CN109106360A - 人体血液流速测量方法及其装置 - Google Patents

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CN109106360A
CN109106360A CN201810927376.5A CN201810927376A CN109106360A CN 109106360 A CN109106360 A CN 109106360A CN 201810927376 A CN201810927376 A CN 201810927376A CN 109106360 A CN109106360 A CN 109106360A
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吴学礼
赵宇洋
万东瑜
甄然
李素康
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    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
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Abstract

本发明涉及人体血液流速测量方法及其装置，所述装置包括：测量管道，其内径与人体手臂大小相适应，用于包覆固定人体手臂，并且，测量管道的一处横截面的内壁周围，均匀设置多个电极；励磁系统，用于产生切割测量管道的磁场；数据采集系统，与测量管道内壁周围设置的多个电极连接，用于采集每个电极上产生的电动势大小；数据处理系统，与数据采集系统和励磁系统连接，用于根据磁感应强度和感应电动势，计算得到血液流速。本发明通过多个电极及多个测量区域的设置，打破了传统多电极电磁流量计对流型的限制，将传统流量计所着眼的整个测量横截面的平均速度转化为各微元内的平均轴向速度，解决了医疗上的血液流速检测问题。

Description

人体血液流速测量方法及其装置
技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种人体血液流速测量方法及其装置。
背景技术
电磁流量计测量的理论基础是法拉第电磁感应定律，其是由英国的物理学家法拉第发现的，主要内容是导体在磁场中作切割磁力线运动时，在其两端就会感应一个与磁场方向和导体运动方向相互垂直的感应电动势，感应电动势的大小与磁感应强度和运动速度成正比。电磁感应定律适用于导电的流体，为此也成为了电磁流量计制作的最基本理论依据。
如图1所示，当导电流体A流经有磁场B的测量截面处时，位于测量管道10管壁上的电极C上会产生感应电动势，其绝对值大小可表示为：
其中E——感应电动势，单位为V；
B——磁感应强度，单位为T；
φ——闭合回路内的磁通量，单位为T·m2；
A——所围成的闭合回路的面积，单位为m2；
D——导体的有效长度，即为管道直径，单位为m；
——测量截面内的流体平均速度，单位为m·s-1。
因此，测量E即可得到流量，即平均流速
其中，k为传感器系数。
对于圆形管道，流过的体积流量Qv可表示为
将平均速度的计算公式代入上式可得：
上述即为电磁流量计的测量原理。
受到多相流性质复杂的制约，大多数多相流流量计只对一种流型兼容，如果用于测量其他流动状态就存在很大弊端，也不能实现对多相流的在线测量。
发明内容
为解决现有技术存在的不足，提供一种能够测定多相流体流速的装置，本发明提供了一种人体血液流速测量装置，包括：
测量管道，用于包覆固定人体手臂，并且，测量管道的一处横截面的内壁周围，均匀设置有多个电极；
励磁系统，用于产生切割测量管道的磁场；
数据采集系统，与测量管道内壁周围设置的多个电极连接，用于采集每个电极上产生的电动势大小；
数据处理系统，与数据采集系统和励磁系统连接，用于根据磁感应强度和感应电动势，计算得到血液流速。
其中，所述电极的数量介于14-20个。
其中，所述数据处理系统内存储有测量管道的测量区域划分方式，并且，通过下述区域权函数公式获取血液流速：
其中，UM表示所采集到的测量管道上第M个电极的电动势大小；
