心血管功能动态参数检测分析方法及其装置 一种心血管功能动态参数检测分析方法及其装置属于人体生理参数测量技术领域。
心血管功能动态参数检测分析方法的实质是应用血压波形来计算血流量、心搏出量和心输出量的血流动力学检测方法，其目的是籍此在心血管功能检测诊断仪和临床上予以应用。这种方法基本上可分为两类：一类是有创伤检测方法，它靠通过向动脉插管或血管穿刺来测定主动脉或大动脉的血压，然后再通过临床经验参数和血流动力学方程来求出主动脉流量和其他的心血管功能参数。显然，它不宜在心血管功能诊断仪上使用；另一类是无创伤检测方法，它依靠脉压传感器去检测浅皮动脉的脉搏波信号及用袖袋法测得的左肱动脉收缩压和舒张压来构造近似于人体的动脉血压波形。其标志点由脉搏波波形图来识别，标志点和近似血压波形可由动脉收缩压和舒张压的值来标定。在标志点值和血压波形确定后，即可应用按一定原理并经简化所推导出的一系列计算公式并结合某些临床经验参数来计算出各个心血管功能的动态参数。这就是问题的关键所在。至今已提出了两种类型的无创伤检测方法并制成了两类这种心血管功能动态参数检测仪。第一类是基于循环系统弹性腔模型理论的。它把人体复杂的循环系统简单地看成是由一个心泵、一个血压处处相等的弹性控及一个外周阻力器组成的。它既不考虑人体心血管系统内各种动脉的形状、大小及管壁弹性变形等生理因素的差别和影响，也不考虑血液流动惯性对心搏出量的影响，因而是很原始、很近似的。由它检测出地主要血流参数心输出量和心搏出量一般要比正常生理值高得多，最大误差超过50％以上，甚至达到100％。第二类是以线性化脉搏波理论为基础的。它仿照Wesseling所提出的线性化脉搏波在弹性管中传输的模型来推导心脏血管功能的动态参数。它的主要缺点是忽略了动脉的大弹性变形和主动脉血液流速的影响，从而在脉压差较大和血流速度较快时，对心搏量和心输出量不可避免地要出现较大的误差。而且在推导过程中，不适当地假设外周阻力、血管硬化和血液粘性三者都以同一程度对心搏量产生影响，而且又假定它们的修正系数相等且均等于K/0.35，K是波形因子，K＝(Pm－Pd)/(Ps－Pd)，Ps为收缩压，Pd为舒张压，Pm为平均脉动压；在测量波形因子K值时又与传感器线性度有关，从而使误差增加。在推导心输出量公式时还忽视了心率和人体主动脉半径的影响，也引起较大的误差，由此可见，这两种理论及据此提出的检测方法无法正确地反映心血管本身的结构及其运动状态，因而而一般只适用于对人体心功能能参数作静态平均量估算，而不能实时地作动态分析并在此基础上予以测定及计算。
本发明的目的在于提供一种以非线性脉搏波传播理论为基础的、能正确反映心血管本身结构及其运动状态的心血管动态功能参数检测分析方法以及据此设计的检测装置。
本发明的特征在于：它是一种采用非线性脉搏波传播机理且以分析一组平均血压波形图的压力梯度来检测心血管功能动态参数的分析方法，其顺次由以下步骤组成：
(1)从桡动脉采集一组流动的脉搏波形p(n)，n为采样点的时间序号；
(2)判波和求平均血压波形图；
对无创伤检测而言，平均血压波形图是通过一组所采集的流动脉搏波经以下步骤顺次处理而得：
①建立判波准则：以该脉搏波的最大值pmax和最小值pmin在等分的采样区间内均值的倍值dp为判波准则，即dp＝m(pmax－Pmin)/Δn，Δn：采样区间，m：视采样区间大小而定的整数；
②用自适应分离法对脉搏波进行逐个判别和分离：先求出该组脉搏波p(n)内每波的最大值即波峰来进行分离，再把每个波形内按时间顺序排列后的采样点数和周期值的平均值作为平均脉搏波的对应值；
③求出每波的最下值即波谷并据此定位以求出所需的平均脉搏波波形图：即以上述平均采样点数作基础，对于点数大于平均点数的波形，去除其舒张期内的冗余点，而对于点数小于平均点数的波形，连续补足其舒张期的不足点，把整形并按时间顺序重新排列后的一组波形算术平均后便可得出平均脉搏波波形图；
