用于自主神经病变的无创检测系统及其方法

摘要

本发明涉及用于自主神经病变的无创检测系统及其方法。本发明的自主神经病变的无创检测系统包括：电极阵列、电压基准模块、开关阵列、测量模块、可调电阻、离散电压模块、中央处理器和分析模块等。在预判人体的电阻和电容效应等效电阻之后，用可调精密电阻来实现人体电阻变化、电容效应的等效电阻；接着进行受试通路的判断；在测试并存储电极两极的电压和电路中可调精密电阻的电压之后，进行数据处理，生成I～U曲线图，从而获得一组斜率数据；根据斜率数据对比病理数据库进行自主神经病变特征分析，得出受试者属于何种病理状况，并输出结果。

说明书

技术领域

本发明涉及医疗器械，主要涉及一种用于自主神经病变的无创检测系统及 其检测方法。

背景技术

自主神经病变是由于支配心脏和血管的自主神经纤维受损导致心率控制 和血管动力异常，它是糖尿病并发症最早期的病变。流行病学调查显示，具有 糖尿病自主神经病变的患者5年致死率是无糖尿病自主神经病变的5倍。然而 糖尿病性自主神经病变多是隐性起病，患者开始往往无自觉症状，待其临床症 状出现，自主神经已出现不可逆的病理改变。

如果能够通过糖尿病自主神经病变的早期诊断，发现与糖尿病自主神经病 变有关的无痛性心肌缺血，心梗和心源性猝死的可能性，使糖尿病自主神经病 变得到早期、有效的综合治疗，就可减少糖尿病自主神经病变这些相关疾病的 发生。但是目前缺少方便、敏感的检测自主神经病变的手段。

现有对于糖尿病自主神经病变的早期检测的设备和方法，虽已有报道，但 却甚少得到临床应用。主要原因一是由于这些方法操作较为烦琐，很难得到临 床接受；二是在早期检测中除心脏自主神经病变有具体量化指标外，其它方法 均无具体标准。而皮肤交感反应、激光多普勒血流仪等传统的检查方法需要患 者的积极配合，操作难以标准化。例如，自电生理检查开展以来，神经传导速 度（QR）的测定，为糖尿病周围神经病变的早期诊断提供了客观依据。但是神 经传导速度的测定是检测有髓大纤维的传导，而糖尿病周围神经系统损害极早 期受累的多是无髓及有髓的感觉小纤维和自主神经小纤维，传统的神经传导速 度测定这些小纤维受到限制。再如，排汗运动神经轴突反射试验（QSART实验） 对无髓及有髓的感觉小纤维和自主神经小纤维测试被认为是较准确和较灵敏， 但是比较麻烦，耗费时间。又如，心率变异性(HeartR ateV ariability,H RV) 的研究对象是逐次心跳时间间隔的差别，即窦性心搏间期快慢的差异性。心率 变异性分析是早期检测自主神经病变的一个比较敏感、特异性强的非创伤性手 段。其时域分析、频域分析以及非线性动力学的各项指标对于评价自主神经病 变状态和检测早期自主神经病变均具有重要的价值，能够为临床诊断和治疗糖 尿病自主神经病变提供参考依据。然而由于心率的变化受多种因素的调节，其 应用受到条件的严格限制。

电化学方法被应用在糖尿病的无创检测上，其基于糖尿病患者越严重电化 学效应越小这个理论依据，然而，该方法忽略了由于糖尿病自主神经病变引起 的皮肤组织电阻、电容效应明显改变的因素，特别的在人体等效电阻的处理方 法上没有考虑由于电容效应造成的延迟现象，检测结果往往和临床测试结果相 差很大。而且该方法没有在糖尿病导致的自主神经病变的检测上得到应用。

