專利名稱：無創血流動力學參數分析儀的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種醫療器械，具體涉及一種無創血流動力學參數分析儀。
背景技術：
隨著我國經濟高速發展，社會不斷進步，物質生活的不斷提高，生活節奏加快等原因，心血管疾病成為威脅人類生命和健康的惡魔，而且發病率呈逐年上升的趨勢并有年輕化的趨勢，由此愈加引起重視。如何科學地降低心血管疾病的發病率和死亡率，有效地減輕心血管疾病帶來的社會和家庭負擔，已成為全社會所面臨的一個十分嚴峻的問題。降低心血管疾病危害的根本措施之一就是采用簡單無創的方法進行早期檢測，及時發現血管病變并及早治療。血流動力學參數是研究心血管功能的重要基礎，用于全面跟蹤分析心血管狀態，其檢測涵蓋了內科、外科、手術室、急救室、ICU/CCU、婦產科、小兒科等科室的臨床診斷和治療，尤其在手術過程中，心輸出量(CO)與外周血管阻力(SVR)常被用來指導危重病人圍術期的治療。目前，醫院一般使用傳統有創方法獲取CO等血流動力學數據，其中導管熱稀釋法(Thermodilution Method)使用最為廣泛，其原理是將一定溫度一定容量的生理鹽水注入人體肺動脈，通過測量和記錄肺動脈下游溫度-時間變化曲線，根據經驗公式來估算CO等參數值。該方法最大的優點是獲取數據準確穩定，因此成為目前心輸出量測定的“金標準”，臨床普及率約85%。但是該方法在測量過程中需要對人體肺動脈植入導管，病人痛苦大，且容易在導管與血管聯結處形成局部血栓；同時，該方法副作用較大，而且該方法測量每次使用導管費用高達5000元，一般病人較難承受。因此，在醫用領域，迫切需要研制和開發一種更安全、有效和價廉的循環系統功能檢測儀器和心、腦血管疾病診斷技術代替有創的“熱稀釋法”。然而，無創血流動力學參數測量設備的研究在國內幾近空白，在國外是領域內研究熱點但成果不多，其技術相對來說仍處于未成熟階段，存在技術缺陷，其中以超聲多普勒測量及生物阻抗測量兩大類為主。超聲多普勒測量采用的比較多的是經食管超聲多普勒儀。該儀器采用單獨的超聲探頭，送入受測者食管后，聲束通過食管壁直達左、有心房及其它心臟結構，可以顯示左冠狀動脈主于和左前降支，左回旋支近端以及右冠狀動脈切面圖像。同時可用彩色多普勒技術觀察其中血流動力學狀態，并用脈沖多普勒頻譜測定流速、血流時相及間期等。該方法的弊端是超聲波探頭進入食管后的測量位置對結果影響很大，因此對操作者要求過高，一般專業醫生需要具備5年以上操作經驗才能熟練使用，所獲數據結果不穩定，且儀器造價成本過高。生物阻抗測量采用的比較多的是胸腔阻抗測量儀。該測量方法也同樣源自航空航天醫療技術，由美國國家航空航天局NASA最先提出。其工作原理是因主動脈充滿血液、電傳導性最好，是胸腔內電信號傳導的最短路徑，故電流透過汗腺沿著脊柱方向在主動脈
4內傳導。根據測得的主動脈的阻抗變化量，應用公式估算出心臟的“每搏輸出量”(SV)，進而推導出其它血流動力學參數。該方法的弊端是測量精度較低，儀器靈敏度較差，技術原理認可度不高。目前，我們對心腦血管疾病的早期診斷及預防匱乏有效設備和手段，對人體心腦血管功能狀態的監護設備在家庭主要以電子血壓計為主，而電子血壓計功能局限性很大，只能測量心率及動脈壓，且其測量結果與真實值往往相去甚遠，無法真正達到對心腦血管健康風險及疾病全面預警的目的。面對心血管疾病早期診斷、以及治療領域內的需求，我們迫切需要一種相對準確、且可以在無創條件下對心血管功能狀況進行檢測的醫療設備。

發明內容
