多参数监护仪及其检测方法

1．一种多参数监护仪，有传感器及由高频恒流源、心电放大器、微分器、 滤波器、放大器和两个解调器构成的检测电路，由A/D转换器、计算机CPU、 存贮器、输入电路、输出电路构成的计算机主机和显示器、打印机、操作 控制器，其特征在于传感器采用五枚随弃式心电电极，在颈部及左小腿踝关 节上方5cm处各设置一枚电极，与检测电路中的高频恒流源第一输出端 (OUT1)和第二输出端(OUT2)分别连接，构成载波调制回路；在胸部上方距颈 部电极5cm处及心电图胸导联V5处各设置一枚电极，与检测电路的第一输入 端(IN1)和第二输入端(IN2)即解调器(1)的输入端连接，构成第一个检测回 路，共用此组传感器及检测电路中的解调器(1)和高频恒流源，检测阻抗微分 波dz/dt和阻抗呼吸波RP；在左小腿踝关节上方25cm处设置一枚电极，连接检 测电路的第三输入端(IN3)，即检测电路中解调器(2)的输入端，与左小腿踝 关节上方5cm处设置的电极构成第二个检测回路，共用一个传感器检测小腿 血流波Z(t)；在检测电路中解调器(1)的高频变压器(B401)的输入端串接有 电容(C401)构成的高通滤波器，共用第一个检测回路的两枚传感器检测心电 波ECG和检测阻抗微分波dz/dt；在计算机主机中设有一个显示电路。
2．按权利要求1所述的多参数监护仪，其特征在于所说的显示电路由RAM 显示存贮器(U104)、三态缓冲器(U111)、二选一开关(U113)、(U114)、 (U115)、(U116)、计数器(U119)、(U120)、(U121)和移位寄存器(U112)组 成，场同步信号回扫期CPU(U101)访问显示存贮器(U104)，场同步回扫期结束 时，通过接口(J104)向CRT显示器输出。
3．应用权利要求1所述的多参数监护仪检测血压的方法，由生物电阻抗 技术设计的检测电路检测的胸部阻抗微分波dz/dt和小腿血流波Z(t)的最大 峰值点之间的时间延迟是血流波沿动脉，从心脏到腿的传导时间PDT，小腿血 流波Z(t)最大峰值点与其后的一个幅度较小的重搏波之间的时间间隔是小 腿血流波Z(t)的振荡周期OCT，其特征在于：
(1)用血流波的传导时间作为描述舒张压变化的变量，舒张压相对于血 流波传导时间的变化率，与舒张压的大小成正比，建立非线性数学模型 $\frac{d\left(\mathrm{DBP}\right)}{d\left(\mathrm{PDT}\right)}=-\frac{\mathrm{DBP}}{\tau 1}$ 其中，DBP为舒张压，PDT为血流波的传导时间，τ1为时间常数，负号是由于 PDT增加时，DBP单调减少，舒张压的通解为：
                DBP=K1e-(PDT+C1)/τ1 取血流波传导时间PDT的单位为ms时，通解中的常数项可以确定：K1=32(千 帕)，τ1=145ms,65ms＜PDT+C1＜340ms,C1为修正系数，依据被测量者的性别、 年龄Y和身高H来计算：
          [172-(70-Y)2/100-H]×1.6ms        女
   C1=    [182-(70-Y)2/100-H]×1.3ms Y＜60  男
          [182-(70-Y)2/100-H]×1.0ms Y≥60  男 其中，H≥135cm,16≤Y≤70，若年龄超过70岁，则按70取Y值，得到特解：
          DBP=32e-(PDT+C1)/145ms
(2)用血流波Z(t)的振荡周期OCT作为描述动脉脉压PUP变化的变量，脉 压相对于血流波振荡周期的变化率与脉压大小成正比，建立非线性数学模型                   $\frac{d\left(\mathrm{PUP}\right)}{d\left(\mathrm{OCT}\right)}=-\frac{\mathrm{PUP}}{\tau 2}$ 其中，PUP为脉压，OCT为肢体血流波振荡周期，τ2为时间常数，负号是由于 OCT增加时，PUP单调减少，脉压通解为：
