專利名稱：無創(chuàng)血流動力學參數分析儀的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)療器械，具體涉及一種無創(chuàng)血流動力學參數分析儀。
背景技術：
隨著我國經濟高速發(fā)展，社會不斷進步，物質生活的不斷提高，生活節(jié)奏加快等原 因，心血管疾病成為威脅人類生命和健康的惡魔，而且發(fā)病率呈逐年上升的趨勢并有年輕 化的趨勢，由此愈加引起重視。如何科學地降低心血管疾病的發(fā)病率和死亡率，有效地減輕 心血管疾病帶來的社會和家庭負擔，已成為全社會所面臨的一個十分嚴峻的問題。降低心 血管疾病危害的根本措施之一就是采用簡單無創(chuàng)的方法進行早期檢測，及時發(fā)現血管病變 并及早治療。血流動力學參數是研究心血管功能的重要基礎，用于全面跟蹤分析心血管狀態(tài)， 其檢測涵蓋了內科、外科、手術室、急救室、ICU/CCU、婦產科、小兒科等科室的臨床診斷和治 療，尤其在手術過程中，心輸出量(CO)與外周血管阻力(SVR)常被用來指導危重病人圍術 期的治療。目前，醫(yī)院一般使用傳統(tǒng)有創(chuàng)方法獲取CO等血流動力學數據，其中導管熱稀釋法 (Thermodilution Method)使用最為廣泛，其原理是將一定溫度一定容量的生理鹽水注入 人體肺動脈，通過測量和記錄肺動脈下游溫度-時間變化曲線，根據經驗公式來估算CO等 參數值。該方法最大的優(yōu)點是獲取數據準確穩(wěn)定，因此成為目前心輸出量測定的“金標準”， 臨床普及率約85%。但是該方法在測量過程中需要對人體肺動脈植入導管，病人痛苦大，且 容易在導管與血管聯結處形成局部血栓；同時，該方法副作用較大，而且該方法測量每次使 用導管費用高達5000元，一般病人較難承受。因此，在醫(yī)用領域，迫切需要研制和開發(fā)一種更安全、有效和價廉的循環(huán)系統(tǒng)功能 檢測儀器和心、腦血管疾病診斷技術代替有創(chuàng)的“熱稀釋法”。然而，無創(chuàng)血流動力學參數測量設備的研究在國內幾近空白，在國外是領域內研 究熱點但成果不多，其技術相對來說仍處于未成熟階段，存在技術缺陷，其中以超聲多普勒 測量及生物阻抗測量兩大類為主。超聲多普勒測量采用的比較多的是經食管超聲多普勒儀。該儀器采用單獨的超 聲探頭，送入受測者食管后，聲束通過食管壁直達左、有心房及其它心臟結構，可以顯示左 冠狀動脈主于和左前降支，左回旋支近端以及右冠狀動脈切面圖像。同時可用彩色多普勒 技術觀察其中血流動力學狀態(tài)，并用脈沖多普勒頻譜測定流速、血流時相及間期等。該方法 的弊端是超聲波探頭進入食管后的測量位置對結果影響很大，因此對操作者要求過高，一 般專業(yè)醫(yī)生需要具備5年以上操作經驗才能熟練使用，所獲數據結果不穩(wěn)定，且儀器造價 成本過高。生物阻抗測量采用的比較多的是胸腔阻抗測量儀。該測量方法也同樣源自航空 航天醫(yī)療技術，由美國國家航空航天局NASA最先提出。其工作原理是因主動脈充滿血液、 電傳導性最好，是胸腔內電信號傳導的最短路徑，故電流透過汗腺沿著脊柱方向在主動脈內傳導。根據測得的主動脈的阻抗變化量，應用公式估算出心臟的“每搏輸出量”(SV)，進 而推導出其它血流動力學參數。該方法的弊端是測量精度較低，儀器靈敏度較差，技術原理 認可度不高。目前，我們對心腦血管疾病的早期診斷及預防匱乏有效設備和手段，對人體心腦 血管功能狀態(tài)的監(jiān)護設備在家庭主要以電子血壓計為主，而電子血壓計功能局限性很大， 只能測量心率及動脈壓，且其測量結果與真實值往往相去甚遠，無法真正達到對心腦血管 健康風險及疾病全面預警的目的。面對心血管疾病早期診斷、以及治療領域內的需求，我們迫切需要一種相對準確、 且可以在無創(chuàng)條件下對心血管功能狀況進行檢測的醫(yī)療設備。
