CN108024733B - 评估内皮功能的系统和方法 - Google Patents

Abstract

用于评估内皮功能的医疗诊断系统和方法包括基于拟人的和/或人口统计的变量来调节响应于刺激测量的反应性充血指标。调节的反应性充血指标提供了更准确的内皮功能反映，并可以传达给临床医生。

Description

评估内皮功能的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2015年7月1日提交的题为“SYSTEM AND METHOD OF ASSESSINGENDOTHELIAL FUNCTION”的美国临时专利申请No.62/187,793的优先权，其通过引用并入本文，如同在本文中完全阐述一样。该申请与2009年6月12日提交的美国申请No.12/483,930('980申请)，现为2011年11月15日发布的美国专利No.8,057,400B2('400专利)相关。所述'980申请和所述'400专利二者都通过引用并入本文，如同在本文中完全阐述一样。

技术领域

本发明总地涉及评估哺乳动物中的内皮功能。

背景技术

心血管疾病是发病率和死亡率的主要原因。已经显示心血管疾病的早期阶段可以通过评估响应于血流量的增加的动脉扩张的能力来诊断。响应于增加的血流量的动脉扩张程度与心血管疾病的严重程度相关。

内皮细胞构成血管的最内层并产生一氧化氮，其是动脉系统中的主要血管扩张剂。血流量的增加导致内皮细胞表面处的增加剪切应力，并启动信号通路，其导致一氧化氮合酶的磷酸化和活化，以及增加的一氧化氮的产生。内皮源性一氧化氮除了作为有效的血管扩张剂外，还能抑制动脉粥样硬化性心血管疾病的发病过程中的许多起始步骤，包括低密度脂蛋白摄取、白细胞粘附于血管壁、血管平滑肌增殖、以及血小板粘附和聚集。

肱动脉流量介导的扩张用作患者内皮源性一氧化氮的生物利用度的量度，并且其已经广泛用于大型临床研究中以无创地检测系统性内皮功能障碍。

已经开发了几种侵入性和非侵入性技术来评估内皮功能。涉及冠状动脉内或臂内输注血管活性剂的侵入性技术被认为是检测内皮功能障碍的最准确的技术。由于它们的高度侵入性，这种技术的使用是有限的，并导致了几种非侵入性技术的发展。肱动脉的超声成像是评估血管舒张反应的最常用的非侵入性技术。参见例如Mary C.Corretti等人J.Am.Coll.Cardiol.2002；39:257-265，其全部内容通过引用并入本文。它利用在臂部的五分钟袖带阻塞的动脉扩张的诱发之前和之后对肱动脉的持续心电图(EKG)门控二维超声成像。超声成像技术主要用于评估(1)血管活性药物施用引起的肱动脉直径变化；和(2)流量介导的扩张，其紧随经由在肢体周围使袖带充气而阻塞肱动脉。一旦袖带被释放，血流在内皮上引起剪切应力，进而产生诱发动脉扩张的血管活性物质。健康的人的肱动脉直径的增加高于内皮功能障碍的患者。然而，即使在健康的人中，动脉扩张的幅度也不足以通过超声成像技术可靠地确定。训练有素和经验丰富的操作者对于使用超声成像技术获取有意义的数据至关重要。这个难度限制了专业血管实验室的超声成像技术对动脉扩张的测试。

大多数现有技术不能量化递送到内皮的刺激量，也不能说明一氧化氮的其它来源，诸如由血细胞响应于由肱动脉的暂时阻塞引起的低氧血症而输送和释放的一氧化氮。已经显示，这些因素可以显著影响流量介导的扩张量，并且因此，将额外的可变性注入到不考虑这些因素的设备获得的测试结果中。

美国专利No.6,152,881(属于Rains等人)(其通过引用全部并入本文)描述了一种通过使用压力袖带基于测量的血压确定动脉容积的变化来评估内皮功能障碍的方法。在动脉阻塞之后，将压力袖带保持在舒张压附近约十分钟，直到动脉恢复到正常状态。在该时间期间测量的压力用于确定患者的内皮功能。将袖带压力施加到肢体的延长的时段影响循环，这反过来影响测量。

美国专利No.7,390,303(属于Dafni)(其通过引用全部并入本文)描述了一种评估动脉扩张和内皮功能的方法，其中使用生物阻抗技术评估肢体动脉的横截面面积的相对变化来监视导管动脉的横截面面积。生物阻抗的测量难以执行。由于生物阻抗测量涉及向患者的皮肤施加电，所以这些测量由于皮肤刺激而不能被患者容忍。此外，测量的信号变化很大。

美国专利No.7,074,193(属于Satoh等人)和No.7,291,113(属于Satoh等人)(其通过引用全部并入本文)描述了用于分别使用四阶导数和n阶导数从测量的血压的脉搏波中提取分量的方法和设备。

临床上需要一种系统和方法，其价格便宜，易于执行，非侵入性，患者耐受性良好，并且提供动脉响应于血流增加的能力指标。

发明内容

方法和诊断系统提供用于评估哺乳动物的肢体段的动脉容积的变化并用于评估哺乳动物的内皮功能。在一个方面，诊断系统确定在基线时段期间检测到的肢体段的检测到的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅，以确定肢体段的基线动脉容积。诊断系统确定在刺激已经施加到哺乳动物以诱发肢体段的动脉容积的变化时段之后的时间段期间检测到的肢体段的检测到的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅。诊断系统根据在基线处和刺激后检测到的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅，确定在刺激后时间段期间肢体段的动脉容积相对于在基线时段期间肢体的动脉容积的相对变化。

在另一方面，诊断系统通过比较在基线处和刺激后的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅来确定动脉容积的相对变化。

在另一方面，分量脉搏波是早期收缩分量。在另一方面，诊断系统通过比较基线时段期间的容积脉搏波的早期收缩分量的最大振幅和刺激后的容积脉搏波的早期收缩分量的最大振幅来确定动脉容积的相对变化。

在另一方面，诊断系统监视肢体段以检测在基线时段期间肢体段的检测到的容积脉搏波，并且监视肢体段以检测在刺激后的时段期间肢体段的检测到的容积脉搏波。

在另一方面，诊断系统施加刺激以产生反应性充血，测量反应性充血指标，基于拟人的或人口统计的变量来调节反应性充血指标以达到内皮功能指标，并将内皮功能指标传达给临床医生。