④再检测出人体收缩压Ps和舒张压Pd及对其标定以求出平均血压波形图：
<1>求出平均脉搏波的最大值psp、最小值pdp、平均值pmp；
<2>计算波形因子K：K＝(pmp－pdp)/(psp－pdp)；
<3>计算平均动脉压pm：pm＝pd＋K(Ps－Pd)；
<4>按比例把平均脉搏波图变换为平均血压波形图；
(3)血流动力学参数的计算：
(1)输入迭代计数用的参量NL，迭代总次数NLM；设：NL＝0下，血液粘度估值μ＝μ∞，μ∞为理想粘度值即血流切变率D充分大时的渐进粘度值；
(2)输入平均血压波形p(n)，n＝1，2，3，…，NA，其中：NA为一个心动周期内的平均采样点数，从中求出：收缩压Ps，舒张压Pd，收缩间期EST(即Ts)，舒张间期EDT，收缩期末血压Pns；
从中计算出：心率HR、平均动脉压Pm，脉压差Pp，压力收缩期间面积AS、压力舒张期间面积Ad、心脏活力比EVR、血压因子K；
(3)输入年龄Age，身高H，体重W，肩宽SW，按统计方程Rm＝f(Age，H，SW，Pm)，求出人体主动脉平均内径Rm，按DuBois指数公式计算体表面积SA；
(4)计算主动脉内径R随血压P的变化R＝R(P)，偏导数R/P、R/t其中R＝Rm[1＋βln(P/Pm)]1/2，β是一个与血管物理和生理状况有关的常数。
(5)计算平均动脉压下的主动脉弹性模量E，其中，E＝[δ(P/R)R2/h]m，h：壁厚；δ：与波形因子K有关的参数。
(6)计算dp/dt数列：(dP/dt)n＝0.5[P(n＋1)－P(n－1)]/Δt，Δt＝T/NA；
(7)将血压波形按Fourier方法展开为一系列谐波形式：P(z,t)=Pm+Σn=1∞AneiWn(t-z/cn);]]>An＝an－idn，为n阶谐波的波幅，可由测得的压力波确定；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的无量纲时间；
Cn为n阶皆波波速，其基波波速C1即动脉中的脉搏波传播速度，可近似为：C1=[Rαρ(dR/dP)]m1/2]]>
Z为沿血液流动方向的坐标；对P=Pm+Σn=1∞[ancos(ωnt)+dnsin(ωnt)]]]>作福里衮分解，求出系数an，dn及递推系数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，设：bor＝boi＝0；(8)求压力梯度-(P/z)及最大压力梯度MPG：-(∂P/∂Z)=(1/C1)(dP/dt){1+Σn=1n[bnrcos(ωnt)-bnIsin(ωnt)]]]> dP/dt可根据测量得出的压力波形求导确定；(9)按下式采用有限差分数值方法求解主动脉流量波形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：血压；ρ：血液密度；R：主动脉内径；
λ：是与血液粘性和管壁运动有关的参数；
ε：是与管壁形状和变形有关的系数；
γ＝μ/ρ：是血液运动粘度，Φ：为主动脉半锥角，
α、β、βo是与脉搏波在主动脉内传播时的血流速度剖面形状有关的常数；
Qn＋1＊表示(n＋1)时刻的流量估值；
Qn＋1是(n＋1)时刻的流量修正值
G(Q，t)：表示dQ/dt；(10)求主动脉血流的峰值流量Qp和平均流量Qm；Qm=(1/N)Σn=1NQ(n),]]>
N为一心动周期内采样点数；(11)求峰值血液切变率(D)p：(D)p＝4αQp/πR3(12)求血液粘度μ：μ=μ∞(1+a1/D+a2/D2)[1+b1(K-K0)/K0+b2(K-K0)2/K02];]]>
其中：Ko为健康人的波形因子；(13)以NL＝NL＋1代入，重复计算；(14)判断NL≥NLM否；(15)若NL≥NLM时：求以下血流动力学参数：
<1>心搏出量SV：每搏由左心室输出的血液体积；
主动脉关闭完全，基本无回流时：SV=T∫0τSQ(τ)dτ(mL/beat),]]>
