測評肢體段動脈容積變化的系統及方法

2023-12-08 20:14:36 2

專利名稱：測評肢體段動脈容積變化的系統及方法
技術領域：
本發明主要涉及測評肢體段的動脈容積變化。
背景技術：
心血管疾病是發病和死亡的一個主要因素。已被證明，通過測評動脈響應於血流量增加而擴張的能力，可以對早期心血管疾病做出診斷。響應於血流量增加的動脈擴張程度與心血管疾病嚴重程度具有相關性。內皮細胞構成血管內壁，並產生動脈系統中主要的血管擴張劑——一氧化氮。血流量增加會增加內皮細胞表面的剪切力，啟動引起磷酸化並激活一氧化氮合酶的信號通路，從而增加一氧化氮的產生。除了作為一種有效的血管擴張劑，內皮源性一氧化氮可以阻斷多個動脈粥樣硬化心血管疾病發病機理中的起始步驟，包括低密度脂蛋白的攝取、白血球對血管壁的粘附、血管平滑肌的增殖以及血小板的粘附和聚集。肱動脈血流介導性擴張功能作為患者內皮源性一氧化氮生物利用度的測量指標， 已被廣泛應用於傳輸動脈內皮功能障礙無創檢測的大型臨床研究中。為評價內皮功能，已經發展了若干介入性以及無創技術。介入性技術包括冠狀動脈或肱動脈血管活性劑灌注，其被認為是最精確的檢測內皮功能障礙的方法。鑑於其高侵入性，該技術的應用具有一定局限性，並帶來了了一系列無創技術的發展。肱動脈超聲波影像技術，是最為廣泛應用的測評血管舒縮反應的無創技術。例如，參見Mary C. Corretti等人的J.Am. Call. Cardiol. 2002 ；39 :257力65，其全文引用於本申請中。該文獻對五分鐘袖帶阻斷手臂誘導動脈擴張前後的肱動脈使用連續心電圖(EKG)門控二維超聲波影像。該超聲波影像技術主要應用於測評(1)施用血管活性藥物引起的肱動脈直徑變化；和( 通過將纏繞臂部的袖帶充氣阻斷肱動脈後引起的血流介導的血管擴張。一旦袖帶被除去，血流會在內皮表面造成剪切力，從而生成血管活性物質誘導動脈擴張。健康人群肱動脈直徑增加比內皮功能障礙患者更多。然而，即使對健康人群的動脈擴張程度也不足以通過超聲波影像技術得到可靠的測定。經過培訓並且有經驗的操作技師對於獲得有價值的超聲波影像數據是必需的。這些困難使使用超聲波影像技術測試動脈擴張僅僅局限於專業的血管實驗室中。
大部分現有技術既不能確定內皮所受刺激的量，也不能對其他來源的一氧化氮進行說明(account for)，例如響應於肱動脈暫時阻斷引起的血氧不足而通過血細胞傳遞或釋放的一氧化氮。有證據顯示，上述因素可以明顯影響血流介導的血管擴張程度，因而給無法說明上述因素的儀器所獲得的測試結果中增添了額外的變化因素。美國專利號6，152，881 (Rains等人的)，描述了一種通過壓力袖帶測量血壓以檢測動脈容積變化，從而測評血管內皮功能障礙的方法，其全文引用於本申請中。動脈阻斷後，將壓力袖帶以近心臟舒張壓施壓大約十分鐘，直到動脈恢復到正常狀態。這段時間內測量到的壓力被用於判斷患者內皮功能。袖帶對臂部施壓的持續(extended)階段會影響血液循環，進而影響測量過程。美國專利號7，390，303 (Dafni的)描述了一種測評血管擴張功能和內皮功能的方法，該方法採用生物阻抗技術監測傳輸動脈橫截面積，從而評定肢體動脈橫截面積的相對變化，其全文引用於本申請中。生物阻抗技術測量方法難以運用。鑑於生物阻抗技術需要在患者皮膚上施加電，患者很難忍受由此產生的皮膚刺痛感。此外，所測得的信號變化很大。美國專利號7，074，193(&^011等人的)和7，四1，113 (Satoh等人的)描述了一種方法和儀器，分別通過四階導數和η階導數從測量的血壓脈搏波中分析出分波，其全文引用於本申請中。臨床上需要一種成本低、易使用、無創、患者接受度高且能顯示動脈響應於血流增高的反應能力的系統和方法。

發明內容
提供一種方法和診斷系統用於測評哺乳動物的肢體段的動脈容積變化。一方面， 該診斷系統在基礎期確定所測肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅，以確定該肢體段的基礎動脈容積。對該哺乳動物施加刺激後以引起一段時期的該肢體段動脈容積變化，該診斷系統確定在此後的一段時期內所測該肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅。通過基礎期和刺激後所測容積脈搏波中脈搏分波的振幅，該診斷系統可測定在刺激後時期內該肢體段的動脈容積相比於基礎期該肢體段的動脈容積的相對變化。另一方面，該診斷系統通過比較基礎期和刺激後容積脈搏波中脈搏分波的振幅， 以確定動脈容積的相對變化。另一方面，該脈搏分波是早期收縮分波。另一方面，通過比較基礎期容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅和刺激後容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅，該診斷系統確定動脈容積的相對變化。另一方面，該診斷系統在基礎期通過監測該肢體段以檢測該肢體段的容積脈搏波，並在刺激後時期內通過監測該肢體段以檢測該肢體段容積脈搏波。說明書描述的特點和優點並不窮盡，並且，特別是對於本領域技術人員而言，基於附圖、說明書和權利要求書，很多其他特點和優點是顯然的。此外，需要指出的是，說明書中使用的語言主要出於可讀性和說明目的進行選擇，並非為描述或限定本發明主題而選擇。


圖1是根據本發明的診斷系統的示意圖。
圖2是圖1中診斷系統的方框圖。圖3是圖1中診斷系統進行動脈容積變化測評的操作流程圖。圖4是圖3中的基礎期測試和分析以及採用阻斷的方式施加刺激後測試和分析的過程中向肢體施加的壓力的時序圖。圖5是圖4中基礎期及刺激後時期內所測的脈搏波中早期收縮分波振幅的時序圖。圖6是部分實施例中所測臂部脈搏波中早期收縮分波振幅的標準化 (normalized)增幅與通過肱動脈超聲波影像所測肱動脈直徑增幅之間的相關性的曲線圖。圖7是圖4中阻斷釋放後的血流量和收縮壓的時序圖。圖和8b分別是圖4中阻斷前和去除肢體血管阻斷後的一次充氣/放氣循環中所測肢體袖帶壓力振蕩的放大的時序圖。圖9是在圖3中基礎期測試和分析和口服硝酸甘油提供刺激後檢測和分析的過程中施加於該肢體的壓力的時序圖。圖10是圖9中基礎期、刺激期、刺激後時期中測得的脈搏波中早期收縮分波振幅的時序圖。圖11是進行圖3中動脈容積變化評定的一個實施例的流程圖。圖12是進行確定圖3和11中動脈容積變化評定時振幅的一個實施例的流程圖。圖13是測得的健康人脈搏波的時序圖。圖14是測得的心血管疾病患者脈搏波的時序圖。圖15是確定圖3和11操作中動脈容積變化的一個實施例的流程圖。