為了解決上述問題，本發明的目的在于提供一種測量結果更加準確、且無創傷的血流動力學參數分析儀。為了實現上述發明目的，本發明所采用的技術方案如下一種無創血流動力學參數分析儀，包括計算機、以及與所述計算機連接的測量模塊，所述測量模塊包括袖帶；微型壓縮機，用于產生所述蓄壓器內的壓力；蓄壓器，用于平滑所述微型壓縮機工作時產生的波動，并利用氣節門向所述袖帶均勻提供氣體；氣動閥門，用于調節所述蓄壓器內氣壓；壓力傳感器，將所述袖帶內的壓力信號轉變為直流電壓信號；信號傳輸處理電路，將所述直流電壓信號經放大、濾波、以及模數轉換后傳輸給所述單片機；單片機，用于接收所述計算機的控制信號、并根據所述控制信號控制所述微型壓縮機和所述氣動閥門為所述袖帶加壓或減壓，以及將其接收到的壓力信號傳輸給所述計算機；所述計算機，將其接收到的壓力信號分離為袖帶靜壓信號和脈搏波信號，根據所述脈搏波信號生成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據所述袖帶充氣過程中脈搏波的振幅變化確定血流動力學數據。所述無創血流動力學參數分析儀，所述計算機確定血流動力學參數的具體步驟如下根據所述脈搏波曲線直接獲取動脈血壓的4個參數舒張壓、平均壓、側壓、以及收縮壓；根據所述脈搏波幅值確定收縮和舒張周期內肢端大動脈腔隙；以及根據預定算法計算出其他預定待測的血流動力學數據。所述無創血流動力學參數分析儀，所述根據預定算法計算出其他預定待測的血流動力學數據，具體包括以下步驟計算機初始化，記錄所述壓力傳感器傳回的直流電壓信號所形成的原始示波根據所述原始示波圖建立初級曲線，在所述初級曲線束中得出最小值和最大值，求出13mmHg壓力時的最低壓力指數，求出大于300mmHg壓力的壓力指數，檢驗壓力增加的準確性，從左邊截短曲線到最低壓力指數處；用比初始曲線少10倍的點單元數建立最小值和最大值峰值曲線，在所述最大值和最小值曲線中得出最大值、最小值、以及脈博周期，進行信號圓整得出最大幅值，進行壓力過濾去掉多余的最大值與最小值，確認最大值和最小值，最大值和最小值再確認以檢驗相鄰極值的均一性，最大值與最小值再確認以檢驗最大值的低端位置，建立峰值曲線Ah-對應于最大值的信號值曲線，建立谷值曲線Al-對應于最小值的信號值曲線，平整曲線Ah 禾口 Al ；建立第一組包絡線，建立包絡線S，A，Ae, Fa, 1 ，其單元數等于最大值的個數，從左向右用上升斜度進行填充1 并反向填充冊，用振蕩曲線下面的面積填充S并建立曲線，分別用最大值最小值間的幅值、最大值和絕對最小值之間的幅值填充A和Ae，獲得輸出在屏幕上的最終曲線，圓整S，A，Ae，用分析S確立最大幅度，賦予曲線在屏幕上出現的最終形態，獲得基礎數值，根據最終曲線的最大值建立包絡線Axh，根據相同曲線的最低值建立包絡線Axl，確定平均壓對應點-振蕩波下面的最大面積減去一個峰對應的點，確定收縮壓對應點A和Axl的右交點，確定舒張壓對應點Axh和Axl的左交點，確定側壓對應點1 和Axh的交點加一個峰，確定舒張壓點的脈動曲線幅值AMPjiiean、舒張壓幅值AMP_dbp。所述無創血流動力學參數分析儀，在所述計算機內還包含有病歷信息管理模塊，用于添加、刪除、查詢、統計和更新病歷信息。所述無創血流動力學參數分析儀，在所述計算機上還設置有一數據存儲單元，用于存儲病歷信息、以及測量結果。所述無創血流動力學參數分析儀，在所述計算機與所述單片機之間還設置有服務器，用于遠程數據交換。所述無創血流動力學參數分析儀，所述信號傳輸處理電路，包括依次串聯在一起的前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器，所述前置放大器的輸入端與所述壓力傳感器的輸出端連接，所述模數轉換器的輸出端與所述單片機連接。所述無創血流動力學參數分析儀，在所述計算機上連接有鼠標、鍵盤、顯示器、以及打印機。所述無創血流動力學參數分析儀，所述模數轉換器為M位的A/D轉換器。本發明是基于振蕩示波法無創血流動力學參數分析儀，主要由計算機模塊和測量模塊兩部分組成。測量時，測量模塊中的單片機控制氣閥電路進行自動充放氣，袖帶內的壓力是袖帶內靜壓和脈搏波信號的疊加，壓力傳感器首先將壓力信號轉換為電壓信號，信號放大濾波單元對信號進行放大濾波，提高其幅度，并將增益調整為適合A/D芯片所要求的電壓輸入范圍，經過放大和濾波的模擬信號通過A/D芯片轉化為數字信號，單片機將數字信號通過usbs數據線傳送到計算機模塊PC機。計算機模塊主要對病歷信息管理(包括添加、刪除、查詢、統計和更新病歷信息)、壓力和脈搏波信號數據采集、顯示和存儲、動脈壓血壓、心搏指數、脈管指數等參數的計算。計算機對接收的數據進行分析處理，分離出袖帶靜壓數據和脈搏波信號數據，形成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據充氣過程中脈搏波的振幅變化確定動脈血壓以及需測量的相關參數。