發(fā)明內容為了解決上述問題，本發(fā)明的目的在于提供一種測量結果更加準確、且無創(chuàng)傷的 血流動力學參數分析儀。為了實現上述發(fā)明目的，本發(fā)明所采用的技術方案如下一種無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，包括計算機、以及測量模塊，所述測量模塊包括 袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、氣動閥門、壓力傳感器、信號傳輸處理電路、以及單片機；所述蓄 壓器與所述微型壓縮機、氣動閥門、袖帶、以及信號傳輸處理電路連接；所述微型壓縮機、氣 動閥門、以及信號傳輸處理電路連接在所述單片機上；所述單片機與所述計算機連接。所述無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，在所述計算機與所述單片機之間還設置有一服 務器。所述無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，所述信號傳輸處理電路，包括依次串聯在一起 的前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器，所述前置放大器的輸入端與所 述壓力傳感器的輸出端連接，所述模數轉換器的輸出端與所述單片機連接。所述無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，所述模數轉換器為M位的A/D轉換器。所述無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，在所述計算機上連接有鼠標、鍵盤、顯示器、以 及打印機。本發(fā)明是基于振蕩示波法無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，主要由計算機模塊和測量 模塊兩部分組成。測量時，測量模塊中的單片機控制氣閥電路進行自動充放氣，袖帶內的壓 力是袖帶內靜壓和脈搏波信號的疊加，壓力傳感器首先將壓力信號轉換為電壓信號，信號 放大濾波單元對信號進行放大濾波，提高其幅度，并將增益調整為適合A/D芯片所要求的 電壓輸入范圍，經過放大和濾波的模擬信號通過A/D芯片轉化為數字信號，單片機將數字 信號通過usbs數據線傳送到計算機模塊PC機。計算機模塊主要對病歷信息管理(包括添 加、刪除、查詢、統(tǒng)計和更新病歷信息)、壓力和脈搏波信號數據采集、顯示和存儲、動脈壓血 壓、心搏指數、脈管指數等參數的計算。計算機對接收的數據進行分析處理，分離出袖帶靜 壓數據和脈搏波信號數據，形成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據充氣過程中脈搏波 的振幅變化確定動脈血壓以及需測量的相關參數。本發(fā)明采用壓力傳感器采集信號，單片機與計算機實時通訊交換數據，利用計算 機預設的算法進行分析，即可在短時間內(30 40秒)獲取多項人體血流動力學參數，這 對于醫(yī)生和患者都是意義重大的，而且雛形機進行預臨床的結果來看，本發(fā)明無創(chuàng)檢測所CN 201912074 U
說明書
3/12 頁
得到的參數與傳統(tǒng)有創(chuàng)法的相關性非常好，其數據準確而穩(wěn)定。
此處所說明的附圖用來提供對本發(fā)明的進一步理解，構成本申請的一部分，并不 構成對本發(fā)明的不當限定，在附圖中圖1為本發(fā)明總體結構框圖；[0022]圖2為本發(fā)明測量模塊的結構框圖；[0023]圖3為本發(fā)明的原始示波圖；[0024]圖4為本發(fā)明平整后的峰值曲線Ah ；[0025]圖5為本發(fā)明平整后的谷值曲線Al ；[0026]圖6為本發(fā)明從左向右向上升斜度進行填充(Fa)的圖；[0027]圖7為本發(fā)明從左向右向上升斜度進行反向填充0 )的圖[0028]圖8為本發(fā)明面積填充S后建立的曲線；[0029]圖9為本發(fā)明最大值與最小值的幅值曲線；[0030]圖10為本發(fā)明最大值與絕對最小值之間的幅值曲線；[0031]圖11為本發(fā)明據最大值建立的包絡線Axh ；[0032]圖12為本發(fā)明據最低值建立的包絡線Axl ；[0033]圖13為本發(fā)明VO速度曲線；[0034]圖14為本發(fā)明PO波動曲線。
