一种局部组织血液灌注率体表热干扰测量方法及其装置属于人体基本生理参数测量领域。 组织血液灌注率（即单位组织平均血流量）是热、氧、营养素和药物在人体内局部输送的主要载体。它在生理学（包括运动生理学和病理生理学）中、在许多疾病的诊断和治疗（如癌的热疗、低温外科和微循环障碍或缺血性疾病等）中、在生物组织和器官的低温保存以及在药理学研究中都是关键性的参数。
目前，在实用中，测量整个肢体或手指平均血液灌注率的有体积描记法，测量整个器官（如心肌）平均血液灌注率的有各种指示剂稀释法（如热稀释法）。能测量局部组织血液灌注率的有放射微球示踪法，即往血管内注入直径为1.5μm经放射标记的微球。它们与局部血流量成比例地分布到毛细血管床测得某局部采样体的相对放射性，便可根据总血流量算出该局部组织的血液灌注率。但这一方法不能用来连续监测，测量精度也不高，由于其复杂性等原因，难于推广应用。一般较为简单、精度也较高的测量局部组织血液灌注率的方法是目前尚处在研究阶段的热学方法，现把其中之一举例说明如下：这个装置采用两个温度传感器，一个插入待测部位的组织中，另一个插入病人的中心动脉，把一种温度明显低于病人血温的流体注入其静脉，记录两个温度传感器测量的温度变化曲线，计算两条曲线下的面积。其差值即表示该局部组织的血液灌注率。但上述两种方法均为有损伤测量方法。一些测量局部组织血液灌注率的光电方法虽是无损伤的，但稳定性较差，且多数只能作定性监视用。
本发明的目的在于提供一种无损伤地、可连续监视并可定量测量局部组织血流灌注率的方法及其装置。
本发明所提出的局部组织血液灌注率体表热干扰测量方法，其特征在于：建立局部组织的血液灌注率Wb与其受热干扰后所引起的温度场变化之间的相关性，它包含以下步骤：
（1）、建立热干扰区控制体，其轴线与热干扰探头的轴线一致且与坐标Z重合，其上端面在皮肤表面上且与坐标γ轴共面，形成一个二维轴对称传热模型。
（2）、控制体离散化，即用两组分别与柱坐标系的两个坐标轴重合或平行的正交网格线把控制体对称轴的右半部分等分成m×n个节点的二维离散域，其外边界的中心部分（γ≤R0.R0为热干扰探头半径）为恒热流边界，其余部分为对流边界（辐射也等效为对流），其全部内边界均为绝热边界；
（3）、建立数学模型，即把m×n个节点归纳为11种类型，用热平衡法分别在每一节点处建立传热差分方程，血流灌注率Wb作为内热源项列入方程，内热源qi=CbWb（Ta-T），于是得到一个具有11类方程的m×n阶线性方程；
（4）、求解数学模型：
先输入下列参数：
〈1〉，网络节点数m、n；
〈2〉，热干扰探头半径R0；
〈3〉，血液比热Cb；
〈4〉，动脉血温Ta；
〈5〉，对流和辐射综合换热系数H；
〈6〉，组织导热系数K；
〈7〉，网络间距△（径、轴向相等）；
〈8〉，进入控制体的干扰热流通量q；
并以环境温度Te为参变量，由数学模型求到热干扰区温度场T（r.z）与血液灌注率之间的数值关系，用与热干扰探头中心接触的皮肤表面点即特征点的温度Tc来代替T（r.z），于是，上述数值关系可表示为：F（Tc、Wb、Te）=0，其中，Te为环境温度；
（5）、用曲线拟合程序把上述数值关系转换成一组连续曲线并用下列显函数形式表示：Ln（Wb）=A+BTc+CTc2+DT3c。
其中，A，B，C，D均为环境温度Te的函数；
（6）、在一定的环境温度Te、热探头半径R0和热干扰强度q下，测量特征点温度Tc后，利用上述拟合曲线方程即可得到该局部组织的血液灌注率Wb。