本發明采用壓力傳感器采集信號，單片機與計算機實時通訊交換數據，利用計算機預設的算法進行分析，即可在短時間內(30 40秒)獲取多項人體血流動力學參數，這對于醫生和患者都是意義重大的，而且雛形機進行預臨床的結果來看，本發明無創檢測所得到的參數與傳統有創法的相關性非常好，其數據準確而穩定。


此處所說明的附圖用來提供對本發明的進一步理解，構成本申請的一部分，并不構成對本發明的不當限定，在附圖中圖1為本發明總體結構框圖2為本發明測量模塊的結構框圖3為本發明的原始示波圖4為本發明平整后的峰值曲線Ah ；
圖5為本發明平整后的谷值曲線Al ；
圖6為本發明從左向右向上升斜度進行填充(Fa)的圖7為本發明從左向右向上升斜度進行反向填充0 )的圖
圖8為本發明面積填充S后建立的曲線；
圖9為本發明最大值與最小值的幅值曲線；
圖10為本發明最大值與絕對最小值之間的幅值曲線；
圖11為本發明據最大值建立的包絡線Axh ；
圖12為本發明據最低值建立的包絡線Axl ；
圖13為本發明VO速度曲線；
圖14為本發明PO波動曲線。
具體實施例方式下面將結合具體實施例來詳細說明本發明，在此本發明的示意性實施例以及說明用來解釋本發明，但并不作為對本發明的限定。本實施例公開了一種無創血流動力學參數分析儀，如圖1所示，它主要由計算機模塊和測量模塊兩部分組成。如圖2所示，所述測量模塊包括袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、氣動閥門、壓力傳感器、前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器、以及單片機，前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器構成信號傳輸處理電路；微型壓縮機，用于產生所述蓄壓器內的壓力；蓄壓器，用于平滑所述微型壓縮機工作時產生的波動，并利用氣節門向所述袖帶均勻提供氣體；氣動閥門，用于調節所述蓄壓器內氣壓；壓力傳感器，將所述袖帶內的壓力信號轉變為直流電壓信號；信號傳輸處理電路，將所述直流電壓信號經放大、濾波、以及模數轉換后傳輸給所述單片機；單片機，用于接收所述計算機的控制信號、并根據所述控制信號控制所述微型壓縮機和所述氣動閥門為所述袖帶加壓或減壓，以及將其接收到的壓力信號傳輸給所述計算機；所述計算機，將其接收到的壓力信號分離為袖帶靜壓信號和脈搏波信號，根據所述脈搏波信號生成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據所述袖帶充氣過程中脈搏波的振幅變化確定血流動力學數據。微型壓縮機微型壓縮機用于產生蓄壓器內的壓力。微型壓縮機的啟動、停止，速度快慢由單片機C8051F35控制。蓄壓器蓄壓器使微型壓縮機工作產生的波動變得平滑，并利用節氣門(空氣流動的阻力)保證向袖套均勻地供應氣體。袖帶綁在使用者的手臂上，充氣是對手臂進行施加壓力。氣動閥門氣動閥門保證從記錄周期開始到結束時氣動系統的氣密性，并在操作結束時將袖套內氣體放至常壓。壓力傳感器壓力轉換器將袖套內的壓力信號轉變為直流電壓。前置放大將壓力傳感器轉換出來的小信號進行放大處理。低通濾波將低頻信號能正常通過，而超過設定臨界值的高頻信號則被減弱。增益調整；將信號調整到A/D轉換器能接受的范圍內。A/D轉換將進入的模擬信號轉換成數字信號，便于計算機進行計算分析。