然而，事实上，即使在额定的人体安全直流电压下，人体的电阻的变化在 测试开始时间内是急剧变化的，其需要长时间才能达到稳定的值。因为，在直 流电压施加到人体的瞬间，人体的每一个细胞都相当于一个微小的电容，每一 个细胞的电容效应叠加在一起，其效果对测试的结果影响是不可忽略。想要达 到精确的结果，只能靠测试的时间足够长，然而这在实际临床当中又是不现实 的，特别是测试需要施加不同的直流电压才能完成的情况下。

发明内容

提供本发明内容以便以简化的形式介绍将在以下的具体实施方式中进一步描 述的一些概念。本发明内容并不旨在专门标识所要求保护的主题的关键特征或必要 特征，也不旨在用于帮助确定所要求保护的主题的范围。

本发明提供的检测系统和方法基于人体电阻变化、电容效应、电化学变化 的综合考虑，通过施加在皮肤表面的电化学装置在特定的离散电压下测试汗液 的离子和Ph值变化情况，通过电化学参数和自主神经的病变的关系，判断自 主神经病变的情况和程度。该系统和方法消除了突变的直流电压下由于电容效 应的延迟现象，具备快速、准确、无创的特点。

本发明的用于自主神经病变的无创检测系统包括：电极阵列101、开关阵 列102、测量模块103、可调电阻104、离散电压模块105、中央处理器106和 分析模块107。电极阵列101包括用来测试汗液离子浓度和PH值变化用的传感 器电极，放置于四肢或手部、胸部、额头等部位，紧贴皮肤表面。由开关阵列 102将一对电极组成传感器接入离散电压模块105上，其他电极都采取断开方 式。各传感器电极以并联的方式连接到离散电压模块105上。可调电阻104用 来测试人体电阻和人体电容效应的等效电阻。开关阵列102与可调电阻104以 串联的方式接入测量模块103，测量模块103能测量出可调电阻104的电压和 阻值，测试结果由中央处理器106存储。中央处理器106控制离散电压模块105、 开关阵列102和测量模块103，同时对采集到的电化学信号进行处理、计算和 存储，并控制采样的频率。分析模块107连接中央处理器106，对中央处理器 106的结果进行分析，并输出分析结果。

根据本发明的检测方法包括以下步骤：通过粗调和细调两步预判人体的电 阻和电容效应等效电阻，用可调精密电阻来实现人体电阻变化、电容效应的等 效电阻；进行受试通路的判断；测试并存储电极两极的电压和电路中可调精密 电阻的电压；进行数据处理，生成I～U曲线图，获得一组斜率数据；根据斜 率数据对比病理数据库进行自主神经病变特征分析，得出受试者属于何种病理 状况，并输出结果。

通过阅读下面的具体实施方式并参考相关附图，本发明的特点和优点将显而 易见。可以理解，前述发明内容和以下的具体实施方式都是说明性的，并不限制所 要求保护的各方面。

附图说明

图1是本发明的自主神经病变检测系统的框图。

图2是本发明的自主神经病变检测方法的流程图。

图3是根据本发明一个实施例的电流-电压曲线图。

图4是根据本发明对正常人、糖耐量受损患者、糖尿病患者进行皮肤生物 电有效测试获得的皮肤生物电信号对比曲线图。

具体实施方式

下面结合附图提供的详细描述旨在作为对本发明各示例的描述，而非表示用 于解释或利用本发明各示例的唯一形式。

自主神经病是一种多因素疾病，糖尿病是其主要原因。由于糖尿病引起的自 主神经的病变会导致汗腺功能的失常，特别是在远端的肢体部位尤其明显。而汗腺 功能的失常，导致汗腺组织的纤维化，汗管闭塞，皮下的汗液减少，角质层增厚。 同时汗水的离子浓度和pH值都会变的异常。当测量皮肤的电化学性能时，汗水的 离子浓度和酸碱度因数发挥主要作用。因而就可以通过测试汗液的电化学性能来判 断糖尿病的自主神经的病变，进而也可以推出糖尿病的病变程度。