             PUP=K2e-OCT/τ2 取小腿血流波振荡周期的单位为ms时，通解中的常数项可以确定；K2=40(千 帕)，τ2=195ms,180ms＜OCT＜500ms，得脉压的一个特解：
PUP=40e-OCT/195ms
(3)对于动脉血管弹性异常患者的舒张压DBP和脉压PUP，采用非线性数 学模型
DBP=32e-(PDT+C1)/145ms+P1
PUP=40e-OCT/195ms+P2 小腿血流波Z(t)不产生振荡没有出现重搏波的患者，则脉压变换采用
PUP=0.56DBP+P2 其中P1、P2为静态误差校正系数，采用人工测压方法，测定一次患者的血压 值，与动脉弹性正常人群的数学模型测量值相比较其差值即为P1和P2。
4．按权利要求3所述的检测血压的方法，其特征是以检测人体手臂或手 指的血流波，取代检验人体小腿的血流波确定微分方程通解中的常数项，取 得微分方程的另一个特解，组成描述动脉血压变化的非线性数学模型。
5．按权利要求3所述的检测血压的方法，其特征是用超声波、红外线、 激光或应变电阻技术检测脉搏波，取代用生物电阻抗技术检测血流波，确定 微分方程通解中的常数项，得到微分方程的又一个特解，组成描述动脉血压 变化的非线性数学模型。
6．按权利要求3所述的检测血压的方法，其特征是利用计算机的中断资 源建立下列程序：
(1)主程序，分两个阶断进行，第一阶段完成监护前的预备工作，建立心 电波ECG和微分波dz/dt的参数模板，第二阶段进行正式监护，完成波形识别， 按数学模型计算参数，更新模板，存贮数据和报警；
(2)A/D转换器中断服务程序，循环采样生理信号，识别心动周期，计算血 流波Z(t)的传导时间和呼吸率；
(3)定时器中断服务程序，每隔4ms时间启动一次A/D转换器，并进行时钟 计时；
(4)场同步信号中断服务程序，用场同步信号作为中断源，在CRT显示器 场同步回扫期间，计算机CPU访问显示存贮器，回扫期结束时，将采样的各种 生理信号数据转换成波形，在屏幕上动态显示，每一个心动周期更新一次屏 幕显示的生理参数；
(5)操作控制器中断服务程序，识别由红外遥控器发出的键代码信号，启 动键处理中断；
(6)键处理中断服务程序，分为6个模块，其中3个模块完成监护前的预备 工作，预置年龄、身高、体重、性别、波形幅度，报警开关，监护时间和报警 界限，另外3个模块在正式监护过程中完成冻结和打印波形，生理参数，趋势 图和心律失常类型；
(7)打印机中断服务程序，由键命令启动，拷贝屏幕显示的各种内容。

本发明涉及一种多参数监护仪及其检测方法，是医学临床使用的监护仪 及检测方法，实现无创伤实时测量每搏血压。\n医学临床使用的监护仪器中，测量动脉血压分为有创伤和无创伤两种测 量方式。有创伤测量能够实时检测每搏血压，但是必须切开动脉血管放置传 感器，使用不方便，应用范围较窄。目前广泛使用的无创伤袖带气式测量血 压方式，由于测量原理所限，不能够实时测量每搏血压，在临床使用中，当患 者血压突发性变化时，无法迅速及时的为医生提供详细的血压变化情况，甚 至会延误抢救患者生命的宝贵时间。英国HEALTHCARE有限公司研制出的BP -50无袖带式动态血压测量系统，依据脉搏波传导时间和心率来测量动脉血 压。用心率作为测量血压的依据，从理论上讲是不太可靠的。使用该系统时， 必须用人工测量血压的方法，测定患者在安静和运动两种状态下的不同血压 值，输入计算机进行较正。该系统不能实时测量血压，需要在计算机上回放 测量结果。在实际使用中，如果要求重危病人在运动状态下测量血压显然有 很多困难。美国专利US-4807638披露了建立平均动脉压与脉搏波传播速度 的线性函数：\n    MAP=(APPD/0.55H-210ms)/-0.875 据此设计测量装置，测量每搏平均动脉压，该装置不能测量收缩压和舒张压， 用线性函数近似描述平均动脉压变化也不够准确。\n本发明的目的在于提供一种能够无创伤实时测量每搏血压，结构简单， 成本低，使用方便，能够测量舒张压和收缩压，和平均动脉压，满足对危重病 人和手术中病人进行监护要求的多参数监护仪及其检测方法。