wNM表示测量管道上所划分的多个测量区域中，第N个测量区域对第M个电极上的感应电动势的贡献大小权重值；
AN表示第N个测量区域的横截面积；
vN表示第N个测量区域内流体的流速；
B表示测量管道横截面处的磁感应强度；
r表示测量管道的半径。
其中，所述测量区域的划分方式包括：
步骤Sa：平行划分五组纵向等高的子区域，其中，中间的子区域的中心线与测量管道直径重合，其余四个子区域以中间的子区域为准上下对称；
步骤Sb：将中间的子区域划分为五个测量区域，其中，四个测量区域以最中心的测量区域为准左右对称，并且，靠近最中心测量区域的两个测量区域分别对应人体的主动脉血管及静脉血管；
步骤Sc：中间子区域之外的四个子区域中，每个子区域均匀划分两个或三个测量区域。
其中，所述测量区域的划分方式包括：以测量管道横截面圆心为准左右对称设置两个圆形的测量区域，分别对应人体的主动脉血管及静脉血管，并且，靠近测量管道内壁另外均匀设置多个方形测量区域。
本发明另外提供了一种人体血液流速测量方法，包括如下步骤：
步骤S1：垂直于人体手臂横截面，设置一个切割磁场；
步骤S2：于人体手臂外围均匀设置多个电极；
步骤S3：构建人体手臂横截面内的理论测量区域；
步骤S4：获取每个电极上的电动势大小；
步骤S5：通过下述公式计算每个测量区域内的流体速度大小，进而得到目标区域内的血液流速；
其中，UM表示所采集到的第M个电极的电动势大小；
wNM表示多个测量区域中，第N个测量区域对第M个电极上的感应电动势的贡献大小权重值；
AN表示第N个测量区域的横截面积；
vN表示第N个测量区域内流体的流速；
B表示磁感应强度；
r表示手臂的半径。
其中，所述步骤S3中，测量区域的构建方法包括：
步骤S31：平行划分五组纵向等高的子区域，其中，中间的子区域的中心线与手臂直径直径重合，其余四个子区域以中间的子区域为准上下对称；
步骤S32：将中间的子区域划分为五个测量区域，其中，四个测量区域以最中心的测量区域为准左右对称，并且，靠近最中心测量区域的两个测量区域分别对应人体的主动脉血管及静脉血管；
步骤S33：中间子区域之外的四个子区域中，每个子区域均匀划分两个或三个测量区域。
其中，所述步骤S32中，对应人体的主动脉血管及静脉血管的测量区域横截面呈圆形。
其中，所述步骤S3中，测量区域的构建方法包括：以手臂横截面圆心为准左右对称设置两个圆形的测量区域，分别对应人体的主动脉血管及静脉血管，并且，靠近手臂外周另外均匀设置多个方形测量区域。
本发明通过多个电极及多个测量区域的设置，打破了传统多电极电磁流量计对流型的限制，将传统流量计所着眼的整个测量横截面的平均速度转化为各微元内的平均轴向速度，解决了医疗上的血液流速检测问题。
附图说明
图1：电磁流量计基本测量原理图。
图2：本发明的人体血液流速测量装置中模拟测量管道设计图。
图3：本发明的人体血液流速测量装置中测量管道上电极分布图。
图4：本发明的人体血液流速测量装置中低频三值方波励磁磁场波形图。
图5：本发明的人体血液流速测量装置中励磁电路设计图。
图6：本发明的人体血液流速测量装置中励磁系统构造俯视图。
图7：本发明的人体血液流速测量装置中信号放大流程图。
图8：本发明的人体血液流速测量装置中放大器的电路结构示意图。
图9：本发明的人体血液流速测量装置中高通滤波模块电路图。
图10：本发明的人体血液流速测量装置中低通滤波模块电路图。
图11：本发明的人体血液流速测量装置中多电极电磁流量测量截面示意图。
图12：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第一种测量区域划分方式。
图13：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第一种测量区域划分方式下的感应电动势分布图。
图14：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第一种测量区域划分方式下的速度重构结果图。
图15：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第二种测量区域划分方式。