C8051F35:是整個數據采集模塊中的核心，控制微型壓縮機、氣動閥門開關，接受A/D轉換數據，負責與上位機的通訊測量時，測量模塊中的單片機控制氣閥電路進行自動充放氣，袖帶內的壓力是袖帶內靜壓和脈搏波信號的疊加，壓力傳感器首先將壓力信號轉換為電壓信號，信號放大濾波單元對信號進行放大濾波，提高其幅度，并將增益調整為適合A/D芯片所要求的電壓輸入范圍，經過放大和濾波的模擬信號通過A/D芯片轉化為數字信號，單片機將數字信號通過usbs數據線傳送到計算機模塊PC機。計算機模塊主要對病歷信息管理(包括添加、刪除、查詢、統計和更新病歷信息)、壓力和脈搏波信號數據采集、顯示和存儲、動脈壓血壓、心搏指數、脈管指數等參數的計算。計算機對接收的數據進行分析處理，分離出袖帶靜壓數據和脈搏波信號數據，形成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據充氣過程中脈搏波的振幅變化確定動脈血壓以及需測量的相關參數。本發明信號采集部分終端采用袖套部件，采集信號方式及頻率為本發明特有。通過M位的A/D轉換器對采集的模擬信號進行轉換，信號的轉換精度非常高，便于在計算機模塊中通過軟件的方法分離出微弱的脈搏波信號，使數據的可靠性和準確性有充分的保障。本發明算法與參數部分以振蕩示波算法為基礎，將病人在測量過程的脈搏圖形真實的反映，對曲線圖進行信號圓整、平整處理，圖形轉換等處理，最后得出動脈血壓參數，并結合流體力學原理，獲取心臟指數和脈管指數等數據。本發明采用嵌入式處理系統，使得技術在升級過程中功能模塊的增加變得更易實現，為后續其它技術的嫁接提供更高的技術可行性；一方面，與傳統的有創法測量血流動力學參數相比，無創法測量具備安全性高、成本低、操作簡便、患者痛苦小等優點。本項目技術僅采用袖套式傳感器，即可在短時間內(30 40秒)獲取20多項人體血流動力學參數，這對于醫生和患者都是意義重大的，而且通過目前我們利用雛形機進行預臨床的結果來看，本項目技術無創檢測所得到的參數與傳統有創法的相關性非常好，臨床應用價值高。本發明以示波法為基礎，而傳統的示波法只能檢測出血壓、心率這些常規參數。而本發明通過先進的信號采集系統及精確的算法體系，能獲取到中心動脈壓、心輸出量、末梢血管總阻力、脈搏波速、動脈彈性、血流速度等豐富的血流動力學參數。并通過強大的智能分析程序對各個參數進行組合評價和動態分析，全面評價心腦血管功能狀態，排查心腦血管疾病風險以及監測心腦血管狀態。本發明獲得基礎數據的一般步驟如下3. 1、過程初始化，原始(初級)示波圖記錄，如圖3所示。3. 2建立初級曲線3. 2. 1在初級曲線束中求出最小值和最大值3. 2. 2求出用于分析的最低壓力指數(13mmHg)3. 2. 3求出大于300mmHg壓力可能的指數3. 2. 4檢驗壓力增加的準確性(平穩性)3. 2. 5從左邊截短曲線到最低壓力指數處3. 2. 6用比初始曲線少10倍的點單元數建立最小值LO的和最大值HO (趨勢)峰值曲線3. 3建立最大值和最小值曲線3. 3. 1求出最大值和最小值3. 3. 2求出脈博(周期)，開始-按3點進行信號圓整，求出最大幅值。3. 3. 3進行壓力過濾-對壓力進行平整處理3. 3. 4過濾最大值和最小值以檢驗排列的正確性(去掉多余的最大值/最小值)3. 3. 5確認最大值和最小值3. 3. 6最大值/最小值再確認以檢驗相鄰極值的均一性3. 3. 7最大值/最小值再確認以檢驗最大值的低端位置3. 3. 8建立Ah-對應于最大值的信號值曲線(如圖4所示)3. 3. 9建立Al-對應于最小值的信號值曲線(如圖5所示)3. 3. 10 平整曲線 Ah 和 Al3. 4建立第一組包絡線3. 4. 1建立包絡線S，A，Ae ()，Fa, Fb，其單元數等于最大值的個數34. 2從左向右用上升斜度(線)進行填充(Fa)并反向填充0 )-如圖6和圖7所示；3. 5用振蕩曲線下面的面積填充S并建立曲線(如圖8所示)3. 6分別用最大值最小值間的幅值(如圖9所示)、最大值和絕對最小值之間的幅值(圖10所示)填充A和Ae。3. 7獲得輸出在屏幕上的最終曲線37. 1 圓整 S, A, Ae3. 7. 2用分析S確立最大幅度3. 7. 3賦予曲線在屏幕上出現的最終形態3. 8獲得基礎數值3. 8. 1根據最終曲線的最大值建立包絡線Axh(如圖11所示)3. 8. 2根據相同曲線的最低值建立包絡線Axl (如圖12所示)3. 8. 3確定平均壓對應點-振蕩波下面的最大面積減去一個峰對應的點3. 8. 4確定收縮壓對應點-A和Axl的右交點