在说明书中描述的特征和优点并不是全部包括的，并且具体地，鉴于附图、说明书和权利要求，对于本领域的普通技术人员来说许多附加的特征和优点将是显而易见的。此外，应该注意的是，说明书中使用的语言主要是为了可读性和指导的目的而选择的，并且可能没有被选择为描绘或限定本发明的主题。

附图说明

图1是示出根据本发明的诊断系统的示意图。

图2是示出图1的诊断系统的框图。

图3是示出图1的诊断系统的动脉容积变化评估的操作的流程图。

图4是示出在图3的基线测试和分析期间以及在刺激后测试和分析期间施加到肢体的压力的时序图，其中阻塞提供刺激。

图5是示出在图4的基线时段和刺激后时段期间测量的脉搏波的早期收缩分量的振幅的时序图。

图6是示出如在一些实施例中测量的臂的一段的脉搏波的早期收缩分量的振幅的归一化增加与经由肱动脉的超声成像测量的肱动脉的直径的增加之间的相关性的图。

图7是示出在图4中释放阻塞之后的血流量和收缩压的时序图。

图8a和图8b是在扩展视图中分别示出在肢体的血管阻塞之前的图4的一个充气/放气周期期间和阻塞之后的图4的一个周期期间的肢体的测量的袖带压力波动的时序图。

图9是示出在图3的基线测试和分析以及刺激后测试和分析期间施加到肢体的压力的时序图，其中硝酸甘油的口服施用提供刺激。

图10是示出在图9的基线时段、刺激时段和刺激后时段期间测量的脉搏波的早期收缩分量的振幅的时序图。

图11是示出图3的动脉容积变化评估的操作的一个实施例的流程图。

图12是示出确定图3和图11的动脉容积变化评估的振幅的操作的一个实施例的流程图。

图13是示出健康人的测量的脉搏波的时序图。

图14是示出患有心血管疾病的患者的测量的脉搏波的时序图。

图15是示出确定图3和图11的操作的动脉容积变化的操作的一个实施例的流程图。

图16A和图16B是示出用于基于拟人的和/或人口统计的变量来调节反应性充血指标的过程的实施例的流程图。

具体实施方式

现在参考附图描述本发明的优选实施例，其中相同的附图标记指示相同或功能相似的元件。同样在附图中，每个附图标记的最左边的数字对应于首先使用附图标记的图。

图1是示出根据本发明的诊断系统100(在本文中也称为ANGIODEFENDER系统)的示意图。诊断系统100包括诊断装置102、诊断计算机104、袖带106、多普勒换能器108和氧饱和度(StO₂)传感器110。

如本文所使用的，容积脉搏波是动脉的收缩压和舒张压之间的血压波动。诊断系统100检测容积脉搏波，并基于检测到的脉搏波执行用于评估肢体段的动脉容积变化的诊断。在一些实施例中，容积脉搏波包括由多个分量脉搏波的叠加形成的复合脉搏波。分量脉搏波部分地重叠，并且通过分量脉搏波的叠加形成动脉脉搏波形或轮廓。分量脉搏波可以包括例如入射收缩波(也称为早期收缩波)、反射波(也称为晚期收缩波)和其它波。诊断系统100测量动脉容积脉搏波的分量的振幅，作为监视刺激后的肢体段的动脉容积变化的方式。虽然测量整个动脉容积脉搏波的振幅可能更容易，但是在整个测试程序中，分量脉搏波的时序偏移并且改变脉搏波的形状。在一些实施例中，诊断系统100测量容积脉搏波的生理上重要的分量(诸如分量脉搏波)的振幅，以评估肢体段的动脉容积的变化。诊断系统100可以使用检测到的容积脉搏波或其一部分的任何分量脉搏波(诸如在分量脉搏波的固定时间处的最大值、拐点或振幅)、容积脉搏波的任何部分(诸如容积脉搏波的固定时间处的最大值、拐点或振幅)或其组合，用于评估动脉容积变化的诊断。作为说明性示例，诊断系统100的操作在此在早期收缩波方面描述。

在使用中，袖带106设置在肢体120周围，使得当袖带106充气时，袖带106压缩肢体120的一段。本领域技术人员应该理解的是，在本文描述的肢体段的动脉容积变化的测量不是测量肢体120中仅单个动脉的容积变化，而是测量肢体120的被压缩的段中的基本上所有动脉的容积变化。虽然针对单个动脉描述容积变化测量及其生理，但是本领域技术人员将认识到，本发明不限于单个动脉，并且容积变化测量是被测量的肢体段中全部或基本上全部的动脉。肢体120可以是任何肢体或其指头，但为了简单起见，肢体120被描述为手臂，并且被评估的动脉被描述为肱动脉。在一些实施例中，肢体120是腿，并且动脉是股动脉。尽管诊断系统100被描述为用于人类，但是本发明不限于此。诊断系统100可以用于其它哺乳动物。

诊断计算机104向诊断装置102提供控制信号，并从诊断装置102接收信息和检测到的数据。

诊断装置102经由袖带106的管112向袖带106提供空气并从袖带106释放空气。诊断装置102可以控制、检测和监视管112中的空气压力。在一些实施例中，除了空气之外的气体或诸如水的液体还可以在袖带106、管112和气动模块202中使用(参见图2)。在一些实施例中，袖带可以是电控弹性体或机械控制材料。

虽然诊断系统100在本文中被描述为在释放阻塞之后，当血液流入动脉122时，经由袖带106向肢体120施加压力以阻塞动脉122作为内皮的刺激，但是可以提供其它形式的刺激。在各种实施例中，内皮刺激包括机械刺激、热刺激、化学刺激、电刺激、神经刺激、精神刺激或经由身体锻炼的刺激，或其任何组合，以诱发肢体段的动脉容积的变化。刺激是众所周知的，并且其中的一些刺激诱发通过以动脉壁为衬里的内皮细胞形成一氧化氮。在一些实施例中，对内皮的刺激还可以以瞬时和局部增加动脉壁处的血流和剪切应力的任何方式递送。例如，这可以通过施加超声波以使得其在主动脉内产生湍流来实现。化学刺激可以是例如血管活性剂，诸如硝酸甘油的口服施用，或乙酰胆碱的臂内输注。

诊断装置102向多普勒换能器108和氧饱和度(StO₂)传感器110提供控制信号并从其接收测量信号。多普勒换能器108和氧饱和度(StO₂)传感器110在一些实施例中用于量化血管扩张刺激的目的，诸如肢体段的动脉的短暂阻塞。