τs为心室收缩间期：τs＝Ts/T；
主动脉关闭不全，有回流时：
SV＝QmT<2>心输出量CO，每分钟由左心室输出血液的总量：
CO＝SV·H·R/1000；<3>心脏指数CI：CI＝CO/SA，SA：体表面积；<4>心搏指数SI：SI＝SV/SA；<5>外周阻力TPR：TPR＝Pm/Qm/60；<6>顺应性C：C＝(SV－AS·Qm/Pm)/(Pns－Pd)；<7>估算的血分数EF：EF＝a(1＋b/Age)(K3τs)(-1/2)(1－Pd/Pm)2v；a，b常数；<8>左心室舒张末容积EDV：EDV＝SV/EF，
左心室收缩末容积ESV：ESV＝EDV－SV；<9>左心室功率曲线SP(n)即Ws(t)：Ws(t)=PQ+(1-α0)ρQ3/2A2+α0(EDV-∫0tQdt)]]>(ρQ/A2)(dQ/dt)，t≤Ts其中：A为主动脉瓣口开启面积；
ao为一与心室形状有关的修正系数，ao＜1，α0≈12a2+b210a2(1+1-(R/b)2)2,]]>ao≈0.65<10>求心脏平均功率MPP：MPP=(1/T)∫OTPQdt]]>或MPP＝PmQm<1>求每搏潜在功Wp：WP=∫OTSPQdt;]]><12>求每搏运动功Wk：Wk=∫OTSPQ3/2A2dt;]]><13>求每搏总输出功Ws：
Ws＝Wk＋Wp。
其检测方法的程序流程图见图1。
根据本检测方法提出的相应的检测装置，其特征在于：所述的模拟/数字转换电路是一个可控的高精度的模拟/数字转换电路，它由其输入端与脉搏波传感器1的输出端相连的高精度仪表放大器2、其输入端通过共模抑制比放大器10与高精度仪表放大器2的输出端相连的模拟/数字转换器3、其输入端与模拟/数字转换器3的输出端相连而其输出端与总线5双向相连的接口芯片4、其输入端与模拟/数字转换器3的输出端相连的数字/模拟转换器6、其输入端与数字/模拟转换器6的输出端相连而输出端又与模拟/数字转换器3的输入端相连的放大器7以及既与总线5双向连接而其输出端又与模拟/数字转换器3、数字/模拟转换器6、接口芯片4的控制端分别相连的可编程逻辑电路8组成，电源11与PC总线5相连。其装置的电路方框图见图2。
使用证明：其心搏量及心输出量的检测结果可满足医用要求。
为了在下面结合实施例对本发明作更详尽描述，现把本申请文件所使用的附图编号及名称简介如下：
图1：本检测方法的程序流程框图；
图2：本检测装置MHS-160型多功血流动力学检测分析仪的电路方框图；
图3：本检测装置的系统流程图；
图4：本检测装置的芯片连接图。
实施例：
请见图3。本系统可以在无创伤和有创伤检测之间作出选择；在有创伤条件下，又可在人和动物之间作出选择。
在图1中：
体表面积SA＝0.007184H0.725×W0.425(m2)；
H：身高(cm)，W：体重(Kg)；
人体主动脉半径Rm＝(1＋a·Age1/2){S[H(SW＋b)]1/2－C}
SW：肩宽(cm)，a，b，c为常数
S：与Pm有关的参数；
度量心脏氧供耗的参数心脏活力比EVR＝Ad/As＝(Pm/As)T－1
Ad：舒张期血压面积，As：收缩期血压面积；
在图2中：1是应变式脉搏波传感器，高精度仪表放大器上使用芯片AD624及J24P1N模拟/数字转换器3采用芯片ASC0804，接口芯片4采用74LS245，数字/模拟转换器6采用芯片DAC0832，5是PC总线，放大器7采用芯片LF347，可编程逻辑电路8采用芯片GAL16V8，计算机9采用80386，10是共模抑制比放大器，它由芯片U23PIN及其外围元件组成。DC/DC电源11也由芯片构成。各芯片间的连接关系见图4。
实施例及实施结果请见下列附件：
附件1：实测报告5例；
附件2：测试报告《无创伤多功能心血管血流动力学检测分析系统在临床中的应用》(北京安贞医院)；
附件3：《无创伤多功能心血管血流动力学检测公析系统在临床中的应用小结》(阜外医院)。