\n本发明多参数监护仪，有传感器及由高频恒流源、心电放大器、微分器、 滤波器、放大器和两个解调器构成的检测电路，由A/D转换器、计算机CPU、 存贮器、输入电路、输出电路构成的计算机主机和显示器、打印机、操作 控制器，其特征在于传感器采用五枚随弃式心电电极，在颈部及左小腿踝关 节上方5cm处各设置一枚电极，与检测电路中的高频恒流源第一输出端和第 二输出端分别连接，构成载波调制回路；在胸部上方距颈部电极5cm处及心电 图胸导联V5处各设置一枚电极，与检测电路的第一输入端和第二输入端即解 调器(1)的输入端连接，构成第一个检测回路，共用此组传感器及检测电路中 的解调器(1)和高频恒流源，检测阻抗微分波dz/dt和阻抗呼吸波RP；在左小 腿踝关节上方25cm处设置一枚电极，连接检测电路的第三输入端，即检测电 路中解调器(2)的输入端，与左小腿踝关节上方5cm处设置的电极构成第二个 检测回路，共用一个传感器检测小腿血流波Z(t)；在检测电路中解调器(1)的 高频变压器(B401)的输入端串接有电容(C401)构成的高通滤波器，共用第一 个检测回路的两枚传感器检测心电波ECG和检测阻抗微分波dz/dt；在计算机 主机中设有一个显示电路。\n本发明应用多参数监护仪检测血压的方法，由生物电阻抗技术设计的检 测电路检测的胸部阻抗微分波dz/dt和小腿血流波Z(t)的最大峰值点之间的 时间延迟是血流波沿动脉，从心脏到腿的传导时间PDT，小腿血流波Z(t)最大 峰值点与其后的一个幅度较小的重搏波之间的时间间隔是小腿血流波Z(t) 的振荡周期OCT，其特征在于：用血流波的传导时间作为描述舒张压变化的变 量，舒张压相对于血流波传导时间的变化率，与舒张压的大小成正比，建立非 线性数学模型             $\frac{d\left(\mathrm{DBP}\right)}{d\left(\mathrm{PDT}\right)}=-\frac{\mathrm{DBP}}{\tau 1}$ 其中，DBP为舒张压，PDT为血流波的传导时间，τ1为时间常数，负号是由于 PDT增加时，DBP单调减少，舒张压的通解为：\n               DBP=K1e-(PDT+C1)/τ1 取血流波传导时间PDT的单位为ms时，通解中的常数项可以确定：K1=32(千 帕)，τ1=145ms,65ms＜PDT+C1＜340ms,C1为修正系数，依据被测量者的性别、 年龄Y和身高H来计算：\n         [172-(70-Y)2/100-H]×1.6ms        女\n  C1=    [182-(70-Y)2/100-H]×1.3ms Y＜60  男\n         [182-(70-Y)2/100-H]×1.0ms Y≥60  男 其中，H≥135cm,16≤Y≤70，若年龄超过70岁，则按70取Y值，得到特解：\n            DBP=32e-(PDT+C1)/145ms\n用血流波Z(t)的振荡周期OCT作为描述动脉脉压PUP变化的变量，脉压相 对于血流波振荡周期的变率与脉压大小成正比，建立非线性数学模型                      $\frac{d\left(\mathrm{PUP}\right)}{d\left(\mathrm{OCT}\right)}=-\frac{\mathrm{PUP}}{\tau 2}$ 其中，PUP为脉压，OCT为肢体血流波振荡周期，τ2为时间常数，负号是由于 OCT增加时，PUP单调减少，脉压通解为：\n               PUP=K2e-OCT/τ2 取小腿流波振荡周期的单位为ms时，通解中的常数项可以确定；K2=40(千帕)， τ2=195ms,180ms＜OCT＜500ms，得脉压的一个特解：\nPUP=40e-OCT/195ms\n对于动脉血管弹性异常患者的舒张压DBP和脉压PUP，采用非线性数学模 型\nDBP=32e-(PDT+C1)/145ms+P1\nPUP=40e-OCT/195ms+P2 小腿血流波Z(t)不产生振荡没有出现重搏波的患者，则脉压变换采用\n            PUP=0.56DBP+P2 其中P1、P2为静态误差校正系数，采用人工测压方法，测定一次患者的血压 值，与动脉弹性正常人群的数学模型测量值相比较其差值即为P1和P2。