專利名稱：不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法，具體涉及一種 不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法。
背景技術(shù)：
血壓及脈搏(心率)是重要的生命指標(biāo)
在生物科學(xué)實(shí)驗和臨床實(shí)踐中，生命指標(biāo)是基本的監(jiān)測項目，其中血 壓及心率是最為重要的觀測指標(biāo)。長期以來，動物實(shí)驗對于血壓測量，常
采用的動物主要為:大鼠、兔、狗等。有創(chuàng)血壓的監(jiān)測廣泛用于動物實(shí)驗 中，也已越來越廣泛用于臨床及手術(shù)中，其可以連續(xù)、準(zhǔn)確、及時監(jiān)測血 壓。對于復(fù)雜手術(shù)及臨床危重病癥，有助于判斷體內(nèi)血容量、心肌收縮力、 外周血管阻力，及時指導(dǎo)治療，如多器官功能障礙綜合征，患者循環(huán)極不 穩(wěn)定，自動化無創(chuàng)測壓非常困難，而且會影響測量結(jié)果，這種情況采用有 創(chuàng)血壓監(jiān)測(橈動脈、足背動脈或股動脈穿刺監(jiān)測血壓)，確保治療的順 利進(jìn)行(馮慧，鄭紅梅，郭學(xué)珍，徐軍，馬小芳.有創(chuàng)血壓監(jiān)測在多器官 功能障礙綜合征患者行連續(xù)性血液凈化治療中的應(yīng)用及護(hù)理.中國實(shí)用護(hù) 理雜志2007， 23 (12 B): 9-10;楚娜莎.有創(chuàng)血壓的臨床監(jiān)測及護(hù)理.現(xiàn) 代中西醫(yī)結(jié)合雜志2007 ， 16 (36) : 5527-8)。
動脈順應(yīng)性(compliance)又稱動脈彈性(elasticity)是指由于血管 內(nèi)壓力的變化所引起的血管容積的變化，它是指血管壁的緩沖能力，是動 脈血管壁的內(nèi)在彈性特征。它取決于動脈腔徑大小和管壁硬度或可擴(kuò)張 性，也是左心室后負(fù)荷的一個主要決定因素。心腦血管病事件實(shí)際上是血管病變的后果，因此，更合理的治療目標(biāo)應(yīng)該是血管病變，而不完全是某 個危險因素。發(fā)生心腦血管病的基本病理變化是動脈硬化，而動脈硬化的 早期改變是動脈彈性功能降低。針對動脈彈性功能變化的研究已成為一個熱點(diǎn)(高磊，李衛(wèi)華.動脈順應(yīng)性的研究進(jìn)展[J].心血管病學(xué)進(jìn)展2007; 28 (1): 74-76;馮海波，孫寧玲.動脈順應(yīng)性及其影響因素[J].柳州醫(yī)學(xué) 2007; 20 (3): 193-199)。動脈順應(yīng)性的檢測方法可分為有創(chuàng)性和無創(chuàng)性。 目前的無創(chuàng)性測量方法脈搏波傳導(dǎo)速度，反射波增強(qiáng)和動脈彈性指數(shù)等方 法。目前血壓測量方法的優(yōu)缺點(diǎn)血管有動脈和靜脈，動脈有主動脈、大動脈、小動脈。血管是中空管 道，承受內(nèi)壓并受周圍組織制約。血管截面近似圓形，血管壁呈多層復(fù)合 結(jié)構(gòu)，可分為內(nèi)膜、中膜和外膜3層。內(nèi)膜由內(nèi)皮細(xì)胞、基質(zhì)膜和散在的 聚合物層組成，聚合物中含有膠原纖維、彈性纖維、網(wǎng)狀纖維和其它細(xì)胞。 中膜由若干個同心彈性薄層構(gòu)成，每層有平滑肌、彈性纖維和膠原纖維交 織構(gòu)成。外膜是疏松的結(jié)締組織。目前對血壓的測量主要有三種方法:①直接測量法或稱動脈介入法， 將連有壓力換能器的動脈插管插入動物的血管進(jìn)行直接測量，隨時動態(tài)監(jiān) 控動物血壓變化，適合犬、兔、貓、大鼠等動物，也有測小鼠動脈。