新型無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓檢測方法和裝置制造方法及圖紙

無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓檢測方法和裝置。血液流動及血管的彈性是影響脈搏波形采集的主要因素，可以使中游氣囊綁帶(2)位置與人體腔內(nèi)大動脈等高，上游信號通道(1)靠近人體軀干，非常接近腔內(nèi)大動脈，使由于血管彈性帶來的影響減少到最小，利用中游氣囊綁帶(2)寬度足夠條件下血管內(nèi)壓力與血管外氣囊綁帶壓力的關(guān)系，利用脈搏起跳點(diǎn)時刻血流速度等于零的條件下上游、中游血管內(nèi)血液壓力的關(guān)系，利用血流加速度為零的條件下完全阻斷狀態(tài)與半主動狀態(tài)血管內(nèi)血液壓力的關(guān)系，得到完全阻斷狀態(tài)下血管內(nèi)血液壓力的最大值，此近似等于腔內(nèi)大動脈收縮壓，最大程度避免了由于血液流動對測量造成的誤差。腔內(nèi)大動脈舒張壓近似等于肱動脈或股動脈舒張壓。等于肱動脈或股動脈舒張壓。等于肱動脈或股動脈舒張壓。

【技術(shù)實(shí)現(xiàn)步驟摘要】
【國外來華專利技術(shù)】新型無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓檢測方法和裝置


[0001]本專利技術(shù)涉及血壓測量，特別是涉及一種無創(chuàng)中心動脈壓以及其它腔內(nèi)大動脈壓測量方法和裝置。

技術(shù)介紹

[0002]2003年ESH/ESC高血壓管理指南指出：中心動脈壓與肱動脈壓存在差異，相比于日常臨床中經(jīng)常采用的肱動脈血壓測量，中心動脈血壓與心、腦、腎等器官及其并發(fā)癥有更加密切的關(guān)系，具有獨(dú)立的更強(qiáng)的心血管疾病及相關(guān)并發(fā)癥的預(yù)測價值。中心動脈壓是指升主動脈根部血管所承受的側(cè)壓力，理論上，中心動脈壓與靶器官損害和心血管疾病關(guān)系更為密切，且對于心血管事件的預(yù)測價值優(yōu)于外周肱動脈壓，已在部分臨床試驗(yàn)得到證實(shí)。研究表明中心動脈壓(主動脈壓)比外周動脈壓(肱動脈壓)具有更好的臨床預(yù)測價值。因此，進(jìn)行中心動脈血壓的測量意義重大。
[0003]中心動脈血壓的測量方法，根據(jù)是否有創(chuàng)傷性，分為無創(chuàng)測量方式和有創(chuàng)測量方式。有創(chuàng)導(dǎo)管法測量中心動脈血壓，采用左心導(dǎo)管直接測量升主動脈根部壓力，同時用壓力換能器將壓力轉(zhuǎn)換為可讀數(shù)據(jù)，并對中心動脈血壓波形進(jìn)行連續(xù)記錄，能準(zhǔn)確的反映中心動脈血壓大小，是中心動脈血壓測量的最準(zhǔn)確的方法。雖然有創(chuàng)中心動脈血壓的測量被認(rèn)為是中心動脈血壓測量的金標(biāo)準(zhǔn)，但因?yàn)槠錅y量方法屬有創(chuàng)檢查，成本高，操作難度高，臨床廣泛開展有一定的局限性，限制了其廣泛應(yīng)用。
[0004]無創(chuàng)中心動脈血壓測量，是更易于實(shí)施的測量方式。目前常用的無創(chuàng)中心動脈血壓測量設(shè)備，較常見的主要是通過頸動脈和橈動脈的平面脈搏波分析或頸動脈的擴(kuò)張波分析等無創(chuàng)方法得到中心動脈壓，包括：
①
替代法:用頸動脈壓力波近似替代升主動脈壓力波,但無法用血壓計(jì)直接測量；
②
目測法:通過目測橈動脈壓力波的遲發(fā)收縮期波形改變分析升主動脈壓,屬于半定量；
③
合成法:由橈動脈壓力波合成升主動脈壓,即利用動脈脈搏波分析儀,通過觸壓式壓力探頭無創(chuàng)記錄橈動脈脈搏波,經(jīng)計(jì)算機(jī)處理轉(zhuǎn)換為中心動脈脈搏波，但上述三種方法都存在測量誤差較大的缺陷。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)思路