基于此，本发明提供了一种精确度高的自主神经病变检测系统。

如图1所示，根据本发明的自主神经病变检测系统包括：电极阵列101、 开关阵列102、测量模块103、可调电阻104、离散电压模块105、中央处理器 106和分析模块107。

电极阵列101包括用来测试汗液离子浓度和PH值变化用的传感器电极， 比如用锂材料、银材料、镍材料制备的能在给定的电压下与汗液的钠离子、氢 离子、氯离子等发生电化学反应的电极。电极的数量，通常2～8个，以5个 电极为例：人体左侧手部L1；人体右侧手部L2；人体腹部L3；人体左侧脚部 L4；人体右侧脚部L5。每两个电极之间可以相互组成测试用传感器。对于n（3 ≤n≤8）个电极，考虑到正负极可以进行交换，可以组成n×（n-1）个传感器 进行测试。

电极放置于四肢或手部、胸部、额头等部位，紧贴皮肤表面。本领域技术 人员可以理解，按照需要，可以增减电极数量。同时，由于人体汗液的离子浓 度非常小，为获得强度足够大的皮肤生物电信号，电极的面积应该足够大，优 选面积≥1cm²。

考虑到糖尿病病变更容易影响到远端的自主神经，而且是对称受影响，也 即左右手受到的影响是一样，同理双脚情况一样。但是手和脚的距离不一样， 因而受到的影响也即不一样，脚受到的影响要比手大。即要测试四肢的自主神 经病变，至少需要3个传感器电极，一个置于腹部、一个置于手上、一个置于 脚上。要再评价双手和双脚的对称性，需求每个手和脚都有传感器电极，优选 如上述的5个电极。可以组成20对传感器进行测试。

特别的，考虑四肢：

L1～L3和L2～L3：考察的是腹部至双手的自主神经病变。

L4～L3或L5～L3：考察的是腹部至双脚的自主神经病变。

各传感器电极以并联的方式连接到离散电压模块（105）上。

由开关阵列（102）将一对电极组成传感器接入离散电压模块（105）上， 比如L1～L3电极组合，L1电极作为阳极，其他电极都采取断开方式。

可调电阻104为可调精密电阻，作用是用来测试人体电阻和人体电容效应 的等效电阻。不同人体的电阻大小和电容效应不一样，其等效电阻通过调节可 调精密电阻来实现。可调精密电阻的可调范围在0～1MΩ，精度为100Ω。由 于电容效应的影响，人体对电压的改变的响应会有延迟现象出现，特别是在电 压改变的幅度大的情况下。为了能更精确得到出人体电阻和电容效应的等效电 阻，采取先进行大范围的粗调，得到一个小范围再进行细调。每次调节电阻阻 值大小有大到小依次递减。

开关阵列102与可调精密电阻以串联的方式接入测量模块103，测量模块 103能测量出可调精密电阻的电压，电路的电流可以由可调精密电阻的电压和 电阻计算得出，测试结果由中央处理器106存储。出于安全考虑，测量模块103 还可包括保护电路。为了防止干扰，测量模块103还可具备抗干扰电路。此外， 基于人体汗液的离子浓度非常小，电化学信号比较微弱的特点，测量模块103 还可包括具备对采集到的皮肤生物电信号进行放大和A/D转化的电路。

中央处理器106，连接到离散电压模块105、开关阵列102和测量模块103， 对它们进行控制，同时对采集到的电化学信号进行处理、计算和存储，并控制 采样的频率。

分析模块107，连接中央处理器106，进行计算分析，并输出分析结果。

图2是本发明的自主神经病变检测方法的流程图。下面以上述L1～L3为 测试电极组合为例进行阐述。将左手传感器电极L1作为-Π/2～0周期离散电 压波的正极，此时的考察的是左手的负离子浓度的变化，比如氯离子等。而0～ Π/2周期离散电压波时成为负极，考察的是正离子的浓度的变化，比如氢离子 或是钠离子等。具体的以选择传感器的材料为依据。

