人体脉搏分析方法、计算机可读存储介质及系统与流程

本发明创造涉及人体脉搏分析技术领域。

背景技术：

脉搏现象包含着血液的流动和在血液中以远快于血液传播的脉搏波，血液由心脏有规律地射入主动脉中，动脉血管是一个富有弹性的管路，流动的血液使动脉管压力发生变化从而形成脉搏波。

中医看病的基本方式是通过望、闻、问、切来获取信息，其中把脉是难度最高，也是最基本、最重要的部分，有经验的中医在这方面造诣比较深，常常能够通过脉象知道人体内部的病变，但是这种看似“神奇”的技术难以量化，是一种感性的认识，不同的人认识也不一样，而且是否准确，其参考的标准也是因人而异。

技术实现要素：

有鉴于此，本发明提出了一种人体脉搏分析方法、计算机可读存储介质及系统，可以数字化、统一化人体脉搏的测量。

为解决上述技术问题，本发明提供了以下技术方案。

1.人体脉搏分析方法，包括以下步骤：

求解血液真实脉搏波步骤：分别采用至少三种已知量的预设压力pa1、pa2、pa3去测量至少三个预设位置的人体脉搏，测得每个预设位置对应所述预设压力的人体表面血液压力波记为p1、p2、p3，建立以下方程组(1-1)：

通过上述方程组求解得出三个未知量p0、a1、a2，其中p0代表预设位置血管内血液的脉搏波，将每个预设位置人体表面血液压力波p1、p2、p3代入后即可解得血液每个预设位置真实血液脉搏波pm，pm分别为pm1、pm2、pm3，其中血液真实脉搏波pm1、pm2、pm3为每个预设位置求得的血管内血液的脉搏波p0；

因为血管和人体组织可以看作是粘弹性的模型，采用maxwell型线弹性方程来描述，具体表示为

式中，k为弹簧系数，η为粘性系数，p是压力，v比容(密度的倒数)，v0初始比容。

根据波速方程来计算波速

式中，ρ0为初始密度。

根据计算，其压力p随着位置h的变化关系为

式中，p0为血管内血液的压力。

根据静载作用下，当气囊压力pa＝0时，人体表面到血管内壁之间的距离为ha，则根据线弹性模型可以得到，不同压力pa下，人体表面与血管内壁之间的距离的关系为

因此，将上述方程代入后得到

式中，a1＝-αha，a1＝α/k。

p＝p0exp(a1+a2pa)

当分别采用至少三种已知量的预设压力pa1、pa2、pa3时测量三个预设位置之中的一个位置时，所述位置测得的血液压力记为p1、p2、p3，因此建得以下方程组(1-1)：

建立模型步骤：建立脉搏波数字化处理模型如下：

ρ0为初始密度，u表示血液颗粒的移动速度，v比容(密度的倒数)，e为比内能，上述变量都是位置h和时间t的函数；

取指标步骤：将pm1、pm2、pm3代入脉搏波数字化处理模型，得到血管中血液的指标参数，所述指标参数包括物质速度u(h,t)、比容v(h,t)、比内能e(h,t)；

上述指标参数通过以下步骤求得，首先采用构造路径线方法，对任意的物理量函数将同一时间下沿着h的偏导数表示为沿着径线j和沿着迹线h的偏导数，则得到任意物理量偏导数求解表达式。

上述任意的物理量函数可以指代为物质速度u(h,t)、比容v(h,t)、比内能e(h,t)。

将上述任意物理量偏导数求解表达式代入脉搏波数字化处理模型，并将偏导数写为差分格式，得到指标参数

下标“j”表示径线，”k”表示迹线。变量上方的横线代表变量是插值得到的。

代入模型步骤：将所述指标参数代入zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程，得到表征人体血液材料特性的本构方程，即得到了表征人体脉搏的数学模型。

在准静态荷载到冲击荷载范围内，典型的高聚物(包括热塑性和热固性)的非线性粘弹性本构方程可以由如下的zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程进行描述

其中fe(ε)＝e0ε+αε²+βε³，σ表示应力，ε为应变，为应变率，t为时间。等号右侧的第一项描述非线性弹性平衡响应，e0、α和β对应弹性常数；第二项为低应变率下的粘弹性响应，e1和θ1分别对应maxwell单元的弹性常数和松弛时间；第三项为高应变率下的粘弹性响应，e2和θ2分别对应maxwell单元的弹性常数和松弛时间。θ1描述的是1s～10²s时间尺度下的准静态加载动力响应，θ2描述的是1μs～10²μs时间尺度下的冲击加载动力响应。

