人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置与流程

本发明涉及检测血管内血流动力技术领域，尤其涉及一种人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置。

背景技术：

由于人体心脏规律的收缩与舒张运动形成了人体血管血流循环以及动脉血管往复波动。传统意义上的无创血管血压值是基于检测血管壁周期性地膨胀与收缩变形，通过测量血管外周压力获得。

然而引起血管外周压力波动的本质是血管内血液流动的收缩与舒张动力，因此，从本质上来说应该定量计算分析引起血管外周压力波动的血管收缩与舒张动力，从而更好地定性描述血管的收缩力与舒张动力特征。

因此，本发明提供一种人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置，以采用等效力学动量分析法，实现计算测定血管内血流脉动收缩力及舒张力。

技术实现要素：

鉴于此，本发明实施例提供了人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置，通过对血流收缩与舒张周期性规律变化的观察，提出了基于血管血流流体速度的测量，采用等效力学动量分析法，实现了无创计算测定血管内血流脉动收缩力及舒张力，以及血流脉动功率，提供了临床病患心搏泵衰监测的新方法。

第一方面，本发明提供了人体血管血流收缩力与舒张力测定方法，所述方法包括：

获取由激光照射至人体皮下血管而反射的回波信号，得到多普勒调制信号；

对多普勒调制信号进行快速傅里叶变换并对信号进行滤波；

对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速的周期波信号s(t)；

拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型；

由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期的平均血流流速加速度、每博周期内的血流增量流速、以及每博周期的血流体积增量；

根据牛顿定律计算得到每博周期的血流收缩力、以及每博周期的血流舒张力。

进一步地，所述拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型的过程还包括：

由所述三角形周期波信号模型，得到周期波信号s(t)的最高血流增量流速h、每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h所经历的时间t1、每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速所经历的时间t2，以及每博周期波信号s(t)的周期时间t，其中t＝t1+t2。

进一步地，所述由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期的平均血流流速加速度、每博周期内的血流增量流速、以及每博周期的血流体积增量具体包括：

由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h的t1期间平均血流流速加速度a1＝h/t1；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速t2期间的平均血流流速加速度a2＝h/(t1-t)；

由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流增量流速v1＝a1t；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流增量流速v2＝a2t；

由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流体积增量以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流体积增量

进一步地，所述根据牛顿定律计算得到每博周期的血流收缩力、以及每博周期的血流舒张力具体包括：

根据牛顿定律计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流收缩力以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流舒张力

进一步地，所述方法还包括：

计算得到每博脉动功率，每博脉动功率pm为最大血流收缩力与最高血流增量流速之积，

第二方面本发明还提供一种人体血管血流收缩力与舒张力测定装置，其中，所述装置包括：

回波信号获取模块，获取模块由激光照射至人体皮下血管而反射的回波信号，得到多普勒调制信号；

信号处理模块，用于对多普勒调制信号进行快速傅里叶变换并对信号进行滤波；

周期性波信号获得模块，用于对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速的周期波信号s(t)；

模型拟合模块，用于拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型；

第一计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期的平均血流流速加速度、每博周期内的血流增量流速、以及每博周期的血流体积增量；

第二计算模块，用于根据牛顿定律计算得到每博周期的血流收缩力、以及每博周期的血流舒张力。

进一步地，所述模型拟合模块还包括：

特定值获取区块，用于由所述三角形周期波信号模型，得到周期波信号s(t)的最高血流增量流速h、每博周期波信号s(t)的周期时间t，每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h所经历的时间t1、以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速所经历的时间t2；其中t＝t1+t2。

进一步地，所述第一计算模块还包括：

血流流速加速度计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的平均血流流速加速度a1＝h/t1；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的平均血流流速加速度a2＝h/(t1-t)；

血流增量流速计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h的t1期间血流增量流速v1＝a1t；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速t2期间的血流增量流速v2＝a2t；

血流体积增量计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流体积增量以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流体积增量

所述第二计算模块还包括：

血流收缩力与血流舒张力具体计算模块，用于根据牛顿定律计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流收缩力以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流舒张力

所述装置还包括：

第三计算模块，用于计算得到每博脉动功率，每博脉动功率pm为最大血流收缩力与最高血流增量流速之积，

第三方面，本发明还提供一种计算机设备，包括存储器、处理器以及存储在所述存储器上并可在所述处理器上运行的计算机程序，其特征在于，所述处理器执行所述计算机程序时实现如上述任一项所述人体血管血流收缩力与舒张力测定方法的步骤。