其優(yōu) 點(diǎn)是測量血壓準(zhǔn)確，但缺點(diǎn)是，插管阻斷了插入處血管遠(yuǎn)端的血流，影響 了其支配臟器的血液供應(yīng)。特別是在大動脈插管，如頸總動脈、腹主動脈、 股動脈等插管時，影響范圍較大，又由于阻斷了大動脈的血流，必然使循 環(huán)系統(tǒng)的血壓增高，結(jié)果與自然狀況差別大。同時插管破壞了血管的完整 性，易發(fā)生凝血，在插管處形成血栓，阻塞插管，影響血壓的測量。②間 接法，即尾動脈容積法[梁月琴，王蕾,張明升，等.清醒大鼠血壓不同測量方法的結(jié)果比較[J].山西醫(yī)科大學(xué)學(xué)報，2005， 36(3) :282-283;孫敬方.動 物實(shí)驗方法學(xué)[M].北京:人民衛(wèi)生出版社，2001:250 -251]，將尾套套在鼠 尾根部，原理類似于袖帶測壓法。此法的優(yōu)點(diǎn)是不進(jìn)行手術(shù)，無創(chuàng)，但測 量前要對動物進(jìn)行加溫加壓，易引起煩躁不安；其最大缺點(diǎn)是測量的結(jié)果 與動物的實(shí)際血壓有較大偏差，且重復(fù)性不很理想。③植入式遙感監(jiān)測系 統(tǒng)[Ning G， Bai Y， Yan W， et al. Investigation of beat to beat cardiovascular activity of rats by radio telemetry [J]. Clin HemorheolMicrocirc, 2006， 34: 363-371;郭華，李莉，辛輝，等.長期遙 控監(jiān)測動物血壓法的建立及其在高血壓鼠中的應(yīng)用[J].心血管康復(fù)醫(yī)學(xué) 雜志，2004, 13(6):520-521]應(yīng)用無線電遙控及資料搜集系統(tǒng)，包括壓力 感受器和信號發(fā)射裝置。動物被麻醉后開腹，信號發(fā)射器埋藏于腹腔內(nèi)， 將腹主動脈的血壓生理信號轉(zhuǎn)換成相應(yīng)的電信號進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。其優(yōu)點(diǎn)是 直接測得血管內(nèi)壓力，排除麻醉、手術(shù)、束縛的干擾，能實(shí)際地反映動物 心血管指標(biāo)的實(shí)際，數(shù)值準(zhǔn)確、穩(wěn)定，可以長期連續(xù)觀測血壓變化，主要 缺點(diǎn)是，其植入子長期插入血管腔中，對抗凝的要求高，亦能阻斷或部分 阻斷血液，設(shè)備昂貴，實(shí)驗操作復(fù)雜，技術(shù)難度大。 發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的目的在于提供一種測量血壓準(zhǔn)確，不阻斷被測處血管遠(yuǎn)端的 血流，不明顯影響其支配臟器的血液供應(yīng)，不會引起大范圍臟器缺血，對 循環(huán)系統(tǒng)的血壓影響小，測量的結(jié)果與自然狀況接近，同時不破壞血管內(nèi) 皮的完整性，不易發(fā)生血栓，提高了實(shí)驗成功率的不插入血管腔內(nèi)測量血 壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法。為達(dá)到上述目的，本發(fā)明采用的技術(shù)方案首先用動脈夾夾住血管， 阻斷血流，在阻斷處的遠(yuǎn)心端，縱向切開血管壁的外膜，分離肌層，將壓變電阻制成的壓力換能器的探頭植入血管的肌層與血管內(nèi)膜之間，用生物 膠封口并固定壓力換能器的輸出導(dǎo)線，壓力導(dǎo)線將壓電訊號傳至放大器， 經(jīng)計算機(jī)處理，連續(xù)顯示血壓和脈搏的變化；血管外側(cè)還套裝有一鋼性筒 形套，在鋼性筒形套上安裝一個張力換能器，即將帶有張力導(dǎo)線的張力換 能器的探頭一端固定在鋼性筒形套上，另一端與血管壁外膜緊密接觸。鋼 性筒形套的內(nèi)徑不大于血流阻斷時血管的外徑。