具體實施例方式根據附圖，介紹本發明一較佳實施例。附圖中，相同的附圖標記表示相同的或功能相似的部件。附圖中，附圖標記中最左邊的數字對應於該附圖標記被首次使用的附圖。圖1是根據本發明的診斷系統100的示意圖。該診斷系統100包括診斷設備102， 診斷計算機104，袖帶106，都卜勒傳感器108以及血氧飽和度(StO2)傳感器110。本申請中，容積脈搏波是在動脈收縮壓和舒張壓之間的血壓振蕩。該診斷系統100 檢測容積脈搏波，並且基於檢測到的脈搏波進行診斷以對肢體段動脈容積變化進行評定。 在一些實施例中，容積脈搏波包含由多個脈搏分波疊加形成的複合脈搏波。這些脈搏分波部分重疊，動脈脈搏波的波形或輪廓由這些脈搏分波的疊加而形成。脈搏分波可包括，如入射收縮波(也稱為早期收縮波)、反射波(也稱為晚期收縮波)和其他波。該診斷系統100 通過測量動脈容積脈搏波中分波的振幅，以監測施加刺激後該肢體段動脈容積的變化。然而測量整個(whole)動脈容積脈搏波的振幅可能會更容易一些，脈搏分波的時序在整個測試過程中會發生漂移(shift)，並且改變脈搏波的波形。在一些實施例中，該診斷系統100 測量容積脈搏波中有重要生理學意義的分波(比如脈搏分波)的振幅，以評定該肢體段動脈容積變化情況。該診斷系統100可採用所測容積脈搏波中的任何脈搏分波或其部分(例如脈搏分波的波峰、拐點、或固定時間點的振幅)、容積脈搏波的任何部分(例如容積脈搏波的波峰、拐點、或者固定時間點的振幅)或者它們的結合，以評定動脈容積變化。作為一個示例，在此介紹該診斷系統100對早期收縮脈搏波進行測量的操作。
在使用中，將該袖帶106環繞於肢體120上，使得當該袖帶106充氣後，該袖帶106 會壓迫該肢體120的一段。本領域技術人員可知，在此介紹的對肢體段動脈容積變化的測量，不是測量該肢體120中單一動脈的容積變化，而是測量該肢體120中受壓迫段幾乎所有動脈的容積變化。儘管僅對一個動脈的容積變化測量和其中生理情況進行描述，但本領域技術人員可確知，本發明不限定於單一動脈，所說的容積變化測量是對所測肢體段中所有或幾乎所有動脈容積變化進行測量。該肢體120可以是任何肢幹或其肢端，但出於簡明的考慮，該肢體120被描述為上臂，被評價的動脈被描述為肱動脈。在一些實施例中，該肢體 120是腿，動脈是股動脈。儘管該診斷系統100被描述為用於人，本發明並不受限於此。該診斷系統100可應用於其他哺乳動物。診斷計算機104為診斷設備102提供控制信號，同時接受來自診斷設備102的信息和檢測檢查所得的數據。該診斷設備102通過袖帶106上導管112為該袖帶106充氣和放氣。該診斷設備 102可以控制、檢測以及監控該導管112中的空氣壓力。在一些實施例中，除空氣以外還有別的氣體、或者某種液體例如水，可用於袖帶106、導管112以及氣動模塊202(見圖幻。在一些實施例中，該袖帶可以是電控彈性體或機械控制材料。儘管該診斷系統100在此被描述為通過袖帶106向肢體120施加壓力以阻斷動脈122，在阻斷解除後血流進入該動脈122，從而引起對內皮的刺激，其他形式的刺激也可適用。在不同的實施例中，對內皮的刺激包括機械刺激、熱刺激、化學刺激、電刺激、神經刺激、精神刺激，或者物理運動刺激，或它們的任意組合，以誘導該肢體段動脈容積的變化。這些刺激方式是公知的，其中一些刺激會誘導動脈內壁上的內皮細胞產生一氧化氮。在一些實施例中，短暫局部的增加血流量和對動脈內壁的剪切力的任何方式也可產生對內皮的刺激。例如，通過施加超聲波在主動脈中產生湍流可以達到此效果。化學刺激可以是，例如血管活性劑，比如口服硝酸甘油，或者上臂輸注乙醯膽鹼。診斷設備102向都卜勒傳感器108和血氧飽和度(StO2)傳感器110提供控制信號並從它們接收測量信號。都卜勒傳感器108和血氧飽和度(MO2)傳感器110被用於一些實施例中以確定諸如對肢體段的動脈短暫阻斷的血管舒張刺激的量。該都卜勒傳感器108被安置於肢體120上，鄰近肢體120的動脈122，並遠離袖帶 106或靠近袖帶106處，以利用都卜勒程序(process)測量動脈122中的血流速率。該都卜勒傳感器108可以是任何可被設計為測量傳輸動脈中血流速率的常規都卜勒傳感器。在一些實施例中，診斷系統100不包括都卜勒傳感器108。血氧飽和度(MO2)傳感器110被安置於肢體120上，並遠離袖帶106，用以測量肢體組織中的血氧含量以確定組織中血紅蛋白的氧飽和度。該血氧飽和度(MO2)傳感器110 可以是任何常規MO2傳感器。一些實施例中，診斷系統100不包括血氧飽和度(StO2)傳感器 110。儘管都卜勒傳感器108以及血氧飽和度傳感器110在此被描述為一種確定通過阻斷產生的刺激的量的裝置，其他用於確定血管活性刺激的量的裝置也可適用。儘管診斷計算機104在此被描述為執行該診斷系統100中控制、計算和分析的操作，但本發明並不局限於此。診斷設備102可包括處理器或微控制器以執行任何或全部在此被描述由診斷計算機104運行的操作。