在准静态作用下，方程可以表述为：

对于恒应变率则方程变为：

在冲击加载下，由时间尺度θ1描述的方程第二项可以看作线弹性作用，因而其非线性粘弹性方程变为

其中

ea＝e0+e1

σeff＝(e0+e1)ε+αε²+βε³

假设材料满足zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程的线性形式，则对于小应变和高应变率的情况，可简化为微分形式：

通过观察可知，对e0、α、β、e1、θ1参数的标定可以通过恒应变率下的准静态测试进行(应变率为10^-4～10^-2s^-1)，把测试数据经过拟合可以得到拟合曲线，从而得出e0、α、β、e1、θ1参数值。

根据求解血液真实脉搏波步骤中处理脉搏波的方法，当已知应变p(h,t)时，可以求解得出任意位置h处的比容v(h,t)和物质速度u(h,t)，其偏导数和也可以求解得到。

当σ＝ε＝0时，式化为：

令取f(ε)|ε＝0＝0，则化为：

σ(ε)＝eaε-θ2f(ε)

将公式两侧除以f(ε)则

通过取指标步骤计算出血液脉搏波的物质速度、比容、比内能信号，对计算得到的数据作图ea即为方程的直线斜率，θ2即为方程的直线截距，进一步将ea代入可求得e2。至此求得zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程的具体参数。

本发明的人体脉搏分析方法，考虑到传感器测量的脉搏波实际上是通过血管壁，人体组织共同作用下的脉搏波。为此需要考虑血管壁和人体组织的影响，根据传感器测量得到的脉搏波计算得到血管内部血液真实的脉搏波。

由于测量脉搏本质上是测量人体“血”、“气”，“血”是人体脉搏的载体即是血液，“气”则是血液运动的能量，因此通过测量脉搏波，构建人体的血液状态模型即使用zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程表达的血液的材料特性，即可分析人体的脉搏，实现脉搏测量的数字化。实现脉搏测量的数字化后，代表了使用了客观的物理量来描述人体脉搏状态。统一了标准，避免因为每个人其经验或是诊断手法不同导致诊脉结果不一。

2.根据技术方案1所述的人体脉搏分析方法，所述预设位置包括中医学上的寸、关、尺三个位置。

测量的位置与中医方法保持一致，能更容易的测得脉搏波。

3.根据技术方案1所述的人体脉搏分析方法，设置多个预设位置采集多组脉搏，以获得多组表征人体血液材料特性的本构方程，据此对误差进行估计。能减少所述本构方程的不确定度，获得更为精确的表征人体脉搏的数学模型。

4.根据技术方案3所述的人体脉搏分析方法，所述多种预设压力包括中医学上浮、中、沉的三种力度。

5.计算机可读存储介质，其存储有计算机程序，所述计算机程序被执行时，可实现权利要求1-4任一项所述的人体脉搏分析方法。

6.系统，包括处理器和计算机可读存储介质，计算机可读存储介质为技术方案5所述的计算机可读存储介质，处理器可执行计算机可读存储介质里存储的计算机程序。

附图说明

图1为本发明测量人体脉搏示意图；

图2为本发明构造路径线方法示意图。

附图标记：

气囊1；传感器2；人体组织3；血管壁4；血管内部血液5。

具体实施方式

以下结合具体实施例对本发明创造作详细说明。

血液由心脏有规律地射入主动脉中，动脉血管是一个富有弹性的管路，流动的血液使动脉管压力发生变化从而形成脉搏波。

如图1所示，为了测量血管中血液的脉搏波，传感器需要植入人体血管中，但是这个在实际测量中是不方便的，因此，实际是将气囊1包裹传感器2贴在人体表面，这样测量的脉搏波实际上是通过血管壁4，人体组织3共同作用下的脉搏波，为此需要考虑血管壁4和人体组织3的影响，根据人体表面得到的波形计算血管内部血液5的脉搏波。

血管壁4和人体组织3可以看作是粘弹性的模型，采用maxwell型线弹性方程来描述，具体表示为

式中，k为弹簧系数，η为粘性系数，p是压力，v比容(密度的倒数)，v0初始比容。

根据波速方程来计算波速

式中，ρ0为初始密度。

根据计算，其压力p随着位置h的变化关系为

式中，p0为血管内部血液的压力。

根据静载作用下，当气囊压力pa＝0时，人体表面到血管壁内层之间的距离为ha，则根据线弹性模型可以得到，不同压力pa下，人体表面与血管壁内层之间的距离的关系为

因此，将上述方程代入后得到

式中，a1＝-αha，a1＝α/k。

p＝p0exp(a1+a2pa)