具體實施方式
下面將結合具體實施例來詳細說明本發(fā)明，在此本發(fā)明的示意性實施例以及說明 用來解釋本發(fā)明，但并不作為對本發(fā)明的限定。本實施例公開了一種無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，如圖1所示，它主要由計算機 模塊和測量模塊兩部分組成。如圖2所示，所述測量模塊包括袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、 氣動閥門、壓力傳感器、前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器、以及單片 機，前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器構成信號傳輸處理電路；微型壓 縮機，用于產生所述蓄壓器內的壓力；蓄壓器，用于平滑所述微型壓縮機工作時產生的波 動，并利用氣節(jié)門向所述袖帶均勻提供氣體；氣動閥門，用于調節(jié)所述蓄壓器內氣壓；壓力 傳感器，將所述袖帶內的壓力信號轉變?yōu)橹绷麟妷盒盘?；信號傳輸處理電路，將所述直?電壓信號經放大、濾波、以及模數轉換后傳輸給所述單片機；單片機，用于接收所述計算機 的控制信號、并根據所述控制信號控制所述微型壓縮機和所述氣動閥門為所述袖帶加壓或 減壓，以及將其接收到的壓力信號傳輸給所述計算機；所述計算機，將其接收到的壓力信號 分離為袖帶靜壓信號和脈搏波信號，根據所述脈搏波信號生成整個測量過程的脈搏搏動圖 象，并根據所述袖帶充氣過程中脈搏波的振幅變化確定血流動力學數據。微型壓縮機微型壓縮機用于產生蓄壓器內的壓力。微型壓縮機的啟動、停止，速 度快慢由單片機C8051F35控制。蓄壓器蓄壓器使微型壓縮機工作產生的波動變得平滑，并利用節(jié)氣門(空氣流 動的阻力)保證向袖套均勻地供應氣體。[0039]袖帶綁在使用者的手臂上，充氣是對手臂進行施加壓力。氣動閥門氣動閥門保證從記錄周期開始到結束時氣動系統(tǒng)的氣密性，并在操作 結束時將袖套內氣體放至常壓。壓力傳感器壓力轉換器將袖套內的壓力信號轉變?yōu)橹绷麟妷?。前置放大將壓力傳感器轉換出來的小信號進行放大處理。低通濾波將低頻信號能正常通過，而超過設定臨界值的高頻信號則被減弱。增益調整；將信號調整到A/D轉換器能接受的范圍內。A/D轉換將進入的模擬信號轉換成數字信號，便于計算機進行計算分析。C8051F35:是整個數據采集模塊中的核心，控制微型壓縮機、氣動閥門開關，接受 A/D轉換數據，負責與上位機的通訊測量時，測量模塊中的單片機控制氣閥電路進行自動充放氣，袖帶內的壓力是袖 帶內靜壓和脈搏波信號的疊加，壓力傳感器首先將壓力信號轉換為電壓信號，信號放大濾 波單元對信號進行放大濾波，提高其幅度，并將增益調整為適合A/D芯片所要求的電壓輸 入范圍，經過放大和濾波的模擬信號通過A/D芯片轉化為數字信號，單片機將數字信號通 過usbs數據線傳送到計算機模塊PC機。計算機模塊主要對病歷信息管理(包括添加、刪除、查詢、統(tǒng)計和更新病歷信息)、 壓力和脈搏波信號數據采集、顯示和存儲、動脈壓血壓、心搏指數、脈管指數等參數的計算。 計算機對接收的數據進行分析處理，分離出袖帶靜壓數據和脈搏波信號數據，形成整個測 量過程的脈搏搏動圖象，并根據充氣過程中脈搏波的振幅變化確定動脈血壓以及需測量的 相關參數。本發(fā)明信號采集部分終端采用袖套部件，采集信號方式及頻率為本發(fā)明特有。通 過M位的A/D轉換器對采集的模擬信號進行轉換，信號的轉換精度非常高，便于在計算機 模塊中通過軟件的方法分離出微弱的脈搏波信號，使數據的可靠性和準確性有充分的保障。本發(fā)明算法與參數部分以振蕩示波算法為基礎，將病人在測量過程的脈搏圖形真 實的反映，對曲線圖進行信號圓整、平整處理，圖形轉換等處理，最后得出動脈血壓參數，并 結合流體力學原理，獲取心臟指數和脈管指數等數據。