儘管診斷計算機104在此被描述為置於診斷設備102上，但該斷計算機104可通過通訊線路、系統、或者網絡，比如英特網、無線或有線，同診斷設備102連接。例如，診斷設備102的操作可在患者附近進行，而診斷計算機104可進行遠程數據處理。圖2是示出診斷設備102的方框圖。診斷設備102包括氣動模塊202、壓力檢測器204、都卜勒傳感器系統206、血氧飽和度(MO2)傳感器系統208以及接口 210。該氣動模塊202響應於來自診斷計算機104的控制信號以控制袖帶106中的壓力。氣動模塊202 包括，泵222 (例如，空氣泵)用以對空氣加壓，貯存器224用以儲存加壓空氣，以及壓力控制器2 用以控制將通過導管112充入袖帶106的空氣放掉。壓力檢測器204包括壓力傳感器電子系統228，用以控制通過導管112感測袖帶 106中壓力的壓力傳感器230。壓力傳感器230檢測袖帶106中由動脈122脈搏波產生的壓力振蕩。一些實施例中，壓力傳感器230被置於袖帶106或者導管112上。一些實施例中，壓力傳感器230是容積描記傳感器，比如是反射式光電容積描記傳感器。接口 210在診斷計算機104、氣動模塊202、壓力檢測器204、都卜勒傳感器系統 206、血氧飽和度(StO2)傳感器系統208之間傳送控制信號和信息信號。接口 210可以包含處理器或微控制器以執行任何或全部在此所述的操作。都卜勒傳感器系統206與用以測量動脈122中血流速率的都卜勒傳感器108通信。在一些實施例中，診斷計算機104指令都卜勒傳感器系統206測量袖帶壓力被釋放後動脈122中的血流速率，以評定由於動脈122受到的剪切力所產生的刺激量。一些實施例中，診斷計算機104可帶有血流速率測試數據，並可利用這些測試數據確定患者去除阻斷後所受刺激的量。診斷計算機104可將這些數據用作為在此所述的肢體段的動脈容積變化測評的部分。血氧飽和度(StO2)傳感器系統208與血氧飽和度(StO2)傳感器110通信來測量組織中的血氧含量，以確定組織的血液中的血紅蛋白的氧飽和度。一些實施例中，診斷計算機104可帶有血氧飽和度測試數據，並可利用這些測試數據對多個測試對象肢體局部缺血程度進行標準化，並確定特定患者去除阻斷後所受刺激的量。診斷計算機104可將這些數據用作為在此所述的肢體段的動脈容積變化測評的部分。圖3是診斷系統100進行動脈容積變化測評的操作流程圖。操作該診斷系統100 之前，袖帶106被纏繞於患者的肢體120(如上臂)上。測試可以任何公知的方式登陸診斷計算機104開始，如用鍵盤上的按鍵(未顯示)，或通過滑鼠(未顯示)移動光標並選擇屏幕上的按鍵。響應於診斷指令的啟始，診斷計算機104對肢體120的一段的動脈容積變化進行測評。診斷計算機104在基礎期402 (見下圖4)進行基礎期測試和分析(方框302)。 在一些實施例中，診斷系統100在沒有任何刺激施加於患者的基礎期檢測和分析肢體120 的一段的容積脈搏波。在一些實施例中，容積脈搏波分析包括確定所測容積脈搏波振幅，以計算該肢體120的該段的基礎動脈容積。下文將結合圖4介紹基礎期測試的一個實施例。刺激期404(見下圖4)中，向患者施加刺激以誘導一段時期的該肢體120的該段的動脈容積變化(方框304)。在一些實施例中，診斷計算機104指令氣動模塊202向袖帶 106加壓至足以阻斷動脈122的程度。在一些實施例中，袖帶106被充氣至高於收縮壓，並維持一段時間，直至足以誘導該肢體120的該段的動脈容積在袖帶壓力釋放後產生變化。
診斷計算機104在刺激後時期406(見下圖4)進行刺激後測試和分析(方框306)。 一些實施例中，診斷系統100檢測和分析刺激後(如開始或終結施加該刺激後的一預定時間)肢體120的一段的容積脈搏波。在一些實施例中，容積脈搏波分析包括測定被測容積脈搏波的早期收縮分波的振幅，以計算該肢體120的該段在刺激後的動脈容積。下文將結合圖4介紹刺激後測試的一個實施例。方框302和306中的分析可與測試分開進行，並在稍後一段時間再進行。診斷計算機104進行動脈容積變化評定(方框308)。一些實施例中，通過基礎期和刺激後容積脈搏波中早期收縮分波的振幅，診斷計算機104計算該肢體120的動脈容積在刺激後時期406(見圖4)相比於基礎期402(見圖4)的相對變化。下文將結合圖15介紹動脈容積變化評定的一個實施例。 一些實施例中，血氧不足程度(或血氧飽和度)評定可包含於動脈容積變化評定內(方框308)，並通過任何與測試過程相適應的方法實現(如，若採用袖帶106阻斷動脈， 則基於非搏動(non-pulsatile)方法測量血氧不足)。一些實施例中，去除阻斷後的血流速度或血液剪切力評定可包含於動脈容積變化評定內(方框308)，並通過任何與檢測過程相適應的方法(如，基於都卜勒測量方法)來實現。圖4是圖3中在基礎期測試和分析(方框30 ，以及採用阻斷的方式施加刺激後測試和分析(方框306)的過程中向肢體120施加的壓力的時序圖。在進行圖4的過程之前，先測量患者的血壓以選擇一個體化壓力用以施加於其肢體上。在血壓測量過程中，診斷系統100可以通過傳統方式測定收縮壓、舒張壓以及平均動脈壓力。一旦血壓測量完成，施加於該患者肢體上的該個體化壓力即可以舒張壓、或收縮壓、或平均動脈壓力的一定百分比確定下來。該個體化壓力也可以通過基於病人血壓的公式確定。例如，施加於該患者肢體的壓力可由該患者舒張壓減去10毫米汞柱計算得出。通過對施加於每個患者的壓力進行標準化，使血壓不同的患者的測試數據可進行對比。作為一個示例性的例子，在基礎期402 (如150秒)，診斷設備102測量肱動脈122 靜息動脈容積脈搏波，從而指示該肱動脈122的靜息直徑。在基礎期402，診斷系統100指令診斷設備102對袖帶106進行一系列快速充氣412和放氣414，並指令診斷設備102從壓力傳感器230收集數據。(出於清楚的考慮，只顯示了 10次充氣412和10次放氣414， 但是其他次數也可適用。出於清楚的考慮，只標記了一次充氣/放氣循環。)在每次循環中，袖帶被迅速充氣412至一定壓力，如亞舒張動脈壓，然後保持充氣狀態416持續一段預定時間(例如4到6秒)，然後保持放氣狀態418持續一段預定時間(如4到10秒)。在一些實施例中，診斷計算機104可基於測量過程動態確定充氣狀態416的持續時間以及脈動(pulse)次數。當袖帶106處於充氣狀態416時，診斷設備102會檢測到多個壓力振蕩 (或容積脈搏波)。基礎期402之後，診斷設備102將袖帶106充氣至超收縮壓(如高於收縮壓50毫米汞柱)，從而暫時阻斷該動脈122以進入阻斷期403 (如大約300秒)。在阻斷同時，血氧飽和度(StO2)傳感器電子系統208控制血氧飽和度(StO2)傳感器110，以對遠離阻斷袖帶的肢體中的血氧不足程度進行監測。