血流图自动分析方法及装置

1、一种血流图自动分析方法，其特征在于包括以下依序的步骤：
(1)标准化处理，即对血流图波形进行幅度校正、删除失真波形、波形 基线校正；
(2)标识点识别，即从血流图中每一单位波形内，由起点到止点，从中 提取反映血流图波形特征的八个拐点作为标识点，以标识点作为血流图自动分 析的基础数据；
(3)波形识别，即根据八个标识点相互的位置关系和幅值对波形类别进 行识别；
(4)数据处理和分析，即以八个标识点为基础数据进行分析处理，包括 血流图波形幅值计算，时间计算、波形直线方程拟合、波形曲线方程拟合、面 积指标计算及有关比值计算；
(5)血流图结果分析，即利用上述步骤的结果数据，对外周阻力、血管 弹性和相对供血量三类指标进行分析，并得出相应的结论，作为诊断的依据。
2、根据权利要求1所述的血流图自动分析方法，其特征在于所述的标识点 包括八个标识点，从起点开始，依次为P1-P8，其中P1点由波形起止点识别电路 识别，也可由软件识别，其它各标识点都由软件识别，识别的方法是以P1点为 基础，按一定的时域关系和与心动周期HR的函数关系依次找出各点，具体 是：
P2：在P1后0.1±0.02秒范围；
P3：在P2后0.04～0.08秒，在P1后0.18±0.03秒范围；
P4：在P3后0.03～0.06秒，在P1后0.22±0.04秒范围；
P5：在P1后K×HR1/2秒范围，其中K=0.40±0.05,HR为心动周期；
P6：在P5后0.06～0.12秒范围；
P7：在下一波起点前0.18±0.06秒范围内；
P8：在下一波起点前0.09±0.04秒范围内；
P3-P8的时域均与心律有关。
3、根据权利要求1所述的血流图自动分析方法，其特征在于所述血流图波 形识别是根据其中标识点的相互位置关系和幅值，识别波形的类别，不同类的 血流图波形的分类结果不同。
4、一种血流图自动分析装置，它包括主机及其控制电路、控制驱动及接 口电路、计算机三部分，其特征在于控制驱动及接口电路分别与主机及其控制 电路、计算机的总线相连，控制驱动及接口电路由驱动电路与控制接口、模/数 转换电路两部分构成，主机及其控制电路由人体电极、导联选择电路、人体与 模拟人体选择电路、惠斯登电桥电路、信号源电路、定标电路、电桥平衡调节 与人体模拟电路、电桥失衡开关与定标控制电路、选频放大电路、检波电路、 增益控制电路、低频放大电路、电桥平衡电压输出电路、波形电压输出电路、 波形起止点识别电路和输出控制电路构成，其中：
(1)人体电极与人体的相应部位相连，惠斯登电桥电路分别和信号源电 路、定标电路、检波及选频放大电路、电桥失衡开关与定标控制电路、电桥平 衡调节电路和人体等效模拟电路、人体与模拟人体选通电路相连，电桥平衡调 节电路能使惠斯登电桥电路实现自动平衡，人体等效模拟电路通过替代人体接 入电桥实现血流图波形与标准信号分离，同时提供人体基础阻抗，波形起止识 别电路分别和低频放大电路、驱动电路与控制接口相连，波形起止点识别电路 由微分电路、对数放大电路和比较电路构成，完成对血流图每一单位波形起止 点的识别；
(2)主机及其控制电路经过控制驱动及接口电路向计算机传输数据并受 计算机的软件控制，主机及其控制电路在计算机控制下完成人体模拟和电桥平 衡后，经人体电极测试后即可提取血流图波形信号和标准信号，并向计算机传 输，由计算机进行自动分析，完成血流图自动分析诊断。
5、根据权利要求4所述的血流图自动分析装置，其特征在于电桥平衡调节 电路由电容、电阻和程控开关电路构成，程控开关电路受计算机软件控制，并 调节多个电容并联或串联、多个电阻串联或并联的结构关系，其中的每一电容 值、电阻值均依顺序按δ×2n进行二进制编码和排列，δ为电桥平衡容许误 差，n为编码位，通过二进制控制码改变电容并联或串联和电阻串联或并联开 关的组合，整个电路的电容和电阻值则发生相应的变化，直到与人体阻抗值相 等，完成惠斯登电桥自动平衡调节；电桥平衡调节电路及人体等效模拟电路分 别与惠斯登电桥电路、驱动电路与控制接口、人体与模拟人体选通电路相连。
6、根据权利要求4所述的血流图自动分析装置，其特征在于人体等效模拟 电路由电容、电阻及开关器件构成，人体等效模拟过程是在调节电桥电路的平 衡时同步实现的，开关器件受计算机软件控制，从而调节整个电路的阻抗，电 桥平衡时，人体等效模拟电路的阻抗即人体基础阻抗。