多普勒换能器108设置在肢体120上并且与肢体120中的动脉122相邻并且在袖带106的远侧或近侧，以使用多普勒处理来测量动脉122中的血流速度。多普勒换能器108可以是被设计成测量传导动脉中的血流速度的任何传统多普勒换能器。在一些实施例中，诊断系统100不包括多普勒换能器108。

氧饱和度(StO₂)传感器110设置在肢体120上并在袖带106的远侧，用于测量肢体组织中的氧水平以确定组织中的血红蛋白被氧饱和的程度。氧饱和度(StO₂)传感器110可以是任何传统的StO₂传感器。在一些实施例中，诊断系统100不包括氧饱和度(StO₂)传感器110。

虽然多普勒换能器108和氧饱和度传感器110在本文中被描述为用于量化经由阻塞的刺激量的设备，但是可以提供量化血管活性刺激量的其它设备。

虽然诊断计算机104在本文中被描述为执行诊断系统100的控制、计算和分析，但是本发明不限于此。诊断装置102可以包括处理器或微控制器，用于执行如由诊断计算机104执行的本文所述的任何或全部操作。

尽管诊断计算机104在本文中被描述为对血液诊断装置102是本地的，但诊断计算机104可以通过通信线路、系统或网络(诸如因特网、无线、或固定电话)耦合到诊断装置102。例如，诊断装置102的操作可以在患者附近完成，而诊断计算机104可以远程处理数据。

图2是示出诊断装置102的框图。诊断装置102包括气动模块202、压力检测器204、多普勒换能器系统206、氧饱和度(StO₂)传感器系统208和接口210。气动模块202响应于来自诊断计算机104的控制信号而控制袖带106中的压力。气动模块202包括用于加压空气的泵222(例如，气泵)、用于存储加压空气的储存器224、以及用于控制经由管112将空气释放到袖带106中的压力控制器226。

压力检测器204包括用于控制压力传感器230的压力传感器电子系统228，该压力传感器230经由管112感测袖带106中的压力。压力传感器230检测由动脉122中的脉搏波产生的袖带106中的压力波动。在一些实施例中，压力传感器230设置在袖带106中或管112中。在一些实施例中，压力传感器230是体积描记传感器，诸如反射光电体积描记传感器。

接口210在诊断计算机104与气动模块202、压力检测器204、多普勒换能器系统206和氧饱和度(StO₂)传感器系统208之间传送控制信号和信息信号。接口210可以包括处理器或微控制器，用于执行本文所述的任何或全部操作。

多普勒换能器系统206与多普勒换能器108通信，用于测量动脉122中的血流速度。在一些实施例中，诊断计算机104命令多普勒换能器系统206在袖带压力已经释放以评估经由剪切应力递送至动脉122的刺激量之后测量通过动脉122的血流速度。

在一些实施例中，诊断计算机104可以包括血液速度的测试数据并且可以使用这种测试数据来量化患者中的阻塞后刺激的量。诊断计算机104可以使用该数据作为评估本文所述的肢体段的动脉容积变化的一部分。

氧饱和度(StO₂)传感器系统208与氧饱和度(StO₂)传感器110通信以测量组织中的氧水平以确定组织血液中的血红蛋白被氧饱和的程度。

在一些实施例中，诊断计算机104可以包括氧饱和度的测试数据并且可以使用这种测试数据来标准化测试对象之间的肢体缺血程度，并且量化特定患者中的阻塞后刺激的量。诊断计算机104可以使用该数据作为评估本文所述的肢体段的动脉容积变化的一部分。

图3是示出诊断系统100的动脉容积变化评估的操作的流程图。在操作诊断系统100之前，将袖带106放置在患者的肢体120(例如，臂部)周围。以任何公知的方式，诸如键盘上的按键(未示出)或经由鼠标(未示出)的光标的移动和屏幕按钮的选择，开始测试诊断计算机104上的条目。响应于诊断命令的启动，诊断计算机104评估肢体120的一段的动脉容积的变化。诊断计算机104在基线时段402期间执行基线测试和分析(方框302)(参见下面图4)。在一些实施例中，诊断系统100在其中没有刺激施加到患者的基线时段期间检测并分析肢体120的一段的容积脉搏波。在一些实施例中，容积脉搏波的分析包括确定检测到的容积脉搏波的振幅以计算肢体120的一段的基线动脉容积。下面结合图4描述基线测试的一个实施例。

在刺激时段404期间(参见下面图4)，将刺激施加到患者以引起肢体120的一段的动脉容积的变化时段(方框304)。在一些实施例中，诊断计算机104命令气动模块202将袖带106加压到足以阻塞动脉122的水平。在一些实施例中，袖带106被充气至高于收缩压的压力，持续在释放袖带压力之后足以引起肢体120的一段的动脉容积变化的时间段。

诊断计算机104在刺激后时段406(参见下面图4)期间执行刺激后测试和分析(方框306)。在一些实施例中，诊断系统100在刺激之后(诸如在开始或终止刺激的施加之后的预定时间)检测并分析肢体120的一段的容积脉搏波。在一些实施例中，容积脉搏波的分析包括确定检测到的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅以计算所述肢体120的一段的刺激后动脉容积。下面结合图4描述刺激后测试的一个实施例。方框302和306的分析可以与测试分开并在稍后执行。

诊断计算机104执行动脉容积变化评估(方框308)。在一些实施例中，诊断计算机104根据基线处和刺激后的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅，计算刺激后时间段406期间肢体120的动脉容积(参见图4)相对于基线时段402期间肢体120的动脉容积(参见图4)的相对变化。下面结合图15描述动脉容积变化评估的一个实施例。

在一些实施例中，低氧血症水平(或氧饱和度)的评估可被包括在动脉容积变化评估中(方框308)，并通过与测试程序兼容的任何方法(例如基于在袖带106用于阻塞动脉的情况下的低氧血症的非脉搏测量)来实现。在一些实施方式中，阻塞后血液速度或血液剪切应力的评估可被包括在动脉容积变化评估中(方框308)，并通过与测试程序兼容的任何方法(例如，基于多普勒测量)来实现。

图4是示出在图3的基线测试和分析(方框302)和刺激后测试和分析(方框306)期间施加到肢体120的压力的时序图，其中阻塞提供刺激。在图4描述的程序之前，测量患者的血压以选择将施加于肢体的个体化压力。在血压测量期间，诊断系统100确定收缩压、舒张压和平均动脉压，这可以以传统方式完成。一旦执行血压测量，将施加于患者肢体的个体化压力确定为舒张压或收缩压或平均动脉压的百分比。也可以根据基于患者血压的公式来确定。例如，施加到患者肢体的压力可以计算为患者的舒张压减去10mmHg。施加给每个患者的压力的标准化允许比较血压不同的患者中的测试数据。