\n按本发明提供的多参数监护仪及其检测方法，结构简单，使用方便，成本 低，实现了无创伤实时测量每搏血压，能测舒张压，收缩压和平均动脉压，同 时检测心率、每搏排血量、呼吸率等多种生理参数及动态心电图，满足对危 重病人和手术中病人进行监护的要求。\n本发明有如下附图：\n图1为多参数监护仪传感器安置及原理框图；\n图2、图3为多参数监护仪中检测电路的电原理图。\n图4(a)、图4(b)为多参数监护仪中由单片机80C196组成计算机主机的 电原理图。\n图5(a)、图5(b)、图6(a)、图6(b)为多参数监护仪中由多片计算机 Z80B组成计算机主机的电原理图。\n图7为主程序流程图。\n图8为A/D转换器中断服务程序流程图。\n图9为定时器中断服务程序流程图。\n图10为CRT显示器场同步信号中断服务程序流程图。\n图11为操作控制器中断服务程序流程图。\n图12为键处理中断服务程序流程图。\n图13为打印机中断服务程序流程图。\n图14、图15、图16为多参数护仪显示的预备状态。\n图17、图18、图19为多参数监护仪显示的正式监护状态。\n图20为检测电路输出的心电波ECG、阻抗微分波dz/dt，阻抗血流波Z(t) 的同步波形图。\n图21为修正系数C1对舒张压DBP与传导时间PDT函数曲线的作用。\n图22为校正系数P1对舒张压DBP与传导时间PDT函数曲线的作用。\n图23为校正系数P2时脉压PUP与振荡周期OCT函数曲线的作用。\n下面参照附图说明本发明的实施方案。如图1所示，多参数监护仪有传 感器40、20、22、30、32、检测电路80，计算机主机90、显示器92、打印机\n94、操作控制器96。传感器采用五枚随弃式心电电极，人体12的颈部及左 小腿踝关节上方5cm处各设置一枚电极40、32与检测电路中高频恒流源的第 一、第二输出端OUT1(50)和OUT2(IN4、72)分别连接，构成载波调制回路。 检测电路中的高频恒流源通过该回路向人体输出50KHZ恒定电流信号，由于 通过人体的50KHZ电流大小恒定不变，根据欧姆定律检测人体不同部位的电 压，也就检测到该部位的生物电阻抗即血流搏动的变化。人体12胸部上方距 颈部电极40的5cm处设置电极20及心电图胸导联V5处电极22与检测电路的60、 62第一、第二输入端IN1、IN2即检测电路1的输入端连接，构成第一个检测 回路，共用传感器20、22、检测电路的高频恒流源和解调器1，检测阻抗微分 波dz/dt和阻抗呼吸波RP。胸主动脉的血流搏动和肺部的呼吸运动，共同导 致胸部生物电阻抗的变化，输入端60与62间检测到的50KHZ电压信号经检测 电路80中解调器1解调后分别送到微分器和滤波器。经微分器微分得到阻抗 微分波dz/dt，由检测电路的输出端82送到计算机主机90。经滤波器滤波得 到阻抗呼吸波RP，由检测电路的输出端84送到计算机主机90。输入端60、62 间还同时检测心电信号，经检测电路80中的心电放大器得到心电波ECG，由 输出端86送到计算机主机90。人体12左小腿踝关节上方25cm处电极30，连接 检测电路80的第三输入端IN3(70)，与左小腿踝关节上方5cm处电极32构成第 二个检测回路，共用一个传感器32检测小腿血流波Z(t)。检测电路输入端70 与72之间检测到的50KHZ电压信号，经解调器2解调和放大器放大，得到小腿 的阻抗血流波Z(t)，由输出端88送到计算机主机90。计算机对输入的同步信 号进行识别分析和计算，并且通过显示器和打印机输出测量结果，从而实现 无创伤实时测量每搏动脉血压，同时检测心率，心脏每搏排血量、呼吸率等 多种生理参数及动态心电图。检测电路80由高频恒流源、心电放大器、微 分器、源波器、放大器、解调器1、2构成。计算机主机90由A/D转换器、计 算机CPU、存贮器、输入电路、输出电路和显示电路构成。\n检测电路80的电路原理图如图2、图3所示。图2中由高频变压器B401、 LF347运算放大器U401-1-U401-4、GL324运算放大器U402-2及外围元件构 成解调器1。图2中输入端J201-4和J201-5分别对应图1中输入端60(IN1)和 62(IN2)，输出端dz/dt、RP和FCG分别对应图1中输出端82、84、86。