专利名称：导纳式血液循环自动检测仪的制作方法
技术领域：
本实用新型涉及的是一种导纳式血液循环自动检测仪，具体地讲，本实用新型涉及一种采用心导纳微分环结合心导纳频谱分析而构造的准确、无创伤地自动检测血液循环的检测仪。
现有技术中，类似的血液循环检测仪通常是基于阻抗法而设计的，但是，阻抗法受人体的基础阻抗的影响较大，使所得到的检测数据的稳定性和重复性较差，导致了该类检测仪的可信度较低。
本实用新型的目的在于提供一种血液循环导纳式检测仪，具体地讲，一种采用导纳微分环结合导纳频谱分析而实现的血液循环自动检测仪。
本实用新型的目的是通过以下设计得以实现设置人体指定部位信号接收电路，测定并经放大、滤波、检波、增益、模数转换、隔离等处理，得出导纳增量ΔY并进行傅立叶变换，绘制导纳功率频谱及导纳频谱图；另一方面，计算出导纳微分dy/dt，将ΔY和dy/dt的波形图合成相，进而得到微分环并对其进行面积计算、分析；将二者的分析结果综合即可得到检测结果，并显示、打印输出。
本实用新型的一种导纳式血液循环自动检测仪，由计算机部件、电源隔离变压器、机壳、位于机壳下面的底座、导联线、导联线插孔、测试盒构成，底座的下面还可安装有脚轮；其中测试盒由盒体、测试板、测试板插座构成；导联线由输入导联线及输出导联线组成；导联线的一端与测试板插座相连，另一端与人体指定部位接触，其中部固定于导联线插孔上；机壳上面设有显示器、电源总开关、薄膜键盘、计算机开关、软驱、光驱、鼠标，导联线插孔位于机壳侧面，机壳的正面设有前门、打印机出纸口、音箱孔，机壳背面设有电源线、计算机串口、信号线、风扇，机壳内部第一层板上设有电源隔离变压器、接线排、音箱，打印机位于机壳内部第二层板上，机壳内部第三层板上设有硬盘、主板、ATX电源、测试盒；测试板上设有由依次相连的八选一电子开关，数模转换器，单片机，光电隔离器及与计算机串口联结的串口输出线构成的单片机控制电路，测试板上还设有以下电路恒流源，心导纳、心电、心音及颈动；恒流源电路的恒流源输出电极与输出导联线联结，其频率为20—100KHZ，电流强度为0.5—4mA；心导纳电路由依次相连的心导纳采样电极、导纳前置放大器、检波、还与单片机控制电路的八选一电子开关连接的导纳阻抗放大、导纳增量第一级滤波放大、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的导纳增量第二级滤波放大构成；心电电路由依次相连的心电采集电极、心电前置放大器、滤波、50HZ陷波器、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心音电路由依次相连的有源心音传感器、心音第一级滤波放大、第二级滤波放大、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；颈动电路由依次相连的有源颈动传感器、颈动前置放大器、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心导纳采样电极和心电采集电极与对应的输入导联线相联；有源心音传感器及有源颈动传感器设在相应的输入导联线输入端；由心导纳电路的导纳阻抗放大输出，最后经计算机串口得到心导纳/阻抗数据Y/Z，由心导纳电路的导纳增量第二级滤波放大输出，最后经计算机串口得到心导纳增量数据ΔY及其变化速度数据dy/dt，对ΔY作数字信号傅立叶变换处理，然后进行功率谱和频谱的绘制；将ΔY、dy/dt分别输入到横座标、纵座标，合成相，由相得到微分环并计算微分环的面积；最后，把分析、处理的测试结果显示、打印输出。
本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪，所述相的合成是指快速射血相由ΔY的1—3与dy/dt的1—3段曲线合成；缓慢射血相由ΔY的3—5与dy/dt的3—5段曲线合成；快速充盈相由ΔY的5—7与dy/dt的5—7段曲线合成；缓慢充盈相由ΔY的7—8与dy/dt的7—8段曲线合成；心房收缩相由ΔY的8—9与dy/dt的8—9段曲线合成。
本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪，所述微分充盈相面积、心环的面积是快速射血相面积、缓慢射血相面积、快速充盈相面积、缓慢房收缩相面积和总环面积。
作为本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪的进一步改进，恒流源的输出频率为50KHZ，电流强度为2mA。
本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪，在其机壳内的最下层的第一层板上所设的电源隔离变压器，能防止外线电压波动，使外电与本仪器彻底隔离，从而保证人身安全；另外，该变压器耐压可达4000伏以上，符合我国关于医疗器械的安全设计标准。
本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪，其优点是克服了基础阻抗的影响；电路设计合理，抗干扰能力强；所得检测结果重复性稳定、可靠，能实现快速、准确、无创伤地自动检测。
下面对本实用新型所述的检测仪的工作过程进行简单描述(见图28)
首先，调整恒流恒压源的信号，然后用适宜的电极从人体的指定部位获取生理信号，将信号进行滤波和放大并将其进行A/D转换，所得到的数字信号再滤波以去除干扰，然后调整基线，得到ΔY。