7、根据权利要求4所述的血流图自动分析装置，其特征在于主机及其控制 电路中的选频放大电路由电感电容选频网络和高共模抑制结型场效应管运放电 路构成，电桥电压输出端联接与电感电容选频网络并联的运放电路的正、负输 入端。
8、根据权利要求4所述的血流图自动分析装置，其特征在于检波电路采用 由两个运放构成的全波整流器。
9、根据权利要求4所述的血流图自动分析装置，其特征在于主机及其控制 电路中的导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、电桥失衡开关与定标控制 电路、增益控制电路、输出控制电路均由可程控开关构成，信号源电路由考毕 兹振荡器与运算放大器构成，定标电路由555时基电路驱动一开关构成。

本发明涉及一种计算机控制的血流图自动分析方法及装置，属医 疗诊断仪器。\n阻抗血流图技术起源于三十年代，五十年代进入临床应用，六十 年代进入我国，七十年代末以后在我国得到迅速发展。这项技术具 有简便、无创、无损害等特点，现已广泛应用于脑、心、肝、肺、 肾和肢体等疾病的检查与诊断。血流图仪的生产，在国内始于1974 年JX74-A型桥式血流图仪，后有北京、上海、天津、广州、洛阳、 宝鸡等地生产的各种血流图仪，目前较为普及的是上海医用电子仪 器厂生产的RG-2B桥式血流图仪。\n目前的血流图仪主要包括桥式(两电极)与直接式(四电极)两 种。桥式血流图仪的灵敏度高，电极安放方便，但不能提供基础阻 抗，不能定量分析，电桥平衡的人工调节也很麻烦，且易影响结果； 直接式血流图仪可提供基础阻抗，能定量分析，但灵敏度很低，四 电极安放不方便，不适用于脑、肝、肾血流图检查。上述两种仪器 都不能提供统一的标准信号(亦即定标信号)高度，桥式血流图仪 的标准信号是“骑”在血流图波形之上，在图1所示的脑血流波形 与标准信号示意图中，图1中右侧的波形即标准信号的一种示例， 这种情况对血流图分析带来许多不便，目前的血流图仪由于都采用 人工调节，人工测量，所测出的血流图波形误差大，而且速度慢、 操作不便。\n现行的血流图分析方法也同样存在许多缺陷：\n一是分析指标的设立不合理，如图2所示，反映了仪器增益大小 对脑血流图上升角α与顶夹角θ的影响，仪器增益也可以通过标准 信号的高度反映，对于0.1欧的标准信号，在图2a中，对应的标准 信号高度是5mm,α=80度，θ=55度，而在图2b中，由于仪器增 益的不同，对应的标准信号高度是9mm,α=85度，θ=35度，因 此在这种情况下，α和θ就无法准确反映血流图的特征；另外，上 升时间受波形的影响；转折高比值在正常的陡直波与异常的倾斜波 都为“1”等，这些因素还导致了分析无法量化。\n二是对血流图有效信息提取量不够；现行的血流图分析指标可归 结为形态、幅值、时间、角度以及派生的比值指标等，而对于综合 反映血流图动态变化的曲线方程、面积指标等，均因人工分析无法 计算而丢失，从而使分析结论难以全面反映实际情况。\n三是分析方法落后、误差过大；对血流图波形的分析，现普遍为 目测或尺量，测量及视觉的误差很大，对波形、重搏波等缺乏量的 区分标准。对于同一份图纸，给不同的人或同一个人在不同的时间 去分析，都有可能得到不同的分析结果。\n另外，由于对血流图信号缺乏一个标准化的预处理过程，这种信 号标准不统一也会使分析带有误差。\n上述原因以及仪器增益大小、电桥平衡程度等对分析结果造成的 影响，使血流图的分析结果可能出现较大的误差。\n本发明的目的之一：是提供一种对血流图波形数据进行标准化和 量化分析处理、提取更多的有效信息、进行更全面和更精确的分析， 进而提高结果准确性的血流图自动分析方法及其实现该方法的计算 机软件。\n本发明的目的之二：是提供一种自动提取血流图波形和标准信 号、精度高、操作方便并通过与计算机及软件相结合而实现血流图 自动分析的装置。