作为说明性示例，在基线时段402(例如150秒)期间，诊断装置102测量指示肱动脉122的静息直径的肱动脉122的静息动脉容积脉搏波。在基线时段402期间，诊断系统100命令诊断装置102执行袖带106的一系列快速充气412和放气414，并收集来自压力传感器230的数据。(为了清楚起见，仅示出了十个充气412和十个放气414，但是也可以使用其它的数量。为了清楚起见，仅标注一个充气/放气周期)。在每个周期中，袖带快速充气412至压力，诸如亚舒张动脉压，并保持充气416持续预定时间(例如4至6秒)，然后保持放气418持续预定时间(例如4至10秒)。在一些实施例中，诊断计算机104可以基于测量动态地确定充气416的时间和脉冲的数量。当袖带106充气416时，诊断装置102检测多个压力波动(或容积脉搏波)。

在基线时段402之后，诊断装置102将袖带106充气至超收缩压(例如收缩压加上50mmHg)以暂时阻塞动脉122持续阻塞时段403(例如，约300秒)。在阻塞的同时，氧饱和度(StO₂)传感器电子器件208控制氧饱和度(StO₂)传感器110以监视阻塞袖带远侧的肢体中的低氧血症水平。

此后，诊断装置102快速地将袖带106放气(例如，至低于静脉压的压力，例如低于10mmHg)，以在刺激时段404期间允许血流冲入肢体120中。袖带106的压力释放使得动脉122中的血流迅速增加，这在肱动脉122的内皮上产生剪切应力。剪切应力刺激内皮细胞以产生扩张动脉122的一氧化氮(NO)。

与袖带放气同时，多普勒换能器电子器件206控制多普勒换能器108收集数据持续预定时间(例如，10-180秒)，在该预定时间期间多普勒换能器108测量血液速度。

在刺激后时段406期间，诊断系统100命令诊断装置102执行袖带106的一系列快速充气422和放气424，并以类似于针对基线时段402的方式从压力传感器230收集数据持续预定时间(例如，1-10分钟)(为了清楚起见，仅示出了十四个充气422和十四个放气424，但是也可以使用其它的数量。为了清楚起见，仅标记一个充气/放气周期)。在每个系列中，袖带快速充气到一个压力，并且保持充气426持续预定时间(例如，4至6秒)，并且然后放气428。在一些实施例中，诊断计算机104可以动态地确定充气时间426和基于测量检测到的脉搏数量。在此时间期间，诊断计算机104监视肢体段的动脉容积变化的动态(脉搏波振幅逐渐增加到最大值，并且然后逐渐降低脉搏波振幅以返回静息状态)。

图5是示出在图4的基线时段402和刺激后时段406期间测量的脉搏波的早期收缩分量的振幅的时序图。

图6是示出如在一些实施例中测量的臂的一段的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅的归一化增加与经由肱动脉的超声成像测量的肱动脉的直径的增加之间的相关性的图。图中的每个数据点对应于不同的患者。两种方法中的刺激是经由袖带充气至超收缩压的肱动脉的5分钟阻塞。用本发明获得的测试结果的归一化说明了诊断系统100评估肢体段中的基本上所有动脉的容积变化而超声成像仅显现主动脉的事实。

图7是示出在刺激时段404期间释放图4中的阻塞之后的血流量和收缩压的时序图。线701示出血流的迅速增加，随后减少至正常流量。线702示出阻塞后收缩压的暂时下降。

图8a和图8b是在扩展视图中在肢体120中的血管的阻塞之前的一个充气/放气周期期间(图8a)和阻塞后的一个周期期间(图8b)肢体120的测量袖带压力波动的时序图。在袖带压力序列中，收集关于由于肱动脉脉动引起的袖带压力波动的数据。波动振幅(或脉搏波的振幅)的变化与肱动脉的半径的变化相关，并且图8b示出大于阻塞前的脉搏波振幅的阻塞后的脉搏波振幅。

在一些实施例中，使用施加到肢体120的一段的外部压力来检测动脉容积脉搏波。在一些实施例中，外部施加的压力在近收缩压和近舒张压之间逐渐变化。在一些实施例中，通过最初在接近收缩压的压力下施加外部压力并逐渐将外部压力降低到舒张压附近的压力来施加外部压力。在一些实施例中，通过最初在舒张期附近的压力下施加外部压力，以一定速率逐渐增加至收缩压附近的压力，以允许检测波动，并且然后快速降低压力来施加外部压力。

在一些实施例中，如在图4和图9中所示，施加的外部压力在高水平和低水平之间循环，以使得在外部压力处于高水平时确定动脉容积脉搏波。在一些实施例中，高水平低于舒张压，而低水平低于静脉压。

在一些实施例中，高水平416或426在任何周期中保持不超过10秒。在一些实施例中，低水平418或428在任何周期中保持至少4秒。在一些实施例中，在至少一个心动周期内进行测量。

图9是示出在图3的基线测试和分析(方框302)和刺激后测试和分析(方框306)期间施加至肢体120的压力的时序图，其中，硝酸甘油的口服施用提供刺激。因为不存在阻塞时段403，所以诊断系统100产生具有充气状态426的一系列快速充气422和放气424，并且在基线时段402、刺激时段404和刺激后时段406期间测量容积脉搏波。

图10是示出在图9的基线时段402、刺激时段404和刺激后时段406期间测量的脉搏波的早期收缩分量的振幅的时序图。

图11是示出动脉容积变化评估的操作的一个实施例的流程图(图3的方框308)。响应于来自用户的诊断命令的启动，诊断计算机104评估肢体120的一段的动脉容积的变化。诊断装置102在基线时段402期间检测肢体的一段的容积脉搏波，诸如上面结合图4-8(或图9-10，取决于刺激)所述(方框1102)。在一些实施例中，诊断计算机104命令气动模块202将袖带106加压到足以使压力检测器204检测肢体120的一段的容积脉搏波的水平。

诊断装置102确定检测到的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅(方框1104)。在一些实施例中，诊断计算机104命令压力检测器204检测肢体120的一段的容积脉搏波。诊断计算机104分析检测到的容积脉搏波的波形，并确定基线时段内的容积脉搏波的相关振幅。在一个实施例中，脉搏波的相关振幅是脉搏波的最大压力和最小压力之间的差。在一些实施例中，相关振幅是早期收缩分量的振幅。下面结合图12描述用于确定方框1104的振幅的一个实施例(方框1102和1104可以用于图3的方框302)。