对ΔY进行微分得到dy/dt，然后将数据分成二路其中一路对所得到ΔY进行数字信号傅立叶变换处理，然后绘制导纳的功率谱图和频谱图，由计算机将绘制的频谱图和计算机中存放的已经得到大量临床验证的频谱图进行比较，即智能特征分析，诊断出可能的疾病。
另一路则用来绘制导纳微分环，在直角坐标系中，设ΔY为横轴，dy/dt为纵轴，即将ΔY、dy/dt分别投影到纵轴、横轴，得到微分环，由计算机将绘制出的微分环的面积进行处理，所述的面积处理分成6个部分，即快速射血相面积、缓慢射血相面积、快速充盈相面积、缓慢充盈相面积、心房收缩相面积和总环面积，将得到的各相面积与计算机中存放的已经得到临床验证的微分环的各相面积比较，即智能特征分析；最终，将微分环的分析结果和频谱分析结果综合考虑，得出被检测者可能的器官病变的结论。
所述的人体指定部位，是指心导纳采样电极的两片电极，又称为测量电极，分别贴在大椎穴左侧3厘米处及左侧第七、八肋间隙与腋前线交叉处，与心导纳采样电极同时使用的恒流源输出电极又称为电源电极，分别贴在背部大椎右侧3厘米处及左侧第九、十肋间隙与腋中线交叉处；心电采集电极分别贴在左、右上肢内关处、右下肢三阴交处；有源心音传感器置于左胸心尖部；有源颈动传感器置于颈部动脉搏动处。
下面结合有关附图，对本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪的工作原理加以说明。
图1是一个最简单的正弦振动形式。
图2为二个频率1∶2的谐振动合成的一周期性振动；图3为一锯齿形振动分解为一系列谐振动；图4是以横坐标为频率、纵坐标为振幅的频谱图。
图5为典型心导纳变化及心导纳变化速度曲线图；图6为典型心阻抗变化及心阻抗变化速度曲线图；图7是改变狗的基础阻抗时的心阻抗图、心导纳图及主动脉流量波；图8是在Z0相差较大时LI与HI的相关曲线；图9是在Z0相差较小时LI与HE的相关曲线；图10是本实用新型所述的典型心导纳微分环；
图11是电磁流量计与心导纳环I相面积的相关曲线；图12是心力环与心导纳环环体面积的相关曲线；图13是肺导纳图电极板设置位置示意图；图14是肺导纳微分环及波形图；图15是不同程度心肌缺血时PEP/LVET的变化；图16是不同程度心肌缺血时LI的变化；图17是不同程度心肌缺血时ADL1＋2指数的变化；图18是不同程度心肌缺血时ADL5指数的变化；图19是不同程度心肌缺血时ADL5/ADL指数的变化。
采用体表阻抗图表示身体某一部位的电阻抗变化，反映了体内某一容积的变化，可用来表示体内物质或功能的改变，所述的阻抗在数值上相当于通过电流强度为1单位时刻物体两端的电势差，此电势差愈大，表明阻抗愈大；阻抗是电阻和电抗的矢量和，即Z=R2+X2]]>；式中“Z”代表阻抗，“R”代表电阻，“X”代表电抗。
当有电流时，电阻是生热元件，称为有功阻抗。电抗是不生热原件，称为无功阻抗；电抗可分为容抗(XC)和感抗(XL)。对于体内物质来说，感抗是可以忽视的(XL≈0)，而容抗却不可忽略；因为体内含有电容不同的各种物质，处处存在不可忽视的电容。而XC又与通电频率有关，即XC＝1/ωC＝1/2πfc(式中ω代表圆频率，ω和通电频率(f)之间的关系为ω＝2πf，C代表电容)。
由此可知，当通电频率足够大时(正常选用20—100KHZ之间)XC≈0，这就是说，当通电频率相当高时，对于人体Z=R2+0=R,]]>即可以把体内物质的阻抗看成只是由纯电阻构成的，容抗可以忽略不计，根据这一原理，把机体作为电阻，输出适当频率和强度(10—100KHZ，0.5-4mA)的恒定电流通过被测组织，拾取这段组织的电阻变化信号，即可代表该组织的阻抗变化。
由于电压和电流恒定，阻抗只与该组织的长度(L)横截面积(A)和电阻率(ρ)有关，即Z＝R＝ρL/A。
不同组织的电阻率值是不一样的，血液的ρ值最小，当被测组织内含血量增加时，阻抗便减小，反之亦然，因此，测量该组织阻抗的变化能反映这段组织内血量的变化。
测定人体阻抗选取用的频率一般是在20—100KHz之间，频率如果太低，容易产生刺激和激化作用，不利于提高电流强度，以增加信嗓比，频率如果太高，又容易使体内产生较多的热量。
假设一充满血液的血管为圆柱体导体，其长度为L，横截面积为A，容积为V，轴向阻抗为R，电阻率为ρ，在长度不变的条件下，电阻抗与容积之间的变化关系可以根据电阻公式并求一阶导数给出。
即R＝ρL/A＝ρL2/V；求导数dR/dV＝-ρL2/V2并且V＝ρL2/R dV＝-ρL2dR/R2(1-1)对于交流电，设阻抗为Z，则应为dV＝-ρL2dZ/R2(1-2)(1—1)与(1—2)是阻抗图容积理论的最基本公式，它们表示圆柱形导体的体积改变和阻抗改变之间的关系。
将阻抗对时间求一阶导数(dz/dt)即可表示阻抗的变化速度，并可用以反映体内某一容积(如血管容积)的变化速率，称为阻抗一阶导数图或阻抗微分图。
如果结合Windkessel模型来分析这个问题，因为一段血管容积的瞬时增量是由同时进入这段血管的瞬时血量来维持的，所以血管容积的变化速率实际上同进入这段血管的血液量(Q)是相等的，因此可以认为阻抗微分图反映的是血管中的瞬时流量的变化。用于这种目的的阻抗图，习惯上又常称之为血液图(Rheogram)。