本發(fā)明采用嵌入式處理系統(tǒng)，使得技術在升級過程中功能模塊的增加變得更易實 現，為后續(xù)其它技術的嫁接提供更高的技術可行性；一方面，與傳統(tǒng)的有創(chuàng)法測量血流動力 學參數相比，無創(chuàng)法測量具備安全性高、成本低、操作簡便、患者痛苦小等優(yōu)點。本項目技術 僅采用袖套式傳感器，即可在短時間內(30 40秒)獲取20多項人體血流動力學參數，這 對于醫(yī)生和患者都是意義重大的，而且通過目前我們利用雛形機進行預臨床的結果來看， 本項目技術無創(chuàng)檢測所得到的參數與傳統(tǒng)有創(chuàng)法的相關性非常好，臨床應用價值高。本發(fā)明以示波法為基礎，而傳統(tǒng)的示波法只能檢測出血壓、心率這些常規(guī)參數。而 本發(fā)明通過先進的信號采集系統(tǒng)及精確的算法體系，能獲取到中心動脈壓、心輸出量、末梢 血管總阻力、脈搏波速、動脈彈性、血流速度等豐富的血流動力學參數。并通過強大的智能 分析程序對各個參數進行組合評價和動態(tài)分析，全面評價心腦血管功能狀態(tài)，排查心腦血 管疾病風險以及監(jiān)測心腦血管狀態(tài)。本發(fā)明獲得基礎數據的一般步驟如下[0054]3. 1、過程初始化，原始(初級)示波圖記錄，如圖3所示。3. 2建立初級曲線3. 2. 1在初級曲線束中求出最小值和最大值3. 2. 2求出用于分析的最低壓力指數(13mmHg)3. 2. 3求出大于300mmHg壓力可能的指數3. 2. 4檢驗壓力增加的準確性(平穩(wěn)性)3. 2. 5從左邊截短曲線到最低壓力指數處3. 2. 6用比初始曲線少10倍的點單元數建立最小值LO的和最大值HO (趨勢)峰 值曲線3. 3建立最大值和最小值曲線3. 3. 1求出最大值和最小值3. 3. 2求出脈博(周期)，開始-按3點進行信號圓整，求出最大幅值。3. 3. 3進行壓力過濾-對壓力進行平整處理3. 3. 4過濾最大值和最小值以檢驗排列的正確性(去掉多余的最大值/最小值)3. 3. 5確認最大值和最小值3. 3. 6最大值/最小值再確認以檢驗相鄰極值的均一性3. 3. 7最大值/最小值再確認以檢驗最大值的低端位置3. 3. 8建立Ah-對應于最大值的信號值曲線(如圖4所示)3. 3. 9建立Al-對應于最小值的信號值曲線(如圖5所示)3. 3. 10 平整曲線 Ah 和 Al3. 4建立第一組包絡線3. 4. 1建立包絡線S，A，Ae ()，Fa, Fb，其單元數等于最大值的個數34. 2從左向右用上升斜度(線)進行填充(Fa)并反向填充0 )-如圖6和圖7 所示；3. 5用振蕩曲線下面的面積填充S并建立曲線(如圖8所示)3. 6分別用最大值最小值間的幅值(如圖9所示)、最大值和絕對最小值之間的幅 值(圖10所示)填充A和Ae。3. 7獲得輸出在屏幕上的最終曲線37. 1 圓整 S, A, Ae3. 7. 2用分析S確立最大幅度3. 7. 3賦予曲線在屏幕上出現的最終形態(tài)3. 8獲得基礎數值3. 8. 1根據最終曲線的最大值建立包絡線Axh(如圖11所示)3. 8. 2根據相同曲線的最低值建立包絡線Axl (如圖12所示)3. 8. 3確定平均壓對應點-振蕩波下面的最大面積減去一個峰對應的點3. 8. 4確定收縮壓對應點-A和Axl的右交點3. 8. 5確定舒張壓對應點-Axh和Axl的左交點3. 8. 6確定側壓對應點-Fa和Axh的交點加一個峰3. 8. 7 確定 AMP_mean[0090]3. 8. 8 確定 AMP_dbpAMP_DBP在舒張壓點的脈動曲線幅值。相應于收縮期內血管橫截面積的增量AS。AMPjiiean在平均壓力點的幅值。相應于收縮和舒張期內橫截面積(S+AS)。(4)根據流體力學原理計算出其他參數幅度與血管腔隙比例關系描述4. 1總體上講，進一步的計算都是建立在動脈血流模型相關的非常的通用假設基 礎上的，具體來說-血液是均質的不可壓縮的液體，密度為1.06*103kg/m3，粘度為0. 