在检测 电路中解调器1的高频变压器B401的输入端串接电容C401组成高通滤波电路， 滤掉低频心电信号，只允许50KHZ高频载波信号进入B401，共用传感器20、22 检测心电波ECG和检测阻抗微分波dz/dt。同时，电容C401也有效的避免了 B401的输入回路对心电信号造成短路。运算放大器U401-2、U401-3、U401 -4组成差分电路，放大由B401输出的高频载波信号，U401-1组成检波电路，滤 去高频载波信号的正半周波，保留负半周波。电阻R417、R418和电容C406、 C407组成积分电路，取得高频载波负半周波的包络线信号；经U402-2放大， 其输出信号中包含了胸部的阻抗血流波和阻抗呼吸波。微分器由GL324运算 放大器U402-1、U402-3、U402-4、U403-1、U403-4和4051摸拟开关U404构 成。电容C409、C410和电阻R423组成滤波电路，将阻抗呼吸波滤掉，保留阻 抗血流波，由U402-3放大，U402-4组成微分电路将阻抗血流波进行微分，得到 阻抗微分波。U402-1、U403-1组成两级有源滤波器，对阻抗微分波进行滤波 整形。摸拟开关U404由计算机控制，用于调整阻抗微分波的放大倍数。 U403-4组成末极放大，输出阻抗微分波dz/dt，送到计算机主机90中的A/D转 换器。由GL324运算放大器U403-2、U403-3、4051摸拟开关U405构成滤波器， 电容C421-C423和电阻R447、R449组成滤波电路，从解调器1中U402-2的输出 信号滤掉阻抗血流波，保留阻抗呼吸波，通过U403-2放大U405由计算机控制， 调整阻抗呼吸波的放大倍数，经U403-3末级放大输出阻抗呼吸波RP，送到计 算机90中的A/D转换器。心电放大器由LF347运算放大器U501-1、U501-2、 U501-3、U501-4、GL324运算放大器U503-2、U503-3、4051摸拟开关U504、 U502构成。U501-1、U501-2、U501-3组成差分放大电路，放大心电信号， U503-3组成滤波放大电路，滤掉高频干扰，对心电信号进行滤波整形，摸拟开 关U504经计算机控制调整心电波放大倍数，U503-2组成末级放大，输出心电 波ECG送到A/D转换器。U501-4组成反向放大器，从前置放大器U501-2和 U501-3的输出端中点，取得50HZ干扰信号，反向放大，经反向的干扰信号；通 过摸拟开关U502再反馈到人体抑制干扰，U501-4反向放大电路与人体组成一 个负反馈闭环回路，具有较强的抑制干扰能力。图3中输入端J201-3、J201 -2和J201-1分别对应图1中输入端70(IN3)、72(IN4)、50(OUT1)，输出端Z对 应图1中输出端88。解调顺2由高频变压器B301、LF347运算放大器U301-1-- U301-4、GL324运算放大器U302-2组成，其电路原理与解调器1基本相同。 有一个输入端J201-2与高频恒流源的一个输出端OUT2连接，放大器由GL324 运算放大器U302-3,U302-4、U302-1、U303-1、U303-4、4051摸拟开关U304 组成。其电路原理也与胸部阻抗微分波的微分器基本相同，主要差别是运算 放大器U302-4组成交流放大器，而不是微分电路。从B301输入的50KHZ高频 载波信号经过放大、检波、积分、滤波之后，由末级放大器U303-4输出小腿 血流波Z(T)，送到计算机主机90中的A/D转换器。高频恒流源由高频变压器 B201、三极管Q201、电感器L201、电阻R201-R207、电容C201-C206组成，输 出端串接电阻R207与解调器2输入端J201-2(72)连接，另一输出端串接电阻 R206与接点J201-1(50)连接，三极管Q201组成50KHZ高频振荡电路，高频振荡 信号由高频变压器B201输出。B201两个输出端串接电阻R206、R207起到恒 定电流的作用。图3中J601、J602是220V交流电源输端电感L601和L602 组成电源滤波电路，电源变压器B601分三组输出到整流器DB601、DB602。