在此之後的刺激期404中，診斷設備102迅速釋放袖帶106中的壓力(例如，至低於靜脈壓的壓力，如低於靜脈壓10毫米汞柱)，使血流湧入該肢體120。釋放袖帶106中壓力使動脈122中血流迅速增加，從而對肱動脈122的內皮產生剪切力。這種剪切力刺激內皮細胞產生一氧化氮(NO)，從而使該動脈122擴張。隨著袖帶放氣，都卜勒傳感器電子系統206在都卜勒傳感器108對血液流速進行測量的時間段內(如10-180秒)控制該都卜勒傳感器108收集數據。刺激後時期406中，診斷系統100指令診斷設備102對袖帶106進行一系列快速充氣422和放氣424，並指令診斷設備102從壓力傳感器230以類似於基礎期402中的方式在預定時間內(如1到10分鐘)收集數據。(出於清楚的考慮，只顯示了 14次充氣422 和14次放氣424，但是其他次數也可適用。出於清楚的考慮，只標記了一次充氣/放氣循環。)在每次循環中，袖帶被快速充氣至一定壓力，並且保持充氣狀態4 持續一段預定時間(如4到6秒)，然後保持放氣狀態428。在一些實施例中，診斷計算機104可基於測量過程動態確定充氣狀態426的持續時間，以及檢測到的脈動次數。在此時間內，診斷計算機 104監測肢體段動脈容積的動態變化(脈搏波振幅逐漸增大至最大值，然後脈搏波振幅逐漸減小回到靜息狀態)。圖5是圖4中基礎期402以及刺激後時期406內所測的脈搏波中早期收縮分波的振幅的時序圖。圖6是一些實施例中，所測臂部容積脈搏波中早期收縮分波振幅的標準化增幅與通過肱動脈超聲波影像所測肱動脈直徑增幅之間的相關性的曲線圖。圖中的每個數據點對應一位不同的患者。兩種方法中所施加的刺激均是通過袖帶充氣至超收縮壓後對肱動脈進行5分鐘阻斷的方式。對本發明所獲得的測試結果進行標準化(normalization)說明這樣一個事實，即診斷系統100對肢體段中幾乎所有動脈的容積變化進行了測評，而超聲波影像僅對主動脈成像。圖7是圖4中阻斷被釋放後的刺激期404內血流量和收縮壓的時序圖。曲線701 顯示了血流量急劇增加，緊接著下降到正常流量。曲線702顯示了收縮壓在去除阻斷後的暫時下降。圖8a和8b是肢體120血管在阻斷前(圖8a)的一次充氣/放氣循環中，以及去除阻斷後(圖8b)的一次循環中，所測肢體120袖帶壓力振蕩的放大的時間圖。在袖帶壓力序列中，收集與由於肱動脈脈動帶來的袖帶壓力振蕩有關的數據。振蕩振幅(或脈搏波振幅)變化與肱動脈半徑變化相關，圖8b顯示，去除阻斷後脈搏波振幅比阻斷前脈搏波振幅大。—些實施例中，動脈容積脈搏波使用施加在肢體120的該段的外部壓力來檢測。 一些實施例中，所施加的該外部壓力在近收縮壓和近舒張壓之間逐漸變化。一些實施例中， 由近收縮壓開始施加該外部壓力，然後逐漸降低該外部壓力至近舒張壓。在一些實施例中， 從近舒張壓開始施加該外部壓力，以能檢測到振蕩的速率逐步提升壓力至近收縮壓，然後快速減小壓力。一些實施例中，如圖4和圖9所示，所施加的外部壓力在一高壓和一低壓之間循環，使得當該外部壓力位於該高壓時可確定動脈容積脈搏波。一些實施例中，該高壓低於舒張壓，該低壓低於靜脈壓。一些實施例中，高壓416或似6在任何循環中持續不超過10秒鐘。一些實施例中， 低壓418或4 在任何循環中至少持續4秒鐘。一些實施例中，測量持續至少在一次心臟循環。圖9是圖3中在基礎期測試和分析(方框30 和口服硝酸甘油提供刺激後測試和分析(方框306)的過程中施加於肢體120的壓力的時序圖。因為這裡沒有阻斷期403， 診斷系統100進行了一系列快速充氣422和放氣424，以及保持充氣狀態426，並且在基礎期402、刺激期404、以及刺激後時期406測量容積脈搏波。圖10是圖9中在基礎期402、刺激期404、以及刺激後時期406所測量的脈搏波中早期收縮分波振幅的時序圖。圖11是示出進行動脈容積變化評定的一個實施例的流程圖(圖3方框308)。響應於使用者發出的診斷指令的啟始，診斷計算機104對肢體120的一段的動脈容積變化進行測評。如上述結合圖4-8(或圖9-10，取決於刺激類型)介紹的，診斷設備102在基礎期 402(方框1102框)期間，對該肢體段的容積脈搏波進行檢測。在一些實施例中，診斷計算機104指令氣動模塊202將該袖帶106加壓至足以使壓力檢測器204可檢測肢體120的一段的容積脈搏波的程度。診斷設備102對所測容積脈搏波中早期收縮分波的振幅進行確定(方框1104)。 一些實施例中，診斷計算機104指令該壓力檢測器204檢測該肢體120的該段的容積脈搏波。診斷計算機104分析所測容積脈搏波的波形，並確定基礎期容積脈搏波的相關振幅。一實施例中，脈搏波的相關振幅為脈搏波中最高壓和最低壓之間的差值。一些實施例中，相關振幅為早期收縮分波的振幅。下文將結合圖12介紹方框1104中確定振幅的一實施例(方框1102和1104可被用於圖3中的方框302)。診斷設備102在刺激期402中施加一刺激以誘導一段時期的該肢體120的該段的動脈容積變化(方框1106)。在一些實施例中，診斷計算機104指令氣動模塊202將該袖帶 106加壓至足以阻斷該動脈122的程度(方框1106可被用於圖3中的方框306 ；其他刺激方式的實施例已在上文結合圖1和圖9-10中介紹)。診斷設備102在刺激後時期406對該肢體120的該段的容積脈搏波進行檢測，以檢測肢體動脈容積的變化，如上文結合圖4-8的介紹(方框1108)。一些實施例中，診斷計算機104指令氣動模塊202將袖帶106加壓至足以使壓力檢測器204能夠檢測肢體120的一段的容積脈搏波。診斷設備102確定刺激後所測容積脈搏波中早期收縮分波的振幅(方框1110)。 一些實施例中，診斷計算機104指令壓力檢測器204，對該肢體120的該段的容積脈搏波進行檢測。診斷計算機104對所測容積脈搏波波形進行分析，並確定基礎期容積脈搏波的相關振幅。一實施例中，脈搏波的相關振幅為脈搏波最高壓和最低壓之間的差值。在一些實施例中，相關振幅為早期收縮分波的振幅。下文將結合圖12介紹方框1110中確定振幅的一實施例(方框1108和1110可被用於圖3中的方框306)。診斷設備102進行動脈容積變化評定(方框1112)。一些實施例中，診斷計算機 104通過基礎期及刺激後的容積脈搏波中早期收縮分波的振幅，計算該肢體120的動脈容積在刺激後時期406相比於基礎期402的相對變化。一些實施例中，診斷計算機104通過比較基礎期(方框1104)以及刺激後(方框1106)的容積脈搏波中早期收縮分波的振幅， 以計算相對變化。(方框1112可被用於圖3中的方框308)。下文將結合圖15介紹動脈容積變化評定的一實施例。