本發(fā)明的另一技術(shù)方案是將壓變電阻制成的壓力換能器的探頭緊貼 在血管外膜上，再把探頭和血管一同固定在一個鋼性筒形套內(nèi)，壓力換能 器的輸出導(dǎo)線將壓電訊號傳至放大器，經(jīng)計算機(jī)處理，連續(xù)顯示血壓和脈 搏的變化；鋼性筒形套上還安裝有一個張力換能器，即將帶有張力導(dǎo)線的 張力換能器的探頭一端固定在鋼性筒套上，另一端與血管壁外膜緊密接 觸；鋼性筒形套的內(nèi)徑不大于血流阻斷時血管的外徑。
本發(fā)明測量血壓準(zhǔn)確，不需要阻斷被測處血管遠(yuǎn)端的血流，因而不影 響其支配臟器的血液供應(yīng)。特別是在大動脈插管，如頸總動脈、腹主動脈、 股動脈等插管時，不會引起大范圍臟器缺血。又由于不阻斷大動脈的血流， 對循環(huán)系統(tǒng)的血壓影響小，測量的結(jié)果與自然狀況接近。同時由于不破壞 血管內(nèi)皮的完整性，不易發(fā)生血栓，提高了實(shí)驗的成功率。


圖1是血管內(nèi)膜下植入法； 圖2是血管外貼法；
圖3是主動脈彈性組織的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系；
圖4是當(dāng)血管中的壓力等于或接近0時，血液對血管壁產(chǎn)生的壓力等 于或接近O，血管壁處于松弛狀態(tài)；
圖5是血管在壓力的作用下產(chǎn)生應(yīng)變，其消耗的壓力等于血液向血管壁施加的側(cè)壓力；圖6是動脈血管的壓力-應(yīng)變關(guān)系；圖7是在血管內(nèi)壓力較小時，血管壁的伸長量較小，動脈的直徑增加 較??；圖8是在血管內(nèi)壓力較大時，血管壁的伸長量較大，動脈的直徑增加 較大；圖9是血管順應(yīng)性(彈性)的測量。
具體實(shí)施方式
下面結(jié)合附圖對本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)說明。實(shí)施例l，如圖1所示，血管內(nèi)膜下植入法圖用動脈夾夾住血管，阻 斷血流，在阻斷處的遠(yuǎn)心端，縱向切開血管壁的外膜3，分離肌層2，將用 壓變電阻制成的壓力換能器的探頭4植入血管的肌層2與內(nèi)膜1之間，用生 物膠封口并固定壓力換能器的輸出導(dǎo)線5，壓力換能器的輸出線5將壓電訊 號傳至放大器，經(jīng)計算機(jī)處理，連續(xù)顯示血壓和脈搏(心率)的變化。血 管的順應(yīng)性(compliance)是指血管內(nèi)的壓力每改變lmmHg時血管容積的 改變值。即C/AP式中C為血管的順應(yīng)性，AV和AP分別表示血管容積和壓力的變化值。 本發(fā)明還可以在血管外側(cè)套裝一內(nèi)徑不大于血流阻斷時血管外徑的 鋼性筒形套7，在鋼性筒套上安裝一個張力換能器，即將帶有張力導(dǎo)線IO 的張力換能器的探頭9一端固定在鋼性筒套上，另一端與血管壁外膜3緊密 接觸。當(dāng)血管壁隨著血壓的變化而舒縮時，張力換能器探頭9可將血管位 移的變化轉(zhuǎn)化成電阻的變化，電阻的變化經(jīng)張力導(dǎo)線10傳至張力換能器， 變成電流的變化，再經(jīng)計算機(jī)轉(zhuǎn)化成血管位移的變化，代表血管容積的化。將血管容積的變化和血壓的變化代入血管的順應(yīng)性的計算公式，即可 得出血管的順應(yīng)性，而且是連續(xù)變化的順應(yīng)性。
實(shí)施例2:參見圖2，血管外貼法將壓變電阻制成的壓力換能器的探