诊断装置102在刺激时段402期间施加刺激以诱发肢体120的一段的动脉容积的变化的时段(方框1106)。在一些实施例中，诊断计算机104命令气动模块202将袖带106加压到足以阻塞动脉122的水平(方框1106可以用于图3的方框306；上面结合图1和图9-10描述刺激的其它示例)。

诊断装置102在刺激后时段406期间检测肢体120的一段的容积脉搏波，以检测肢体段的动脉容积的变化，诸如上面结合图4-8所述(方框1108)。在一些实施例中，诊断计算机104命令气动模块202将袖带106加压到足以使压力检测器204检测肢体120的一段的容积脉搏波的水平。

诊断装置102确定刺激之后检测到的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅(方框1110)。在一些实施例中，诊断计算机104命令压力检测器204检测肢体120的一段的容积脉搏波。诊断计算机104分析检测到的容积脉搏波的波形，并确定基线时段内的容积脉搏波的相关振幅。在一个实施例中，脉搏波的相关振幅是脉搏波的最大压力和最小压力之间的差。在一些实施例中，相关振幅是早期收缩分量的振幅。下面结合图12描述用于确定方框1110的振幅的一个实施例(方框1108和1110可以用于图3的方框306)。

诊断装置102执行动脉容积变化评估(方框1112)。在一些实施例中，诊断计算机104根据在基线处和刺激后的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅，计算在刺激后时间段406期间肢体段120的动脉容积相对于在基线时段402期间肢体120的动脉容积的相对变化。在一些实施例中，诊断计算机104通过比较基线处(方框1104)和刺激后(方框1106)的容积脉搏波的早期收缩分量的振幅来计算相对变化(方框1112可以用于图3的方框308)。下面结合图15描述动脉容积变化评估的一个实施例。

图12是示出确定动脉容积变化评估(图3的方框308和图11的方框1112)的振幅的操作的一个实施例的流程图。诊断计算机104通过计算检测到的容积脉搏波的四阶导数来确定容积脉搏波的早期收缩分量的振幅(方框1202)。诊断计算机104确定四阶导数第三次与零线交叉的时间(方框1204)(下面图13中第三零线交叉点1322，和下面图14中第三零线交叉点1422)。在一些实施例中，诊断计算机104可以替代地确定检测到的容积脉搏波的二阶导数。在一些实施例中，诊断计算机104可以替代地确定容积脉搏波中的拐点并且使用拐点出现的时间。在一些实施例中，诊断计算机104可以替代地使用容积脉搏波的傅立叶变换来确定脉搏分量脉搏波的峰值出现的时间。

诊断计算机104在此时确定检测到的容积脉搏波上的压力值(方框1206)。诊断计算机104确定容积脉搏波开始时的压力值(方框1208)。在一些实施例中，诊断计算机104通过确定脉搏波的舒张分量期间的最小值来确定容积脉搏波开始时的压力值。诊断计算机104将容积脉搏波的早期收缩分量的振幅评估为压力值之间的差(方框1210)。

在一些实施例中，诊断计算机104可以在方框1202中计算其它阶的导数，或者不计算导数，而是通过其它方法确定与脉搏波的早期收缩分量的峰值对应的拐点。在其它实施例中，诊断计算机104可以确定动脉容积脉搏波的最大振幅。

图13是示出健康人的测量的脉搏波的时序图。脉搏波1300包括早期收缩分量1302和晚期收缩分量1304。(脉搏波1300可以包括未示出的其它分量脉搏波)。早期收缩分量1302在脉搏波1300中形成拐点1310。由于晚期收缩分量1304的振幅和定时，脉搏波1300的最大值与早期收缩分量1310的峰值一致。线1320是脉搏波1300的四阶导数，并且包括第三零线交叉点1322。交叉点1322用于确定早期收缩分量的时间和振幅1312。

在刺激后时段期间，动脉容积脉搏波的形状改变为脉搏波1350。脉搏波1350包括早期收缩期分量1352和晚期收缩期分量1354(脉搏波1350可以包括未示出的其它分量脉搏波)。早期收缩分量1352在脉搏波1350中形成拐点1360。在刺激后时段期间，晚期收缩分量1352的振幅和定时稍微改变，并且脉搏波1350的最大值1366不再与早期收缩分量1360的峰值一致。然而，早期收缩分量1352的振幅1362与脉搏波1350的最大值1366的振幅(距离1362加上距离1364)稍微不同。

图14是示出用于患有心血管疾病的患者的测量的脉搏波的时序图。脉搏波1400包括早期收缩分量1402和晚期收缩分量1404。(脉搏波1400可以包括未示出的其它分量脉搏波)。早期收缩分量1402形成脉搏波1400中的拐点1410。由于晚期收缩分量1404的振幅和定时，脉搏波1400的最大值与早期收缩分量1410的峰值一致。线1420是脉搏波1400的四阶导数，并且包括第三零线交叉点1422。交叉点1422用于确定早期收缩分量的时间和振幅1412。

在刺激后时段期间，动脉容积脉搏波的形状改变为脉搏波1450。脉搏波1450包括早期收缩期分量1452和晚期收缩期分量1454。(脉搏波1450可以包括未示出的其它分量脉搏波)。早期收缩分量1452在脉搏波1450中形成拐点1460。在刺激后时段期间，晚期收缩分量的振幅和定时显著变化，并且脉搏波1450的最大值1466不再与早期收缩分量1460的峰值一致。早期收缩分量1452的振幅1462和脉搏波1450的最大值1466的振幅(距离1462加上距离1464)显著不同。

诊断系统100可以使用图13-14的脉搏波特性的差异来计算动脉指数(例如，增强指数)以评估患者的心血管状态。

图15是示出确定图3和图11的操作的动脉容积的变化的操作的一个实施例的流程图。诊断计算机104确定测量时段内每个充气/放气周期的平均脉搏波振幅，以及获得诸如上面结合图5描述的图的图。