当采用浮、中、沉三种压力时，测得的血液压力为

p1＝p0exp(a1+a2pa1)

p2＝p0exp(a1+a2pa2)

p3＝p0exp(a1+a2pa3)

通过上述方程组求解得出三个未知量p0、a1、a2，其中p0代表预设位置血管内血液的脉搏波，将每个预设位置人体表面血液压力波p1、p2、p3代入后即可解得血液每个预设位置真实血液脉搏波pm，pm分别为pm1、pm2、pm3，其中血液真实脉搏波pm1、pm2、pm3为每个预设位置求得的血管内血液的脉搏波p0；

得到真实血液脉搏波pm后，根据脉搏波建立脉搏波数字化处理模型

ρ0为初始密度，pm为每个预设位置的真实血液脉搏波，u表示血液颗粒的移动速度，v比容(密度的倒数)，e为比内能，上述变量都是位置h和时间t的函数。

如图2所示，为了求解该方程，采用构造路径线方法，对任意的物理量函数将同一时间下沿着h的偏导数表示为沿着径线j和沿着迹线h的偏导数，则

将上述公式代入方程，并将偏导数写为差分格式，得到

根据上述三条公式计算得到血管中血液的物质速度u(h，t)、比容v(h，t)、比内能e(h,t)。

在准静态荷载到冲击荷载范围内，典型的高聚物(包括热塑性和热固性)的非线性粘弹性本构行为可以由如下的zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程进行描述

其中fe(ε)＝e0ε+αε²+βε³，σ表示应力，ε为应变，为应变率，t为时间。等号右侧的第一项描述非线性弹性平衡响应，e0、α和β对应弹性常数；第二项为低应变率下的粘弹性响应，e1和θ1分别对应的弹性常数和松弛时间；第三项为高应变率下的粘弹性响应，e2和θ2分别对应maxwell单元的弹性常数和松弛时间。θ1描述的是1s～10²s时间尺度下的准静态加载动力响应，θ2描述的是1μs～10²μs时间尺度下的冲击加载动力响应。

在准静态作用下，方程可以表述为：

对于恒应变率则方程变为：

在冲击加载下，由时间尺度θ1描述的方程第二项可以看作线弹性作用，因而其非线性粘弹性方程变为

其中

ea＝e0+e1

σeff＝(e0+e1)ε+αε²+βε³

假设材料满足zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程的线性形式，则对于小应变和高应变率的情况，非线性粘弹性方程可简化为微分形式：

通过观察可知，对e0、α、β、e1、θ1参数的标定可以通过恒应变率下的准静态测试进行(应变率为10^-4～10^-2s^-1)，把测试数据经过拟合可以得到拟合曲线，从而得出e0、α、β、e1、θ1参数值。

根据求解血液真实脉搏波中处理脉搏波的方法，当已知压力p(h,t)时，可以求解得出任意位置h处的比容v(h,t)和物质速度u(h,t)，其偏导数和也可以求解得到。

当σ＝ε＝0时，式化为：

令取f(ε)|ε＝0＝0，则化为：

σ(ε)＝eaε-θ2f(ε)

将公式两侧除以f(ε)则

通过先前计算出的血液脉搏波的物质速度、比容、比内能信号，对计算得到的数据作图ea即为方程的直线斜率，θ2即为方程的直线截距，进一步将ea代入可求得e2。

至此，通过脉搏波的传播特性，计算得到了血液的zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程的具体参数。

由于测量脉搏本质上是测量人体“血”、“气”，因此通过测量脉搏波，构建人体的血液状态模型即使用zwt(朱-王-唐)非线性粘弹性本构方程表达的血液的材料特性，即可分析人体的脉搏，实现脉搏测量的数字化。实现脉搏测量的数字化后，代表了使用了客观的物理量来描述人体脉搏状态。统一了标准，避免因为每个人其经验或是诊断手法不同导致诊脉结果不一。

最后应当说明的是，以上实施例仅用以说明本发明创造的技术方案，而非对本发明创造保护范围的限制，尽管参照较佳实施例对本发明创造作了详细地说明，本领域的普通技术人员应当理解，可以对本发明创造的技术方案进行修改或者等同替换，而不脱离本发明创造技术方案的实质和范围。