頭4緊貼血管外膜3 ，再把探頭4和血管6—同固定在一個內(nèi)徑不大于血流阻 斷時血管外徑的鋼性筒形套7內(nèi)。當(dāng)放開動脈夾后，血管腔8內(nèi)血液充盈， 壓力增大，彈性貯器血管的直徑會隨著動脈壓的升高而增大，而壓力換能 器的壓變電阻探頭4處的血管因固定在筒形套7內(nèi)，其血管直徑不能隨血壓 的升降而變化，血管內(nèi)的壓力會傳遞到壓變電阻探頭4上，引起電阻的變 化，電阻的變化經(jīng)導(dǎo)線5傳至換能器將電阻的變化轉(zhuǎn)化為電流的變化，經(jīng) 計算機(jī)轉(zhuǎn)變成血壓。可連續(xù)記錄血壓的變化。本發(fā)明還可以在鋼性筒形套 7上安裝有一個張力換能器，即將帶有張力導(dǎo)線10的張力換能器的探頭9一 端固定在鋼性筒套上，另一端與血管壁外膜3緊密接觸。將血管容積的變 化和血壓的變化代入血管的順應(yīng)性的計算公式，即可得出血管的順應(yīng)性， 而且是連續(xù)變化的順應(yīng)性。
血壓是血管內(nèi)的血液對于單位面積血管壁的側(cè)壓力，是血液循環(huán)的動 力。要保持一定的血壓，需要有三條基本條件①足夠循環(huán)血量是血壓形 成的基礎(chǔ)，如果循環(huán)血量不足，血管壁處于塌陷狀態(tài)，便失去形成血壓的 基礎(chǔ)。②心室收縮射血所產(chǎn)生的動力和血液在血管內(nèi)流動所受到的阻力間 的相互作用。當(dāng)心室收縮射血時，血液對血管壁產(chǎn)生了側(cè)壓力，這是動脈 壓力的直接來源。當(dāng)血液在血管內(nèi)流動，由于血液有形成分之間以及血液 與血管之間摩擦?xí)a(chǎn)生很大阻力，血液不能全部迅速通過，部分血液潴留 在血管內(nèi)，充盈和壓迫血管壁形成動脈血壓。所以，動脈血壓的形成是心 臟射血和外周阻力相互作用的結(jié)果。③大血管壁的彈性作用。大動脈有彈 性回縮作用。在心室收縮射血過程中，由于外周阻力的存在，大動脈內(nèi)的血液不可能迅速流走，在血液壓力的作用下，大動脈壁的彈力纖維被拉長， 管腔擴(kuò)大，心臟收縮時所釋放的能量， 一部分從動能轉(zhuǎn)化成位能，暫時貯 存在大動脈壁上。當(dāng)心臟舒張時，射血停止，血壓下降，于是大動脈壁原 被拉長的纖維發(fā)生回縮，管腔變小，位能又轉(zhuǎn)化為動能，推動血液流動， 維持血液對血管壁的側(cè)壓力。
由此可見，心室收縮力和外周阻力是形成血壓的基本因素，而大動脈 管壁的彈性是維持舒張壓的重要因素，足夠的循環(huán)血量是形成血壓的前 提。
物體的應(yīng)力(stress)是指物體內(nèi)單位面積上的彈性內(nèi)力；彈性內(nèi)力 的作用使物體具有恢復(fù)原狀的趨勢，其大小與外加拉伸力大小相等而方向 相反。物體的應(yīng)變(strain)是物體受外力作用時，其線度、形狀和體積 的改變量與原來相應(yīng)的線度、形狀和體積之比。圖3顯示了主動脈彈力組 織的應(yīng)力-應(yīng)變關(guān)系。楊氏模量(Young modulus)是物體在在法向外力作 用下線度發(fā)生變化時，在彈性范圍內(nèi)，應(yīng)力與相應(yīng)應(yīng)變的比值。
文獻(xiàn)報道，大鼠頸總動脈拉伸最大載荷為3.828 土0.26N，最大應(yīng)力 為1.779±0.31 MPa ，最大應(yīng)變?yōu)?.62±0. 16 %，彈性模量為165. 9± 18. 6 MPa，延伸率為23. 25±3. 6 %。大鼠腦膜中動脈最大載荷為3. 732± 0. 38 N，最大應(yīng)力為1. 814±0. 42 MPa，最大應(yīng)變?yōu)?. 37±0. 22 %，彈性 模量為171.6±26.2 MPa，延伸率為25.72士2.9 % (鄭廣翔，孫萃，馬洪 順.頸總動脈與腦膜中動脈拉伸實(shí)驗研究[J].試驗技術(shù)與試驗，2006(4): 8-11)。