诊断计算机104计算在基线402期间测量的脉搏波的早期收缩分量的计算的平均振幅的平均值(AVG_baseline)(方框1502)。对于刺激后时段406，诊断计算机104使用例如四阶多项式函数计算拟合在刺激后406期间测量的脉搏波的早期收缩分量的刺激后数据的曲线(方框1504)。诊断计算机104计算刺激后数据的拟合曲线的最大值(MAX_after)(方框1506)。诊断计算机104计算从阻塞(或其它刺激)的结束到刺激后数据的拟合曲线的最大值的时间(方框1508)。诊断计算机104计算从基线到刺激后数据的拟合曲线的最大值的相对振幅变化(方框1510)。

诊断计算机104如下计算动脉容积ΔV的相对变化(方框1512)：

ΔV＝[(MAX_after-AVG_baseline)/AVG_baseline]

诊断计算机104如下计算动脉半径的相对变化(方框1512)：

ΔR＝[(ΔV+1)^1/2–1]，

半径相对变化ΔR定义如下：

ΔR＝[(R_after–R_baseline)/R_baseline]，

其中R_after是动脉的最大刺激后半径，并且R_baseline是基线处的动脉半径。

在一些实施例中，除了或代替方框1506的拟合曲线的最大值的确定之外，诊断计算机104可以计算对于刺激后数据的拟合曲线下的面积。在一些实施例中，诊断计算机104通过将从刺激结束的时间到测量的振幅返回到基线的时间或测试结束的时间的方框1504的拟合多项式函数进行积分来确定曲线下的面积。在一些实施例中，诊断计算机104将方框1504的拟合曲线外推到测量的振幅返回到基线的时间。在一些实施例中，诊断计算机104根据方框1504的拟合曲线计算其它参数(例如，半高的宽度)以计算动脉容积的相对变化。

诊断计算机104可以经由显示器、纸张或本领域技术人员公知的其它方式将任何或全部的原始数据和处理的数据提供给医生或临床研究人员。在一些实施例中，诊断计算机104提供给医生处理的数据，诸如1)刺激后(例如，5分钟的袖带阻塞之后，动脉容积改变57％)肢体段的动脉容积的相对％变化作为动脉响应于刺激扩张的能力的反映；2)计算的刺激后动脉的半径的相对最大％变化；动脉容积变化最大的时间(例如72秒)；4)曲线下面积；和5)脉搏波特性(早期和晚期收缩波的波峰之间的时间差、增强指数等)作为动脉僵硬度的指标。在一些实施例中，诊断计算机104提供给医生原始数据，诸如在每个充气/放气周期中检测到的容积脉搏波。

虽然诊断系统100被描述为包括一个袖带106，但是可以使用其它数量的袖带106。在一些实施例中，诊断系统100包括两个袖带106。一个袖带106设置在肢体120上并阻塞动脉122，而另一个袖带106设置在第一袖带106远侧的肢体120上，并且检测压力波动。可替代地，一个袖带106设置在肢体120上并检测动脉122中的压力，而另一个袖带106设置在第一袖带106远侧的肢体120上，并阻塞动脉122。

在实施例中，诊断计算机104可以提供已被用作内皮功能指标的流量介导扩张的百分比(％FMD)。诊断计算机104可基于动脉容积阻塞后与阻塞前的变化来确定％FMD，所述变化进而可从阻塞后与阻塞前的血压百分比变化确定，如由袖带106测量的并且如由压力传感器230(在上面关于图1和图2所描述的)作为脉搏波振幅变化而反映的。由诊断计算机104确定的这个未调节的％FMD将从此以后被称为“AD-％FMD_U”，以指示它来自上述和所述'400专利中所述的ANGIODEFENDER系统。虽然AD-％FMD_U与使用肱动脉超声成像确定的％FMD(BAUI-％FMD)(用于测量流量介导扩张的金标准)相当，但是AD-％FMD_U和BAUI-％FMD¹之间的相关性可以进一步优化。因此，本发明人已经基于拟人的和/或人口统计的因子开发了用于调节AD-％FMD_U以更好地与BAUI-％FMD相关的算法。

_____________________

¹应当注意，如本文所使用的，BAUI-％FMD包括未调节的BAUI-％FMD测量和已经基于基线肱动脉大小或其它异速因子调节的BAUI-％FMD测量二者。未调节的BAUI％-FMD是基于肱动脉直径阻塞后与阻塞前的百分比变化计算的。

基于2014年6月至8月在耶鲁大学进行的29人临床试验研究中使用ANGIODEFENDER系统获得的数据，本发明人最初确定通过瘦体重(LBM)分离受试者，接着是随后基于平均动脉压(MAP)和脉搏压(PP)或收缩压除以舒张压(SBP/DBP)来调节受试者的AD-％FMD_U，产生与BAUI-％FMD更相当(基于Deming回归分析)的“调节的AD-％FMD”(下文为AD-％FMD_A)值。进一步确定，按照给定顺序执行的两个步骤(首先是LBM分离，接着是MAP、PP或SBP/DBP的后续调节)对于实现与BAUI-％FMD良好相关的AD-％FMD_A值是必需的，并且因此提供改善的内皮功能指标。

图16A和图16B示出发明人施加至AD-％FMD_U值以获得更接近BAUI-％FMD的AD-％FMDA值的初始调节过程1600A和1600B。在方框1602A(在图16A中)和1602B(在图16B中)处，使用ANGIODEFENDER技术确定AD-％FMD_U值。具体地，在方框1602A处，根据以下方程确定AD-％FMD_U值：

PWA_MAX：最大阻塞后脉搏波振幅(PWA)

PWA_PREOCC：中位阻塞前PWA

C＝3.4

在方框1602B处，根据以下方程确定AD-％FMD_U值：

AD-FMD_U＝{[(FMD₁+1)^0.5]-1}*100/C；

其中FMD₁＝{[PWA_max/(PWA_preocc)^d]-1}/PWA_preocc,

C＝3.4,

d＝1,

PWA_max＝最大阻塞后脉搏波振幅(PWA)，

PWA_preocc＝中位阻塞前PWA

在步骤1604处，基于LBM来分离AD-％FMD_U值。根据以下方程确定LBM：

LBM(Lean Body Mass；kg)＝((100-％BF)100)*BMI*BSA

％BF(％body fat)＝(((Wt(((Ht/100)^2))*1.2)+(Age*0.23)-(Gender*10.8)-5.4)

Wt＝weight(kg)

Ht＝height(cm)

Age＝years

Gender＝male(1)；female(0)

BMI(Body Mass Index)＝Wt(Ht/100)^2))

BSA(Body Surface Area)＝0.0071S4*(Ht^0.725)*(Wt^0.425)