[0005]本專利技術(shù)目的之一是提供一種新型無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓檢測方法，以能夠?qū)崿F(xiàn)準(zhǔn)確測量中心動脈壓以及其它腔內(nèi)大動脈壓。
[0006]本專利技術(shù)之另一目的是提供一種新型無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓檢測裝置，以能夠?qū)崿F(xiàn)準(zhǔn)確測量中心動脈壓以及其它腔內(nèi)大動脈壓。
[0007]本專利技術(shù)之另一目的是提供一種三通道脈搏波信號傳感器，以能夠?qū)崿F(xiàn)準(zhǔn)確測量中心動脈壓以及其它腔內(nèi)大動脈壓。
[0008]在本申請中，電子信號傳感器是指除充氣氣囊之外的用于把所要測量的通道脈搏波信號轉(zhuǎn)化為電子信號的電動傳感器，包括但不限于壓力傳感器和光電傳感器。
[0009]中心動脈壓是指升主動脈根部血管所承受的側(cè)壓力，由人體結(jié)構(gòu)可知，人體左鎖
骨下動脈由升主動脈發(fā)出，延續(xù)至腋動脈，再延續(xù)至肱動脈，構(gòu)成一個連續(xù)的動脈管道。雖然這個連續(xù)的動脈管道其他位置也有數(shù)條不同的動脈分支發(fā)出，但大都屬于比較細(xì)小的動脈血管。其中比較大的一個分支是左椎底動脈，與左鎖骨下動脈起始段上壁連接。所以當(dāng)左臂肱動脈血管阻斷，而且左臂血壓測量位置與升主動脈處于同一個水平位置時，左臂血壓測量位置感受到的壓力，相當(dāng)于左鎖骨下動脈起始段上壁與左椎底動脈連接處的壓力。同時，由于左鎖骨下動脈第1段內(nèi)徑較粗，長度較短，血液在此位置的流動速度不是很快。因此，當(dāng)左鎖骨下動脈第1段沒有發(fā)生嚴(yán)重堵塞時，此段流阻不大，形成的壓力差并不顯著。從而我們得出，當(dāng)左臂肱動脈血管阻斷，而且左臂血壓測量位置與升主動脈處于同一個水平位置時，左臂血壓測量位置的血液壓力，相當(dāng)于左鎖骨下動脈一端與升主動脈連接處的壓力，按照定義，這個壓力就是中心動脈壓。
[0010]當(dāng)左鎖骨下動脈第1段發(fā)生嚴(yán)重堵塞時，可以采用右臂測量。右側(cè)鎖骨下動脈起自頭臂干，當(dāng)右臂肱動脈血管阻斷，而且右臂血壓測量位置與升主動脈處于同一個水平位置時，右臂血壓測量位置的血液壓力，相當(dāng)于右鎖骨下動脈一端與頭臂干連接處的壓力，此壓力接近中心動脈壓，但會有一定測量誤差。雖然通過右臂能夠測量的中心動脈壓相對來說有一定誤差，但實(shí)際上通過右臂測量的血壓是無名動脈壓，只是其非常接近中心動脈壓。
[0011]除了中心動脈壓，其它腔內(nèi)大動脈壓還包括前面所述的無名動脈壓、以及腹主動脈末端等等。在此，腔內(nèi)是指腹腔內(nèi)或胸腔內(nèi)。通過右臂測量的實(shí)際是無名動脈的血壓，而通過下肢測量的是腹主動脈末端的血壓。本專利技術(shù)技術(shù)不僅能測量中心動脈壓，還可以測量其它腔內(nèi)大動脈壓。不僅可通過上肢測量血壓，也可以通過下肢測量血壓。