\n本发明公开了一种血流图自动分析方法，该方法包括以下依序的 步骤：\n(1)标准化处理，即对血流图波形进行幅度校正、删除失真波、波 形基线校正；\n(2)标识点识别，即从血流图中每一单位波形内，由起点到止点， 从中提取反映血流图波形特征的八个拐点作为标识点，以标识点作 为血流图自动分析的基础数据；\n(3)波形识别，即根据八个标识点相互的位置关系和幅值对波形类 别进行识别；\n(4)数据处理和分析，即以八个标识点为基础数据进行分析处理， 包括血流图波形幅值计算、时间计算、波形直线方程拟合、波形曲 线方程拟合、面积指标计算及有关比值计算；\n(5)血流图结果分析，即利用上述步骤的结果资料，对外周阻力、 血管弹性和相对供血量三类指标进行分析、并得出相应的结论，为 医生诊断提供依据；\n上述的标识点包括八个标识点，从起点开始，依次为P1～P8，其 中P1点由本发明所述装置中的波形起止点识别电路识别，也可由软 件识别，其它各标识点都由软件识别，识别的方法是以P1点为基础， 按一定的时域关系和与心动周期HR的函数关系依次找出各点，具体 是：\nP2：在P1后0.1±0.02秒范围；\nP3：在P2后0.04～0.08秒，在P1后0.18±0.03秒范围；\nP4：在P3后0.03～0.06秒，在P1后0.22±0.04秒范围；\nP5：在P1后K×HR1/2秒范围，其中K=0.40±0.05,HR为心动周期；\nP6：在P5后0.06～0.12秒范围；\nP7：在下一波起点前0.18±0.06秒范围内；\nP8：在下一波起点前0.09±0.04秒范围内；\nP3～P8的时域均与心律有关。\n上述的血流图波形识别是根据其中标识点的相互位置关系和幅 值，识别波形的类别。脑血流图波形分类共计十三种，包括速降波、 陡直波、平顶波、平行三峰波、乳头三峰波、递升三峰波、高阻力 波、转折波、圆顶波、倾斜波、正弦波、三角波和低平波。其它血 流图波形分类原则相同，也根据标识点进行分类。\n本发明所述的方法可广泛应用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等血 流图自动分析。\n本发明所述的血流图自动分析方法可通过计算机软件的运行来 实现。\n本发明的血流图自动分析装置是由主机及其控制电路、控制驱动 及接口电路、计算机三部分构成，控制驱动及接口电路分别与主机 及其控制电路、计算机的总线相连，控制驱动及接口电路由驱动电 路与控制接口、模/数转换电路两部分构成，主机及其控制电路由人 体电极、导联选择电路、人体与模拟人体选通电路、惠斯登电桥电 路、信号源电路、定标电路、电桥平衡调节与人体模拟电路、电桥 失衡开关与定标控制电路、选频放大电路、检波电路、增益控制电 路、低频放大电路、电桥平衡电压输出电路、波形电压输出电路、 波形起止点识别电路和输出控制电路构成，其中：\n(1)人体电极与人体的相应部位相连，惠斯登电桥电路分别和信号 源电路、定标电路、检波及选频放大电路、电桥失衡开关与定标控 制电路、电桥平衡调节电路和人体等效模拟电路、人体与模拟人体 选通电路相连，电桥平衡调节电路能使惠斯登电桥电路实现自动平 衡，人体等效模拟电路通过替代人体接入电桥实现血流图波形与标 准信号分离，同时提供人体基础阻抗；波形起止点识别电路分别和 低频放大电路、驱动电路与控制接口相连，波形起止点识别电路由 微分电路、对数放大电路和比较电路构成，完成对血流图每一单位 波形起止点的识别；\n(2)主机及其控制电路经过控制驱动及接口电路向计算机传输数 据并受计算机的软件控制，主机及其控制电路在计算机控制下完成 人体模拟和电桥平衡，经人体测试电极后即可提取血流图波形信号 和标准信号，并向计算机传输，由计算机软件进行处理，完成血流 图自动分析。\n电桥平衡调节电路由电容、电阻和程控开关电路构成，程控开关 电路受计算机软件控制，并调节多个电容并联或串联、多个电阻串 联或并联的结构关系，其中的每一电容值、电阻值均依顺序按δ× 2n进行二进制编码的排列，δ为电桥平衡容许误差，n为编码位， 通过二进制编码改变电容并联或串联和电阻串联或并联开关的组 合，整个电路的电容和电阻值则发生相应的变化，直到与人体阻抗 值相等，完成惠斯登电桥自动平衡调节；电桥平衡调节电路与人体 等效模拟电路分别与惠斯登电桥电路、驱动电路与控制接口、人体 与模拟人体选通电路相连。电桥的自动平衡是通过计算机软件控制 编码电容和编码电阻的组合，使电桥的平衡指示电压达到最小而实 现的。\n人体等效模拟电路由电容、电阻及开关器件构成，人体等效模拟 过程是在调节电桥电路的平衡时同步实现的，开关器件受计算机软 件控制，从而调节整个电路的阻抗，电桥平衡时，人体等效模拟电 路的阻抗即人体基础阻抗，即：\nZ0=1/(2πfC1×δc)+R1×δR\n其中f为信号源频率，C1为电容控制编码，R1为电阻控制码、δc 为电容容许误差，δR为电阻容许误差。人体等效模拟电路的作用， 是通过替代人体接入惠斯登电桥而实现血流图波形与标准信号的分 离，同时提供人体基础阻抗。