004kg/ (m*s)；-被測血管是(臂動脈區(qū)段)圓柱形、橫截面為常量且非固定邊界的彈性薄壁管 道；-血管壁為均質、各項同性的；-血管壁的慣性對脈搏通過影響不大；-大動脈壁平滑肌收縮的影響較?。?正常人動脈血流一般是分層的4. 2無論在動脈中還是在心血管體統(tǒng)的任何區(qū)段血液的流動都是靠局部壓力梯度 產生的，這種壓力梯度是由壓力波的通過確定。所有的計算都是建立在血管中血壓與血管 面積的線性關系假設之上進行的。在該情況下線性關系意味著滿足如下關系式S = S。+KP其中SO-血管初始橫截面積，S-壓力P作用下(變大)血管的橫截面積，K-應變 系數。該方法中的信號幅值-裝置傳輸系數乘以血管腔隙面積的增量(改變)。幅值正 比于袖帶中儀器壓力傳感器測得的壓力的增量(改變)。幅值以假定的單位計量(單位實 際上沒有意義，因為在以后的計算中只用到了一些幅度的比值)隨著袖帶中壓力的累積信號幅度不斷變化。壓縮機開啟之后袖帶中的壓力從大氣 壓開始不斷增長，從某個數值開始在記錄的曲線上出現一些不大的波峰，反映著每個收縮 期血管直徑的增長。我們認為液體是不可壓縮的。袖帶寬度為L，血管腔隙為S。因此當血管容積增加 AV時，相應的血管腔隙增量為AS，袖帶容積減小了 AV = LAS根據波意耳定律(ρ+Δ p) (V0-AV) = P0V0
權利要求1.一種無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，包括計算機、以及測量模塊，其特征在于所述測量模塊包括袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、氣動閥門、壓力傳感器、信號傳輸處理電 路、以及單片機；所述蓄壓器與所述微型壓縮機、氣動閥門、袖帶、以及信號傳輸處理電路連接； 所述微型壓縮機、氣動閥門、以及信號傳輸處理電路連接在所述單片機上； 所述單片機與所述計算機連接。
2.根據權利要求1所述的無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，其特征在于 在所述計算機與所述單片機之間還設置有一服務器。
3.根據權利要求1所述的無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，其特征在于所述信號傳輸處理電路，包括依次串聯在一起的前置放大器、低通濾波器、增益放大 器、以及模數轉換器，所述前置放大器的輸入端與所述壓力傳感器的輸出端連接，所述模數 轉換器的輸出端與所述單片機連接。
4.根據權利要求3所述的無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，其特征在于 所述模數轉換器為M位的A/D轉換器。
5.根據權利要求1所述的無創(chuàng)血流動力學參數分析儀，其特征在于 在所述計算機上連接有鼠標、鍵盤、顯示器、以及打印機。
專利摘要本實用新型涉及一種醫(yī)療器械，具體公開了一種無創(chuàng)血流動力學參數分析儀。它主要由計算機模塊和測量模塊兩部分組成，所述測量模塊包括袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、氣動閥門、壓力傳感器、前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器、以及單片機。本實用新型采用壓力傳感器采集信號，單片機與計算機實時通訊交換數據，利用計算機預設的算法進行分析，即可在短時間內(30～40秒)獲取多項人體血流動力學參數。本實用新型無創(chuàng)檢測所得到的參數與傳統(tǒng)有創(chuàng)法的相關性非常好，其數據準確而穩(wěn)定。
文檔編號A61B5/026GK201912074SQ20112000871
公開日2011年8月3日 申請日期2011年1月11日 優(yōu)先權日2011年1月11日
發(fā)明者沈炳權, 許百靈 申請人:無錫華清醫(yī)療器械有限公司