阻抗图(ΔZ)的上升之处，见附图6，因在较短的时间内阻抗的变化很大，表明血管容积的变化速率也很大。与之相对应，在阻抗微分图(dz/dt)上出现一一度很大的Z波，这个Z波幅度称为(dz/dt|max)，可以表示血管的最大扩张速度，反映充盈血管的最大瞬时流量。因此在血管开始回缩时，阻抗图从峰点下降，在阻抗微分图上出现X波，其幅度可以代表血管回缩速度；当血管在扩张时，在阻抗图切迹后形成重搏波后的上升支在阻抗微分图上出现与之相对应的0波，它的幅度可以代表血管的再扩张速度；最后，在血管缓慢的再缩小过程中，阻抗图形成重搏波后的下降支，在微分图上出现幅度较小的S波，它表示血管的再缩小速度。
Z、X、O、S四个波是阻抗微分图(见图6)上的四个主要部分。在S，Z之间有时会出现一个波，称之为A波，它与心房收缩射血有关，如果Z波幅度增大，即表示血管扩张速度较快，如果S波幅度增大，则表示血管再缩小速度较快。
总之，如果说阻抗图可以代表容积改变的话，阻抗微分图则可以代表血管容积改变的速率，从而可以代表通过血管模截面的瞬时流量的变化情况，因此，依靠分析阻抗微分图的波形改变，可以间接的了解血液情况。
电导纳图是在电阻抗图的基础上发展起来的，导纳图技术是用测定体表两点之间的导纳变化来反映体内物质或功能方面的情况，以探测生物信息，与阻抗图比较，利用导纳图测量血管容积变化公式严密，不需要测基础阻抗，并且便于遥测，因而有明显的优点；特别是导纳图及其微分图波幅的大小，不像阻抗图及其微分图那样受基础阻抗大小的严重影响。因此对于以波幅作为参量的一些测量方法，导纳图技术要比阻抗图技术更好。
根据物理学定义，导纳(Y)是阻抗(Z)的倒数，即Y＝1/Z(2-1)如果不考虑电容和电感的存在，假设导纳只是由电导(G)形成的，则Y＝G＝1/R(2-2)式(2-1)和(2-2)中阻抗和电阻(R)的单位皆取欧姆(Ω)，而导纳和电导的单位为西门子(S)；设有一导电均匀、长度不变的圆柱体，长度为L，横截面积为A，电阻率为ρ，由电阻公式可知R＝ρL/A＝ρL2/V；G＝V/ρL2也就是Y＝V/ρL2；V＝ρL2Y(2-3)假设ρ和L都是不变的，而Y随V而变，则ΔV＝ρL2ΔY，如果用求导数的方法计算，则可得出dV＝ρL2dY(2-4)式(2-3)和(2-4)是导纳最基本的公式，和阻抗图技术一样，导纳图的测量也是不能把电极直接放在血管上的，采用体表电极时，就必须考虑血管外的其它因素，因此在分析导纳图的测量原理时，也需要使用并联模型。
根据园柱体并联模型，设G1为血管的电导，G2为血管外其它组织的等效电导，而Y0为它们并联结果的电导，即基础导纳。并设G3为血管扩张所出现的电导，这部分电导与基础导纳并联的结果即总导纳为Y0则Y0＝G1＋G2＝A1/ρ1L＋A2/ρ2L；(a)Y＝Y0＋G3＝Y0＋ΔA/ρ1L； (b)式(a)和(b)中ρ1代表血液的电阻率，ρ2为血管外其他组织的等效电阻率，A1为血管的横截面积，A2为血管外其它组织的横截面积，ΔA为血管的扩张面积，L为园柱体模型的长度。
由式(b)可得ΔY＝Y-Y0＝ΔA/ρ1L＝ΔV/ρ1L2；ΔV＝ρ1L2ΔY (2-5)所以式(2-5)在形式上同式(2-3)相同，但两式所代表的意义已不完全一样。式(2-3)是单一园柱体模型，或者说单一血管的。式(2-5)是并联模型的，或者说除了血管外还含有其它组织的，不过假定其它组织的导纳不变。两式虽然含义不同，但形式完全一样，计算结果一致。
如果同阻抗图的计算公式对照一下，可以看出阻抗图与导纳图的算式不同。单一血管的阻抗图公式与并联模型的阻抗图公式在形式上也是不同的单一血管园柱体模型公式为ΔV＝-ρ1L2ΔZ/Z2而并联模型的公式为ΔV＝-ρ1L2ΔZ/Z02两式比较，Z是血管本身的园柱体模型阻抗，而Z0是包含血管外其它组织在内的并联模型的基础阻抗，Z≠Z0。两式符号不同，所含因子不同，计算结果也不一致。
上述推导和对比表明，根据并联模型来分析，导纳图的计算公式比阻抗图的计算公式更为严密合理，适于实际应用。式中不含Z0与Y0项。误差较小；因此，本实用新型的研究人员认为，在以图上的波幅和纵轴大小作为参数来分析血管和血液的情况的话，导纳图和导纳微分图显然比阻抗图和阻抗微分图更为合理。
进一步的研究表明，导纳微分环的相组成和形状面积的变化与人体器官病变以及血液的变化有着密切的关联，而这种较高的关联程度结合现有技术中的其他手段，例如采用计算机对各相面积的计算、对微分环特定部位的切线分析、某特定形状在统计意义上有关联的对应的临床症状等等，就可以构成了本实用新型所述方法的基础，另外，由于导纳图频谱分析的引入，使得定量化分析成为现实。
导纳变化(ΔY)曲线实际是一个反映血管容积变化的曲线，此曲线与血液量并无直接关系。
根据导纳微分理论，可以得到导纳变化对时间的一阶导数曲线，即导纳变化速度曲线(dy/dt)(见图5)。
从图5中可看出，曲线处在O点时正好在基线上，因为此基线是变化速度为0的一条线，所以O点的变化速度为0；当曲线上升至1点时，此时导纳的增大变化速度达到最大(dy/dt|max)，表明此时血管扩张达到最大速度，当曲线下降至2点时，此时的导纳变化速度为0，即血管已扩张达到最大程度；当曲线下降至基线以下的3点时，此时导纳的减小速度变化达到最大值，表明血管回缩速度达到最大值；当曲线再次上升至4点时，此时导纳变化速度为零，表示血管回缩达到最大程度；当曲线再次上升到5点时，此时导纳再次增大的变化速度达到最大值，表明血管再次扩张的变化速度达到最大值；当曲线再次下降至6点时，此时导纳变化速度为零，表明血管再次扩张至最大程度；当曲线继续下降至7点时，此时导纳再次减小的速度达到最大值，表明血管再次回缩速度达到最大值；当曲线恢复至8点时，此时导纳变化速度为零，表明血管已回缩到扩张前状态。