\n主机及其控制电路中的选频放大电路由电感电容选频网络和高 共模抑制结型场效应管运放电路构成，与电感电容选频网络并联的 运放电路，其正、负输入端与电桥电压输出端相联。该电路结合低 阻抗电桥电路的特点，将桥电压接于运放电路并联有电感电容网络 的正、负输入端进行选频放大，大大提高了选频放大效率，简化了 仪器结构。检波电路采用两个高速运放电路构成的全波整流器，进 行检波，减小了仪器的非线性误差。\n主机及其控制电路中的导联选择电路、人体与模拟人体选通电 路、电桥失衡开关与定标控制电路、增益控制电路、输出控制电路 均由可程控开关构成，信号源电路由考毕兹振荡器与运算放大器构 成，定标电路由555时基电路驱动一开关构成，人体电极由5cm2左 右镀银铜片构成。\n本发明所述装置中，计算机可以采用中央处理器为8088、80286、 80386、80486、80586等的通用微机，其中存储了对主机及其控制电 路、控制驱动及接口电路进行控制的控制软件，以及进行血流图自 动分析的分析软件。本发明也可通过将控制软件和分析软件固化后 用于单片机来实现。\n本发明的设计思想在于采用一种全新的仪器与计算机结合，实现 仪器全自动控制，配合高智能化软件，实现血流图自动分析，并可 直接输出分析结果，以弥补现有仪器与分析方法的不足，为血流图 乃至整个医学事业的发展提供可靠的检测手段和先进的分析方法。\n综上所述，本发明的血流图自动分析方法实现了血流图分析的 标准化与自动化。标准化处理可使血流图分析具有统一的分析标准， 大大减小了分析误差，该方法采用波形标识点的识别与分析方法， 使各种血流图的分析归结为标识点的分析，从图纸的分析直至输出 报告单都实现了自动化，减少了人工分析误差；还增加了有效信息 提取量，由传统分析方法中单纯的点分析，增加了对血流图波形的 线分析和面积分析，加上对各项指标的量化分析，使分析更科学、 更准确，指标的设立更合理。\n本发明的血流图自动分析装置集血流图仪与计算机于一体，实现 全自动控制，其中主机及其控制电路、控制驱动及接口电路均可采 用全集成电路和插件式结构，直接插入计算机总线扩展槽，即构成 本发明的装置，结构简单，安装方便，该装置的电桥平衡调节、失 衡控制、定标、增益调节、基础阻抗测量等全由计算机自动控制， 自动提取血流图波形和标准信号，并向计算机提供自动分析所需数 据，从而减少了人工调节测量环节及其带来的相应误差，所提取的 波形和数据的精度得以大大提高，整个运行过程速度远远快于传统 设备的操作过程，操作方便，能大大提高血流图检查的工作效率， 再加上计算机及软件的数据处理功能和分析能力，由此得到的分析 结果可使医生提高对有关疾病诊断的准确性。\n实现本发明的装置，除计算机外，其它电路及接口部分的成本较 低，适宜于医院普遍推广使用。\n以下结合附图及实施图例详述本发明：\n图1是脑血流波形与标准信号示意图；\n图2a是对应于0.1Ω的标准信号的脑血流图；\n图2b是对应于0.1Ω的标准信号，并因仪器增益变化导致标准 信号高度增大时的脑血流图；\n图3是本发明的血流图自动分析装置的总体结构框图；\n图4是电桥自动平衡调节电路与人体等效模拟电路原理图；\n图5是选频放大电路原理图；\n图6是检波电路原理图；\n图7是波形起止识别电路原理图；\n图8是控制驱动与接口电路原理图；\n图9是计算机对于主机及其控制电路、控制驱动与接口电路的控 制软件框图；\n图10是本发明的血流图自动分析方法所体现的计算机分析处理 软件框图；\n图11a、图11b、图11c是通过八个点反映脑血流图波形特征、 波形成份的三个示例图；\n图12是脑血流图十三个波形类别的示意图；\n图13是由本发明得出最终结论性的脑血流图报告示意图。\n图3反映了本发明所述装置的电路构成及各电路的连接关系。该 装置中采用了对惠斯登电桥电路具有自动平衡调节功能的电桥平衡 调节电路和人体等效模拟电路，如图4所示，这是本发明很重要的 环节，它使惠斯登电桥的自动平衡成为可能，使血流图波形标准信 号的分离变成现实，使桥式血流图仪能与直接式血流图仪一样提供 基础阻抗，结束了桥式血流图仪不能提供基础阻抗的历史，汇集了 两类仪器的优点。电桥自动平衡调节与人体等效模拟是血流图自动 控制与自动分析的基本条件，这部分电路采用二进制编码电阻、电 容与程控开关电路结合，在程序控制下，通过测量电桥电压的大小， 以满足电桥调节臂阻抗值与人体阻抗相差在允许的误差范围内。