图16：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第二种测量区域划分方式下的感应电动势分布图。
图17：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第二种测量区域划分方式下的速度重构结果图。
图18：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第三种测量区域划分方式。
图19：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第三种测量区域划分方式下的感应电动势分布图。
图20：本发明的人体血液流速测量装置中构建的第三种测量区域划分方式下的速度重构结果图。
附图标记说明
10-测量管道、A-导电流体、B-磁场、C-电极；
20-测量管道/蠕动泵、21-圆柱形管道、30-电极、40-励磁线圈。
具体实施方式
为了对本发明的技术方案及有益效果有更进一步的了解，下面结合附图详细说明本发明的技术方案及其产生的有益效果。
本发明提供的人体血液流速测量装置，将电磁流量计对流量的测量应用于血液流量的监测中，血液电磁流量计通过拾取非绝缘血管外壁上的感应电动势，实现对血液流速的测量。针对血液中的复杂血液流型，给出合理的测量处理方法。
本发明以多电极电磁流量计的理论基础和仿真为依据，针对股骨中主动脉和静脉的特点，将流动截面划分为若干个区域，通过人为抑制非流动区域影响的前提下，对重点研究的区域(动脉和静脉的假定区域)进行速度重构，并寻求积分区域划分方式对速度重构的影响，找出适合血液测量的区域划分方式和电极阵列的布置方式，最终实现对主动脉和静脉血管中互为逆向流动的速度信息测量。
也即，人体的手臂内部环境复杂，为了测量到最精确的主动脉和静脉血管内血液流动速度，在实验阶段，我们需要构建模拟管道，通过最优化电极布设及励磁系统，探索不同的测量区域分布方式对目标测量区域流速测量精度的影响。
一、测量管道设计
如图2所示，对于所研究的小流量流体而言，在进行流体流速测量实验时，考虑到流体流动流速低的特点，选用BT600M蠕动泵进行流速速度模拟，本发明中选取的蠕动泵20流量范围在0.007-2.28L/min，满足血液测量的流速范围。采用透水性良好的圆柱体插花泥填充蠕动泵/测量管道20，测量管道20直径为40mm(模拟人体手臂)，两直径10mm且间距10mm的圆柱形管道21贯穿整个主体(模拟人体的主动脉及静脉血管)。以直径10mm的水管道为通道；当插花泥吸水饱和后其电导率发生变化，用饱和后的插花泥代替其他部分，以显示流体与其它部分电导率的区别。
二、电极阵列设计
在实际测量的很多常见情况中，流速在管道截面上的分布呈现非轴对称性，使得采用单对电极测量的传统电磁流量计产生很大的测量误差，因此，多电极电磁流量计应运而生，其测量模式适应非轴对称管道流量测量的需要，解决了传统电磁流量计对流型敏感的问题，并且许多学者通过实验证明多电极电磁流量计可以得到精确的平均速度估计。多电极电磁流量计的优势在于可以多角度、多位置地测量弦端感应电动势，获取更详细丰富的电动势信息，因而可以实现非轴对称管道流量的精确测量。
从理论上讲，电极数目越多，获取的感应电压信息越详细，平均流速的测量精度也会随之提高，但从实际加工手段与经济性、可靠性来讲，电极数目不能无限制地增多，而且电极数目的增加也会使得系统的信噪比SNR降低、信号检测难度加大，对测量精度会产生不利影响。此外，还会延长数据采集的时间，降低系统的实时性。通常只要精度达到测量要求就可以了，本发明在上述模拟管道的基础上，通过大量的实验证明：电极数目一般可选为16。当然在对精度有特殊要求的情况下，可相应增加或减少电极数。
如图3所示，本发明中，测量管道20外分布16个电极30，电极30以22.5度角均匀分布在流量计测量管道20管壁内侧，电极30材质可选择不锈钢螺钉，其化学性质稳定，抗腐蚀和绝磁性良好，实验时用硅胶密封以防透水。
三、励磁系统设计
在低频矩形波励磁方式中，有一种特殊的低频三值方波励磁方式，其波形如图4所示，从图中可以看出，一个励磁周期中有两部分时间磁场为零，这种方式有利于对信号的零点进行检查和自校，进一步提高了零点稳定性。