圖12是進行動脈容積變化評定時確定振幅的一實施例的流程圖(圖3中方框308 和圖11中方框1112)。診斷計算機104通過運算所測容積脈搏波的四階導數，以確定脈搏波中早期收縮分波的振幅(方框1202)。診斷計算機104確定四階導數第三次與零線交叉的時間點(方框1204)(下圖13中第三零線交叉點1322，和下圖14中第三零線交叉點 1422。) 一些實施例中，診斷計算機104可改為確定所測容積脈搏波二階導數。一些實施例中，診斷計算機104可改為確定容積脈搏波中的拐點，並採用拐點出現的時間點。在一些實施例中，診斷計算機104可改為對容積脈搏波進行傅立葉變換以確定脈搏波分波峰值出現的時間點。診斷計算機104確定所測容積脈搏波在上述時間點時的壓力值(方框1206)。診斷計算機104確定在容積脈搏波起始點的壓力值(方框1208)。一些實施例中，診斷計算機104通過確定脈搏波中舒張分波最小值，以確定容積脈搏波起始點的壓力值。該診斷計算機104將容積脈搏波中早期收縮分波振幅評定為壓力值之間的差值(方框1210)。一些實施例中，診斷計算機104可在方框1202的操作中計算其他階導數，或不計算導數，而是改為以其他方法確定對應於脈搏波早期收縮分波波峰的拐點。在其他實施例中，該診斷計算機104可確定動脈容積脈搏波最大振幅。圖13是為一健康人所測的脈搏波的時序圖。脈搏波1300包括早期收縮分波1302 和晚期收縮分波1304。(該脈搏波1300可包括其他未顯示的脈搏波分波。)該早期收縮分波1302在該脈搏波1300中形成拐點1310。因為該晚期收縮分波1304的振幅和時序的緣故，該脈搏波1300的最大值與該早期收縮分波1310波峰重合。線1320是該脈搏波1300 的四階導數，其包括一第三零線交叉點1322。該交叉點1322被用於確定早期收縮分波的時間和振幅1312。在刺激後時期，動脈容積脈搏波的波形改變為一脈搏波1350。該脈搏波1350包括早期收縮分波1352和晚期收縮分波13M。(該脈搏波1350可包括其他未顯示的脈搏波分波。)該早期收縮分波1352在該脈搏波1350中形成拐點1360。在刺激後時期，該晚期收縮分波1352的振幅和時序發生輕微改變，該脈搏波1350的最大值1366不再同該早期收縮分波1360的波峰完全重合。但是，該早期收縮分波1352的振幅1362與該脈搏波1350的最大值1366的振幅(間距1362加間距1364)有微小不同。圖14是一心血管疾病患者所測脈搏波的時序圖。脈搏波1400包括早期收縮分波 1402以及晚期收縮分波1404。(該脈搏波1400可包括其他未顯示的脈搏波分波。)該早期收縮分波1402在該脈搏波1400中形成拐點1410。因為該晚期收縮分波1404的振幅和時序的緣故，該脈搏波1400的最大值和該早期收縮分波1410的波峰完全重合。線1420是該脈搏波1400的四階導數，其包括第三零線交叉點1422。該交叉點1422被用於確定早期收縮分波的時間和振幅1412。在刺激後時期，動脈容積脈搏波的波形改變為脈搏波1450。該脈搏波1450包括早期收縮分波1452以及晚期收縮分波1妨4。(該脈搏波1450可包括其他未顯示的脈搏波分波。)該早期收縮分波1452在該脈搏波1450中形成一拐點1460。在刺激後時期，該晚期收縮分波的振幅和時序都發生顯著變化，該脈搏波1450的最大值1466不再與該早期收縮分波1460的波峰重合。該早期收縮分波1452的振幅1462與該脈搏波1450最大值1466 的振幅(間距1462加間距1464)差別顯著。
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診斷系統100可根據圖13-14中脈搏波特性的差異計算動脈指數(如，增強指數)，以評定患者心血管狀態。圖15是圖3和11操作中確定動脈容積變化的一個實施例的流程圖。診斷計算機 104計算在測量過程中每次充氣/放氣循環的平均脈搏波振幅，並得到一圖表，如上文結合圖5介紹的圖表。診斷計算機104計算基礎期402中所測脈搏波中早期收縮分波經計算的平均振幅的平均值(AVGsira)(方框1502)。對於刺激後時期406，診斷計算機104計算出一條曲線， 擬合在刺激後時期406所測脈搏波中早期收縮分波在刺激後的數據(方框1504)，如可以利用四階多項式函數。診斷計算機104計算出刺激後數據的擬合曲線的最大值(MAX$iMJS)。 診斷計算機104計算出從阻斷結束(或其他刺激)到刺激後數據的擬合曲線中最大值的時間(方框1508)。診斷計算機104計算出從基礎期到刺激後數據的擬合曲線中最大值的相對振幅變化(方框1510)。診斷計算機104按如下公式計算動脈容積相對變化Δ V (方框1512)AV= [(MAX 剌激後-AVG 細期)/AVG 細期]診斷計算機104按如下公式計算動脈半徑相對變化(方框1512)AR= [(AV+l)1/2-l],半徑相對變化Δ R定義如下Δ R = [ (R剌激後-R基礎期)/R基礎期]，其中刺激後動脈半徑的最大值，是基礎期動脈半徑。一些實施例中，除了進行方框1506中確定擬合曲線的最大值的操作之外，或作為其替代方式，該診斷計算機104可計算刺激後數據擬合曲線面積。在一些實施例中，診斷計算機104通過對方框1504中擬合多項式函數從刺激結束時至被測振幅回到基礎期水平時或測試結束時的時間段進行積分，以計算曲線面積。在一些實施例中，診斷計算機104將方框1504中的擬合曲線外推至所測振幅回到基礎期水平時。