惠 斯登电桥有四个臂，其中一对相邻两臂为相等的固定阻抗；在另外 一对相邻两臂中，一臂为电桥平衡调节电路，另一臂接人体，当前 者的阻抗与人体阻抗相等时，电桥电压最小，反过来，在电桥达到 平衡时，电桥平衡调节电路的阻抗与人体臂的阻抗相等。采用另一 组编码电阻和电容作为人体等效模拟电路，在调节电桥平衡时，同 步进行调节，使之与电桥平衡调节电路的阻抗相等，当电桥调节平 衡后，将调节好的人体等效模拟电路通过人体与模拟人体选通电路 取代人体臂，作为模拟人体，电桥仍保持平衡。\n由于人体血流搏动的变化，在定标时，标准信号总是“骑”在血 流图形上，如图1所示，而模拟人体阻抗与人体阻抗数值上相同， 但没有血流图曲线，所以不会将标准信号“骑”在血流图波形曲线 上。由此使血流图曲线与标准信号分离，从而有利于血流图自动分 析时进行标准信号的提取。\n图5是选频放大电路，由于在具有高共模抑制比和高输入阻抗的 结型场效应管运放两输入端并联有电感电容选频网络，对于结型场 效应管运放来说，只有在电感电容谐振频率f0的信号输入电压最大， 偏离f0越远则输入电压越小。选频效率决定于电感电容网络的Q值， 当选取f0=100kHZ时，对50HZ的交流干扰来说，频率已相差2000 倍，能得到非常好的干扰抑制。\n图6是检波电路，它与由一个运放构成的半波整流器检波相比， 提高效率一倍；与由纯二极管全波整流器检波相比，消除了由于二 极管门坎电压带来的非线性误差，特别是当电桥接近平衡时，其优 势更加明显。\n图7是波形起止点识别电路。在血流图分析时，首先必须识别每 一个单位波形的起点和止点，否则无法进行分析，而用纯软件方法 进行识别也并非易事。在波形的起点和止点，斜率发生急骤变化达 到最大，经过该电路的微分电路，先求出斜率，再经对数放大电路 进行对数放大后，起止点的信号最大，通过选取比较器电路适当的 比较电压值，进行比较，由比较电路提供晶体管逻辑电平，在波形 起止点处，使比较器电平反转，由此得到与血流图波形下降支和上 升支对应的高、低电平，由高电平转为低电平的拐点对应血流图波 形的起点。波形止点即下一单位波形的起点。\n图8是控制驱动与接口电路，包括驱动器1413，地址译码器 74H138、输出/输入接口8255、模数转换器AD574、标准电压源OP07 等，或采用具有相同功能的其它器件。\n实际实施本发明装置时，主机及控制电路、控制驱动及接口电路 均可设计为插卡式结构，这二块插卡均可插于计算机总线扩展槽中。\n图9是计算机控制软件的流程框图，控制软件的作用是协调控制 电路各开关的动作，实现各控制电路的功能，提取血流图波形和标 准信号。具体流程是：\n1、键盘启动后，根据预选导联选通导联开关。\n2、控制人体与模拟人体选通电路，使惠斯登电桥电路接通人体 电极，脱离模拟人体。\n3、将输出控制电路接通电桥平衡电压输出电路，使计算机对电 桥平衡电压处于监控状态。\n4、送电桥平衡控制码。\n5、控制增益控制电路，调节增益使电桥平衡指示电压在规定范 围以内。\n6、向电桥平衡调节与人体模拟电路输送电容控制码，并反复在 电容控制码加一增量，该增量使得电桥平衡指示电压减小；若指示 电压增大，则将控制码增量反号，即递减；若该电容控制码的连续 变化不能改变电桥平衡指示电压，则软件判断为“电极接触不好”， 否则，反复改变电容的控制码增量，且加大增益，使电桥平衡指示 电压达到最小。\n7、按调整电容控制码同样的方法调整电阻控制码，直到增益最 大而电桥平衡指示电压最小，电桥达到平衡。人体等效模拟过程在 上述步骤6和7中同步完成。\n8、将达到电桥平衡时的电容控制码和电阻控制码送内存，并换 算成基础阻抗供信号分析用。\n9、向电桥失衡开关电路送电桥失衡控制码，使电桥失去平衡。\n10、将模/数电路通过输出控制电路，接通波形电压输出电路。\n11、控制惠斯登电桥电路接通由人体模拟电路完成的模拟人体， 脱离人体电极。\n12、送定标控制信号。\n13、采集标准信号电压并送内存。\n14、调整增益使定标输出电压在规定的范围内。\n15、使惠斯登电桥电路接通人体电极，脱离模拟人体。\n16、进行信号幅值调节，使血流图波形信号电压在规定范围内。\n17、采集血流图波形信号电压并内存，供信号分析处理用。\n图10是信号分析处理软件的主要流程，它包括如下步骤：\n一、标准化处理。