專利名稱：生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型涉及一種測取生物活體(尤其是人體)組織血液灌注率的無損測量儀器，特別涉及一種通過對生物體表施加一調(diào)頻調(diào)幅的平面簡諧熱流，并測取由此引起的體表溫度響應(yīng)與所給定簡諧熱流之間的相位差來獲取血液灌注率的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器。
活體組織中的血液灌注率是指在毛細(xì)血管網(wǎng)、小動(dòng)脈及小靜脈之間的單位體積血流率(單位為ml/s/ml)，其大小對組織內(nèi)氧氣、營養(yǎng)物質(zhì)、藥物的傳輸以及傳熱等具有重要的影響作用，因而血液灌注率的測量對疾病診斷、藥物輸送、腫瘤熱療、燒傷醫(yī)治等大量的臨床應(yīng)用具有重要意義。
在各種測量血液灌注率的儀器中，利用生物組織的熱響應(yīng)規(guī)律進(jìn)行灌注率測量的儀器，因其簡捷性和價(jià)格低廉而備受注目，比如，Chato在“一種測取生物材料熱物性的方法”(Chato J C.A method for measurement of the thermal properties ofbiological material.ASME Symp Ser，Thermal Problems in Biotechnique.196816～25.)中提供了一種利用球形探頭測取血液灌注率的等溫加熱裝置，但該測量儀器在實(shí)際測取生物活體組織血液灌注率時(shí)，必須經(jīng)離體和在體兩步，因而不能很好的反映在體時(shí)的特性；Chen等在“測量活體組織熱導(dǎo)率的脈沖衰減法”(Chen M M，Holmes KR，and Rupinskas V.Pulse-decay method for measuring the thermal conductivity of livingtissues.ASME J Biomech Eng.1981；103253～260)中涉及到一種等熱流脈沖測量儀器，其結(jié)構(gòu)仍然采用球形探頭，熱提取的是溫度信號(hào)，該方法及其推廣形式，如Arkin等在“測量局部組織熱導(dǎo)率和血液灌注率的熱脈沖衰減技術(shù)的敏感性分析”(ArkinH，Holmes K R，Chen M M，and Bottje W G.A sensitivity analysis of the thermal pulsedecay method for measurement of local tissue conductivity and blood perfusion.ASME JBiomech Eng.1986；108208～214.)涉及的熱脈沖衰減技術(shù)是活體血液灌注率測試方法的另一個(gè)重要進(jìn)步。此外，雖然也發(fā)展過一些其他形式的熱測試技術(shù)，但基本上都是圍繞這幾方面展開的變形和改進(jìn)。這些方法均為有損，即探針的插入會(huì)造成組織創(chuàng)傷甚至局部感染，顯然對于推廣到人體測試十分不利。正因?yàn)槿绱?，無損測取血液灌注率長期成為眾多學(xué)者追求的目標(biāo)。Anderson等在“采取聚焦超聲熱源及組織表面溫度測定來測量血液灌注率的無損傷方法”(Anderson G T，Burnside G.Anoninvasive technique to measure perfusion using a focused ultrasound heating sourcesand a tissue surface temperature measurement.Proc Advance in Measuring andComputing Temperatures in Biomedicine.1990；14731～35.)中，曾采用超聲對生物體施以簡諧熱作用，并監(jiān)測皮膚表面的溫度響應(yīng)，然后利用此溫度響應(yīng)通過數(shù)值求解Pennes方程來估計(jì)血液灌注率。該法雖然無損，但須事先確定超聲波束的各種參數(shù)，需要兩步加熱，且其焦距的調(diào)節(jié)難于把握。另一類無損方法建立在體表熱流通量的測量[“采用極小插入探針估計(jì)血液灌注率”(Scott E P，Robinson P，and Diller TE.Estimation of blood perfusion using a minimally invasive blood perfusion probe.Advances in Biological Heat and Mass Transfer.1997；37205～212.)]，即通過理論預(yù)測值與實(shí)際測量溫度和熱流之間的擬合來估計(jì)灌注率，該法中體表接觸熱阻對血液灌注率的估計(jì)影響極大。Liu和Xu在“采用皮膚表面溫度響應(yīng)與正弦加熱之間相位移估計(jì)血液灌注率”(Liu J，Xu L X.Estimation of blood perfusion using phase shift intemperature response to sinusoidal heating at the skin surface.IEEE Trans on BiomedicalEngineering.1999；461037～1043.)