导纳的变化速度曲线(dy/dt)与血液量间有较密切的联系，因为血管容积的变化速度与单位时间内通过该血管横截面积的血液量是呈正比的。
为了综合反映血管的容积变化与容积变化速率，我们将ΔY与dy/dt两条曲线送入由计算机建立的直角作标系中的X轴与Y轴，可以得到图10的图形。
下面就心导纳微分环进行分析，采用的心导纳微分环技术，反映泵功能、左室动态顺应性、左心前负荷，而且其I相的形态与冠状动脉血液量关系密切。
300多例的冠状动脉造影对照和PTCA连续观察证实，I相的形态改变与冠状动脉狭窄的符合率高达87.3％，这对于早期发现与防治冠心病并制止其发展有着重要的临床意义。
通过大量的实验和对照，本实用新型的研究人员发现由ΔY和dY/dt所合成的导纳微分环与血液间关系更加密切。我们将ΔY输入由计算机建立直角坐标系中的X轴，将(dY/dt)输入Y轴，可合成心导纳微分环(见图10)。
图10中所示为心导纳微分环，可将环体按时间间期划分为五个相。
I相为收缩射血I相，即从座标原点向右达到射血最大速率后又返回Y轴所包含的区域。此相面积反映心室射血速率的射血量的大小，即射血速率快，射血量大则面积大；反之，则面积小。所以该相是反映左室泵功能的直观可靠指标。
本实用新型的研究人员在动物实验中观察到(见图11)，通过电磁流量计测得的主动脉流量与I相面积的相关系数在0.803-0.957之间，可见I相对反映左室泵功能是非常敏感和可靠的。
II相为射血II相，即从Y轴向左达到X轴负侧量大值所包含的区域。该相可认为是缓慢射血相，I相和II面积之和为左室射血相。
III相为快速充盈相，即指Y轴右侧形成的一个小环。此相主要反蚋快速充盈速率大小与快速充盈血液量的多少。当心室的主动舒张能力减弱时，该相面积明显增大，在实验性心肌损伤的动物，III相面积甚至大于I相面积，这主权是由于心肌操作后心肌收缩能力及历史意义功能下降，I相面积明显减小，而心肌主动舒张能力明显减弱又造成III面积增大所致。所以III相是反映左室主动舒张能力(即动态顺应性)的敏感可靠指标。
IV相为缓慢兖盈相，即III相之后Y轴表达式侧最后回到原点所包含的区域，此相主要反映左室被动舒张即静态顺应性。
V相特别值得提出的IV相末尾常有一个左向隆起，称为V相，此相为心房收缩相，当左房压力增高或容量增大时，该相面积明显向左扩大。
以上五个相在临床上具有重要的意义，因为它不仅能直观的反映左室泵功能(I相与II相面积)，可反映左室主动舒张能力(III相)及前负荷(V相)；当心功能早期改变未影响到泵衰竭时，III相与V相即可出现明显改变，这对于早期观察与辨别心功能改变，及时采取预防和治疗措施有着重要的临床价值，因为心功能的早期改变往往表现舒张功能减退和前负荷增大。
利用心导管直接测定左室压力变化(ΔP)及容积变化(ΔV)，并通过压力容积形成的P-V环(心力环)评定心肌收缩性能与泵功能是一种传统的较为可靠的方法。
本实用新型的研究人员在动物实验中同步采集心力环和导纳微分环，并应用正性变力药物和负性变力药物，边续观察两种环面积随药物作用的变化规律(见图12)，图12中表示心力环和心导纳微分环面积随着药物作用而变化的相关系数在0.832-0.984之间。
肺导纳微分环——由于左心功能的早期改变多出现左心前负荷的增大，而左房压力与容积的变化又和肺循环密切相关，因此检测肺导纳图有着非常重要的临床意义。
肺导纳图和肺导纳微分环不仅能判断右心功能，而且对左心功能早期改变的诊断有着重要意义；近几年有大量的文献报导它对先心病、瓣膜病(尤其是二尖瓣病变)、冠心病及心肌病均有重要的参考价值，而且左心功能的早期改变常合并右心功能的改变。
所述的肺导纳图的检测方法，检测肺导纳图的电极常用2*3cm的银铜片状电极，共四块，其中两块为电源电极，两块为测量电极；测量电极与电源电极的距离保持在2.5cm以上；测量电极的放置部位见图13；图中，前一块测量电极置右胸前部右锁骨中线外第二肋骨下缘，另外一块测亘电极则置于右背部肩胛线平第八胸椎处。前后电极可用小沙袋挤压固定，也可采用一次性粘贴电极。
肺导纳微分环图及其利用相同的原理(心导纳微分环)所测图形见图14。
肺导纳微分环的临床意义I相(ZC环)该相主要反映肺动脉的扩张速度及扩张程度；III相(CO环)，各种肺静脉容量增加(二尖瓣病变，左心失代偿等前负荷增时)时增大，多数是由于ZC环的减小而使CO环相对增大。
V相(aA环)，此相的面积大小取决于左心房的收缩力量及肺静脉内产生容量波动的条件。
本实用新型的研究人员发现，心导纳微分环除以上临床价值外，还有一个非常重要、非常有价值的功能，那就是早期发现冠状动脉狭窄；传统的诊断冠状动脉病变及狭窄部位与程度的确定常依赖造影术，而早期冠状动脉疾病常无自觉症状和临床症象，难以通过一个简便而有效的方法去发现，心导纳微分环技术的能够较好地解决此问题。
如前所述，心导纳微分环按心动周期限的时相关系可划分为五个相，其中I相由Y轴右侧的离心支与归心支构成，正常人离心支和归心支均非常光滑。
在5000例正常人体中有85％以上均显光滑，其中15％左右在I相离心支起点有切迹出现；在离心支与归心支出现切迹的人群中通过临床冠状动脉造影，心肌核素显像、B超及心电图合并实验室检查证实其中80％有冠状动脉病变的显著症象，另外20％人群中心肌病患者占9.4％，LBBB与RBBB占6.3％；室壁瘤患者占1.7％；其余2.6％为正常人，但正常人如追查其病史，多数有病毒性心肌炎的历史。