3. 8. 5確定舒張壓對應點-Axh和Axl的左交點3. 8. 6確定側壓對應點-Fa和Axh的交點加一個峰3. 8. 7 確定 AMPjnean3. 8. 8 確定 AMP_dbpAMP_DBP在舒張壓點的脈動曲線幅值。相應于收縮期內血管橫截面積的增量AS。AMPjiiean在平均壓力點的幅值。相應于收縮和舒張期內橫截面積(S+AS)。(4)根據流體力學原理計算出其他參數幅度與血管腔隙比例關系描述4. 1總體上講，進一步的計算都是建立在動脈血流模型相關的非常的通用假設基礎上的，具體來說-血液是均質的不可壓縮的液體，密度為1.06*103kg/m3，粘度為0. 004kg/(m*s)；-被測血管是(臂動脈區段)圓柱形、橫截面為常量且非固定邊界的彈性薄壁管道；-血管壁為均質、各項同性的；-血管壁的慣性對脈搏通過影響不大；-大動脈壁平滑肌收縮的影響較小；-正常人動脈血流一般是分層的4. 2無論在動脈中還是在心血管體統的任何區段血液的流動都是靠局部壓力梯度產生的，這種壓力梯度是由壓力波的通過確定。所有的計算都是建立在血管中血壓與血管面積的線性關系假設之上進行的。在該情況下線性關系意味著滿足如下關系式S = S0+KP,其中SO-血管初始橫截面積，S-壓力P作用下(變大)血管的橫截面積，K-應變系數。該方法中的信號幅值-裝置傳輸系數乘以血管腔隙面積的增量(改變)。幅值正比于袖帶中儀器壓力傳感器測得的壓力的增量(改變)。幅值以假定的單位計量(單位實際上沒有意義，因為在以后的計算中只用到了一些幅度的比值)隨著袖帶中壓力的累積信號幅度不斷變化。壓縮機開啟之后袖帶中的壓力從大氣壓開始不斷增長，從某個數值開始在記錄的曲線上出現一些不大的波峰，反映著每個收縮期血管直徑的增長。我們認為液體是不可壓縮的。袖帶寬度為L，血管腔隙為S。因此當血管容積增加AV時，相應的血管腔隙增量為AS，袖帶容積減小了 AV = LAS根據波意耳定律(ρ+Δ p) (V0-AV) = P0V0
剛P。+一為其中，Ptl和Vtl-袖帶中初始壓力和容積，而Δρ和Δ V-為其增量。接下來進行著名的泰勒級數展開
權利要求
1.一種無創血流動力學參數分析儀，包括計算機、以及與所述計算機連接的測量模塊，其特征在于所述測量模塊包括袖帶；微型壓縮機，用于產生所述蓄壓器內的壓力；蓄壓器，用于平滑所述微型壓縮機工作時產生的波動，并利用氣節門向所述袖帶均勻提供氣體；氣動閥門，用于調節所述蓄壓器內氣壓；壓力傳感器，將所述袖帶內的壓力信號轉變為直流電壓信號；信號傳輸處理電路，將所述直流電壓信號經放大、濾波、以及模數轉換后傳輸給所述單片機；以及單片機，用于接收所述計算機的控制信號、并根據所述控制信號控制所述微型壓縮機和所述氣動閥門為所述袖帶加壓或減壓，以及將其接收到的壓力信號傳輸給所述計算機；所述計算機，將其接收到的壓力信號分離為袖帶靜壓信號和脈搏波信號，根據所述脈搏波信號生成整個測量過程的脈搏搏動圖象，并根據所述袖帶充氣過程中脈搏波的振幅變化確定血流動力學數據。
2.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于所述計算機確定血流動力學參數的具體步驟如下根據所述脈搏波曲線直接獲取動脈血壓的4個參數舒張壓、平均壓、側壓、以及收縮壓；根據所述脈搏波幅值確定收縮和舒張周期內肢端大動脈腔隙；以及根據預定算法計算出其他預定待測的血流動力學數據。