本发明中在提供励磁波时，利用四个固态继电器构成一个电流换向的开关组合系统，如图5所示，其中每两个继电器一组，构成一路开关。S1、S2两个继电器为一组，S3、S4两个继电器为一组。工作时，驱动继电器S1、S2，使开关吸合，让线圈有左方向的电流导通；所有开关都断开，线圈中无电流通过；驱动继电器S3、S4，使开关吸合，让线圈有右方向的电流导通。设定闭合、断开的时间，重复以上步骤，就能得到一个正-零-负-零的电路状态。
励磁系统构造如图6所示，其用以在测量区域处产生均匀的磁场，本发明中，励磁系统中用以产生磁场的励磁线圈40采用铜漆包线。该铜漆包线采用标称直径为0.72mm，外皮直径为0.77mm，并且允许通过的最大电流为2A的铜导线绕制而成，其绕制匝数为5000匝。铁芯为硅钢薄片层压而成，硅钢片的型号为M4，厚度为0.3mm。在血液流速测量装置，通过其提供一个均匀磁场来进行测量，本发明中设计的励磁系统是依据电磁感应定律而来，测量时它需要一个空气隙来提供一个相对均匀的磁场，本发明中选择一个横截面积为80mm*80mm的空气隙，以为后续的实验提供一个均匀的磁场。
四、电磁流量计转换器设计
本发明中，通过传感器采集测量管道上的电极电动势，电磁流量计转换器用于将传感器所输出的小电压信号进行放大，并滤除掉与被测信号无关的干扰信号使信号纯化，变换成为其他仪表能接受的信号，如图7所示，为本发明的人体血液流速测量装置中信号放大流程图，本发明在设计电磁流量计转换器时，主要对放大电路和信号处理电路进行了优化设计。
1、前置放大器关系到整个放大电路的优劣，必须具有高精度、高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声和强抗干扰能力等性能。图8所示为本发明的人体血液流速测量装置中放大器的电路结构示意图，本发明采用了AD620AN仪用放大电路。
2、由于测量电路及器件本身存在着噪声，加上外界的电磁干扰，使得信号中仍然含有多种频率成分的噪声，需要对信号进行高通滤波。经过前面各个模块的处理，流量信号中仍然可能会有一些高频尖峰噪声，这种情况下需要采用低通滤波器，将不需要的杂散信号抑制掉。
地磁干扰噪声相应差值的均方差为2.7nT，极差为12.4nT。所以地磁的干扰噪声主要是一种短周期的波动噪声。再加上测量电路及器件本身存在着噪声使得信号中仍然含有多种频率成分的噪声，需要对信号进行高通滤波，如图9及图10所示，分别为本发明的人体血液流速测量装置中高通滤波模块电路图及低通滤波模块电路图。
五、区域权函数的引入及测量区域的划分
多电极电磁流量计打破传统电磁流量计对流型的限制，沿测量管道内壁布置多个电极对，获取不同电极对所在位置处的弦端电压，在Sherliff权函数的理论基础上，在测量截面处提出了一种新的计算权函数的方法----区域权函数。该方法是基于有限元分析，将测量管道的流动截面划分为多个小区域，通过得到的感应电动势来计算权函数，重构出各个区域内的平均轴向速度值，最终实现流场重建并测量局部速度分布。
1、计算公式
多电极电磁流量计是为了测量非轴对称流而提出来的，由于传统的两电极电磁流量计对流型敏感，测量时会产生很大的误差。而多电极电磁流量计是通过多角度多位置测量感应电动势或者电压，从而使得其对流型不是很敏感。
如图11所示，对于多电极电磁流量计而言，在圆周上布置M个电极，每对电极都获取不同位置的弦端电压Um，每个弦端电压的计算公式如下：
其中，Um表示第m个电极上所产生的电动势大小；
An表示第n个测量区域的横截面积大小；
Vn表示第n个测量区域内的流体流速；
Wn，m表示第n个测量区域内的流体对第m个电极上的感应电动势贡献大小的权重值；
B表示测量管道横截面处的磁感应强度；
r表示测量管道的半径。
对于多个电极来说，每个电极的电动势均可通过上述公式来计算，因此，多个电极上产生的感应电动势，可通过如下矩阵方程表示：
在实际的测量过程中，测量区域划分好的情况下，权重值Wn，m是一个与测量区域位置相关的固定的值。
2、实施例1中测量区域的划分