然而，应该注意，可以使用替代方程或方法来计算LBM、以及BMI和BSA。认为基于LBM的分离作为第一调节步骤是重要的，因为心血管系统已经进化为诸如氧的代谢底物向具有高代谢潜能的组织团(例如LBM)的有效分布。LBM可能比其它身体大小变量(诸如体重)更能反映代谢潜能。还应该注意的是，在一些实施例中，除LBM之外的拟人的和/或人口统计的因子可用于分离AD-％FMD_U值。这些因子的示例包括身高、体重、年龄、性别、BMI或BSA。

在初始调节过程1600A和1600B中，使用35千克(kg)作为分离LBM测量的阈值。因此，在方框1606A处，分离具有35kg或更大的LBM的受试者，并且在方框1606B处，分离具有小于35kg的LBM的受试者。

在方框1608A处，将具有大于或等于35kg的LBM的受试者的AD-％FMD_U除以MAP²以得到AD-％FMD_A。在方框1608B处(在图16A中)，将具有小于35kg的LBM的受试者的AD-％FMD_U除以PP²以得到AD-％FMD_A。可替代地，在方框1608C处(在图16B中)，将具有小于35kg的LBM的受试者的AD-％FMD_U除以(SBP/DBP)²以得到AD-％FMDA。在阻塞之前，MAP、PP、SBP和DBP都可以在基线测试期间由诊断系统100确定。

在实施例中，过程1600A的步骤和方程可以全部被组合成考虑了LBM分离的单个方程。在一个实施例中，该方程如下：

AD-％FMD_A＝[Int+{(10⁷*AD-％FMD_U)/(Xpp*([j*PP]^z)+

(1-Xmap)*([k*MAP]^{^}w))}]/slope

其中：

Int＝{(10⁷*AD-％FMDU)/(Xpp*([j*PP]^z)+(1-Xmap)*([k*MAP]^w))}的最小二乘回归线的y-截距vs BAUI-％FMD

Xpp＝ae^[-be^(-c*(D_PP-LBM))]

Xmap＝ae^[-be^(-c*(D_MAP-LBM))]

slope＝{(10⁷*AD-％FMD_U)/(Xpp*([j*PP]^z)+(1-Xmap)*([k*MAP]^w))}的最小二乘回归线的斜率vs BAUI-％FMD

常数：j,z,k,w,a,b,c,Dpp,Dmap

[常数]^[数值]＝自乘到以10为底数，由“数值”指定的幂的‘常数’

[常数]e^[数值]＝自乘到以e为底数，由“数值”指定的幂的‘常数’

在示例中，常数j等于约4.4，常数k等于约0.5，常数z等于约3.2，常数w等于约4.5，常数a等于约1，常数b等于约2，并且常数c等于约0.8。在示例中，Dpp等于约31.9，Dmap等于约33.4，slope等于约0.7，并且Int等于约2.6。

同样地，在另一个实施例中，过程1600B的步骤和方程可以全部被组合成考虑LBM分离的单个方程：

AD-％FMD_A＝[Int+{(10⁷*AD-％FMD_U)/(X_(SBP/DBP)*([j*(SBP/DBP)]^z)+(1-Xmap)*([k*MAP]^w))}]/slope

其中:

Int＝{(10⁷*AD-％FMD_U)/(X_(SBP/DBP)*([j*(SBP/DBP)]^z)+(1-Xmap)*([k*MAP]^w))}的最小二乘回归直线的y-截距vs BAUI-％FMD

X_(SBP/DBP)＝ae^[-be^(-c*(D_(SBP/DBP)-LBM))]

Xmap＝ae^[-be^(-c*(D_MAP-LBM))]

slope＝{(10⁷*AD-％FMD_U)/(X_(SBP/DBP)*([j*(SBP/DBP)]^z)+(1-Xmap)*([k*MAP]^w))}的最小二乘回归线的斜率vs BAUI-％FMD

常数:j,z,k,w,a,b,c,D_(SBP/DBP),Dmap

[常数]^[数值]＝自乘到以10为底数，由“数值”指定的幂的‘常数’

[常数]e^[数值]＝自乘到以e为底数，由“数值”指定的幂的‘常数’

在示例中，常数j等于约62.1，常数k等于约0.5，常数z等于约4，常数w等于约5，常数a等于约1，常数b等于约2.8，并且常数c等于约2.4。在示例中，Dpp等于约36，Dmap等于约34.5，slope等于约0.725，并且Int等于约-1.75。

在上面的方程中，基于LBM对MAP和PP或(SBP/DBP)进行不同地加权。LBM越大，方程中MAP加权越重。相反，LBM越小，PP或(SBP/DBP)在方程中加权越重。

在实施例中，可以通过位于诊断计算机104内的处理器(未示出)来计算AD-％FMD_A。在替代实施例中，来自诊断计算机104的原始数据(例如LBM、MAP、PP、SBP、DBP、AD-％FMD_U和BAUI％FMD)可以经由有线或无线部件传达到配置成计算AD-％FMD_A的外部处理器(未示出)。诊断计算机104可以进一步被配置为将AD-％FMD_A传达给临床医生(例如，医生、护士、医护人员或临床研究人员)。

虽然AD-％FMD_A的以上方程要求AD-％FMD_U作为输入值，但是反应性充血的其它测量可用于代替AD-％FMD_U。例如，其它血液动力学参数可用于测量刺激已经施加到受试者之后的反应性充血。这种血液动力学参数的一些示例包括血容量；血压；体积描记波的振幅、频率或形状；血管直径；外周动脉音变化；或其任何衍生物。作为反应性充血指标的这些血液动力学参数可以被调节，类似于AD-％FMD_U。

另外，温度可以用作反应性充血的量度。指头(例如，指尖)刺激后与刺激前的温度变化是反应性充血的指示，并且因此可以根据上述方程调节，类似于AD-％FMD_U。指尖温度的变化可以通过与诊断装置102和/或诊断计算机104通信链接的温度传感器(未示出)来检测。

说明书中对“一些实施例”的引用意味着结合实施例描述的特定特征、结构或特性被包括在本发明的至少一个实施例中。说明书中各处出现的短语“在一些实施例中”并不一定都指相同的实施例。