本方法中所述的热干扰探头由干扰热源、温度测量元件及相应的接口电路三部分组成，其干扰热源由产生恒热流通量q的主加热器4、用以平衡端部热损失的付加热器7、位于上述两个加热器4、7之间以及位于付加热器7、探头塑料外壳8之间的隔热层6、分别用来检测上述两个加热器4、7的温度以实现平衡控制的热敏电阻5、分别填充于热敏电阻5与上述两个加热器4、7之间的导热脂9以及位于主加热器4的另一侧的温度均化铜板1组成。用于测量特征点温度Tc的温度测量元件3是一个嵌装在温度均化铜板1的中央且其测量表面外露的P-N结温度传感器3，它与温度均化铜板1之间用绝缘胶2连接，接口17上的输出端子10～14及地线接线端子15、16通过引线18分别与装在一个扁平圆柱形单侧开口的塑料外壳8内的主、付加热器4、7、两个热敏电阻5、P-N结半导体温度传感器3经引出线孔相连，结构请见图1。
本发明的特征还在于：根据本方法而设计的测量装置，包含测量控制部分及其相应的辅助电路，其特征在于，所述的测量控制部分包含由兼具血流灌注率Wb计算功能的主控制器22、地址锁存器23、数据寄存器24和固定存贮器25组成的主控制电路、由P-N结半导体传感器3、放大器27和模拟/数字转换器26顺次串联组成的特征点温度Tc测量转换电路、由数字/模拟转换器28、放大器29和主加热器4依次串联组成的恒干扰热流通量q给定电路、以及由分别与主、付加热器4、7接触的热敏电阻5、其输入来自两个热敏电阻5而输出送往付加热器7的差动信号放大器29和付加热器7组成的探头端部热损失补偿控制电路，在控制电路中，其主控制器22的地址输出端与地址锁存器23的输入端相连，而地址锁存器23的输出端分别与数据寄存器24和固定存贮器25的地址输入端相连，主控制器22的指令输出端分别与数据寄存器24和固定存贮器25的指令输入端相连，数据寄存器24和固定存贮器25的数据输出端与主控制器22中同时作为数据输入端的地址输出端相连。特征点温度Tc测量转换电路中的模拟/数字转换器26的输出端与主控制器22的数据输入端相连，恒干扰热流通量q给定电路中的数字/模拟转换器28中的数据输入端与主控制器22中同时作为给定数据输出端的地址输出端相连。
为了在下面结合实施例对本发明作详尽介绍，现把本申请文件所使用的附图名称及编号简介如下：
图1、热干扰检测探头及其接口装置的剖面图；
图2、本发明所提出的局部组织血液灌注率体表热干扰测量方法的程序流程图；
图3、局部组织热干扰区传热模型图；
图4、控制体的二维离散模型图；
图5～15、推导11种类型节点差分方程用的计算单元图；
图16、本发明所提出的局部组织血液灌注率体表热干扰法测量装置的电路图；
图17、恒干扰热流通量q给定电路图；
图18、探头端部热损失补偿控制电路图；
图19、特征点温度Tc测量转换电路。
实施例：
本发明的基本点是对待测量局部组织区施以热干扰，即在待测局部组织的皮肤表面放置一扁平圆柱形热干扰探头，给定的恒热流通量q经探头表面传入与之相接触的局部组织，使其温度场发生变化，其变化的速率和幅值与该局部组织的血液灌注率有关。以下将结合图2所示的程序流程框图举例说明如何实施本发明所提出的局部组织血液灌注率的体表热干扰测量方法：
1、输入以下参数
（1）、径向和轴向节点总数m、n：其值取决于环境温度Te和血液灌注率Wb，在正常情况下取m=n=25即可；
（2）、网络间距△根据探头半径R0和计算要求而定，本例中取△=△r=△z=0.003m，其中：△r为径向间距，△z为轴向间距；
（3）、热干扰探头半径R0∶取R0=0.015m，
（4）、血液比热Cb∶取Cb=4.18J/g0c；
其中：J为焦耳
（5）、动脉血温Ta∶取Ta=37℃；
（6）、皮肤与环境之间的综合换热系数H：
取H=1·2（Hc+Hr）=9.15W/m，℃。W单位为瓦，下同，其中，Hc为对流换热系数，Hr为辐射换热系数。
（7）、干扰热流通量q∶取q=358W/m2；
（8）、组织导热系数K∶取K=0.4W/m，℃；