第四方面，本发明还提供一种计算机存储介质，其上存储有计算机程序，其特征在于，该程序被处理器执行时实现如上述任一项所述人体血管血流收缩力与舒张力测定方法的步骤。

根据本发明实施例提供的人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置，该方法采用激光技术照射至人体皮下血管，通过对回波信号进行傅里叶变换并滤波，以及对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速，并对对血管血流流速周期波信号进行拟合对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型，通过该三角形周期波信号模型计算出人体血管里的平均血流流速加速度、血流增量流速及血流体积增量，最后由牛顿定律计算得到血流收缩力与舒张力。并进一步地，计算出每博脉动动力的功率。实现了无创测定人体血管血液的脉动收缩力与舒张力、以及给出了血管内血流运动动力特征描述，给临床病患泵衰提供了监测的新方法。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图示出的结构获得其他的附图。

图1是本发明人体血管血流收缩力与舒张力测定方法实施例的流程图；

图2是本发明人体血管血流收缩力与舒张力测定方法实施例中三角形周期波信号模型的示意图；

图3是本发明人体血管血流收缩力与舒张力测定方法实施例中步骤s105的流程图；

图4本发明人体血管血流收缩力与舒张力测定装置实施例的结构示意图；

图5本发明一种计算机设备实施例的结构示意图。

本发明目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图做进一步说明。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

参照图1所示，图1示出了本发明人体血管血流收缩力与舒张力测定方法实施例的流程图，为了便于描述，仅示出了与本发明实施例相关的部分。具体的，该人体血管血流收缩力与舒张力测定方法具体包括：

s101、获取由激光照射至人体皮下血管而反射的回波信号，得到多普勒调制信号。

具体实施时，以一定角频率及辐射能量的激光透过人体浅层表皮照射至人体皮下血管。激光器的ld部分(发射部分)以一定的角频率ω0、辐射能量为的激光透过人体浅层表皮照射至人体皮下血管；其中a0为振幅、ω0为角频率、e为自然常数、j为虚数因子，t为时间。

激光器的pd部分(接收部分)接收激光反射回波信号，从而得到多普勒调制信号其中b0为振幅、、δω为多普勒调制角频率、为初始相位、e为自然常数、j为虚数因子，t为时间。

s102、对多普勒调制信号进行快速傅里叶变换并对信号进行滤波。

具体实施时，所述滤波的方法采用低通滤波法，去除信号噪音。

s103、对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速的周期波信号s(t)。

具体地，对已滤波信号进行傅里叶逆变换可获得周期性的血管内脉动血流流速波，即血管血流增量流速的周期波信号s(t)，对于心血管健康人群而言该周期波信号可以对应用周期三角形波形逼近描述。

s104、拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型。

本发明具体实施时，所述拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波模型的过程还包括：

由所述周期波血流增量流速三角形模型，得到周期波信号s(t)的最高血流增量流速h、每博周期波信号s(t)的周期时间t，每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h所经历的时间t1、以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速所经历的时间t2；其中t＝t1+t2。

如图2所示，将逼近三角形波形的周期性时域信号s(t)，建模拟合对应形成博动血流流速三角形周期波模型，周期波信号s(t)从起点至最高点所经历的时间定义为t1、周期波信号s(t)由最高点至最低点所经历的时间t2，以及信号周期为t，其中t＝t1+t2。

s105、由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期的平均血流流速加速度、每博周期内的血流增量流速、以及每博周期的血流体积增量。

本发明具体实施时，如图3所示，所述步骤s105具体还包括：

s201、由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的平均血流流速加速度a1＝h/t1；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的平均血流流速加速度a2＝h/(t1-t)。

s202、由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h的t1期间血流增量流速v1＝a1t；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速t2期间的血流增量流速v2＝a2t。

具体地，如图2所示，在(0,t1]区间内血流增量流速在基准水平v0之上加速度上升，而在(t1,t]区间内血流增量流速减速度下降，由此可计算得到每博脉动过程中的平均血流流速加速度，即血管收缩时血液流动的加速度、以及血管舒张时血液流动的加速度。血流增量流速在(0,t1]区间的加速度记为a1，在(t1,t]区间的血流流速加速度记为a2，则(0,t1]区间血流增量流速v1＝a1t，(t1,t]区间内血流增量流速v2＝a2t。

s203、由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流体积增量以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流体积增量

具体地，进行积分运算，在(0,t1]区间的体积血流增量在(t1,t]区间内的血流体积增量

进一步地，所述方法包括步骤s106、根据牛顿定律计算得到每博周期的血流收缩力、以及每博周期的血流舒张力。

所述步骤s106具体还包括：根据牛顿定律计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流收缩力以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流舒张力