标准化处理是实现血流图分析的基础。它包括 幅度校正、删除失真波形、波形基线校正。\n幅度校正是根据标准信号高度，按比例函数校正波形的幅值，使 之具有统一的标准(标准信号高度)，以利于分析指标的稳定和统一。\n删除失真波形主要是消除基线大幅度漂移对分析带来的影响。 用(PI-K)＜Q过滤各波形的起止点，以删除基线漂移过大波形。K =|(PI)/N|,PI：第I个波形的起点。Q：基线过滤常数。N：波形个数， 取N=5。\n波形基线校正是按正切函数逐个修正血流图波形基线，进一步消 除基线漂移对各分析指标的影响。YI=Yi+(Xi×tga)。tga=y÷X。 YI：波形曲线第I点的修正值，Yi：波形曲线第I点的值。Xi：波形曲 线第I点对应于波形起点的X轴距离(时间值)。Y：波型曲线起点 幅值与止点幅值的差。X：波形曲线起点与止点X轴距离(时间值) 的差。\n二、标识点的识别。一个完整的、分化清楚的血流图波形，从波 形曲线的起点到止点，有九个比较明显的拐点，如图11a、图11b、 图11c所示，标识点P1-P9的选取要反映波形的曲线拐点，频率合 成等波形成份的关系，反映血流图波形特征。这三个图是标识点选 取示例。由于波形的止点是下一个波形的起点，因此实际上只需识 别八个拐点；血流图波形曲线种类繁多，它们共同的特征是上述八个 标识点。血流图的所有分析指标都与这八个标识点的幅值、时间或 相互位置变化有关。脑血流图十三种波形见图12所示，其变化全都 反应于八个标识点相互位置关系上。血流图波形曲线上八个标识点 的识别是实现血流图自动分析的核心，也是本发明十分重要的环节。\n波形的八个标识从起点开始，依次为P1-P8，除P1点由波形起～ 止点识别电路识别外，其它各点都由软件识别。识别的方法是以P1 点为基础，按一定的时域和函数关系依次找出各点。\n三、波形的识别：以波形分类为基础，根据八个标识点相互的位 置关系和幅值(P2-P8)从如下六个方面进行识别。\n(A)、最高波波幅：(1)＞1/2波幅正常值；\n                 (2)＜1/2波幅正常值。\n(B)、P2、P3:(1)P2＞P3；\n            (2)P2≈P3；\n            (3)P2＜P3；\n            (4)上升支呈圆弧状，P2、P3不明显；\n            (5)上升支呈直线状，不存在P2、P3。\n(C)P5、P6:(1)P5＜P6；\n          (2)P5≈P6；\n          (3)P5＞P6；\n          (4)P5、P6不明显。\n(D)P5幅值与主波波幅(H)的比值：(1)P5/H＞1/3；\n                              (2)P5/H＜1/3；\n(E)主波峰位置：(1)主波峰在P2且P2＞P4；\n               (2)主波峰在P2且P2≈P4；\n               (3)主波峰在P4；\n               (4)主波峰在P6且P2＜P6；\n               (5)主波峰在P6且P2≈P6。\n(F)P7、P8:(1)P7、P8不存在；\n          (2)P7＞P8；\n          (3)P7＜P8。\n根据上述ABCDEF六个方面的识别得到波形结果。如(1)(1)(1) (2)(1)(3)为速降波；(1)(1)(1)(1)(1)(2)为陡值波；(1) (3)(1)(1)(3)(1)为转折波等。\n在图12中(1)～(13)依次对应的分类类别为低平波、速降波、 陡直波、平顶波、平行三峰波、乳头三峰波、高阻力波、三峰递升 波、转折波、圆顶波、倾斜波、正弦波、三角波。\n四、指标计算： 1、幅值：幅值以基线为零点，以欧姆为单位。\n(1)、H1：即P2的幅值。当P2点不清楚(低平波、圆顶/倾斜波、 正弦/三角波)时，取P1点后0.12×Q×HR秒的幅值。Q为校正系； HR为心动周期。\n(2)、H2：即P4的幅值。当P4点不清楚(部分陡直波、平顶波、 低平波)时，取P5点前0.05秒的幅值。\n(3)、H3：即P5的幅值，当P5点不清楚(正弦/三角波、低平波) 时，取P1后K×HR1/2秒的幅值，K=40±0.05\n(4)、H4，即P6的幅值。当P6点不清楚(正弦/三角波、低平波)时， 取P1后0.06+K×HR1/2秒的幅值。