整 流器DB601输出端分另别接到三端稳压器SR601和SR602，分别输出+12V和-12V 电压经滤波后为检测电路80供电。整流器DB602输出端接到三端稳压器 SR603，输出+5V电压为计算机和数字电路供电。\n由单片机80C196组成的计算机主机电路原理如图4(a)、图4(b)所示。 74LS164移位寄存器U134和74LS373锁存器U136组成打印机接口电路，移位寄 存器U135和锁存器U137组成控制电路，控制检测电路80中的模拟开关，调整 各种生理信号的放大倍数。红外光接受器P是操作控制器接口电路，接收由 红外遥控器发出的控制信号。程序存贮器U102用EPROM27256数据存贮器 U103用RAM62256。U101单片机CPU80C196的并行接口PO为A/D转换器，用于采 样检测电路80输出的各种生理信号。并行接口P1用于控制音响报警电路和 调整抑制干扰的反馈信号强度。显示电路由RAM62256显示存贮器U104、 74LS246三态缓冲器U111、74LS157二选一开关U113-U116、74LS393计数器 U119-U121和74LS166移位寄存器U112组成，场同步回扫期CPUU101访问显示 存贮器U104，场同步回扫期结束时通过接口J104向CRT显示器输出。显示存 贮器U104具有双重功能，它占据U101单片机CPU的部分地址空间，是它的数据 存贮器，同时又是CRT显示器的信息存贮器。当场同步回扫期U101访问U104 时，三态缓冲器U111接通数据总线，二选一开关U113-U116接通地址总线 ，U101可以对U104进行读写操作，在场同步回扫期结束时，U101不访问U104 ,U111和U113-U116切断U101与显示存贮器U104之间的数据总线和地址总线， U104由显示控制电路接管，计数器U119-U121控制U104的地址总线，将U104 中存贮的显示信息按地址顺序一个一个送到移位寄存器U112,U112将并行数 据转换成串行脉冲通过接口J104向CRT显示器输出，计数器U119-121发出行 同步信号和场同步信号，通过接口J104向CRT显示器输出。\n由多片机Z80B组成的计算机主机电路原理如图5(a)、图5(b)、图6(a)、 图6(b)所示。图5中(a)、(b)所示CRT显示电路接口电路与图4(a)、(b)中的 CRT显示器接口电路相同，图6(a)、(b)中74LS245三态缓冲器U124、U125组 成打印机接口电路，通过接口J103连接打印机。Z80B并行接口U106除了控制 打印机外，同时控制音响报警电路和调整抑制干扰的反馈信号强度。Z80B并 行接口U105控制检测电路80中的模拟开关，调整各种生理信号的放大倍数。 Z80B定时器U108和U109为定时中断源。A/D转换器U107采样检测电路80输 出的各种生理信号。红外光接受器P101是操作控制接口电路。程序存贮器 U102为EPROM27256，数据存贮器U103为RAM62256。\n本发明应用现有的生物电阻抗技术检测动脉血流波，在人体各部位安置 5枚传感器，向人体输出50KHZ恒定电流信号，根据欧姆定律，检查人体各不 同部位的电压，也就检测到该部位的生物电阻抗。人体内的血流搏动，导致 相应部位的生物电阻抗变化。检测生物电阻抗的变化，即检测血流搏动的变 化。第一个检测回路检测胸部的三个生理信号。胸主动脉的血流搏动和肺 部的呼吸运动，共同导致胸部生物电阻抗变化，由此检测到胸部阻抗微分波 dz/dt和阻抗呼吸波RP，还同时检测心电波ECG。第二个检测回路通过左小腿 踝关节上方的两枚传感器，检测小腿的阻抗血流波Z(t)，由检测电路输出的 心电波ECG，胸部主抗微分波dz/dt，小腿血流波Z(t)的同步波形如图20所示。 其中波形100为心电波ECG，波形110为胸部阻抗微分波dz/dt，波形120为阻抗 血流波Z(t)。从胸部阻抗微分波dz/dt的最大峰值点112到小腿阻抗血流波 Z(t)的最大峰值点122之间的时间延迟，是血流波沿动脉，从心脏到小腿的传 导时间PDT；小腿血流波Z(t)的最大峰值点122后面，出现一个幅度较小的重 搏波，Z(t)的最大峰值点122与重搏波峰值点1 24之间的时间间隔，是小腿血 流波Z(t)的振荡周期OCT。