中，新近提出了通過兩步加熱測取體表溫度及體表熱流之間的相位移動(dòng)來獲取血液灌注率的方法。由于該法利用的只是體表熱信息，因而具有完全的無損傷性，其顯著優(yōu)點(diǎn)是體表接觸熱阻的影響可大為削弱。利用相移測取血液灌注率的思想曾由Patera等在“通過測量熱流及溫度之間的相位移預(yù)測血液灌注率”(Patera A T，Mikic B B，Eden G，and Bowman H F.Prediction of tissueperfusion from measurement of the phase shift between heat flux and temperature.Advances in Bioengineering，Winter Annual Meeting of the American Society ofMechanical Engineers.1979；187～191.)中提出過，但其模型過于簡化，將組織內(nèi)初始溫度考慮為常數(shù)，不能很好的反映實(shí)際情況，從而使得利用不同時(shí)段溫度信號(hào)計(jì)算灌注率的結(jié)果不一致，由于這些原因，該思路在實(shí)際產(chǎn)品中尚未被應(yīng)用。
本實(shí)用新型目的在于克服上述已有的測取生物活體組織血液灌注率的測量儀器的諸多缺陷及不足，提供一種結(jié)構(gòu)簡單、使用方便、成本低的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器。
本實(shí)用新型的實(shí)施方案如下本實(shí)用新型提供的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，包括低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器、功率放大器、信號(hào)采集與處理器，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器外接電源，其輸出端接功率放大器輸入端，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器將電源電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換調(diào)制成低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)后輸出給功率放大器，其中Vm為電壓幅值，ω0為簡諧電壓信號(hào)頻率；其特征在于還包括加熱平片3，加熱平片3上繞有發(fā)熱元件，加熱平片3的輸入端覆有絕熱材料4，輸出端粘貼一導(dǎo)熱平片5，功率放大器4的輸出端連接繞在加熱平片3上的發(fā)熱元件，功率放大器將輸入的低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)放大為電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)，并將放大后的電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)施加到其上繞有發(fā)熱元件的加熱平片3上，其中Vm*為增大后的電壓振幅，導(dǎo)熱平片5的內(nèi)、外兩側(cè)表面上的測點(diǎn)1和測點(diǎn)2處各設(shè)置一熱電偶，與測點(diǎn)1相連的熱電偶及與生物體表相連的熱電偶分別連接信號(hào)采集與處理器；所述的低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器的頻率在0.01Hz-10Hz范圍內(nèi)；所述的導(dǎo)熱平片的材料為低熱導(dǎo)率材料，如玻璃鋼等；所述的導(dǎo)熱平片的面積為1cm-16cm，厚度為0.1cm-1cm；所述的繞于導(dǎo)熱平片上的發(fā)熱元件為金屬電阻絲；所述的覆于導(dǎo)熱平片上的輸入端的絕熱材料為泡沫或真空腔等；加熱平片內(nèi)發(fā)熱元件輸入端與輸出端之間的電阻為1-500Ω；所述的信號(hào)采集與處理器為計(jì)算機(jī)或單片機(jī)。
其工作原理為本實(shí)用新型提供的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，包括低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器、功率放大器、薄加熱平片、信號(hào)采集與處理器，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器外接電源，電源電壓信號(hào)經(jīng)低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器轉(zhuǎn)換調(diào)制成低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)，其中Vm為電壓幅值，ω0為簡諧電壓信號(hào)頻率，其在0.01□10Hz范圍內(nèi)，此簡諧電壓信號(hào)Vmcos(ω0t)經(jīng)功率放大器進(jìn)行放大，放大后的輸出電