一些實施例中，診斷計算機104 通過計算方框1504中擬合曲線的其他參數(如半峰寬)，以計算動脈容積的相對變化。診斷計算機104可通過顯示器、紙張，或其他本領域技術人員所熟知的方式，為醫生或臨床研究者提供任何或全部原始數據和處理數據。一些實施例中，該診斷計算機104 為醫生提供處理數據，如，1)刺激後肢體段動脈容積相對百分比變化(如，袖帶阻斷5分鐘後，動脈容積發生了 57%的改變)，以反映動脈響應於刺激的擴張能力；幻計算刺激後動脈半徑相對最大百分比變化；動脈容積達到最大變化的時間(如72秒)；4)曲線面積；以及 5)脈搏波特性(早期和晚期收縮波波峰的時間差，增強指數等)以作為動脈硬度的指示信息。一些實施例中，診斷計算機104向醫生提供原始數據，如在每次充氣/放氣循環中所測容積脈搏波。儘管在此介紹的診斷系統100包括一條袖帶106，但其他數量的袖帶106也可適用。一些實施例中，該診斷系統100包括兩條袖帶106。一條袖帶106被置於肢體120上， 並阻斷動脈122 ；另外一條袖帶106被置於肢體120的遠離第一袖帶106處，並檢測壓力振蕩。另一種可供選擇的方式是，一條袖帶106被置於肢體120上檢測該動脈122壓力；另一條袖帶106被置於肢體120的遠離第一袖帶106處，並阻斷動脈122。說明書中所述「一些實施例」表示，結合實施例介紹的特定的特徵、結構或特性至少包含於本發明的一個實施例中。說明書中不同位置出現的短語「在一些實施例中」並非一定指相同實施例。下述細節描述部分是關於在計算機存儲器中對數據位的算法和符號表徵。這些算法描述和表徵是數據處理領域技術人員能夠最有效地將其工作實質內容傳達給其他本領域技術人員的方法。這裡的算法，總的來說，可認為是一導致所需結果的步驟(指令)的自洽序列。這些步驟需要進行對物理量的物理操作。通常，儘管非必要，這些物理量採用可被存儲、傳遞、組合、比較或其他方式操作的電、磁或光信號。出於方便原因，主要基於習慣用法的原因，有時把這些信號稱為比特、值、要素、符號、字符、術語、數字或諸如此類。此外，有時為方便起見，且不失普遍性，將對物理量進行物理操作的步驟的特定裝置稱為模塊或編碼設備。然而，所有這些和類似術語都與恰當的物理量相關，並且僅為賦予這些物理量的方便標記。除非如下文特別指明，整個說明書中，使用如「處理」、或「運算」、或「計算」、或「測定」、或「顯示」、或「確定」或類似的術語的內容是指，在計算機系統存儲器、或寄存器或其他信息存儲設備、傳輸設備或顯示設備中操作和轉換以物理(電子)量為表現形式的數據的計算機系統或類似電子計算設備的運作和過程。本發明某些方面包含處理步驟和以算法的形式在此介紹的指令。需要指出，本發明的處理步驟和指令可以是軟體、固件或硬體的形式，且當為軟體形式時，可被下載存儲， 並可以在不同作業系統使用的不同平臺上進行操作。本發明還涉及運行操作的裝置。此裝置可為所需目的所特別構造，或者其可包括由儲存於計算機中的電腦程式選擇性激活或重新配置的通用計算機。這種電腦程式可以被儲存在計算機可讀存儲介質中，例如但不限於任何種類的磁碟，包括軟盤、光碟、 CD-ROMs、磁光碟、只讀存儲器(ROMs)、隨機存取存儲器(RAMs)、EPROMs、EEPROMs、磁卡或光片、專用集成電路(ASICs)，或任何適用於存儲電子指令的媒介，且每種都能與計算機系統總線相接。此外，說明書中所述計算機可包括單個處理器，或為提高運算能力而採用多處理器設計的體系結構。在此所述算法和顯示方式並非為某種特定計算機或其他裝置所固有。各種通用系統都可使用以運行在此介紹的程序，或者為執行所要求的方法步驟而專門構造專用裝置會更方便。各種系統所需結構如下所述。此外，本發明並非只涉及某種特定程式語言。不同程式語言都可使用以實現在此描述的本發明的教導，下述任何對具體語言的引用旨在公開本發明及提供最佳實施例。雖然在此介紹了本發明特定的一些實施例和應用，但本發明並不局限於在此所公開的具體構造和部件。在不違背所附權利要求書限定的本發明的主旨及範圍的情況下，可對本發明的方法及裝置在安排布置、操作以及細節上進行不同改進、變化及替代。
權利要求
1.一種測評哺乳動物肢體段動脈容積變化的方法，所述方法包括確定在基礎期所測肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅，以確定該肢體段的基礎動脈容積；確定在對該哺乳動物施加刺激引起一段時間的該肢體段動脈容積變化後的一段時期內所測該肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅；以及通過基礎期和刺激後所測容積脈搏波中脈搏分波的振幅，確定在刺激後時期內該肢體段的動脈容積相比於基礎期該肢體段的動脈容積的相對變化。
2.根據權利要求1所述的方法，其中確定動脈容積相對變化包括比較基礎期和刺激後容積脈搏波中脈搏分波的振幅。
3.根據權利要求1所述的方法，其中該脈搏分波是早期收縮分波。
4.根據權利要求3所述的方法，其中確定動脈容積相對變化包括比較基礎期容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅和刺激後容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅。
5.根據權利要求1中所述的方法，還包括在基礎期監測該肢體段以記錄該肢體段所測容積脈搏波； 在刺激後時期中的一段時期內監測該肢體段以記錄該肢體段所測容積脈搏波。
6.根據權利要求5所述的方法，其中該脈搏分波是早期收縮分波。
7.根據權利要求5所述的方法，還包括對該哺乳動物施加該刺激以誘導一段時期的該肢體段的動脈容積變化。
8.根據權利要求7所述的方法，其中該刺激包括機械刺激、熱刺激、化學刺激、電刺激、 神經刺激、精神刺激，或者物理運動刺激或它們的任意組合，以誘導該肢體段動脈容積的變化。
9.根據權利要求7所述的方法，其中施加刺激包括將置於該肢體段上的袖帶充氣至高於收縮壓並維持一段時間，直至足以誘導該肢體段的動脈容積在袖帶充氣壓力釋放後產生變化。