K=40±0.05。\n在脑血流图中，H1、H2、H4中最高的幅值为传统的血流图波幅(Hs)。 两侧波幅差仍按传统方法计算。\n2、时间：时间以波形起点为零点，以秒为单位。\n(1)、T：波形起点到止点的时间，即一个心动周期。\n(2)、T1：对应于S1的时间，即血管快速充盈期。\n(3)、T2：对应于S2的时间，即血管有效充盈期。\n(4)、T3：对应于S3的时间，即血管总充盈期。\n(5)、T4=T-T3，对应于S4的时间，即血管总回缩期。\n在脑血流图中，最高幅值点对应的时间为传统的上升时间(Ta)。\n3、直线方程拟合：当H1＞H2时以H1为上升支和下降支的分界点， 否则以H2为上升支和下降支的分界点。分别计算上升支和下降支的 回归直线方程。由此可计算血流图传统指标上升角(α)和顶夹角 (θ)\n4、曲线方程拟合，按波形起、止点和分界点进行Y=a+b1X+b2X2 拟合，并进行回代检验和相关系数计算。由曲线拟合方程得到血流 图的有关综合信息。\n5、面积：按梯形积分法分别计算。单位：欧·秒。\n(1)、S：波形起点到止点之间的面积，即波形的总面积。\n(2)、S1:P1-P2之间的积，即血管快速充盈面积。\n(3)、S2:P1-P4之间的积，即血管有效充盈面积。\n(4)、S3:P1-P5之间的积，即血管有效充盈面积。\n(5)、S4:P5～下一波P1之间的面积，即血管总回缩面积。\n6、有关比值：\n(1)、V=S/T，即血管充盈～回缩总速率，单位：欧。反映了血 管内血液流入与流出的平均速度。\n(2)、V1=S1/T1，即血管快速充盈率，单位：欧。反映了快速充 盈期内血管扩展的速度。\n(3)、V2=S2/T2，即血管有效充盈率，单位：欧。反映了有效充 盈期内血管扩展的速度。\n(4)、V3=S3/T3，即血管总充盈率，单位：欧。反映了整个充盈期 内血管扩展的平均速度。\n(5)、V4=S4/T4，即血管总回缩率，单位：欧。反映了整个回缩 期内血管弹性回缩的平均速度。\n(6)、F:S3/S4，即血管总充盈～回缩面积比。\n(7)、F1:S1/(S2-S1)，即血管快～慢充盈面积比。\n(8)、F2:S2/S4，即血管有效充盈～回缩面积比。\n(9)、Z:V4/V3，反映了外周阻力相对平均充盈动力的大小。\n(10)、Z1:V4/V1，反映了外周阻力相对快速充盈动力的大小。\n(11)、Z2:V4/V2，反映了外周阻力相对有效充盈动力的大小。\n脑血流图中的传统指标转折高比值(Ha/Hs)，在P2点清楚时即 H2/H1，在P2点不清楚时为0。\n五、对比分析：\n1、两侧对比分析：脑、肢体等血流图需两侧同时检查，并进行 各指标的对比分析。对比分析的结果将作为医生诊断的依据之一。\n2、功能试验前后对比分析，有的血流图检查需进行功能试验， 如脑血流图检查有含服硝酸甘油和转颈试验。试验前后各指标的变 化在一定程度上反映了被检查部位或脏器血管的机能状况，对分析 提供十分重要的帮助。\n3、资料对比分析：若库存或键盘输入资料中有既往的血流图资 料，则进行各指标的对比分析，为结论进一步提供参考依据。\n六、综合分析与判别处理，根据被检查者的年龄、性别、血流 图各指标分析结果等，查找相应的数据库资料，进行比较和综合 分析。综合分析与判别处理依据如下两方面进行量化，根据量化后 得到的综合结果而得到对应的结论。\n(一)、资料分析：\n1、一般资料：\n(1)、年龄、性别：按年龄大小与性别选取对应组别的正常值表。\n(2)职业、嗜好，某些职业和嗜好与某些血管疾病有一定关系， 如长期从事饮事行业、喜好油腻的人易患血管弹性减退；而吃斋信 佛的人则不然。又如脑力劳动者由于精神紧张易患高血压病，造成 脑血管紧张度增高或弹性减退。\n2、疾病资料：\n(1)、临床诊断和主要症状，临床诊断是临床医生根据病人的临 床症状和其它检查对疾病作出的判断结果，一般说来对血流图的分 析具有指导性意义。\n(2)、既往病史：了解与心血管系统有关的疾病，对血流图的分 析具有一定参考价值，诸如高血压病、冠心病、高血脂症、肺心病、 动脉硬化、风湿病、糖尿病、植物神经功能紊乱等。\n(3)、其它检查结果：参考如血脂、眼底、心电图、X光照片等 检查结果，对血流图分析很有帮助。