首先，在步骤201，预判人体的电阻和电容效应等效电阻。此步骤的目的 是使人体电阻变化、电容效应的等效电阻通过可调精密电阻来实现。不同人体 的电阻大小和电容效应不一样。可调精密电阻的范围在0～1MΩ，精度为100 Ω。由于电容效应的影响，人体对电压的改变的响应会有延迟现象出现，特别 是在电压改变的幅度大的情况下。为了能更精确得到出人体电阻和电容效应的 等效电阻，采取先进行大范围的粗调，得到一个小范围再进行细调：

首先进行粗调，以L1为阳极，L3为阴极，施加一个稳定的直流电压V，V 为0～2V的任意值，在预定的T时间内，以△R0的幅度，调节可调精密电阻的 阻值，从1MΩ逐渐减小到0，其中△R取决于时间T以及每一步的施加电压时 间t，T的范围属于（10s～300s），t的范围在（0.5s～3s），数据处理器记 录每一步可调精密电阻的电压。并找出可调精密电阻的电压近似为电源电压的 一半的点U0，即U0≈V/2，此时对应的可调精密电阻的阻值记为R0。数据处理 器将（R0+R0/2，R0-R0/2）作为下一步细调的范围。

然后进行细调，以L1为阳极，L3为阴极，施加一个稳定的直流电压V， 此处的电压与粗调的电压V一致，与粗调同样的预定时间T内，以△R的幅度， 调节可调精密电阻的阻值，从R0+R0/2逐渐减小到R0-R0/2，其中△R取决 于时间T以及每一步的施加电压时间t，其中t和粗调的每一步的施加电压时 间t一致，数据处理器记录每一步可调精密电阻的电压。并找出可调精密电阻 的电压为电源电压的一半的点U，即U=V/2，此时对应的可调精密电阻的阻值 记为R。

中央处理器106将可调精密电阻的阻值R储存，此处的可调精密电阻阻值 R不仅反映了人体的电阻，也反映了人体的电容效应，即R为人体电阻和电容 的等效电阻。

每一对电极的之间人体电阻和电容的等效电阻都经相同的测试，由中央处 理器106储存各对电极的测试阻值R。在后续的每对电极的预判激励电压范围 和测试步骤中，将可调精密电阻阻值调节至对应电极的等效电阻R。

接着进入步骤202，在这一步进行受试通路的判断：

将L1作为阳极和可调精密电阻串联接入到电源模块，可调精密电阻调节 至保存的L1～L3电极组合的等效电阻位置，给予阳极0～2V任意的直流电压V， 比如：1V，电压步骤持续时间t。t的范围在1～3s之间，采样频率为10～1000HZ。 处理器记录阳极LI电极的电压，阴极L3电极的电压，同时记录可调精密电阻 的电压，电化学装置中的电流是通过可调精密电阻的电压和阻值来计算出来， 阻值为对应的电极等效电阻，电流采用均值法求平均值。根据常理，设定一个 阙值I′,如果I小于阙值，判定测试不合适，发出异常通知。此时检查受试者 的姿态以及受试时异常的环境。比如皮肤的干燥程度、皮肤紧贴传感器的程度、 设备的电路问题。直至I大于阙值I′，表示测试可以进行为止。对其他的传 感器进行同样的测试。全部符合要求之后，进入步骤203。

在步骤203测试并存储电极两极的电压和电路中可调精密电阻的电压：

将L1作为阳极和可调精密电阻串联接入到离散电压模块105，可调精密电 阻调节至保存的L1～L3电极组合的等效电阻位置，离散电压模块105向阳极 电极L1施加一个离散电压，对于正弦波电压，将-Π/2～Π/2周期作为测试电 压周期，Π/2～3Π/2周期电压波也是可行，并且将此周期的正弦波电压以离 散电压的形式输出。电压的频率、幅度、相位作为缺省值已设定并储存在中央 处理器（106）里。

将-Π/2～0分为N个区间，即有N个离散电压输出，在满足测试速度的要 求下，电压区间越小越好。步骤值N范围在10～100。给定幅度为V，V取值介 于6到8V之间。

dsinωt/dt=ωcosωt

△V0=kcos0°,△V1=kcos90°/N,△Vn=kcos90°(N-1)/N.

k(kcos0°+kcos90°/N+………cos(N-1)90°/N.)=V

k=V/(kcos0°+kcos90°/N+………cos90°(N-1)/N.)