（9）、组织血液灌注率Wb∶分别取
Wb=400，700，1000，1300，1500，1800，2100，3000，3500，4000，5000，6000，7000，10000g/m3，s；
（10）、环境温度Te分别取
Te=16，18，20，22，24，26，28，30，32，34℃。
2、在上述输入参数和下列假设条件基础上导出具体的体表热干扰的传热模型：
假设条件为：
（1）、组织的结构和物理性能是均匀的且各向同性，故可进一步假定血液比热Cb、组织导热系数K为常数，血流灌注率视为一均匀分布的内热源q0·q0=WbCb（Ta-T），其中T为组织温度，这时假定静脉血流与其周围组织已达到热平衡；
（2）、在静息下测量，忽略组织的代谢产热；
（3）、测量时已达到稳态传热；
（4）、皮表至环境的热损失遵循牛顿冷却定律，因而控制体的外边界上有q|r≤R0=常数，且-K (dT)/(dZ) |r≥R0=H（T-Te）；
（5）、控制体体积足够大，因而其全部内边界上均为绝热边界（此时，控制体温度梯度（Tm-1-Tm）/△或（Tn-1-Tn）/△均＜ 1/3 ·C/m；其中，Tm或Tn为内边界上的组织温度，Tm-1、Tn-1、分别为第m-1、第n-1个节点上的组织温度）；
在上述假定下取圆柱形控制体得到二维轴对称传热模型，如图3所示。具体而言，取一包含热干扰区在内的圆柱形控制体，其轴线与热干扰探头的轴线重合，上端面在皮肤表面上，以探头中心与皮肤表面接触点为原点用0表示，以其轴线为Z轴取圆柱坐标系。
3、控制体的离散化，根据前面输入的m.n和△值，把控制体纵剖面的右侧半截面等分成有m×n个节点的二维离散模型，见图4，其外边界的中心部分（r≤R0.R0为探头半径）为恒热流边界，其余部分（r＞R0）为对流边界，（幅射也等效为对流），由于控制体取得足够大，其全部内边界均为绝热边界，m×n个节点可以归纳为11种类型。图中a、h、d、e为边界限定点。
4、建立数学模型。对11种类型的节点如图5～15所示分别构成不同的计算单元，且在给定的边界条件下利用热平衡原理和有限差分法导出各节点的传热差分方程，把血液灌注率Wb作为内热源项CbWb（Ta-T）列入方程，于是得到一个反映各节点温度与血液灌注率Wb之间关系的具有11种方程类型的m×n阶线性方程组：
Ti，j=fK（R0.CbTa，H.K.△.q.Te，Wb）
其中，i=1～m，j=1～n，分别为节点所在行和列的序号；k=1～11，为函数f的类型序号，当
i=1，j=1时，k=1；i=m1，j=1时，k=2
i=m，j=1时，k=3；i=m，j=n时，k=4；
i=1，j=n时，k=5；i=1，j=2～（n-1）时，k=6；
i=2～（m-1），j=n时，k=7；i=m，j=2～（n-1）时，k=8；
i=（m1+1）～（m-1），j=1时，k=9；
i=2～（m1-1），j=1时，k=10；
i=2～（m-1），j=2～（n-1）时，k=11。
在解算时，先设定网络参数m.n和△，由实验资料确定Cb、H、Ta和K，再根据实用的R0、q，以Te为参变量求解上述线性即差分方程组，得到不同环境温度Te下，Ti,j与Wb之间的数值关系，各节点的差分方程可表示如下：
（1）、（1、1）点，探头表面中心点，恒热流边界，温度用节点号作下标来表示（下同）：
T11= (FZT1,2+F2T2,1+qFZ△/K+WbCbFZ△2Ta2k)/(FZ+F2+WbCbFZ△2/2k)
式中，Fz和F2分别为轴线上单元圆柱体端面积和外侧表面积〔m2〕：
FZ=π△2/4；F2=π△2/2；
（2）（m1.1）点，探头边缘（r=R0）点，恒热流及对流边界：
