刻的流量估值；
Qn＋1是(n＋1)時(shí)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(nèi)采樣點(diǎn)數(shù)；(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(fù)計(jì)算；(14)判斷NL≥NLM否；(15)若NL≥NLM時(shí)求以下血流動力學(xué)參數(shù)<1>心搏出量SV每搏由左心室輸出的血液體積；主動脈關(guān)閉完全，基本無回流時(shí)SV=T∫0τSQ(τ)dτ(mL/beat),]]>τs為心室收縮間期τs＝Ts/T；主動脈關(guān)閉不全，有回流時(shí)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(shù)CICI＝CO/SA，SA體表面積；<4>心搏指數(shù)SISI＝SV/SA；<5>外周阻力TPRTPR＝Pm/Qm/60；<6>順應(yīng)性CC＝(SV－AS·Qm/Pm)/(Pns－Pd)；<7>估算的血分?jǐn)?shù)EFEF＝a(1＋b/Age)(K3τs)(-1/2)(1－Pd/Pm)2v；a，b常數(shù)；<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(guān)的修正系數(shù)，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(yùn)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(jù)本檢測方法提出的相應(yīng)的檢測裝置，其特征在于所述的模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換電路是一個可控的高精度的模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器3、其輸入端與模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器3的輸出端相連的數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器6、其輸入端與數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器6的輸出端相連而輸出端又與模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器3、數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)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(jié)果可滿足醫(yī)用要求。
為了在下面結(jié)合實(shí)施例對本發(fā)明作更詳盡描述，現(xiàn)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(xué)檢測分析儀的電路方框圖；圖3本檢測裝置的系統(tǒng)流程圖；圖4本檢測裝置的芯片連接圖。
實(shí)施例請見圖3。本系統(tǒng)可以在無創(chuàng)傷和有創(chuàng)傷檢測之間作出選擇；在有創(chuàng)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(shù)S與Pm有關(guān)的參數(shù)；
度量心臟氧供耗的參數(shù)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(yīng)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(shù)字轉(zhuǎn)換器3采用芯片ASC0804，接口芯片4采用74LS245，數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)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(jì)算機(jī)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(gòu)成。各芯片間的連接關(guān)系見圖4。
實(shí)施例及實(shí)施結(jié)果請見下列附件附件1實(shí)測報(bào)告5例；附件2測試報(bào)告《無創(chuàng)傷多功能心血管血流動力學(xué)檢測分析系統(tǒng)在臨床中的應(yīng)用》(北京安貞醫(yī)院)；附件3《無創(chuàng)傷多功能心血管血流動力學(xué)檢測公析系統(tǒng)在臨床中的應(yīng)用小結(jié)》(阜外醫(yī)院)。
權(quán)利要求
1.一種心血管功能動態(tài)參數(shù)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(jī)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(tài)參數(shù)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(diǎn)的時(shí)間序號；(2)判波和求平均血壓波形圖；對無創(chuàng)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(jīng)以下步驟順次處理而得①建立判波準(zhǔn)則以該脈搏波的最大值pmax和最小值pmin在等分的采樣區(qū)間內(nèi)均值的倍值dp為判波準(zhǔn)則，即dp＝m(Pmax－Pmin)/Δn，Δn采樣區(qū)間，m視采樣區(qū)間大小而定的整數(shù)；②用自適應(yīng)分離法對脈搏波進(jìn)行逐個判別和分離先求出該組脈搏波p(n)內(nèi)每波的最大值即波峰來進(jìn)行分離，再把每個波形內(nèi)按時(shí)間順序排列后的采樣點(diǎn)數(shù)和周期值的平均值作為平均脈搏波的對應(yīng)值；③求出每波的最下值即波谷并據(jù)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(diǎn)數(shù)作基礎(chǔ)，對于點(diǎn)數(shù)大于平均點(diǎn)數(shù)的波形，去除其舒張期內(nèi)的冗余點(diǎn)，而對于點(diǎn)數(shù)小于平均點(diǎn)數(shù)的波形，連續(xù)補(bǔ)足其舒張期的不足點(diǎn)，把整形并按時(shí)間順序重新排列后的一組波形算術(shù)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(biāo)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(jì)算波形因子KK＝(pmp－pdp)/(psp－pdp)；<3>計(jì)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(xué)參數(shù)的計(jì)算①輸入迭代計(jì)數(shù)