如图12所示，为本发明构建的第一种测量区域划分方式：测量区域共划分15个，编号7和9分别对应人体的主动脉和静脉血管，横截面积最大，其余测量区域均较其偏小，所有的测量区域呈方形，在测量管道均匀遍布测量管道内的大部分横截面空间，图13-图14分别为此划分方式下的感应电动势分布图及速度重构结果图，整体来看，重构的速度值均可以跟踪上期望的速度值，但是区域8的重构速度却出现了严重的偏离，原因是区域8介于区域7和区域9之间，对区域7和区域9施加的速度对区域8造成了影响，加之区域8的面积相对较小，从而出现了图中所示的大的波动。
3、实施例2中测量区域的划分
如图15所示，为本发明构建的第二种测量区域划分方式：此种划分方式中的15个区域以x轴为对称轴分布在两侧，模型中假设主动脉和静脉分布在x轴上，因此在x轴所在的弦的小范围内分布5个区域。图16-图17分别为此划分方式下的感应电动势分布图及速度重构结果图，从图中可以看出：权函数在部分位置或者区域内受影响比较大。
4、实施例3中测量区域的划分
在实施例2的基础上，本发明提供了第三种区域划分方式，如图18所示，为本发明构建的第三种测量区域划分方式：将13个正方形的区域均匀的分布在电极附近，间隔角度为27.69°，模型中代替主动脉和静脉血管的区域为两个圆形区域(即区域14和区域15)，将两个圆形区域的直径设置为0.01m，并分别对称的布置在距离原点0.01m处。图19-图20分别为此划分方式下的感应电动势分布图及速度重构结果图。
实施例2和实施例3是本发明提供的两种较佳的流量区域划分方式，在具体的分析时：分别对实施例2中的区域7和区域9以及实施例3中的区域14和区域15赋予-10m/s和1m/s的速度，设置完毕后启动COMSOL进行仿真。
从图16和图19中可以看出：实施例2和实施例3的感应电动势分布规律相似，光滑程度也没有多大差别，两者的区别主要体现在网格划分的数目以及感应电动势的分布范围上。在实施例2的仿真模型中，网格划分的数目为34837，感应电动势范围为-5.41e-3V～4.516e-3V；在实施例3的仿真模型中，网格划分的数目为35716，感应电动势范围为-4.217e-3V～3.80e-3V。两种区域划分方式的感应电动势的最大值与最小值的范围有较大差异。
结合图17和图20可从模型的物理特性上对此两种区域划分方式进行比较，其中，图17和图20所示分别为在选择合适的正则参数λ时，实施例2和实施例3的流量区域划分方式对应的速度重构结果，图17中正则参数λ＝0.17，结果显示此种划分方式下在模拟主动脉和静脉区域内的重构值与期望值的重合度较高。重构误差分别为-10.46％以及22.01％，而在剩余的非感兴趣的区域内的重构误差也有很小的波动幅度，但是不大。图20中正则参数λ＝0.0001，结果显示此种划分方式下在模拟主动脉和静脉的区域内重构值与期望值很好的重合了，误差分别为-1.99％和-2.38％，而子剩余区域内的重构值均在期望值附近波动，尤其是区域5、6、10、11出现了较大的数值波动。图17和图20仅从形象上通过直观的图形对速度重构的误差进行反应，下面从具体的数据上对两种区域划分方式在重点研究区域的重构误差进行比较。两种区域划分方式下的重构误差见表1。
表1实施例2和实施例3区域划分方式的重构误差(％)
通过对图17、图20及表1分析看出，速度重构的误差在很大程度上受到正则参数λ的取值以及区域划分方式的影响，而为了能最终达到真实再现主动脉和静脉的血流速，必须使两者之间达到均衡。
本发明中，在进行前述三种测量区域划分方式的研究时，其余的实验条件均相同，尤其是，测量管道边缘分布的电极均为16个，且均匀分布。
本发明中，所谓的“测量管道”，在实验阶段，模拟的为人体的手臂；在产品实际使用阶段，是一个实际的固定包覆人体手臂的部件。
本发明的有益效果如下：
1、本发明打破了传统多电极电磁流量计对流型的限制：通过沿测量管道内壁布置多个电极对，获取不同电极对所在位置处的弦端电压，在Sherliff权函数的理论基础上，在测量截面处提出了一种新的计算权函数的方法----区域权函数。该方法基于有限元分析，将测量管道的流动截面划分为多个小区域，通过得到的感应电动势来计算权函数，重构出各个区域内的平均轴向速度值，最终实现了流场重建及局部速度分布的测量。