根据以上情况和提示，本实用新型的研究人员认为I相离心支与归心支切迹可能与冠状动脉病变有一定的特异性，于是我们进行了犬动物实验。
将犬开胸后分离其左冠状动脉回旋支的纯缘支及前降支第一、二、三四分支，并依次进行夹闭，每次夹闭持续20分钟，数据采集控制在夹闭前，10分钟、20分钟后，结果见表1。
表1中A表示夹闭冠状脉前所测各项值的均值±标准差，B表示夹闭左冠纯缘支后所测各项值的均值±标准差；C、D、E、F分别表示前降支的第一、二、三、四分支。
从表1中所测值可以看出，开胸后心导纳微分环所测值就有几项开胸后胸腔负压明显变小，导致回流阻力升高所致。从夹闭左冠各分支后出现变化的指标就愈来愈多。
我们已经知道微分环(ADL)是由ΔY与dY/dt两个参量合成的。前者主要反映主动脉的扩张程度，后者则与心室射血量有关，因为左室射血时跨主动脉瓣流量与主动脉的扩张速度密切相关。ADL的五个相均与心动周期中心脏的血液动力学有关，I相与II相主要反映左室收缩射血；III相主要反映左室早期舒张时心室的动态顺应性，IV相则主要反映左室的晚期舒张功能即静态顺应性，但此项与心率呈明显负相关；V相则主要反映左房容积与压力亦即左心前负荷。
本实验在依次夹闭左冠状动脉各分支时造成不同程度的心肌供血减少，由于心肌供血有区域性特点，因此，当一支冠状动脉闭塞时，必然造成部份区域的心肌供血中断，从而造成收缩协调性差(I相离心支或归心支出现形态改变)。
随着夹闭支数的增加，心肌缺血逐渐加重，则表现为左室动态顺应性下降(III相面积增大)，左心前负荷增大(V相面积及V相面积与ADL总面积比值均增大)。
从图15-19中均可见随着心肌缺血程度的加重，PEP/LVET比值较大；LI减小，I＋II相面积减小；V相面积增大；V相面积与ADL总面积比值亦增大。
另外，从表2可见，当夹闭左冠状动脉纯缘支时ADL就有75％的例次发生变化。
而ECG则主要表现为T波低平；当夹闭至前降支第四分支时，ECG才出现78％例次的明显改变，表现为T波低平，ST段下移并出现室性早搏，此种改变持续至10-30分钟时，大部分会因心室颤动而死亡。
由此可见，ADL在实验性心肌缺血时的改变明显早于ECG。由于ADL无创伤，有较好的重复性和灵每度，其I相形态与V相面积与心肌供血有较高的特异性。因此，ADL除可辅助诊断早期心功能改变外，在早期判定冠状动脉疾病方面有较高的临床应用和研究价值。
本实用新型的研究进一步证实，349例冠状动脉造影结果表明ADL诊断冠心病的灵敏度为88.89％，特异度为87.5％；同期心电图仅仅为69.4％和75％。冠造阴阳性组间ADL所测值均存在着非常显著的差异(p＜0.01)。
同时，临床和本实用新型所述的检测仪的结果比较也证明了心导纳微分环(ADL)的形态与冠状动脉病变有一定的内在联系。
综上所述，大量的检测临床证明，导纳图除幅值指标比较稳定外，其波形的形态特点其重复性也是非常好的，一个人其波形的形态，在任何时间重复都是基本一致的，而对应的导纳微分环的相关程度更高。
如上所述，导纳图可以间接地反映血管容积的改变量随时间的变化情况，这种分析方法称之为时域分析，但可选用的指标有限，图形分析也只能作目测划分而不能够采用计算机进行分析，缺乏定量标准，作为构造检测仪的基础是不够的。
为了区别与分析各种不同类型心脏病患者波形改变的特点与分类，本实用新型提出了对导纳图进行频谱分析的方法，通过大量不同类型心脏疾病患者心导纳图的检测积累，可以寻找出波形改变的规律性及临床意义。
频谱导纳图是一种作为疾病快速诊断或在此基础上构造快速检测仪的新手段，它在理论上完全不同于建立在时间域和幅值域分析基础上的传统阻抗图和导纳图，它的理论基础是导纳图的频谱分析。
导纳频谱图实际上包含两方面的意义，即功率谱和频率密度谱，为了解功率谱的基本意义，首先要弄清楚导纳图中为什么含有不同的频率，我们以振动为例简单地加以说明，一个振动，如果它的位移随时间按正弦(或余弦)规律变化(见图1)，则称为谐振动，这是最简单的振动形式。
一般的周期性振动，可以认为是由许多不同频率的振动合成的，或者说其中含有许多不同的各种周期频率和不同振幅和谐振动。
图2中的S表示一个周期性振动，可以说它是由谐振动S1和谐振动S2合成的；S1的频率和振幅与S2的频率和振幅不同，S1的频率是S2的频率的两倍，可见由两个不同频率的谐振动可以合成一个周期性振动，也可以说在一个普通的周期性振动中含有不同频率的谐振动。
图3比较复杂一些，图中(A)表示一个锯齿形振动，(B)表示这个锯凿形振动中含有许多频率不同及振幅不同的谐振动，高频项取的越多就越接近于锯齿形(虚线)。
如果以横坐标代表频率，以纵坐标代表振幅，则可以形成频谱图，如图4所示。
与之相似，如果我们想从能量方面来表达谐振动的强度，取功率为纵坐标，则可形成功率谱图。
借用这种技术来分析脑血液图(脑导纳图)，则可以拓宽分析领域，特别是可以将脑导纳图的波型问题定量化。
将这种频域分析方法与现有时域分析方法结合起来，将使脑导纳图及导纳微分环技术，更加先进。
作为导纳频谱图实际上包含两方面的意义一是导纳图的功率谱；功率谱全称叫均方自功率谱密度函数，它是每一导纳图每一频率成份功率分布的反映；在导纳频谱图上它建立在纵座标上，由于功率值变化范围很大，所以，纵座标所取值的单位采用对数值，即1个单位是10倍，2个单位是100倍，3个单位是1000倍…，因此它所取的单位是分贝(db)。
二是导纳图的频率密度谱，即任意波形经Fourier变换后，其频率域所表示的图形。
如将任意波形不同频率不同振幅的正弦波投影到频率轴上，就形成了导纳图的频谱图，见附图4。