10.根據權利要求9所述的方法，還包括監測遠離袖帶的肢體中的血氧，以對多個測試對象肢體局部缺血程度進行標準化；以及響應於該多個測試對象肢體局部缺血標準化程度，確定特定患者所受刺激的量。
11.根據權利要求9所述的方法，還包括測量在釋放袖帶充氣壓力後主要身體動脈的血流速率；以及基於所測血流速率，評定主要身體動脈所受到的剪切力所產生的刺激量。
12.根據權利要求9所述的方法，其中確定該肢體段動脈容積相對變化包括利用容積脈搏波中脈搏分波振幅的壓力值、血流速率、以及低血氧值。
13.根據權利要求5所述的方法，其中在基礎期和刺激後監測該肢體段均包括 以該肢體平均動脈壓力在該肢體段上施加一系列外部壓力；並且檢測該肢體段容積脈搏波。
14.根據權利要求5所述的方法，其中在基礎期和刺激後監測該肢體段均包括對該肢體段施加外部壓力，該外部壓力的壓力水平可使通過該動脈的血流響應於所施加的外部壓力而產生所述的容積脈搏波。
15.根據權利要求14所述的方法，其中施加該外部壓力包括使該外部壓力在近收縮壓和近舒張壓之間逐漸變化，並檢測在該外部壓力處於收縮壓和舒張壓之間時的容積脈搏波。
16.權利要求14所述的方法，其中施加該外部壓力包括 由近收縮壓開始施加該外部壓力，和逐漸降低該外部壓力至近舒張壓。
17.根據權利要求14所述的方法，其中施加該外部壓力包括 由近舒張壓開始施加該外部壓力，和逐漸升高該外部壓力至近收縮壓。
18.根據權利要求14所述的方法，其中施加該外部壓力包括將該外部壓力在高壓和低壓之間循環，其中確定容積脈搏波中脈搏分波的振幅包括當該外部壓力處於該高壓時的所述確定。
19.根據權利要求18所述的方法，其中該高壓接近平均動脈壓，該低壓低於靜脈壓。
20.根據權利要求18所述的方法，其中該高壓低於舒張壓，該低壓低於靜脈壓。
21.根據權利要求3所述的方法，其中確定容積脈搏波中早期收縮分波振幅包括 確定容積脈搏波拐點的出現；確定拐點出現的時間點；確定在該時間點所測容積脈搏波的壓力值；確定容積脈搏波起始點的壓力值；以及將容積脈搏波中早期收縮分波的振幅評定為所述壓力值的差值。
22.根據權利要求3所述的方法，其中確定容積脈搏波中早期收縮分波振幅包括 運算所測容積脈搏波的四階導數；確定四階導數第三次與零線交叉的時間點；確定在該時間點所測容積脈搏波的壓力值；確定容積脈搏波起始點的壓力值；以及將容積脈搏波中早期收縮分波的振幅評定為所述壓力值的差值。
23.根據權利要求22所述的方法，其中確定容積脈搏波起始點的壓力值包括確定響應於一次心臟舒張的脈搏波的最小值。
24.根據權利要求1所述的方法，其中確定該肢體動脈容積相對變化包括 計算基礎期平均脈搏波振幅；生成曲線擬合刺激後時期的脈搏波振幅； 計算該擬合曲線的最大值；確定刺激後時期的起始點和該擬合曲線最大值的時間點之間的時間； 確定從基礎期到該擬合曲線最大值的相對振幅變化；以及通過從基礎期到該擬合曲線最大值的相對振幅變化和基礎期平均脈搏波振幅，確定動脈容積相對變化。
25.根據權利要求M所述的方法，其中計算基礎期平均脈搏波振幅包括 確定基礎期多次充氣/放氣循環中每次充氣/放氣循環的平均脈搏波振幅；以及由該多次充氣/放氣循環的各平均脈搏波振幅計算基礎期平均脈搏波振幅。
26.根據權利要求M所述的方法，其中生成曲線擬合脈搏波振幅包括生成四階多項式函數以擬合刺激後脈搏波振幅。
27.根據權利要求M所述的方法，其中確定該肢體動脈容積相對變化還包括對擬合曲線從刺激結束時至被測振幅回到基礎期振幅時的時間段的曲線面積進行積分。
28.一種測評哺乳動物肢體段動脈容積變化的診斷系統，其包括傳感器，所述傳感器用以檢測基礎期肢體段容積脈搏波，及檢測刺激後動脈容積變化的時期內該肢體段容積脈搏波；與該傳感器相連的處理器，用以確定在基礎期該所測肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅從而確定該肢體段的基礎動脈容積，用以確定在對該哺乳動物施加刺激引起一段時間的該肢體段動脈容積變化後的一段時期內所測該肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅，及用以通過基礎期和刺激後所測容積脈搏波中脈搏分波的振幅，確定該肢體段的動脈容積在刺激後時期相比於基礎期的相對變化。
29.根據權利要求觀所述的診斷系統，其中該處理器確定動脈容積相對變化包括比較基礎期和刺激後容積脈搏波中脈搏分波的振幅。
30.根據權利要求觀所述的診斷系統，其中該脈搏波分波是早期收縮分波。
31.根據權利要求30所述的診斷系統，其中該處理器通過比較基礎期容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅和刺激後容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅來確定動脈容積相對變化。
32.根據權利要求觀所述的診斷系統，還包括與該傳感器和該處理器相連的壓力袖帶，用以響應於該處理器發出的控制信號，對該肢體段施加壓力從而阻斷該肢體段的動脈， 以及釋放施加於該肢體段上的該壓力使該動脈中的血流誘導所述肢體段動脈容積變化的時期。
33.根據權利要求觀所述的診斷系統，還包括與該傳感器和該處理器相連的壓力袖帶，用以向該哺乳動物施加刺激，以誘導一段時期的該肢體段動脈容積變化。
34.根據權利要求觀所述的診斷系統，還包括與該傳感器和該處理器相連的壓力袖帶，用以通過下述方式對該哺乳動物施加刺激充氣至高於收縮壓以向該肢體段施壓，並維持一段時間直至足以誘導該肢體段的動脈容積在該袖帶充氣壓力釋放後產生變化。
35.根據權利要求34所述的診斷系統，還包括與該處理器相連的血氧傳感器，用以監測遠離袖帶的肢體，以對多個測試對象肢體局部缺血程度進行標準化；以及其中該處理器響應於該多個測試對象肢體局部缺血標準化程度，確定特定患者所受刺激的量。
36.根據權利要求34所述的診斷系統，還包括與該處理器相連的都卜勒傳感器，用以測量在釋放袖帶充氣壓力後所述肢體的主要身體動脈的血流速率；以及其中該處理器基於所測血流速率，評定該主要身體動脈所受到的剪切力所產生的刺激量。