2、本发明以仿真和实流实验为依据，设计新颖的非侵入式多电极电磁流量计，将流动截面划分为若干个积分微元，研究对象由传统流量计所着眼的整个测量横截面的平均速度转化为各微元内的平均轴向速度，以此解决了医疗上的血液流速检测问题。
虽然本发明已利用上述较佳实施例进行说明，然其并非用以限定本发明的保护范围，任何本领域技术人员在不脱离本发明的精神和范围之内，相对上述实施例进行各种变动与修改仍属本发明所保护的范围，因此本发明的保护范围以权利要求书所界定的为准。

Claims (9)

1.一种人体血液流速测量装置，其特征在于包括：
测量管道，用于包覆固定人体手臂，并且，测量管道的一处横截面的内壁周围，均匀设置有多个电极；
励磁系统，用于产生切割测量管道的磁场；
数据采集系统，与测量管道内壁周围设置的多个电极连接，用于采集每个电极上产生的电动势大小；
数据处理系统，与数据采集系统和励磁系统连接，用于根据磁感应强度和感应电动势，计算得到血液流速。
2.如权利要求1所述的人体血液流速测量装置，其特征在于：所述电极的数量介于14-20个。
3.如权利要求1所述的人体血液流速测量装置，其特征在于：所述数据处理系统内存储有测量管道的测量区域划分方式，并且，通过下述区域权函数公式获取血液流速：
其中，UM表示所采集到的测量管道上第M个电极的电动势大小；
wNM表示测量管道上所划分的多个测量区域中，第N个测量区域对第M个电极上的感应电动势的贡献大小权重值；
AN表示第N个测量区域的横截面积；
vN表示第N个测量区域内流体的流速；
B表示测量管道横截面处的磁感应强度；
r表示测量管道的半径。
4.如权利要求3所述的人体血液流速测量装置，其特征在于：所述测量区域的划分方式包括：
步骤Sa：平行划分五组纵向等高的子区域，其中，中间的子区域的中心线与测量管道直径重合，其余四个子区域以中间的子区域为准上下对称；
步骤Sb：将中间的子区域划分为五个测量区域，其中，四个测量区域以最中心的测量区域为准左右对称，并且，靠近最中心测量区域的两个测量区域分别对应人体的主动脉血管及静脉血管；
步骤Sc：中间子区域之外的四个子区域中，每个子区域均匀划分两个或三个测量区域。
5.如权利要求3所述的人体血液流速测量装置，其特征在于：所述测量区域的划分方式包括：以测量管道横截面圆心为准左右对称设置两个圆形的测量区域，分别对应人体的主动脉血管及静脉血管，并且，靠近测量管道内壁另外均匀设置多个方形测量区域。
6.一种人体血液流速测量方法，其特征在于，包括如下步骤：
步骤S1：垂直于人体手臂横截面，设置一个切割磁场；
步骤S2：于人体手臂外围均匀设置多个电极；
步骤S3：构建人体手臂横截面内的理论测量区域；
步骤S4：获取每个电极上的电动势大小；
步骤S5：通过下述公式计算每个测量区域内的流体速度大小，进而得到目标区域内的血液流速；
其中，UM表示所采集到的第M个电极的电动势大小；
wNM表示多个测量区域中，第N个测量区域对第M个电极上的感应电动势的贡献大小权重值；
AN表示第N个测量区域的横截面积；
vN表示第N个测量区域内流体的流速；
B表示磁感应强度；
r表示手臂的半径。
7.如权利要求6所述的人体血液流速测量方法，其特征在于，所述步骤S3中，测量区域的构建方法包括：
步骤S31：平行划分五组纵向等高的子区域，其中，中间的子区域的中心线与手臂直径直径重合，其余四个子区域以中间的子区域为准上下对称；
步骤S32：将中间的子区域划分为五个测量区域，其中，四个测量区域以最中心的测量区域为准左右对称，并且，靠近最中心测量区域的两个测量区域分别对应人体的主动脉血管及静脉血管；
步骤S33：中间子区域之外的四个子区域中，每个子区域均匀划分两个或三个测量区域。
8.如权利要求7所述的人体血液流速测量方法，其特征在于，所述步骤S32中，对应人体的主动脉血管及静脉血管的测量区域横截面呈圆形。
9.如权利要求6所述的人体血液流速测量方法，其特征在于，所述步骤S3中，测量区域的构建方法包括：以手臂横截面圆心为准左右对称设置两个圆形的测量区域，分别对应人体的主动脉血管及静脉血管，并且，靠近手臂外周另外均匀设置多个方形测量区域。
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