血流波的传导时间和振荡周期是两个表征动脉血 管弹性特性的独立变量。血流波振荡周期的变化，主要取决于小腿动脉弹性 力的变化，在一个心动周期内，动脉弹性力的变化主要受脉压的影响，随脉压 的变化而变，因此，用血流波的振荡周期作为描述动脉脉压变化的变量，每搏 血流沿动脉一定距离的传导时间，取决于左心室每搏收缩之前动脉弹性模量 的大小，而左心室收缩之前，动脉弹性模量主要受舒张压的影响，随舒张压的 变化而变化；因此用血流波的传导时间作为描述舒张压变化的变量；舒张压 相对于血流波传导时间的变化率，与舒张压的大小成正比，用微分方程描述 为：\n                d(DBP)/d(PDT)=-(DBP/τ1) 其中，DBP为舒张压，PDT为血流波的传导时间，τ1为时间常数，负号是由于 PDT增加时，DBP单调减少；上述微分方程的通解为\n          DBP=K1e-(PDT+C1)/τ1 取血流波传导时间PDT的单位为ms时，上述通解中的常数项可以确定：K1=32 (千帕)，τ1=145ms,65ms＜PDT+C1＜340ms,C1为修正系数，根据被测量者的性 别、年龄Y和身高H来计算：\n           [172-(70-Y)2/100-H]×1.6ms               女\n     C1=   [162-(70-Y)2/100-H]×1.3ms Y＜60      男\n           [182-(70-Y)2/100-H]×1.0ms Y≥60      男 其中，H≥135cm,16≤Y≤70，若年龄超过70岁，则按70取Y值，确定了常数项K1、 τ1和C1由通解得到舒张压DBP的特解：\n         DBP=32e-(PDT+C1)/145ms 脉压相对于肢体血流波振荡周期的变化率，与脉压的大小成正比；用微分方 程描述为：\n            d(PUP)/d(OCT)=-PUP/τ2 其中，PUP为脉压，OCT为肢体血流波振荡周期，τ2为时间常数，负号是由于 OCT增加时，PUP单调减少，其通解表达为：\n            PUP=K2e-OCT/τ2 取小腿血流波振荡周期的单位为ms时，通解中的常数项可以确定：K2=40(千 帕)，τ2=195ms,180ms＜OCT＜500ms；确定了常数项K2和τ2，由其通解可得到 脉压PUP的特解：\n           PUP=40e-OCT/195ms 根据舒张压DBP和脉压PUP，可以计算出收缩压SBP和平均动脉压MAP，其非线 性数学模型为：\n            SBP=DBP+PUP\n            MAP=DBP+PUP/3。 适用于动脉血管弹性异常患者的非线性数学模型为：\n     DBP=32e-(PDT+C1)/145ms+P1\n     PUP=40e-OCT/195ms+P2 若患者的小腿血流波Z(t)(曲线120)不产生振荡，没有出现重搏波，则脉压 PUP变换算式为：\n      PUP=0.56DBP+P2 上述式中的P1、P2为静态误差校正系数，可用人工测压方法测定一次患者的 血压值，与动脉弹性正常人群的数学模型测量值相比较，两者之差就是校正 系数P1和P2。\n修正系数C1对舒张压DBP与传导时间PDT的函数曲线的修正作用如图21 所示，曲线130表示为C1为零时的状况；当C1为正时曲线140沿横座标向右移 动；当C1为负时，曲线142沿横座标向左移动。校正系数P1对舒张压DBP与传 导时间PDT的函数曲线的校正作用如图22所示，曲线150表示当P1为零时的状 况，即动脉弹性正常人群的曲线；当P1为正时，曲线160沿纵座标向上移动；当 P1为负时，曲线162沿纵座标向下移动。校正系数P2对脉压PUP与振荡周期 OCT的函数曲线的校正作用如图23所示，曲线170表示当P2为零时的状况，即 动脉弹性正常人群的曲线；当P2为正时，曲线180沿纵座标间上移动，当P2为 负时曲线182沿纵座标向下移动。用人工测量血压方法对数学模型进行校正， 不仅适用于动脉弹性异常的患者，如果用于动脉弹性正常的人群，则可以提 高测量血压的精度。