具体实施时，定义f1为血液脉动收缩力，f2为血液脉动舒张力，由牛顿定律f＝ma，可将血管内血流体积在区间(0,t1]、区间(t1,t]的压力差分别表示为：δf1＝δm1a1、δf2＝δm2a2，进一步地，可计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到达最高血流增量流速h期间的血流收缩力以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到达最低血流增量流速期间的血流舒张力

进一步地，所述方法还包括：

s301、计算每博脉动功率pm为最大血流收缩力与最大血流增量流速之积，得到每博脉动功率

具体地，还可定义脉动功率pm为最大收缩力与最大血流速度之积，则计算得到每博脉动功率该每博脉动功率pm可用于描述血管内血流运动动力特征情况。

综上所述，与现有技术相比，本发明实施例提供的人体血管血流收缩力与舒张力测定方法及装置，该方法采用激光技术照射至人体皮下血管，通过对回波信号进行傅里叶变换并滤波，以及对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速，并对血管血流流速周期波信号进行拟合对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型，通过该三角形周期波信号模型计算出人体血管里的平均血流流速加速度、血流增量流速及血流体积增量，最后由牛顿定律计算得到血流收缩力与舒张力。并进一步地，计算出每博脉动动力的功率。实现了无创测定人体血管血液的脉动收缩力与舒张力、以及给出了血管内血流运动动力特征描述，给临床监测病患心搏泵衰提供了监测新方法。

应理解，上述实施例中各步骤的序号的大小并不意味着执行顺序的先后，各过程的执行顺序应以其功能和内在逻辑确定，而不应对本发明实施例的实施过程构成任何限定。

在另一实施例中，提供一种人体血管血流收缩力与舒张力测定装置，该人体血管血流收缩力与舒张力测定装置与上述实施例中人体血管血流收缩力与舒张力测定方法一一对应。

参照图4所示，图4示出了本发明实施例提供的人体血管血流收缩力与舒张力测定装置的结构示意图，为了便于描述，仅示出了与本发明实施例相关的部分。具体的，该人体血管血流收缩力与舒张力测定装置包括：

回波信号获取模块11，获取由激光照射至人体皮下血管而反射的回波信号，得到多普勒调制信号。

信号处理模块12，用于对多普勒调制信号进行快速傅里叶变换并对信号进行滤波。

周期性波信号获得模块13，用于对已滤波信号进行傅里叶逆变换获得血管血流流速的周期性波信号s(t)。

模型拟合模块14，用于拟合所述血流流速周期波信号s(t)对应形成博动血流流速三角形周期波信号模型。

第一计算模块15，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期的平均血流流速加速度、每博周期内的血流增量流速、以及每博周期的血流体积增量。

第二计算模块16，用于根据牛顿定律计算得到每博周期的血流收缩力、以及每博周期的血流舒张力。

进一步地，所述模型拟合模块14还包括：

特定值获取区块，用于由所述三角形周期波信号模型，得到周期波信号s(t)的最高血流增量流速h、每博周期波信号s(t)的周期时间t，每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h所经历的时间t1、以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速所经历的时间t2；其中t＝t1+t2。

进一步地，所述第一计算模块15还包括：

血流流速加速度计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的平均血流流速加速度a1＝h/t1；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的平均血流流速加速度a2＝h/(t1-t)。

血流增量流速计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h的t1期间血流增量流速v1＝a1t；以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速t2期间的血流增量流速v2＝a2t。

血流体积增量计算模块，用于由所述三角形周期波信号模型，计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流体积增量以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流体积增量

所述第二计算模块16还包括：

血流收缩力与血流舒张力具体计算模块，用于根据牛顿定律计算得到每博周期波信号s(t)由最低血流增量流速到最高血流增量流速h期间的血流收缩力以及每博周期波信号s(t)由最高血流增量流速h到最低血流增量流速期间的血流舒张力

进一步地，所述装置还包括：

第三计算模块，用于计算得到每博脉动功率，每博脉动功率pm为最大血流收缩力与最高血流增量流速之积，

关于人体血管血流收缩力与舒张力测定装置的具体限定可以参见上文中对于人体血管血流收缩力与舒张力测定方法的限定，在此不再赘述。上述人体血管血流收缩力与舒张力测定装置中的各个模块可全部或部分通过软件、硬件及其组合来实现。上述各模块可以硬件形式内嵌于或独立于计算机设备中的处理器中，也可以以软件形式存储于计算机设备中的存储器中，以便于处理器调用执行以上各个模块对应的操作。