在导纳频谱图上，其横座标即是频率轴，它的单位是赫兹(Hz)。
导纳频谱可以应用于心、脑、胃等体内各脏器的导纳分析技术中。
上述描述或证据表明，采用导纳微分环分析和导纳的频谱分析的联用在导纳图能够克服基础阻抗影响的基础上，更加适宜利用计算机进行分析和统计，使得检测方法和以此方法构造的检测具有重复性稳定、可靠、迅速的特点，相面积和波形的定量化使之更加适宜作为自动检测仪的分析基础。
本实用新型提出的对心、肺导纳图同时进行频谱分析和导纳微分环(ADL)分析，这种联用技术不但使所述的导纳图克服了基础阻抗(Zo)的影响，使得重复性稳定和可靠，而且，这种定量化更加适宜作为心肺等器官血液循环自动检测仪的分析基础。
下面结合实施例，对本实用新型的导纳式血液循环自动检测仪作进一步说明。
图20是本实用新型实施例所述检测板的恒流源电路图。
图21是本实施例所述检测板的心导纳电路图；图22为本实用新型实施例所述检测板的心电、心音、动颈电路图；图23为本实施例所述检测板的构成框图；图24本实施例所述检测板的单片机控制电路图；图25本实施例所述检测仪的部件位置分布图；图26本实施例所述检测仪的部件联结图；图27本实施例所述检测仪的立体构成示意图；图28本实施例所述检测仪的流程示意图；参见图20—图28。
本实施例的导纳式血液循环自动检测仪，由计算机部件、电源隔离变压器、机壳4、位于机壳4下面的底座5、导联线、导联线插孔10和测试盒构成，底座5的下面还可安装有脚轮14；其中测试盒由盒体、测试板、测试板插座构成；导联线由输入导联线及输出导联线组成；导联线的一端与测试板插座相连，另一端与人体指定部位接触，其中部固定于导联线插孔10上；机壳4上面设有显示器1、电源总开关2、薄膜键盘3、计算机开关6、软驱7、光驱8、鼠标9，导联线插孔10位于机壳4侧面，机壳4的正面设有前门11、打印机出纸口12、音箱孔13，机壳4背面设有电源线、计算机串口、信号线、风扇，机壳4内部第一层板上设有电源隔离变压器、接线排、音箱，打印机位于机壳4内部第二层板上，机壳4内部第三层板上设有硬盘、主板、ATX电源、测试盒；测试板上设有由依次相连的八选一电子开关、多路电子开关、数模转换器、单片机、光电隔离器、与计算机串口联结的串口输出线构成的单片机控制电路，测试板上还包括以下电路恒流源，心导纳、心电、心音及颈动；恒流源电路的输出与输出导联线联结，其频率为50KHZ，电流强度为2mA；心导纳电路由依次相连的心导纳采样电极、导纳前置放大器、检波、还与八选一电子开关连接的导纳阻抗放大、导纳增量第一级滤波放大、与八选一电子开关连接的导纳增量第二级滤波放大构成；心电电路由依次相连的心电采集电极、心电前置放大器、检波、50HZ陷波器、与八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心音电路由依次相连的有源心音传感器、心音第一级滤波放大、第二级滤波放大、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；颈动电路由依次相连的有源颈动传感器、颈动前置放大器、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心导纳采样电极和心电采集电极与对应的输入导联线相联；有源心音传感器及有源颈动传感器设在相应的输入导联线输入端；由心导纳电路的导纳阻抗放大输出，最后经计算机串口得到心导纳/阻抗数据Y/Z，由心导纳电路的导纳增量第二级滤波放大输出，最后经计算机串口得到心导纳增量数据ΔY及其变化速度数据dy/dt，对ΔY作数字信号傅立叶变换，然后进行功率谱和频谱的绘制；将ΔY、dy/dt分别输入到横座标、纵座标，合成相，由相得到微分环并计算微分环的面积；最后，把分析、处理的测试结果显示、打印输出。
本实施例的导纳式血液循环自动检测仪，所述相的合成是指快速射血相由ΔY的1—3与dy/dt的1—3段曲线合成；缓慢射血相由ΔY的3—5与dy/dt的3—5段曲线合成；快速充盈相由ΔY的5—7与dy/dt的5—7段曲线合成；缓慢充盈相由ΔY的7—8与dy/dt的7—8段曲线合成；心房收缩相由ΔY的8—9与dy/dt的8—9段曲线合成。
本实施例的导纳式血液循环自动检测仪，所述微分环面积是指快速射血相面积、缓慢射血相面积、快速充盈相面积、缓慢房收缩相面积和总环面积。
检测电路是血液循环自动检测仪的重要组成部分，本实用新型实施例所涉及的电路间的具体连接关系及其使用的主要器件简述如下图23为本实施例的血液循环自动检测仪测试板的总体框图。检测板上设有恒流源电路、心电电路、心音电路、颈动电路、心导纳电路、单片机控制电路；人体指定部位采集的生理模拟信号，经放大后送单片机控制电路的八选一电子开关，并分别由数模转换器(A/D)转换成数字量，再由单片机选择输出，经光电隔离，串行输出，联结至计算机串口，由计算机进行数据处理；恒流源电路的输出为恒流源输出电极，即标号(6，7)，通过电路板插座(1PLUG1脚9，脚8)与输出导联线相联，电路图中用(EP+，EP-)表示；心电电路的心电采集电极(3，4，5)信号，通过输入导联线经1PLUG1的脚(1，2，3)提供，心电电路的输出模拟量用ECG表示；心导纳电路的心导纳采样电极(1，2)信号，在电路中用(TESTP+，TESTP-)表示，通过输入导联线经1PLUG1的脚(10，11)提供，心导纳电路的导纳阻抗放大电路的输出为导纳/阻抗变化模拟量，用BODR表示，而用BINCR表示导纳/阻抗变化速度；心音电路的有源心音传感器输入在1PLUG1上对应脚4，心音电路的输出用PCG表示，颈动电路的有源传感器输入在1PLUG1上对应脚6，颈动电路的输出用GCG表示。