\n检测人体手臂或手指的血流波，取代检测人体小腿的血流波，确定微分 方程通解中的常数项，得到微分方程的另一个特解，组成描述动脉血压变化 的非线性数学模型。用超声波、红外线，激光或应变电阻技术检测脉搏波， 取代用生物电阻抗技术检测血流波，确定微分方程通解中的常数项，得到微 分方程的又一个特解，组成描述动脉血压变化的非线性数学模型。\n胸部阻抗微分波dz/dt不仅用于测量血压，根据″心阻抗血流图全国暂行 标准″尚可测量多种生理参数。用Sramek公式计算心脏每搏排血量SV：\nSV=(L3/4.25×Z0)×VET×(dz/dt)max 其中，(dz/dt)max为胸部阻抗微分波dz/dt的最大幅值，VET为射血时间，Z0为 胸腔基础阻抗，L=0.168H，H为身高。由每搏排血量SV可以计算出每分钟的输 出量CO；心脏指数CI；外围总阻力TPR；如下所示：\n                    CO=SV×HR\n                    CI=CO/BSA～\n                    RPR=MAP/CO 其中，HR为心率，BSA为体表面积；MAP为平均动脉压。\n根据阻抗呼吸波RP可以计算出每分钟呼吸率：\n呼吸率=60秒/呼吸时间。\n根据心电波ECG，用动态心电图分析技术中的相关分析法和模板分析法， 可以诊断心率失常的各种类型。\n为了实现监护仪实时检测各种生理参数，当心脏跳动达到每分钟250次 时，每个心动同期只有0.24秒，在如此短暂时间内，要完成信号采样，波形识 别，参数计算，疾病诊断，动态显示，报警，处理键命令等多项任务，为最大限 度的提高软件运行速度，本发明利用计算机的中断资源建立下列程序：\n主程序分两个阶断进行，第一阶段完成监护前的预备工作，建立心电波 ECG和微分波dz/dt的参数模板，第二阶段进行正式监护，完成波形识别，按数 学模型计算参数，更新模板，存贮数据和报警，其流程如图7所示。A/D转换器 中断服务程序，循环采样心理信号，识别心动周期，计算血流波Z(t)的传导时 间和呼吸率，其程序流程如图8所示。定时器中断服务程序，每隔4ms时间启 动一次A/D转换器，并进行时钟计时，其程序流程如图9所示。场同步信号中 断服务程序，用场同步信号作为中断原，在CRT显示器场同步回扫期间，计算 机CPU访问显示存贮器，回扫期结束时，将采样的各种生理信号数据转换成波 形，在屏幕上动态显示，每一个心动周期更新一次屏幕显示的生理参数，其流 程如图10所示。操作控制器中断服务程序，识别由红外光遥控器发出的键代 码信号，启动键处理中断，其流程如图11所示。键处理中断服务程序，分为6 个模块，其中3个模块完成监护前的预备工作，预置年龄、身高、体重、性别、 波形幅度，报警开关，监护时间和报警界限，另外三个模块在正式监护过程中 完成冻结和打印波形、生理参数，趋势图和心律失常类型，其程序流程如图 12所示。6个模块对应屏幕显示6幕图形，预备状态之一如图14所示，计算机 采样和显示各种生理信号，建立模板，同时用遥控器输入年龄、身高、体重 和性别，计算机根据数学模型计算修正系数C1。对于动脉弹性异常的患者， 可以输入校正血压值定标，计算机根据数学模型计算校正系数P1和P2。预备 状态之二如图15所示，用遥控器调整各种生理信号，波形的幅度，并且设置报 警开关。预备状态之三如图16所示，用遥控器设定监护仪运行的起始和结束 时间，并且可以调整各种参数的报警界限。监护状态之一如图17所示，实时 测量和显示每搏血压，心脏每搏排血量，心率，呼吸率等多种生理参数，同时 测量动态心电图，并且用数字显示心电图中各个波形的幅度和时间。如果测 得的参数越限，监护仪立即报警，在该运行状态，可以用遥控器操作冻结和打 印屏幕显示的内容。监护状态之二如图18所示，显示四个重要的生理参数： 心率、呼吸率、心脏每搏排血量和血压的趋势图。可用遥控器操作打印趋 势图。监护状态之三如图19所示，显示心律失常的诊断结果。用列表方式统 计心律失常的类型，发生的时间和次数。可用遥控器打印诊断结果。打印机 中断服务程序，由键命令启动，拷贝屏幕显示的各种内容，其程序流程如图13 所示。