下面的详细描述的一些部分是根据对计算机存储器内的数据位的操作的算法和符号表示来呈现的。这些算法描述和表示是数据处理领域的技术人员用来最有效地将其工作的实质传达给本领域其他技术人员的手段。一个算法在这里，且通常被认为是导致期望的结果的自我一致的步骤(指令)序列。这些步骤是需要对物理量进行物理操纵的步骤。通常，但不一定，这些量采取能够被存储、传输、组合、比较和以其它方式操纵的电、磁或光信号的形式。主要由于通用的原因，有时这些信号称为比特、值、元素、符号、字符、项、数字等是方便的。此外，在不失一般性的情况下，将需要对物理量进行物理操纵的步骤的某些布置称为模块或代码装置也是方便的。

然而，所有这些和类似的术语都与适当的物理量相关联，并且仅仅是适用于这些量的方便的标签。除非特别声明，否则从下面的讨论中显而易见的是，应当理解，在整个说明书中，利用诸如“处理”或“计算”或“计算”或“确定”或“显示”或“确定”等的术语的讨论是指计算机系统或类似电子计算装置的操作和处理，其操纵和转换在计算机系统存储器或寄存器或其它这种信息存储、传输或显示装置内表示为物理(电子)量的数据。

本发明的某些方面包括以算法的形式在此描述的处理步骤和指令。应该注意的是，本发明的处理步骤和指令可以用软件、固件或硬件来体现，并且当用软件来体现时，可以被下载以驻留在各种操作系统所使用的不同平台上并且可以从其操作。

本发明还涉及用于执行本文的操作的设备。该设备可以为了所需目的而专门构造，或者它可以包括通过计算机中存储的计算机程序选择性地激活或重新配置的通用计算机。这种计算机程序可以存储在计算机可读存储介质中，诸如但不限于包括软盘、光盘、CD-ROM、磁光盘、只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、EPROM、EEPROM、磁卡或光卡的任何类型的盘、专用集成电路(ASIC)或适于存储电子指令的任何类型的介质，并且每个介质耦合到计算机系统总线。此外，说明书中提及的计算机可以包括单个处理器，或者可以是利用多处理器设计以提高计算能力的架构。

本文呈现的算法和显示器并不固有地涉及任何特定的计算机或其它设备。根据本文的教导，各种通用系统也可以与程序一起使用，或者可以证明构建更专用的设备来执行所需的方法步骤是方便的。下面的描述将显示各种这些系统所需的结构。另外，本发明不参考任何特定的编程语言进行描述。应该理解的是，各种编程语言可用于实现本文所述的本发明的教导，并且为了公开本发明的实施和最优模式，提供了下面对特定语言的任何引用。

本文呈现的任何数值或范围当前置有“约”或“近似”等术语时包括+100％至-50％的范围。

虽然本文已经示出和描述了本发明的特定实施例和应用，但是应该理解的是，本发明不限于在此公开的精确构造和部件，并且可以在不脱离如所附权利要求限定的本发明的精神和范围的情况下对本发明的方法和设备的布置、操作和细节进行各种修改、改变和变化。

Claims (15)

1.一种用于评估哺乳动物中的内皮功能的系统，所述系统包括：

用于施加刺激以产生反应性充血的部件；

用于测量反应性充血指标的部件；

用于基于拟人的或人口统计的变量来调节所述反应性充血指标以达到内皮功能指标的部件；以及

用于将所述内皮功能指标传达给临床医生的部件，

其中所述拟人的或人口统计的变量包括所述哺乳动物的瘦体重，

其中用于调节的所述部件进一步包括用于使用算法基于脉搏压和平均动脉压调节所述反应性充血指标的部件，并且其中所述脉搏压和所述平均动脉压在所述算法中被不同地加权，

其中所述瘦体重越大，所述平均动脉压在所述算法中加权越大。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述反应性充血指标包括血液动力学参数或温度中的至少一个。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述血液动力学参数包括以下中的至少一个：容积；压力；体积描记波形的振幅、频率或形状；血管直径；外周动脉音变化。

4.根据权利要求2所述的系统，其中所述温度包括指尖温度。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述反应性充血指标包括流量介导扩张的百分比。

6.根据权利要求5所述的系统，其中用于测量所述反应性充血指标的部件包括用于评估所述哺乳动物的肢体段的动脉容积变化的部件。

7.根据权利要求6所述的系统，其中用于评估所述肢体段的动脉容积变化的部件包括：

用于确定在施加所述刺激之前在基线时段期间检测到的所述肢体段的检测到的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅以确定基线动脉容积的部件；

用于确定在施加所述刺激后的时间段期间检测到的所述肢体段的检测到的容积脉搏波的分量脉搏波的振幅以确定刺激后动脉容积的部件；以及

用于基于所述基线动脉容积和所述刺激后动脉容积之间的差异来确定所述肢体段的动脉容积的相对变化的部件。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述分量脉搏波是早期收缩分量。

9.根据权利要求5所述的系统，其中用于调节所述反应性充血指标的部件包括用于基于肱动脉超声成像来近似反应性充血的量度的部件。

10.根据权利要求1所述的系统，其中在测量所述反应性充血指标之前确定所述脉搏压和所述平均动脉压。

11.根据权利要求1所述的系统，其中所述瘦体重越小，所述脉搏压在所述算法中加权越大。

12.根据权利要求1所述的系统，其中所述算法包括：

PWA_MAX：最大阻塞后脉搏波振幅

PWA_PREOCC：中位阻塞前脉搏波振幅

C=3.4

其中AD-FMD_U表示未调节的流量介导扩张的百分比。

13.根据权利要求1所述的系统，其中施加的所述刺激包括机械刺激、热刺激、化学刺激、电刺激、神经刺激、精神刺激或体育锻炼刺激中的至少一个。

14.根据权利要求1所述的系统，其中施加的所述刺激包括设置在所述哺乳动物的肢体段上的充气袖带，所述充气袖带施加超收缩压以持续足以在释放所述超收缩压时诱发反应性充血的时间段。

15.一种编码有指令的非暂时性机器可读介质，所述指令在由一个或多个处理器执行时使所述处理器执行用于评估哺乳动物中的内皮功能的过程，所述过程包括：

施加刺激以产生反应性充血；

测量反应性充血指标；

基于拟人的或人口统计的变量来调节所述反应性充血指标以达到内皮功能指标；以及

将所述内皮功能指标传达给临床医生，

其中所述拟人的或人口统计的变量包括所述哺乳动物的瘦体重，

其中调节所述反应性充血指标进一步包括使用算法基于脉搏压和平均动脉压来调节所述反应性充血指标，以及其中所述脉搏压和所述平均动脉压在所述算法中被不同地加权，

其中所述瘦体重越大，所述平均动脉压在所述算法中加权越大。

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