图20为恒流源电路图。由集成块78L09、79L09提供稳定的工作电压，LCL8038提供频率为50KHZ的正弦波信号，经幅度放大和功率放大后，由4TR1和阻网络输出频率为50KHZ、电流强度为2mA的恒流源输出电极信号(EP+，EP-)。
图21为心导纳电路图。心导纳采样输入信号(TESTP+，TESTP-)，经由ZTR1和LF353N组成的阻抗变换和前置放大，由LF353N和1N4148组成的检波电路检波，检波后的信号经过OPO7CP低通滤波去掉无用的高频分量，得到有用的信号，再由LF351N进行放大，一路为导纳/阻抗值，即Y/Z值，并输出(BODR)，另一路通过隔直电容将耦合过来的Y/Z进行两级放大后，得到导纳/阻抗变化量ΔY/ΔZ(BINCR)；BODR、BINCR分别与单片机控制电路的八选一电子开关相连。
图22为心电、心音、颈动电路图a、心电电路图心电采集电极，经心电前置放大器(AD620AN)放大，前置放大器是心电电路的关键，放大器具有低失调、低温漂、高增益、抗干扰能力强的特点，在第二级采用OPO7CP低通滤波抑制高频干扰，再放大，由于有很强的50Hz工频干扰，在第二级放大后增加一级由OPO7CP配合电阻电容实现的50Hz陷波器，为了便于观察不同人的心电波形的幅度，在最后采用数字控制的增益调节，增益控制芯片采用数字电位器X9313UP，心电电路的输出用ECG表示。
b、心音电路图心音信号采集采用有源传感器JXH-5，信号经传感器转变为电压信号输入，经过两级放大和带通滤波，最后一级采用数字控制的增益调节芯片，即数字电位器X9313UP，心音电路的输出用PCG表示。
c、颈动电路图颈动信号采集采用有源传感器JXH-5，信号经传感器转变为电压信号输入；经过一级放大和带通滤到最后一级采用数字控制的增益调节，增益调节芯片采用数字电位器X9313UP，颈动电路的输出用GCG表示。
ECG、PCG、GCG分别与单片机控制电路的八选一电子开关连接。
图24为本实施例的单片机控制电路图。由八选一电子开关CD4051BCN完成五个通道的开关转换；模/数转换由美国BB公司生产的AD7807U完成；78L05是为稳定AD7807的工作电压；单片计算机为AT89C52PI，主要完成分道采集、增益控制、数据输出、接受上位机(计算机)的控制指令，送出的数据经高速度、高极间电压(2500V)的光电隔离器6N136进行与计算机主机的电源隔离，AT89C52PI的脚(27，26，25)输出分别为心电、心音、颈动输入信号的选通控制信号(CRLEG，CRLPG，CRLGG)；MAX202CPE完成RS232标准串行电平输出，即其脚(7，8)，再经插头(3PUG1)的脚(1，2)联至计算机的串口。
表1夹闭颈内动脉前后脑导纳环面积对照n＝28夹闭前夹闭后 P值I相指数 29.7±11.313.1±6.7＜0.01IV相指数5.7±3.3 6.3±3.7 ＞0.05全环面积37.9±13.621.4±6.9＜0.01表2实验性颅内高压前后脑导纳环面积对照n＝28前后 P值I相指数 28.4±12.723.6±11.4＞0.05IV相指数 6.2±2.3 12.8±4.1 0.01全环面积 38.7±12.936.9±13.6＞0.05表4不同程度心肌缺血时ADL及ECG的改变n＝44结扎左冠状动脉正常D I IIIIIIVADL变异(％) 0757886100100S-T变异(％)或心律失常(％)00 0 1556 78注D-左冠状动脉因旋支的的钝缘支I～IV--分别为左冠状动脉前降支第1-4分支；P＜0.01
表3心肌缺血时心导纳微分环所测指标的均值±标准差II R PEP/LVET LI ADＬI±2指数ADＬ5指数ADL5/ADL指数n 28 28 28 282828开胸前(b) 102.1±6.2 0.44±0.03 4.93±0.98 5028.81±436.72 54.99±20.99 0.0051±0.0014开胸前(c) 109.7±10.4 0.51±0.10 4.94±0.35659.98±1819.5459.50±13.01 0.0062±0.003015分 106.4±7.9 0.59±0.12 4.70±0.77 5287.05±2100.58118.56±45.590.0164±0.0075A 30分105.3±7.8 0.62±0.11 4.52±0.69 4727.57±1500.14259.14±102.09 0.0486±0.017610分 106.3±9.5 0.58±0.09 4.32±0.87 5166.21±1464.30255.35±109.55 0.05164±0.0281B 20分103.7±10.1 0.55±0.12 4.08±0.83 4456.01±807.45 456.36±169.89 0.0673±0.022010分 106.4±10.6 0.59±0.05 4.21±0.86 3716.57±1003.19443.41±162.41 0.0735±0.0175C 20分106.1±10.9 0.65±0.08 3.58±0.28 3389.04±862.68 490.21±255.85 0.0961±0.030810分 