[0012]為了準(zhǔn)確測量中心動脈壓以及其它腔內(nèi)大動脈壓。首先可以使采集到的脈搏波與中心動脈或其它腔內(nèi)大動脈波形盡可能接近。血液流動及血管的彈性是影響脈搏波形采集的主要因素，所以采集中心動脈壓或其它腔內(nèi)大動脈壓波形時，采集的位置可以盡可能接近升主動脈或其它腔內(nèi)大動脈，同時要阻斷動脈血流。其次，采集脈搏波形的位置，與測量肱動脈血壓或股動脈血壓等的位置，可以盡可能接近。
[0013]本專利技術(shù)的裝置包括三通道脈搏波信號傳感器、雙向氣閥、線性氣閥、氣泵、壓力傳感器、信號放大器、微處理器、顯示器、鍵盤等。微處理器連接脈搏波信號模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC，Analog
?
to
?
Digital Converter)，或脈搏波信號模數(shù)轉(zhuǎn)換器直接集成在微處理器內(nèi)。
[0014]三通道脈搏波信號傳感器，按照血流方向分為上游、中游和下游三個信號通道。中游信號通道為一個充氣氣囊，在充氣時，可以阻斷動脈血流。中游信號通道的氣囊寬度與傳統(tǒng)柯氏音法氣囊相同，按照被測者肢體圍度決定最小寬度。上游和下游信號通道為壓力或光電傳感器，也可以設(shè)計(jì)為充氣氣囊。上游、中游和下游三個信號通道的間隔距離，按照被測者肢體的長度設(shè)計(jì)。根據(jù)使用需要三個信號通道可以緊密連接形成一個整體，也可以間隔一個距離。上游與中游信號通道，優(yōu)選地，間隔距離可以設(shè)置為0到15厘米之間；中游和下游通道，優(yōu)選地，間隔距離可以設(shè)置為0到30厘米之間。
[0015]當(dāng)上游和下游信號通道為充氣氣囊時，上游氣囊通過管道連接第1個雙向氣閥，同時通過管道連接第1個壓力傳感器。中游氣囊通過管道連接第2個雙向氣閥，同時通過管道連接微孔氣閥，微孔氣閥通過管道與下游氣囊連接。下游氣囊通過管道連接第3個雙向氣閥，同時通過管道連接第2個壓力傳感器及微孔氣閥另一端。
[0016]三個雙向氣閥的另一端通過管道連接在一起，并通過管道與第3個壓力傳感器、氣
泵和線性氣閥連接。三個壓力傳感器分別通過電線與信號放大器連接，信號放大器輸出端通過電線與微處理器的三個模數(shù)轉(zhuǎn)換器輸入端連接。微處理器與顯示器及鍵盤連接，微處理器同時通過電線與三個雙向氣閥，三個壓力傳感器，線性氣閥及氣泵連接。
[0017]為了更好地?cái)⑹霰緦＠夹g(shù)的測量過程及計(jì)算方法，現(xiàn)將相應(yīng)時間及變量作以下定義。
[0018]在中游氣囊充氣壓力遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于肱動脈收縮壓時，此時肱動脈血流被完全阻斷，我本文檔來自技高網(wǎng)...