\n(二)、血流图结果分析：\n1、外周阻力：\n(1)低张力：波形为速降波，波幅高于正常值，上升角增大， 顶夹角减小，重搏波明显，转折高比值为“1”；H1、S1、V1、F1、S2、 V2、F、F1、F2增大，Z1、Z2、Z、S4、V4减少等。\n(2)高阻力：波形为高阻力波、递升三峰波、平行三峰波，顶 夹角增大，转折高比值不为“0”；S、V、Z1、Z2、Z、S4、V4增大，F1、 F2、F减小等。 F2、F减小等。\n2、血管弹性\n(1)、紧张度增高，出现大于本年龄段的波形，或有波幅偏低， 上升角减小，顶夹角增大，重搏波不明显，转折高比值小于“1”, F1、F2、F减小，或有S、H1、V1减小，Z1增大，或有Z2、Z增大等， 含服扩血管药物功能试验很快能恢复正常。\n(2)、弹性减退：出现大于本年龄段的波形或出现正弦波、三角 波，波幅偏低，上升角减小，顶夹角增大，重搏波隐约或消失，转折 高比值明显减小或为“0”；S、H1、S1、V1、F1减小，或有S2、V2、 F2、S3、V3、F减小，Z1、Z2、Z增大等。含服扩血管药物功能实验不能 完全恢复正常。\n3、供血量异常：\n(1)供血量低于正常：波幅低于正常值，或有上升角减小和顶 夹角增大，S、V、H1、S1、V1、H2、S2、V2、S4、V4减小，或有F2、F 减小和Z1、Z2、Z增大等。\n(2)供血量大于正常：波幅高于正常值，或有上升角增大和顶 夹角减小，S、V、S2、V2、F2、S3、V3、F增大，Z2、Z减小等。\n(3)供血量不对称：两侧波幅差大于正常值，两侧S、V、F、Z 的差值均大于正常值等。\n七、资料保存：保存经量化后的病史资料和血流图资料。\n八、打印诊断报告单：报告单包括如下四个方面的内容。\n(一)、一般资料，姓名、性别、年龄、编号等。\n(二)、血流图检查分析所得资料，如图13所示的脑血流图报告 单包括有：\n1、传统指标：\n(1)、波形，打印汉字\n(2)、波幅(Hs)。单位；欧。\n(3)、上升时间(Ta)。单位：秒。\n(4)、重搏波按三个等级表示：\n清楚：H4-H3＞0时，打印时有以H4-H3的值，单位：欧。\n消失：H4＜H3，且P5与P6都不清楚，打印“消失”二字\n(5)转折高比值(Ha/Hs)有三种情况：\nH1＞H2：打印数字“1”。\nH1＜H2且P2清楚(非低平波、圆波/倾斜波、正弦/三角波)： 打印H2/H1的值。\nH1＜H2且P2不清楚(非低平波、圆波/倾斜波、正弦/三角波)： 打印数字“0”。\n(6)、上升角：单位：度。\n(7)、顶夹角：单位：度。\n(8)、两则波幅差\n2、总体指标\n(1)总面积S：单位：秒、欧。\n(2)心动周期T：单位：秒。\n(3)流入～流出速度差V：单位：欧。\n3、血管快速充盈期的有关指标。\n(1)、快速充盈期末波幅H1：单位：欧。\n(2)、快速充盈面积S1：单位：秒·欧。\n(3)、快速充盈时间T1：单位：秒。\n(4)、快速充盈速度V1：单位：欧。\n(5)、快速～慢充盈面积比F1。\n(6)、外周阻力相对快速充盈动力的大小Z1。\n4、血管有效充盈期的有关指标：\n(1)、有效充盈期末波幅H2：单位：欧。\n(2)、有效充盈面积S2：单位：秒·欧。\n(3)、有效充盈时间T2：单位：秒。\n(4)、有效充盈速度V2：单位：欧。\n(5)、有效充盈～回缩面积比F2。\n(6)、外周阻力相对有效充盈动力的大小Z2。\n5、血管总充盈期的有关指标：\n(1)、充盈期末波幅H3：单位：欧。\n(2)、充盈面积S3：单位：秒·欧。\n(3)、充盈时间T3：单位：秒。\n(4)、平均充盈速度V3：单位：欧。\n(5)、充盈～回缩面积比F。\n(6)、外周阻力相对总充盈动力的大小Z。\n6、血管总回缩期的有关指标：\n(1)重搏波波幅H4：单位：欧。\n(2)回缩面积S4：单位：秒、欧。\n(3)回缩时间T4：单位：秒。\n(4)平均回缩速度V4：单位：欧。\n(三)、血流图分析结论：以血流图专业术语作出有关血液流体 动力学方面结论，结论十分明确时由操作医生提示有关临床疾病的 诊断。\n(四)、血流图波形：\n本发明可应用于脑、心、肝、肺、肾、肢体等多方面的血流图自 动分析，应用在不同方面时，只在分析软件方法的细节上存在小的 差别，如在时间指标、幅值指标的取值、计算和分析上有所不同， 波形分类结果不同，正常值、判别方法以及指标的侧重分析也略有 不同，但分析方法在整体上是相同的。本发明的装置则是通用的。