109.5±13.8 0.60±0.06 3.77±0.27 3320.47± 736.53 515.95±183.17 0.1333±0.0328D 20分107.3±11.7 0.63±0.07 2.71±0.99 2559.75±926.02 668.75±206.51 0.1792±0.041210分 197.5±12.3 0.61±0.16 3.09±0.70 2653.42±718.90 697.95±255.09 0.1799±0.0639E 20分106.9±12.1 0.64±0.12 2.66±0.53 2671.12±635.75 704.43±240.80 0.2191±0.054510分 105.5±12.7 0.70±0.08 2.69±0.41 2507.25±379.24 777.95±220.95 0.2016±0.0721F 20分105.2±13.1 0.74±0.13 2.10±0.60 2460.61±330.14 872.45±380.53 0.2275±0.0720注与开胸前比较，P＜0.05，P＜0.01。
权利要求1.一种导纳式血液循环自动检测仪，由计算机部件、电源隔离变压器、机壳(4)、位于机壳(4)下面的底座(5)、导联线、导联线插孔(10)、测试盒构成，底座(5)的下面还可安装有脚轮(14)；其特征在于测试盒由盒体、测试板、测试板插座构成；导联线由输入导联线及输出导联线组成；导联线的一端与测试板插座相连，另一端与人体指定部位接触，其中部固定于导联线插孔(10)上；机壳(4)上面设有显示器(1)、电源总开关(2)、薄膜键盘(3)、计算机开关(6)、软驱(7)、光驱(8)、鼠标(9)，导联线插孔(10)位于机壳(4)的侧面，机壳(4)的正面设有前门(11)、打印机出纸口(12)、音箱孔(13)，机壳(4)背面设有电源线、计算机串口、信号线、风扇，机壳(4)内部第一层板上设有电源隔离变压器、接线排、音箱，打印机位于机壳(4)内部第二层板上，机壳(4)内部第三层板上设有硬盘、主板、ATX电源、测试盒；测试板上设有由依次相连的八选一电子开关，数模转换器，单片机，光电隔离器及与计算机串口联结的串口输出线构成的单片机控制电路，测试板上还设有以下电路恒流源，心导纳、心电、心音及颈动；恒流源电路的恒流源输出电极与输出导联线联接，其频率为20—100KHZ，电流强度为0.5—4mA；心导纳电路由依次相连的心导纳采样电极、导纳前置放大器、检波、还与单片机控制电路的八选一电子开关连接的导纳阻抗放大、导纳增量第一级滤波放大、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的导纳增量第二级滤波放大构成；心电电路由依次相连的心电采集电极、心电前置放大器、检波、50HZ陷波器、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心音电路由依次相连的有源心音传感器、心音第一级滤波放大、第二级滤波放大、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；颈动电路由依次相连的有源颈动传感器、颈动前置放大器、与单片机控制电路的八选一电子开关连接的增益调整与放大构成；心导纳采样电极和心电采集电极与对应的输入导联线相联；有源心音传感器及有源颈动传感器设在相应的输入导联线输入端；由心导纳电路的导纳阻抗放大输出，最后经计算机串口得到心导纳/阻抗数据Y/Z，由心导纳电路的导纳增量第二级滤波放大输出，最后经计算机串口得到心导纳增量数据ΔY及其变化速度数据dy/dt，对ΔY作数字信号傅立叶变换处理，然后进行功率谱和频谱的绘制；将ΔY、dy/dt分别输入到横座标、纵座标，合成相，由相得到微分环并计算微分环的面积；最后，把分析、处理的测试结果显示、打印输出。
2.根据权利要求1所述的导纳式血液循环自动检测仪，其特征在于所述合成相是指快速射血相由ΔY的1—3与dy/dt的1—3段曲线合成；缓慢射血相由ΔY的3—5与dy/dt的3—5段曲线合成；快速充盈相由ΔY的5—7与dy/dt的5—7段曲线合成；缓慢充盈相由ΔY的7—8与dy/dt的7—8段曲线合成；心房收缩相由ΔY的8—9与dy/dt的8—9段曲线合成。
3.根据权利要求1或2所述的导纳式血液循环自动检测仪，其特征在于所述微分环面积是指快速射血相面积、缓慢射血相面积、快速充盈相面积、缓慢房收缩相面积和总环面积。
4.根据权利要求1或2所述的导纳式血液循环自动检测仪，其特征在于恒流源的输出频率为50KHZ，电流强度为2mA。
5.根据权利要求3所述的导纳式血液循环自动检测仪，其特征在于恒流源的输出频率为50KHZ，电流强度为2mA。
专利摘要本实用新型涉及一种导纳式血液循环自动检测仪,由机壳内三层板上及机壳上的计算机部件、变压器、导联线、测试盒构成;电路有:恒流源、心导纳、心电、心音、颈动,后五者和由八选一开关、数模转换器、单片机、光电隔离器构成的单片机控制电路连接,数据经串口输入计算机;将导纳增量ΔY作傅立叶变换及绘功率谱和频谱图;用ΔY、dy/dt合成微分环并求其面积;该检测仪克服了基础阻抗的影响,结果重复性稳定,能快速、无创伤地自动检测。
文档编号A61B5/02GK2469885SQ0120051
公开日2002年1月9日 申请日期2001年1月15日 优先权日2000年1月20日
发明者李志明 申请人:深圳市辉大高科技发展有限公司