V和N值是由中央处理器106设定。k值由上述公式求出，各步骤的离散 电压大小即可求出。对于0～Π/2周期做同样处理。所有的处理由中央处理器 和离散电压模块105共同完成。每次施加离散电压的持续为t，t的范围0～3S， 也由中央处理器106控制。

由测量模块103读出每次的电极两极的电压和电路中可调精密电阻的电 压，并储存在中央处理器106里。采样频率为10～1000HZ。

交换另一对传感器电极测试，依次测试完毕。记录所有测试结果并储存。

接着进入步骤204，在这一步，由中央处理器106进行数据处理：以每对 传感器电极测试的结果为一个数据组，比如L1～L3，每一个持续步骤的电压的 数据采用均值法求出平均值。令U=U正-U负，其中U正为施加到传感器正电极 的每一个步骤的离散电压，U负为此时传感器负极的电压。检测系统中电流测 量电路的电流通过计算可调精密电阻的电流获得，记为I。

将-Π/2～0周期N个区间的数据作为一组，此组数据表明的是L1作为阳 极，L3作为阴极的电化学效应。而0～Π/2周期反应的是L3作为阳极，L1作 为阴极的电化学效应。按照糖尿病的自主神经病变的左右手受到的影响是一样 的。其曲线是以X轴对称。

在-Π/2～0周期电压波内，以U为横坐标，I为纵坐标，作I～U曲线图， 如图3所示。曲线前半部分是一条直线，直线与X轴的斜率记为K。

所有的电极组合的数据做相同的处理，所得到的斜率结果记为组合{K1 K2···Kn}。

将上述所得到的结果斜率作为下一步糖尿病自主神经病变特征分析的依 据。

进入步骤205，由分析模块107进行糖尿病自主神经病变特征分析。

根据对多例受试者（包括正常人、糖尿病但自主神经无受损者、自主神经 受损者）进行皮肤生物电有效测试，得到糖尿病但自主神经无受损者、自主神 经受损者典型的电化学曲线如图4所示，自主神经损伤程度与受试者测电化学 曲线的斜率成反向的关系，自主神经损伤越严重，斜率越小。自主神经受损的 糖尿病患者的电化学曲线斜率非常小，并且无糖尿病且自主神经没有损伤的正 常人和糖尿病但自主神经没有损伤者的斜率相当，只表现出电流大小不同而 已，糖尿病但自主神经没有损伤者的电流较小。

对于经年龄、体重指数值（BMI）校正过的所有对象，给定所有电极组合 的的电化学曲线斜率为K1～Kn。

按照糖尿病的自主神经病变的对四肢的双侧受到的影响是对称的，并且四 肢距离越远，受到的影响越大。上述组合可以直接归并考察为手～手的电化学 曲线斜率K_手，脚～脚的斜率K_脚。

将年龄(Age)、体重指数值（BMI）、K_手、K_脚、ΔK作为病理数据库的影响 因子。

基于上述因子的数据库例子说明：

基于全面考虑，自主神经分析模块是由不同的范围例子数据库组成。受试 者测试之后，所得到的结果进入到不同的数据库匹配，得出受试者属于何种病 理状况。

以上详细描述了本发明用于自主神经病的无创检测系统及其方法。以上描 述以示例的形式来提供的，并且不旨在限制本发明要求保护的范围。本领域的 技术人员可以理解所描述的本发明技术的实施例的变型以及依据本发明技术 的不同组合的实施例。