37.根據權利要求34所述的診斷系統，其中該處理器通過利用容積脈搏波中脈搏分波振幅的壓力值、血流速率、以及低血氧值、確定該肢體段動脈容積相對變化。
38.根據權利要求34所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶以該肢體平均動脈壓力在該肢體段上施加一系列外部壓力，並控制該傳感器檢測基礎期和刺激後該肢體段的容積脈搏波。
39.根據權利要求34所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶對該肢體段施加外部壓力，該外部壓力的壓力水平可使通過該動脈的血流響應於基礎期和刺激後所施加的外部壓力而產生所述的容積脈搏波。
40.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶向該肢體段施加該外部壓力，並使該外部壓力在近收縮壓和近舒張壓之間逐漸變化，其中該處理器控制該傳感器檢測該外部壓力處於收縮壓和舒張壓之間時的容積脈搏波。
41.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶以近收縮壓對該肢體段施加該外部壓力，並逐漸降低該外部壓力至近舒張壓。
42.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶以近舒張壓對該肢體段施加該外部壓力，並逐漸降低該外部壓力至近收縮壓。
43.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該處理器控制該袖帶施加於該肢體段的該外部壓力在高壓和低壓之間循環，其中該處理器確定當該外部壓力處於該高壓時所測的容積脈搏波中脈搏分波的振幅。
44.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該高壓接近平均動脈壓，該低壓低於靜脈壓。
45.根據權利要求39所述的診斷系統，其中該高壓低於舒張壓，該低壓低於靜脈壓。
46.根據權利要求30所述的診斷系統，其中該處理器確定容積脈搏波拐點的出現，確定拐點出現的時間點，確定在該時間點所測容積脈搏波的壓力值，確定容積脈搏波起始點的壓力值，以及將積脈搏波中早期收縮分波的振幅評定為所述壓力值的差值，以確定容積脈搏波中早期收縮分波的振幅。
47.根據權利要求30所述的診斷系統，其中該處理器運算所測容積脈搏波的四階導數，確定四階導數第三次與零線交叉的時間點，確定在該時間點所測容積脈搏波的壓力值， 確定容積脈搏波起始點的壓力值，以及將容積脈搏波中早期收縮分波的振幅評定為所述壓力值的差值，以確定容積脈搏波中早期收縮分波的振幅。
48.根據權利要求47所述的診斷系統，其中該處理器確定相應於該哺乳動物一次心臟舒張的脈搏波的最小值，以確定容積脈搏波起始點的壓力值。
49.根據權利要求觀所述的診斷系統，其中該處理器計算基礎期平均脈搏波振幅，生成曲線擬合刺激後時期的脈搏波振幅，計算該擬合曲線的最大值，確定從刺激後時期的起始點至該擬合曲線最大值的時間點之間的時間，確定從基礎期至該擬合曲線最大值的相對振幅變化，以及通過從基礎期到該擬合曲線最大值的相對振幅變化和基礎期平均脈搏波振幅，確定該肢體的動脈容積相對變化，從而確定該肢體動脈容積相對變化。
50.根據權利要求49所述的診斷系統，其中該處理器測定基礎期多次充氣/放氣循環中每次充氣/放氣循環的平均脈搏波振幅，以及由該多次充氣/放氣循環的各平均脈搏波振幅計算基礎期平均脈搏波振幅以計算該基礎期平均脈搏振幅。
51.根據權利要求49所述的診斷系統，其中該處理器生成四階多項式函數以擬合刺激後脈搏波振幅，以生成曲線擬合脈搏波振幅。
52.根據權利要求49所述的診斷系統，其中該處理器對擬合曲線從刺激結束時至被測振幅回到基礎期振幅時的時間段的曲線面積進行積分，以確定該肢體動脈容積相對變化。
53.被編碼有指令的機器可讀媒介，所述指令在被一個或多個處理器執行時，可使該處理器執行測評哺乳動物肢體段動脈容積變化的步驟，該步驟包括通過確定在基礎期所測肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅，確定該肢體段的基礎動脈容積；確定在對該哺乳動物施加刺激引起一段時間的該肢體段動脈容積變化後的一段時期內所測該肢體段容積脈搏波中脈搏分波的振幅；以及通過基礎期和刺激後所測容積脈搏波中脈搏分波的振幅，確定在刺激後時期內該肢體段的動脈容積相比於基礎期該肢體段的動脈容積的相對變化。
54.根據權利要求53所述的被編碼有指令的機器可讀媒介，其中確定動脈容積相對變化的指令包括比較基礎期和刺激後容積脈搏波中脈搏分波的振幅的指令。
55.根據權利要求53所述的被編碼有指令的機器可讀媒介，其中該脈搏分波是早期收縮分波。
56.根據權利要求53所述的被編碼有指令的機器可讀媒介，其中確定動脈容積相對變化的指令包括比較基礎期容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅和刺激後容積脈搏波中早期收縮分波的最大振幅的指令。
57.根據權利要求53所述的被編碼有指令的機器可讀媒介，還包括在基礎期監測該肢體段以記錄該肢體段所測容積脈搏波的指令，以及在刺激後時期中的一段時期內監測該肢體段以記錄該肢體段所測容積脈搏波的指令。
58.根據權利要求57所述的被編碼有指令的機器可讀媒介，其中該脈搏分波是早期收縮分波。
全文摘要
一種測評動脈響應於血流增加的能力的醫學診斷設備。該醫學診斷設備通過基礎期和刺激後容積脈搏波中脈搏分波(如早期收縮分波)的振幅或其他部分，確定刺激後時期內該肢體段的動脈容積相比於基礎期該肢體段的動脈容積的相對變化。
文檔編號A61B5/02GK102481103SQ201080031838
公開日2012年5月30日 申請日期2010年5月6日 優先權日2009年5月12日
發明者亞歷山大·帕爾菲諾夫, 尼羅雷·康斯坦丁諾夫, 瑪麗亞·帕爾飛諾瓦 申請人:安其倫傑格有限公司