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)，其中Vm*為增大后的電壓振幅，此時(shí)，振幅增大而頻率不變；再將功率放大器放大后的輸出電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)施加到其上繞有電熱元件的薄加熱平片上，設(shè)薄加熱平片內(nèi)發(fā)熱元件輸入端與輸出端之間的電阻為R，則整個(gè)薄加熱平片內(nèi)的發(fā)熱量Q=[Vm*cos](ω0t)2R=Vm*2R1-cos(2ω0t)2]]>，薄加熱平片的一端覆有絕熱材料，薄加熱平片所產(chǎn)生的熱量從輸出端傳出，若設(shè)薄加熱平片面積為F，則薄加熱平片輸出的平均熱流密度q=QF=q0′′+q-w′′cos(ωt)]]>，其中q0′′=Vm*22RF]]>為熱流密度的定常部分，而qw′′=-Vm*22RF]]>為簡諧加熱熱流的振幅，ω＝2ω0為簡諧熱流的頻率。由此可產(chǎn)生測量血液灌注率所需的簡諧加熱熱流。該瞬態(tài)簡諧加熱熱流的測量通過如下方法實(shí)現(xiàn)，即在薄發(fā)熱平片輸出端粘貼一薄導(dǎo)熱平片，并在該導(dǎo)熱平片內(nèi)、外兩側(cè)表面上的點(diǎn)1和點(diǎn)2處各設(shè)置一熱電偶，用和點(diǎn)1和點(diǎn)2相連的熱電偶測出加熱過程中兩處的瞬態(tài)溫度信號(hào)T1和T2，根據(jù)Fourier定理，即可得到流過薄加熱平片的熱流q=-k∂T∂x≈-kT2-T1Δx]]>，其中Δx為薄加熱平片厚度，k為薄加熱平片的熱導(dǎo)率，點(diǎn)2處溫度T2為生物體表的瞬態(tài)溫度；將熱流q和點(diǎn)2處溫度信號(hào)T2傳送給信號(hào)采集與處理器進(jìn)行分析處理，讀出簡諧熱流與準(zhǔn)穩(wěn)態(tài)下溫度響應(yīng)信號(hào)之間的恒定相位差(這一相位差是一個(gè)隨時(shí)間變化的量，只有經(jīng)歷足夠長的時(shí)間后，該相位差才恒定，讀出此時(shí)的相位差)，并利用公式ωb=ωtg(2φ)(ml/s/ml)]]>，求出所測試組織的血液灌注率ωb，所述的信號(hào)采集與處理器可采用計(jì)算機(jī)或單片機(jī)。
使用本實(shí)用新型的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器來進(jìn)行生物活體組織血液灌注率的測取時(shí)，只需測定測點(diǎn)1、測點(diǎn)2兩點(diǎn)處的溫度T1和T2，簡單方便。為盡可能減小熱流q的測量誤差，T1與T2的差值應(yīng)盡可能大，對同一熱流，k則盡可能小，薄加熱平片應(yīng)選擇熱導(dǎo)率盡可能小的材料，如玻璃鋼等；為減小薄加熱平片與體表組織間的接觸熱阻，本儀器在使用時(shí)可配合使用高熱導(dǎo)率油脂，供測量時(shí)涂在體表及導(dǎo)熱片之間以增大測試精度。上述加熱中，受簡諧熱流的作用，組織溫度需要一定時(shí)間才能達(dá)到準(zhǔn)穩(wěn)態(tài)，只有在這一時(shí)間之后讀出的相位才有意義。判斷該時(shí)間的方法一方面可通過觀察體表瞬態(tài)溫度響應(yīng)曲線來判斷，另一方面可由公式ωbt＝1近似確定，比如若組織的血液灌注率ωb≈0.002ml/s/ml，則組織溫度趨于穩(wěn)態(tài)約需時(shí)間t≈8.3分鐘，而對ωb≈0.01ml/s/ml，則組織溫度趨于穩(wěn)態(tài)僅需t≈1.67分鐘。當(dāng)然，在不能判斷血液灌注率的數(shù)值范圍時(shí)，一般為準(zhǔn)確起見，可以盡量延長加熱時(shí)間；另一方面，從體表開始被加熱時(shí)得到的類似簡諧形式的溫度響應(yīng)也提供了測量血液灌注率所需的相位信息，但這需要從實(shí)測到的體表溫度響應(yīng)曲線中提取到簡諧信號(hào)并讀出其與熱流之間的相位差。這一途徑可使小量血液灌注率(因?yàn)榇藭r(shí)，組織溫度受常熱流作用時(shí)達(dá)到平衡的時(shí)間較長)的測量時(shí)間大為縮短，但在儀器實(shí)現(xiàn)上要多加濾波電路和分析電路。
以下結(jié)合附圖和具體實(shí)施例進(jìn)一步詳細(xì)描述本實(shí)用新型附


圖1為本實(shí)用新型的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器結(jié)構(gòu)框圖；附圖2為本實(shí)用新型薄加熱平片的結(jié)構(gòu)示意圖；附圖3為血液灌注率測量過程中加熱平片熱流和生物體表溫度響應(yīng)的監(jiān)測的示意圖。
其中測點(diǎn)1、2加熱平片3絕熱材料4導(dǎo)熱平片5 生物組織6由