3.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于所述根據預定算法計算出其他預定待測的血流動力學數據，具體包括以下步驟計算機初始化，記錄所述壓力傳感器傳回的直流電壓信號所形成的原始示波圖；根據所述原始示波圖建立初級曲線，在所述初級曲線束中得出最小值和最大值，求出13mmHg壓力時的最低壓力指數，求出大于300mmHg壓力的壓力指數，檢驗壓力增加的準確性，從左邊截短曲線到最低壓力指數處；用比初始曲線少10倍的點單元數建立最小值和最大值峰值曲線，在所述最大值和最小值曲線中得出最大值、最小值、以及脈博周期，進行信號圓整得出最大幅值，進行壓力過濾去掉多余的最大值與最小值，確認最大值和最小值，最大值和最小值再確認以檢驗相鄰極值的均一性，最大值與最小值再確認以檢驗最大值的低端位置，建立峰值曲線Ah-對應于最大值的信號值曲線，建立谷值曲線Al-對應于最小值的信號值曲線，平整曲線Ah和Al ；建立第一組包絡線，建立包絡線S，A，Ae, Fa, 1 ，其單元數等于最大值的個數，從左向右用上升斜度進行填充1 并反向填充冊，用振蕩曲線下面的面積填充S并建立曲線，分別用最大值最小值間的幅值、最大值和絕對最小值之間的幅值填充A和Ae，獲得輸出在屏幕上的最終曲線，圓整S，A，Ae，用分析S確立最大幅度，賦予曲線在屏幕上出現的最終形態，獲得基礎數值，根據最終曲線的最大值建立包絡線Axh，根據相同曲線的最低值建立包絡線Axl，確定平均壓對應點-振蕩波下面的最大面積減去一個峰對應的點，確定收縮壓對應點A和Axl的右交點，確定舒張壓對應點Axh和Axl的左交點，確定側壓對應點1 和Axh的交點加一個峰，確定舒張壓點的脈動曲線幅值AMPjiiean、舒張壓幅值AMP_dbp。
4.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于在所述計算機內還包含有病歷信息管理模塊，用于添加、刪除、查詢、統計和更新病歷fn息ο
5.根據權利要求ι所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于在所述計算機上還設置有一數據存儲單元，用于存儲病歷信息、以及測量結果。
6.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于在所述計算機與所述單片機之間還設置有服務器，用于遠程數據交換。
7.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于所述信號傳輸處理電路，包括依次串聯在一起的前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器，所述前置放大器的輸入端與所述壓力傳感器的輸出端連接，所述模數轉換器的輸出端與所述單片機連接。
8.根據權利要求1所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于在所述計算機上連接有鼠標、鍵盤、顯示器、以及打印機。
9.根據權利要求2所述的無創血流動力學參數分析儀，其特征在于所述模數轉換器為M位的A/D轉換器。
全文摘要
本發明涉及一種醫療器械，具體公開了一種無創血流動力學參數分析儀。它主要由計算機模塊和測量模塊兩部分組成，所述測量模塊包括袖帶、微型壓縮機、蓄壓器、氣動閥門、壓力傳感器、前置放大器、低通濾波器、增益放大器、以及模數轉換器、以及單片機。本發明采用壓力傳感器采集信號，單片機與計算機實時通訊交換數據，利用計算機預設的算法進行分析，即可在短時間內(30～40秒)獲取多項人體血流動力學參數。本發明無創檢測所得到的參數與傳統有創法的相關性非常好，其數據準確而穩定。
文檔編號G06F19/00GK102579017SQ20111000607
公開日2012年7月18日 申請日期2011年1月11日 優先權日2011年1月11日
發明者沈炳權, 許百靈 申請人:無錫華清醫療器械有限公司