血管的彈性及力學(xué)特征主要取決于血管的平滑肌、彈性纖維和膠原纖 維。平滑肌易變形，在較小的應(yīng)力下能產(chǎn)生較大的形變，楊氏模量僅為 103 105 N/m2;彈性纖維的楊氏模量也較小，約為(3 6) X 105 N/m2;彈性纖維的楊氏模量較大，約為109N/m2;抗張強(qiáng)度很高(王芝云主編. 醫(yī)用物理學(xué)[M].科學(xué)出版社2001年第1版17-23)。不同血管的管壁內(nèi) 平滑肌、彈性纖維和膠原纖維的含量不同，因而具有不同的力學(xué)性質(zhì)。血管壁可分為內(nèi)膜、中膜、外膜。內(nèi)膜由內(nèi)皮細(xì)胞、基質(zhì)膜和一層纖 細(xì)的膠原纖維，彈性纖維和平滑肌細(xì)胞等組成的松散的聚集物構(gòu)成，中膜 是平滑肌組織，可分為若干的同心的彈性層殼。由一些膠質(zhì)纖維和彈性纖 維穿過層殼的上窗口，以三維的形式緊緊連在一起。血管壁的力學(xué)性質(zhì)主 要取決于中膜,后者又取決于其中膠原纖維和平滑肌的性質(zhì)、含量及空間 構(gòu)型。血管的膠原纖維使膠原組織具有一定的強(qiáng)度和剛度。彈性纖維使血 管具有一定的伸縮性。外膜是疏松的結(jié)締組織。當(dāng)用動脈夾夾住血管，阻斷血流，血管中的壓力等于或接近O時，血 流對血管壁產(chǎn)生的壓力等于或接近O，血管壁處于松弛狀態(tài)(圖4)。當(dāng)放 開動脈夾，血管內(nèi)的血壓恢復(fù)，血液向血管壁施加側(cè)壓力。作為彈性組織 的血管，在壓力的作用下產(chǎn)生應(yīng)變，其應(yīng)變消耗的壓力等于血液向血管壁 施加的側(cè)壓力(圖5)。動脈血管的應(yīng)力-應(yīng)變曲線見圖6。從圖6可以看出， 動脈的伸長量隨應(yīng)力(壓力)的增加而變大，但不成直線關(guān)系。在血管內(nèi) 壓力較小時，血管平滑肌、彈性纖維和膠原纖維的伸長量較小，動脈的直 徑增加較小(圖7);血管內(nèi)壓力較大時，血管平滑肌、彈性纖維和膠原纖 維的伸長量較大，動脈的直徑增加較大(圖8)。本發(fā)明用一個鋼性的筒形 套7套在血管的外周，阻止了血管的擴(kuò)張，因而使血管平滑肌、彈性纖維 和膠原纖維失去了應(yīng)力-應(yīng)變特性，即血管管壁在遇到血壓變化時，不產(chǎn) 生應(yīng)變，不發(fā)生擴(kuò)張。壓變電阻制成的壓力換能器的探頭4緊貼在血管外 膜3與鋼性筒形套7內(nèi)，血壓的變化可被壓力換能器的探頭感受，產(chǎn)生電流 的變化，再經(jīng)計算機(jī)轉(zhuǎn)化成血壓值。該電阻的變化與血壓的變化成正比。對于較大的動脈可將用壓變電阻制成的壓力換能器的探頭4植入血管的肌 層2與內(nèi)膜1之間。由于動脈內(nèi)膜的收縮性很弱，因而探頭4可在血管內(nèi)膜 下(圖l)感受血管內(nèi)血壓的變化。 脈搏的測量由于壓力感受器可感受血壓的連續(xù)變化，能把每個心動周期的血壓變 化靈敏地記錄下來，再根據(jù)血壓波峰間距計算脈搏率，由于脈搏率等于心 率。即連續(xù)顯示血壓和脈搏率(心率)的變化。血管順應(yīng)性(彈性)的測量血管的順應(yīng)性(compliance)是指血管內(nèi)的壓力每改變lramHg時血管 容積的改變值。即C:AV/AP式中C為血管的順應(yīng)性，AV和AP分別表示血管容積和壓力的變化值。 按圖9的方法，在鋼性筒套上安裝一個張力換能器，即將張力換能器 的探頭9一端固定在鋼性筒套上，另一端與血管外膜3緊密接觸，當(dāng)血管壁 隨著血壓的變化而舒縮時，張力換能器探頭可將血管位移的變化轉(zhuǎn)化成電 阻的變化，電阻的變化經(jīng)張力導(dǎo)線10傳至張力換能器，變成電流的變化， 再經(jīng)計算機(jī)轉(zhuǎn)化成血管位移的變化，代表血管容積的變化。將血管容積的 變化和血壓的變化代入血管的順應(yīng)性的計算公式，即可得出血管的順應(yīng) 性，而且是連續(xù)變化的順應(yīng)性。本發(fā)明可用于麻醉動物血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的測量；本發(fā)明可用 于臨床病人血壓和脈搏的有創(chuàng)監(jiān)測；本發(fā)明可用于清醒動物的血壓、脈搏 和血管順應(yīng)性的遙感測量。