本发明实施例还提供的一种计算机设备，其实施例的结构示意图如图5所示，为了便于描述，仅示出了与本发明实施例相关的部分。具体的，该计算机设备500包括存储器502、处理器501以及存储在所述存储器502中并可在所述处理器501上运行的计算机程序5021，所述处理器501执行所述计算机程序5021时实现上述所述人体血管血流收缩力与舒张力测定方法中s101至s106的步骤。或者，所述处理器501执行所述计算机程序5021时实现上述实施例所述装置中的各模块/单元的功能，例如图4所示模块11至16的功能。

示例性的，所述计算机程序5021可以被分割成一个或多个模块/单元，所述一个或者多个模块/单元被存储在所述存储器502中，并由所述处理器501执行，以完成本发明。所述一个或多个模块/单元可以是能够完成特定功能的一系列计算机程序指令段，该指令段用于描述所述计算机程序在所述计算机设备500中的执行过程。例如，所述计算机程序5021可以被分割成回波信号获取模块11、信号处理模块12、周期性波信号获得模块13、模型拟合模块14、第一计算模块15、第二计算模块16。

所述计算机设备500可包括，但不仅限于处理器501、存储器502。本领域技术人员可以理解，图仅仅是计算机设备500的示例，并不构成对计算机设备500的限定，可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者不同的部件，例如所述计算机设备500还可以包括输入输出设备、网络接入设备、总线等。

所称处理器501可以是中央处理单元(centralprocessingunit，cpu)，还可以是其他通用处理器501、数字信号处理器501(digitalsignalprocessor，dsp)、专用集成电路(applicationspecificintegratedcircuit，asic)、现场可编程门阵列(fieldprogrammablegatearray，fpga)或者其他可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立预设硬件组件等。通用处理器501可以是微处理器501或者该处理器501也可以是任何常规的处理器501等。

所述存储器502可以是所述计算机设备500的内部存储单元，例如计算机设备500的硬盘或内存。所述存储器502也可以是所述计算机设备500的外部存储设备，例如所述计算机设备500上配备的插接式硬盘，智能存储卡(smartmediacard,smc)，安全数字(securedigital,sd)卡，闪存卡(flashcard)等。进一步地，所述存储器502还可以既包括所述计算机设备500的内部存储单元也包括外部存储设备。所述存储器502用于存储所述计算机程序5021以及所述计算机设备500所需的其他程序和数据。所述存储器502还可以用于暂时地存储已经输出或者将要输出的数据。

本发明实施例还提供了一种计算机可读存储介质，计算机可读存储介质存储有计算机程序，计算机程序被处理器501执行时实现上述所述人体血管血流收缩力与舒张力测定方法的步骤，例如图1所示的步骤s101至步骤s106。或者，所述计算机程序被处理器501执行时实现上述实施例中所述装置中的各模块/单元的功能，例如图4所示的模块11至16的功能。

所述的计算机程序可存储于一计算机可读存储介质中，该计算机程序在被处理器501执行时，可实现上述各个方法实施例的步骤。其中，所述计算机程序包括计算机程序代码，所述计算机程序代码可以为源代码形式、对象代码形式、可执行文件或某些中间形式等。所述计算机可读介质可以包括：能够携带所述计算机程序代码的任何实体或装置、记录介质、u盘、移动硬盘、磁碟、光盘、计算机存储器、只读存储器(rom，read-onlymemory)、随机存取存储器(ram，randomaccessmemory)、电载波信号、电信信号以及软件分发介质等。

需要说明的是，所述计算机可读介质包含的内容可以根据司法管辖区内立法和专利实践的要求进行适当的增减，例如在某些司法管辖区，根据立法和专利实践，计算机可读介质不包括是电载波信号和电信信号。

在上述实施例中，对各个实施例的描述都各有侧重，某个实施例中没有详述或记载的部分，可以参见其它实施例的相关描述。

本发明实施例方法中的步骤可以根据实际需要进行顺序调整、合并和删减。

本发明实施例系统中的模块或单元可以根据实际需要进行合并、划分和删减。

本领域普通技术人员可以意识到，结合本文中所公开的实施例描述的各示例的单元及算法步骤，能够以电子预设硬件、或者计算机软件和电子预设硬件的结合来实现。这些功能究竟以预设硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。

本发明所提供的实施例中，应该理解到，所揭露的装置/计算机设备500和方法，可以通过其它的方式实现。例如，以上所描述的装置/计算机设备500实施例仅仅是示意性的，例如，所述模块或单元的划分，仅仅为一种逻辑功能划分，实际实现时可以有另外的划分方式，例如多个单元或组件可以结合或者可以集成到另一个系统，或一些特征可以忽略，或不执行。另一点，所显示或讨论的相互之间的耦合或直接耦合或通讯连接可以是通过一些接口，装置或单元的间接耦合或通讯连接，可以是电性，机械或其它的形式。

以上所述实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围，均应包含在本发明的保护范围之内。