圖1、2可知，本實(shí)用新型提供的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，包括低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器、功率放大器、加熱平片3、信號(hào)采集與處理器；低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器外接電源，并將電源電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換調(diào)制成低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)后輸出給功率放大器，其中Vm為電壓幅值，ω0為簡諧電壓信號(hào)頻率；功率放大器將輸入的低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)放大為電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)，并將放大后的電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)施加到其上繞有發(fā)熱元件的加熱平片3上，其中Vm*為增大后的電壓振幅；繞有發(fā)熱元件的加熱平片3的輸入端覆有絕熱材料4，輸出端粘貼一導(dǎo)熱平片5，該薄導(dǎo)熱平片5的內(nèi)、外兩側(cè)表面上的測點(diǎn)1和測點(diǎn)2處各設(shè)置一熱電偶(圖中未示)，與測點(diǎn)2相連的熱電偶連接生物體表，將與測點(diǎn)1相連的熱電偶及與生物體表相連的熱電偶分別連接于信號(hào)采集與處理器。
所述的低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器的頻率在0.01Hz-10Hz范圍內(nèi)，本實(shí)施例中，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器為一種正弦信號(hào)發(fā)生器，其頻率在0.01Hz或5Hz或10Hz；所述的導(dǎo)熱平片的材料為低熱導(dǎo)率材料，如玻璃鋼等，本實(shí)施例中，導(dǎo)熱平片用玻璃鋼制成，其面積為1cm或10cm或16cm，厚度為0.1cm或0.1cm或1cm。
繞于導(dǎo)熱平片上的發(fā)熱元件為金屬電阻絲，本實(shí)施例為銅絲。
覆于導(dǎo)熱平片上的輸入端的絕熱材料為高隔熱性能材料，本實(shí)施例為泡沫塑料材料。
加熱平片內(nèi)發(fā)熱元件輸入端與輸出端之間的電阻為1-500Ω，本實(shí)施例中，其電阻為1Ω或300Ω或500Ω。
所述的信號(hào)采集與處理器可為計(jì)算機(jī)或單片機(jī)，本實(shí)施例中，信號(hào)采集與處理器采用計(jì)算機(jī)單片機(jī)，也可采用計(jì)算機(jī)。
工作時(shí)，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器外接電源，電源電壓信號(hào)經(jīng)低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器轉(zhuǎn)換調(diào)制成低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)，其中Vm為電壓幅值，ω0為簡諧電壓信號(hào)頻率為0.01—10Hz；此簡諧電壓信號(hào)經(jīng)功率放大器放大，放大后的輸出電壓信號(hào)為Vm*cos(ω0t)，其中Vm*為增大后的電壓振幅，此時(shí)，電壓振幅增大而頻率不變；再將功率放大器的輸出電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)施加到其上繞有電熱元件的加熱平片3上，設(shè)薄加熱平片3內(nèi)發(fā)熱元件輸入端與輸出端之間的電阻為R，則整個(gè)加熱平片3內(nèi)的發(fā)熱量為Q=[Vm*cos](ω0t)]2R=Vm*2R1-cos(2ω0t)2]]>，如圖2所示，加熱平片3的輸入端(左側(cè))覆有泡沫塑料，絕熱材料4，薄加熱平片3所產(chǎn)生的熱量將從輸出端(圖2的右側(cè)端)傳出，加熱平片3面積為F為，則加熱平片3輸出的平均熱流密度為q=QF=q0′′+q-w′′cos(ωt)]]>，其中q0′′=Vm*22RF]]>為熱流密度的定常部分，而qw′′=Vm*22RF]]>為簡諧加熱熱流的振幅，ω＝2ω0為簡諧熱流的頻率。由此可產(chǎn)生測量血液灌注率所需的簡諧加熱熱流。該瞬態(tài)簡諧加熱熱流的測量采用圖3所示的方法實(shí)現(xiàn)，即在發(fā)熱元件(實(shí)際為一平片)輸出端緊貼的一導(dǎo)熱平片5的內(nèi)、外兩側(cè)表面上所設(shè)的測點(diǎn)1和測點(diǎn)2處各設(shè)置一熱電偶(圖中未示)，用測點(diǎn)1和測點(diǎn)2相連的熱電偶測出加熱過程中兩測點(diǎn)處的瞬態(tài)溫度信號(hào)T1和T2，根據(jù)Fourier定理，可得到流過加熱平片3的熱流q=-k∂T∂x≈-kT2-T1Δx]]>，其中Δx為薄加熱平片的厚度，由設(shè)計(jì)時(shí)給定，本實(shí)施例其厚度為0.1cm或0.5cm或1cm，k為薄加熱平片5的熱導(dǎo)率，本實(shí)施例其為0.1w/m.℃或5w/m.℃或10w/m.℃；為盡可能減小q的測量誤差，T1與T2的差值應(yīng)盡可能大，因此對同一熱流，k則盡可能小，所以加熱平片3應(yīng)選擇熱導(dǎo)率較小的材料，本實(shí)施例選用玻璃鋼等。與測點(diǎn)2相連的熱電偶與生物體表相連，因而，測點(diǎn)2處所測得的溫度T2即為生物體表的瞬態(tài)溫度。由上述步驟可見，只要測出測點(diǎn)1、2處的瞬態(tài)溫度，則簡諧加熱過程中的生物體表溫度和熱流即可監(jiān)測出，因此本實(shí)用新型的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器的結(jié)構(gòu)十分簡單，使用非常方便；之后，將測得的熱流(q)和溫度信號(hào)T2傳輸給