Tm1,1=qmFqm+HFqf+KΔ(F1Fm1-1.1+F2Tm1+1.1+FzTm1.2)HFqf+k(F1+F2+Fz)/Δ+wbcbFzΔ/2×WbCbFzΔTa/2×1]]>
式中，F1、F2、Fz、Fqm和Fqf分别为单元圆环体的内、外表面积、端面积（下同），恒热流边界和对流边界表面积（m2）：
F1=π（m1-1.5）△2；F2=π（m1-0.5）△2；
Fz=π△2〔（m1-0.5）2-（m1-1.5）2〕；
Fqm=π△2〔（m1-1）2-（m1-1.5）2〕；
Fqf=π△2〔（m1-0.5）2-（m1-1）2〕；
（3），（m.1）点，对流与绝热边界条件：
Tm.1= (FZTm2+F1Tm-1.1+HFZ△TE/k+WbCbFZ△2Ta/2k)/(HFZ△/k+F1+F2+WbCbFZ△2/2k)
式中，F1=（m-1.5）π△2；F2=（m-1）π△2；
Fz=〔（m-1）2-（m-1.5）2〕π△2；
（4），（m.n）点，绝热边界条件
Tm.n= (FZTm.n-1+F1Tm-1,n+WbCbFZ△2Ta/2k)/(F1+FZ++WbCbFZ△2/2k)
式中，F1=（m-1.5）π△2；Fz=π△2〔（m-1）2-（m-1.5）2〕；
（5），（1，n）点，绝热边界：
T1.n= (FZT1.n-1+F1T2.n+WbCbFZTa△2/2k)/(FZ+F1+WbCbFZ△2/2k)
式中，F1=π△2/4；Fz=π△2/2；
（6），（1，j）点（j=2，…，n-1），在对称轴线上：
T1,j= (FZ(T1,j-1+T1,j+1)+F1T2,j+WbCbFZTa△2/k)/(2FZ+F1+WbCbFZ△2/k)
式中，Fz=π△2/4；F1=π△2；
（7），（i，n）点（i=2，…，m-1），绝热边界。
Ti,n= (FZTi,n-1+F1-1.n+F2Ti+1,n+WbCbFZTa△2/2k)/(F1+F2+FZ+WbCbFZ△2/2k)
式中，F1=（i-1.5）π△2；F2=（i-0.5）π△2；
Fz=〔（i-0.5）2-（i-1.5）2〕π△2；
（8），（m，j）点（j=2，…，n-1），绝热边界：
Tm,j= (FZ(Tm,j-1+Tm,j+1)+F1Tm-1,j+WbCbFZTa△2/2k)/(F1+2FZ+WbCbFZ△2/2k)
式中，F1=2（m-15）π△2；Fz=〔（m-1）2-（m-15）2〕π△2；
（9），（i，1）（i=m1+1，…，m-1）点，对流边界：
Ti,1= (FZTi,2+F1Ti-1.1+F2Ti+1.1+HFZTe△/k+WbCbFZ)/(F1+F2+FZ+HFZ△/k+WbCbFZ△2/2k) × (Ta△2/2k)/(×1)
式中，F1=（i-1.5）π△2；F2=（i-0.5）π△2；
Fz=〔（i-0.5）2-（i-1.5）2〕π△2；
（10），（i，1）（i=2，…，m-1）点，恒热流边界：
Ti,1= (FZTi,2+F1Ti-1.1+F2Ti+1.1+qmFZ△/k+WbCbFZ△2/2k)/(F1+F2+FZ+WbCbFZ△2/2k)
其中，F1=（i-1.5）π△2；F2=（i-0.5）π△2；
Fz=〔（i-0.5）2-（i-1.5）2〕π△2；
（11），（i，j）（i=2，…，m-1；j=2，…，n-1）点，内节点，
Ti,j= (FZ(Ti,j-1+Ti,j+1)+F1Ti-1,j+F2Ti+1,j+WbCb)/(F1+F2+2FZ+WbCbFZ△2/2k) × (FZ△2Ta/k)/(×1)
其中，F1=2（i-1.5）π△2；F2=2（i-0.5）π△2；
Fz=〔（i-0.5）2-（i-1.5）2〕π△2；