【技術(shù)保護(hù)點(diǎn)】

【技術(shù)特征摘要】
【國外來華專利技術(shù)】1.一種新型無創(chuàng)中心動脈壓及其它腔內(nèi)大動脈壓測量方法，其利用三通道脈搏波信號傳感器獲得脈搏波信號，對應(yīng)于所測量肢體，該三通道脈搏波信號傳感器按照血流方向分為上游信號通道、中游信號通道和下游信號通道，所述上游信號通道為內(nèi)置充氣氣囊的綁帶體或?yàn)樯嫌坞娮有盘杺鞲衅鳎鲋杏涡盘柾ǖ罏榘▋?nèi)置充氣氣囊的綁帶體之中游綁帶，所述下游信號通道為內(nèi)置充氣氣囊的綁帶體或?yàn)橄掠坞娮有盘杺鞲衅鳎鶞y量肢體為上肢或下肢，所述方法包括如下步驟：步驟C：向中游綁帶氣囊充氣，同時采集檢測上游與下游信號通道的脈搏波輸出信號，直至肱動脈或股動脈血流停止流動，即下游信號通道的脈搏波輸出信號為零，記錄此時中游綁帶的氣壓值，繼續(xù)向中游綁帶氣囊充氣，并監(jiān)測中游綁帶氣壓，直至中游綁帶氣壓大于上述記錄的氣壓值10～100mmHg，停止充氣，此時肱動脈或股動脈血流處于完全阻斷狀態(tài)，采集若干個心跳周期的上游通道脈搏波輸出信號；步驟D：中游綁帶氣囊逐漸放氣，同時開始同步采集信號放大器的上、中、下信號通道的輸出信號；下游信號通道開始逐漸出現(xiàn)脈搏波信號，表明肱動脈或股動脈血流逐漸開始流動，此時肱動脈或股動脈血流處于半阻斷狀態(tài)，在此過程中，采集上、中、下游信號通道的輸出信號；而且，通過采集剛開始出現(xiàn)的若干個下游信號通道脈搏波信號，確定上述下游通道脈搏波信號的起跳點(diǎn)時刻，同時測量相對應(yīng)時刻的中游信號通道氣囊內(nèi)氣體壓力，獲得此時中游信號通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力，由于在下游通道脈搏波信號的起跳點(diǎn)時刻，此時刻血流速度近似為零，上游通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力與中游信號通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力相等，進(jìn)而得到上游通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力等于此時刻中游綁帶氣囊內(nèi)氣體壓力；步驟E：在半阻斷狀態(tài)下，記錄下游信號通道最開始出現(xiàn)的若干個脈搏波信號幅值，同步記錄每一個脈搏中游信號通道氣囊的氣體壓力，兩者進(jìn)行線性擬合，計(jì)算下游信號通道脈搏波信號幅值過零點(diǎn)時對應(yīng)的中游信號通道氣囊的氣體壓力，此即為肱動脈或股動脈收縮壓；中游綁帶氣囊綁帶繼續(xù)放氣，測量中游綁帶氣囊綁帶氣壓波動信號與下游信號通道脈搏波信號的時間延遲，擬合計(jì)算出時間延遲從逐漸變小到不變的時間點(diǎn)，此時間點(diǎn)對應(yīng)的中游氣囊氣壓即為肱動脈或股動脈舒張壓，此肱動脈或股動脈舒張壓用于計(jì)算中心動脈或其它腔內(nèi)主動脈收縮壓；步驟F：依據(jù)上述過程中同步采集的上游、下游信號通道的脈搏波信號，中游氣囊的氣體壓力信號，及肱動脈或股動脈舒張壓值，計(jì)算得到中心動脈或其它腔內(nèi)主動脈收縮壓及舒張壓值，測量結(jié)束；其中，依據(jù)完全阻斷狀態(tài)上述延遲時間點(diǎn)，上游信號通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力，以及所述步驟C中采集的完全阻斷狀態(tài)若干個心跳周期的上游信號通道脈搏波信號曲線，得到完全阻斷狀態(tài)肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力的最大值，此近似等于中心動脈或其它腔內(nèi)主動脈收縮壓；并且在舒張壓點(diǎn)附近，肱動脈或股動脈血流速度近似為零，所以肱動脈或股動脈位置測得的舒張壓值，即近似等于中心動脈壓或其它腔內(nèi)主動脈的舒張壓。2.如權(quán)利要求1所述的方法，在所述步驟D中：將上述處于半阻斷狀態(tài)的中游信號通道氣囊氣壓波動曲線二次求導(dǎo)，找出第1個由正