圖1所示的信號(hào)采集與處理器進(jìn)行分析處理在得到溫度和熱流信號(hào)后，經(jīng)比較得出簡諧熱流與準(zhǔn)穩(wěn)態(tài)下溫度響應(yīng)信號(hào)之間的恒定相位差，并利用公式ωb=ωtg(2φ)(ml/s/ml)]]>求出所測試組織的血液灌注率ωb。所以整套儀器中所需測定的數(shù)據(jù)僅是測點(diǎn)1、2兩點(diǎn)處的溫度T1和T2。為減小加熱平片3與體表組織6間的接觸熱阻，本儀器在使用時(shí)可配合使用高熱導(dǎo)率油脂，供測量時(shí)涂在生物體表及導(dǎo)熱平片5之間以增大測試精度。
權(quán)利要求1一種生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，包括低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器、功率放大器、信號(hào)采集與處理器，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器外接電源，其輸出端接功率放大器輸入端，低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器將電源電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換調(diào)制成低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)后輸出給功率放大器，其中Vm為電壓幅值，ω0為簡諧電壓信號(hào)頻率；其特征在于還包括加熱平片(3)，加熱平片(3)上繞有發(fā)熱元件，加熱平片(3)的輸入端覆有絕熱材料(4)，輸出端粘貼一導(dǎo)熱平片(5)，功率放大器(4)的輸出端連接繞在加熱平片(3)上的發(fā)熱元件，功率放大器將輸入的低頻簡諧電壓Vmcos(ω0t)放大為電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)，并將放大后的電壓信號(hào)Vm*cos(ω0t)施加到其上繞有發(fā)熱元件的加熱平片3上，其中Vm*為增大后的電壓振幅，導(dǎo)熱平片(5)的內(nèi)、外兩側(cè)表面上的測點(diǎn)1和測點(diǎn)2處各設(shè)置一熱電偶，與測點(diǎn)1相連的熱電偶及與生物體表相連的熱電偶分別連接信號(hào)采集與處理器。
2.權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器的頻率在0.01Hz-10Hz范圍內(nèi)。
3.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的導(dǎo)熱平片的材料為低熱導(dǎo)率材料。
4.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的導(dǎo)熱平片的面積為1cm-16cm，厚度為0.1cm-1cm。
5.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的繞于導(dǎo)熱平片上的發(fā)熱元件為金屬電阻絲。
6.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的覆于導(dǎo)熱平片上的輸入端的絕熱材料為高隔熱性能材料。
7.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于所述的信號(hào)采集與處理器為計(jì)算機(jī)或單片機(jī)。
8.按權(quán)利要求1所述的生物活體組織血液灌注率的無損測量儀器，其特征在于加熱平片內(nèi)發(fā)熱元件輸入端與輸出端之間的電阻為1-500Ω。
專利摘要本生物活體血液灌注率的無損測量儀器:與電源相連的低頻簡諧信號(hào)發(fā)生器、功率放大器、加熱平片、信號(hào)采集與處理器;信號(hào)發(fā)生器輸出低頻簡諧電壓給功率放大器,功率放大器將其放大后施加到其上繞有發(fā)熱元件的加熱平片上,其輸入端覆有絕熱材料,輸出端粘貼導(dǎo)熱平片,薄導(dǎo)熱平片內(nèi)、外兩側(cè)表面上測點(diǎn)1、2處有熱電偶,測點(diǎn)2處熱電偶連生物體表,兩熱電偶與信號(hào)采集與處理器相連,只需測得1、2處溫度,便可得出生物活體血液灌注率。
文檔編號(hào)A61B5/00GK2465655SQ0023447
公開日2001年12月19日 申請日期2000年5月11日 優(yōu)先權(quán)日2000年5月11日
發(fā)明者劉靜, 徐學(xué)敏, 周一欣, 鄧中山 申請人:中國科學(xué)院低溫技術(shù)實(shí)驗(yàn)中心