5、参数计算，即根据上面输入的参数值，以环境温度Te为参变量，利用上述11种类型的m×n阶线性议程组求出不同Wb值下的各节点温度值Ti，j，从而得到Ti，j和Wb与Te三者之间的数值关系；
6、找出血液灌注率Wb与特征点温度Tc之间关系的拟合曲线方程，根据上述数值关系表，选择与探头中心接触的组织温度T1.1为特征点温度Tc，利用商业化曲线拟合程序，由上述数值关系表得：
Ln（Wb）=A+BTc+CT2c+DT3c
其中，
A=-15.894731+47.171451Ln（Te）-19.829664×〔Ln（Te）〕2+2.453565〔Ln（Te）〕3
B=10.733540-29.429989Ln（Te）+13.566933〔Ln（Te）〕2-1.752183〔Ln（Te）〕3；
C=0.221558+4.882052Ln（Te）+2.728388〔Ln（Te）〕2+0.378951〔Ln（Te）〕3；
D=-0.324730-0.138967Ln（Te）+0.149522×〔Ln（Te）〕2-0.024008〔Ln（Te）〕3
7、将探头置于待测部位的皮肤表面上，加上予定的热干扰功率（即q），测出特征点温度Tc和环境温度Te，便可由上述拟合曲线方程求得该局部组织的血液灌注率Wb。
本发明所提出的测量装置的框图及相应的电路图请见图16～19，在图16中，22是主控制器，用芯片8031单片机构成，23是地址锁存器，用芯片8373构成，24是数据寄存器用芯片6116组成，25是固定存贮器，用芯片27 64组成，它们共同构成了主控制电路，主控制器22的地址输出端P00～P07与地址锁存器23的输入端D0～D7相连。而地址锁存器23的输出端A0～A7分别与数据寄存器24、固定在储器25的地址输入端A0～A7相连，主控制器22的指令输出端P20～P22分别与数据寄存器24、固定存储器25的指令输入端A8～A10相连，数据寄存器24、固定存储器25的数据输出端D0～D7都与主控制器22中同时作为数据输入端的地址输出端P00～P07相连。皮表温度检测和转换电路中的模拟/数据转换器26用芯片7109构成，它的输出端B1～B8与主控制器22中的数据输入端P00～P07相连。在主控制器22向数据寄存器24或固定存储器25发出操作指令后，地址锁存器23便根据主控制器22向它发出的地址指令命令数据寄存器24或固定存储器25根据主控制器22指定的地址向其输入数据。也可在地址锁存器23的命令下，由固定存储器25向数据寄存器24输出并寄存数据。特征点温度Tc测量和转换电路由模拟/数字转换器26、用芯片LM124制成的放大器27和PN结半导体传感器3逆向串联而成，IMPUT+和IMPUT-是放大器27的输出信号，其电路见图19。恒干扰热流通量给定电路由用芯片0832制成的数字/模拟转换器28，用芯片LM324制成的放大器29、三极管T1用电阻应变片制成的主加热器4依次串联而成，IOUT1和IOUT2是放大器28的输出信号，其输入来自主控制器22中同时作为数据输出端的地址输出端P00～P07，其主加热器4的输出作为热敏电阻5的输入信号，相应的电路图请见图17。探头端部热损失补偿控制电路由两个分别作为主、付加热器4、7的温度传感器的热敏电阻5、用电阻应变片制成的付加热器7和用芯片LM324制成的放大器29构成。两个热敏电阻5的输出电压信号同时送往放大器29，其差值经三极管T2送往付加热7，以改变付加热器7的加热功率，使主、付加热器4、7始终处于热平衡状态，其电路图见图18，在图17～19中，V+是电源，R1～R14是电阻，W1～W4是可变电阻，T1、T2是三极管，用DK55，Q1是稳压管，用TL431。
试用证明：本发明所提供的方法及装置可以无损伤而且连续地测定局部组织的血液灌注率Wb，达到了予定目的。