權(quán)利要求
1、不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法，其特征在于首先用動脈夾夾住血管(6)，阻斷血流，在阻斷處的遠(yuǎn)心端，縱向切開血管壁的外膜(3)，分離肌層(2)，將壓變電阻制成的壓力換能器的探頭(4)植入血管的肌層(2)與血管內(nèi)膜(1)之間，用生物膠封口并固定壓力換能器的輸出導(dǎo)線(5)，壓力導(dǎo)線(5)將壓電訊號傳至放大器，經(jīng)計算機(jī)處理，連續(xù)顯示血壓和脈搏的變化。
2、 根據(jù)權(quán)利要求l所述的不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng) 性的方法，其特征在于所說的血管外側(cè)還套裝有一鋼性筒形套(7)， 在鋼性筒形套(7)上安裝一個張力換能器，即將帶有張力導(dǎo)線(10)的 張力換能器的探頭(9) 一端固定在鋼性筒形套(7)上，另一端與血管壁 外膜(3)緊密接觸。
3、 不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法，其特征在 于將壓變電阻制成的壓力換能器的探頭(4)緊貼在血管外膜(3)上， 再把探頭(4)和血管(6) —同固定在一個鋼性筒形套(7)內(nèi)，壓力換 能器的輸出導(dǎo)線(5)將壓電訊號傳至放大器，經(jīng)計算機(jī)處理，連續(xù)顯示 血壓和脈搏的變化。
4、 根據(jù)權(quán)利要求3所述的不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng) 性的方法，其特征在于所說的鋼性筒形套(7)上還安裝有一個張力換 能器，即將帶有張力導(dǎo)線(10)的張力換能器的探頭(9) 一端固定在鋼 性筒套上，另一端與血管壁外膜(3)緊密接觸。
5、 根據(jù)權(quán)利要求2和3所述的不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血 管順應(yīng)性的方法，其特征在于所說的鋼性筒形套(7)的內(nèi)徑不大于血 流阻斷時血管的外徑。
全文摘要
不插入血管腔內(nèi)測量血壓、脈搏和血管順應(yīng)性的方法。用動脈夾阻斷血流，在阻斷遠(yuǎn)心端將壓變電阻組成的壓力換能器探頭植入血管肌層與內(nèi)膜之間，用生物膠封口；或?qū)鹤冸娮杼筋^緊貼血管外膜，再把探頭和血管一同固定在一個鋼性的筒形套內(nèi)，當(dāng)放開動脈夾后，血管腔內(nèi)壓力增大，壓力傳遞到壓變電阻探頭上，引起電阻的變化，轉(zhuǎn)化為電流的變化，經(jīng)計算機(jī)轉(zhuǎn)變成連續(xù)記錄的血壓變化。同時根據(jù)血壓波峰間距計算脈搏，記錄脈搏變化。在筒套上安裝一個張力換能器，將血管位移的變化轉(zhuǎn)化成電阻的變化，再轉(zhuǎn)化成血管位移的變化，代表血管容積的變化，計算連續(xù)變化的血管順應(yīng)性。本發(fā)明不阻斷被測處血管遠(yuǎn)端的血流，因而不影響其支配臟器的血液供應(yīng)。
文檔編號A61B5/024GK101248988SQ20081001763
公開日2008年8月27日 申請日期2008年3月6日 優(yōu)先權(quán)日2008年3月6日
發(fā)明者靜 劉, 孟新芳, 蕾 曹, 曹永孝 申請人:西安交通大學(xué)