用的參量NL，迭代總次數(shù)NLM；設(shè)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(shí)的漸進(jìn)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(nèi)的平均采樣點(diǎn)數(shù)，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(jì)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(tǒng)計(jì)方程Rm＝f(Age，H，SW，Pm)，求出人體主動脈平均內(nèi)徑Rm，按DuBois指數(shù)公式計(jì)算體表面積SA；④計(jì)算主動脈內(nèi)徑R隨血壓P的變化R＝R(P)及偏導(dǎo)數(shù)R/P、R/t(yī)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(guān)的常數(shù)。⑤計(jì)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(guān)的參數(shù)。⑥計(jì)算dp/dt數(shù)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(shí)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(biāo)；對P=Pm+Σn=1∞[ancos(ωnt)+dnsin(ωnt)]]]>作福里袞分解，求出系數(shù)an，dn及遞推數(shù)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(shè)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(jù)測量得出的壓力波形求導(dǎo)確定；⑨按下式采用有限差分?jǐn)?shù)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(yī))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(nèi)徑；λ是與血液粘性和管壁運(yùn)動有關(guān)的參數(shù)；ε是與管壁開關(guān)和變形有關(guān)的系數(shù)；γ＝μ/ρ是血液運(yùn)動粘度，Φ為主動脈半錐角，α、β、βo是與脈搏波在主動脈內(nèi)傳播時(shí)的血流速度剖面形狀有關(guān)的常數(shù)；Qn＋1＊表示(n＋1)時(shí)刻的流量估值；Qn＋1是(n＋1)時(shí)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(nèi)采樣點(diǎn)數(shù)；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(fù)計(jì)算；判斷NL≥NLM否；若NL≥NLM時(shí)求以下血流動力學(xué)參數(shù)<1>心搏出量SV每搏由左心室輸出的血液體積；主動脈關(guān)閉完全，基本無回流時(shí)SV=T∫0τSQ(τ)dτ(mL/beat),]]>τs為心室收縮間期τs＝Ts/T；主動脈關(guān)閉不全，有回流時(shí)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(shù)CICI＝CO/SA，SA體表面積；<4>心搏指數(shù)SISI＝SV/SA；<5>外周阻力TPRTPR＝Pm/Qm/60；<6>順應(yīng)性CC＝(SV－AS·Qm/Pm)/(Pns－Pd)；<7>估算的血分?jǐn)?shù)EFEF＝a(1＋b/Age)(K3τs)(-1/2)(1－Pd/Pm)2v；a，b常數(shù)；<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(guān)的修正系數(shù)，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(yùn)動功WkWk=∫OTsPQ3/2A2dt;]]><13>求每搏總輸出功WsWs＝Wk＋Wp。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心血管功能動態(tài)參數(shù)檢測分析方法所設(shè)計(jì)的相應(yīng)裝置包含脈搏波傳感器、模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換電路、總線及計(jì)算機(jī)，其特征在于所述的模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換電路是一個可控的高精度的模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器(3)、其輸入端與模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器(3)的輸出端相連的數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器(6)、其輸入端與數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)換器(6)的輸出相連而輸出端又與模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)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(shù)字轉(zhuǎn)換器(3)、數(shù)字/模擬轉(zhuǎn)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(tài)參數(shù)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(jī)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(tài)參數(shù)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(xué)參數(shù)計(jì)算三個步驟組成，其所導(dǎo)出的數(shù)學(xué)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(shù)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(shù)/模轉(zhuǎn)換反饋電路的高精度且可控的模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換電路的總線式微機(jī)。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(yōu)先權(quán)日1994年8月16日
發(fā)明者伍時(shí)桂, 李兆治, 尚利成, 李海龍, 馬新勝 申請人:北京工業(yè)大學(xué)