變負(fù)的過零點(diǎn)，即血流加速度過零點(diǎn)；通過此時刻上游信號通道信號曲線，及上述半阻斷狀態(tài)下下游信號通道脈搏波信號起跳點(diǎn)時刻的上游信號通道位置肱動脈內(nèi)血液壓力，計(jì)算出半阻斷狀態(tài)下，血流加速度過零點(diǎn)時刻上游通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力；以及針對中游信號通道氣囊氣壓曲線的一個心跳周期，測量半阻斷狀態(tài)脈搏起跳點(diǎn)與血流加速度過零點(diǎn)的延遲時間；在所述完全阻斷狀態(tài)，針對上游信號通道信號曲線的一個心跳周期，確定對應(yīng)的延遲時間點(diǎn)，即從脈搏起跳點(diǎn)到此點(diǎn)的延遲時間與上述延遲時間相同；所述完全阻斷狀態(tài)下，此延遲時間點(diǎn)上游信號通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓力，近似等于半阻斷狀態(tài)下、于相同延遲時間點(diǎn)、上游信號通道位置肱動脈或股動脈內(nèi)血液壓。3.如權(quán)利要求1所述的方法，在測量過程中，保持中游綁帶氣囊與所要測量的腔內(nèi)大動脈處于一個水平位置，其中，當(dāng)測量左胳膊時，所述腔內(nèi)大動脈是升主動脈；當(dāng)測量右胳膊時，所述腔內(nèi)大動脈是無名動脈；而當(dāng)測量下肢時，所述腔內(nèi)大動脈是腹主動脈末端。4.如權(quán)利要求1
?
3中任一項(xiàng)所述的一種新型無創(chuàng)中心動脈壓測量方法，中游綁帶充氣氣囊通過管道連接雙向氣閥，該雙向氣閥的另一端通過管道與壓力傳感器、氣泵和線性氣閥連接，其中，在步驟C中，是通過打開雙向氣閥，關(guān)閉線性氣閥，打開氣泵，向中游綁帶充氣；在步驟D中，是通過打開與中游綁帶充氣氣囊連接的雙向氣閥，逐漸打開線性氣閥，使中游綁帶逐漸放氣。5.如權(quán)利要求1
?
3中任一項(xiàng)所述的一種新型無創(chuàng)中心動脈壓測量方法，所述上游信號通道和所述下游信號通道均為內(nèi)置充氣氣囊的綁帶體，所述上游信號通道的充氣氣囊通過管道連接第一雙向氣閥的一端，同時通過管道連接第一壓力傳感器；所述中游信號通道的充氣氣囊通過管道連接第二雙向氣閥的一端，同時通過管道連接微孔氣閥，該微孔氣閥通過管道與所述下游信號通道的充氣氣囊連接；所述下游信號通道的充氣氣囊通過管道連接第三雙向氣閥的一端，同時通過管道連接所述第二壓力傳感器以及所述微孔氣閥；三個雙向氣閥的另一端通過管道連接在一起，并通過管道與所述第三壓力傳感器、氣泵和線性氣閥連接，所述第一、第二和第三壓力傳感器分別通過電線與第一、第二和第三信號放大器連接，其中，在所述步驟C前還包括如下步驟B：打開所述氣泵，通過所述上游信號通道的所述雙向氣閥向所述上游信號通道的充氣氣囊充氣至數(shù)十毫米汞柱，此時開始同步采集上游、下游信號通道的脈搏波信號以及所述中游信號通道的充氣氣囊的氣體壓力信號，直至測量結(jié)束；并且所述步驟C為：打開與所述中游信號通道的充氣氣囊連接的雙向氣閥，逐漸打開所述線性氣閥，所述中游信號通道的充氣氣囊逐漸放氣，肱動脈或股動脈血流逐漸開始流動，下游信號通道開始出現(xiàn)脈搏波信號，此為半阻斷狀態(tài)；記錄下游信號通道最開始出現(xiàn)的若干個脈搏波信號幅值，同步記錄每一個脈搏所述中游信號通道的充氣氣囊的氣體壓力，兩者進(jìn)行線性擬合，計(jì)算與下游信號通道脈搏波信號幅值過零點(diǎn)時對應(yīng)的所述中游信號通道的充氣氣囊的氣體壓力，此即為肱動脈或股動脈收縮壓；所述中游信號通道的充氣氣囊繼續(xù)放氣，測量所述中游信號通道的充氣氣囊氣壓波動信號與下游信號通道脈搏波信號的時間延遲，擬合計(jì)算出時間延遲從逐漸變小到不變的時間點(diǎn)，此時的所述中游信號通道的充氣氣囊即為肱動脈或股動脈舒張壓。6.如權(quán)利要求5所述的一種新型無創(chuàng)中心動脈壓測量方法，在所述步驟B前還包括如下
步驟A：打開與所述中游信號通道的充氣氣囊連接的所述雙向氣閥，關(guān)閉所述線性氣閥，打開所述氣泵，通過所述雙向氣閥向所述中游信號通道的充氣氣囊充氣，同時通過所述微孔氣閥向所述下游信號通道的充氣氣囊充氣，同時采集檢測所述下游信號通道的充氣氣囊的氣壓波動信號，直至肱動脈或股動脈血流停止流動，即所述下游信號通道的充氣氣囊脈...

【專利技術(shù)屬性】
技術(shù)研發(fā)人員：吳小光，吳子桓，
申請(專利權(quán))人：深圳瑞光康泰科技有限公司，
類型：發(fā)明
國別省市：