CN102499669B - 心脏参数的测量装置 - Google Patents

Abstract

一种心脏参数的测量方法，包括如下步骤：同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理；对预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比；根据脉搏波拐点面积比计算得脉搏波反射系数比；通过脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量。上述心脏参数的测量方法及装置，通过对从心电信号和光电容积描记信号中得到的脉搏波拐点面积进行计算，以得到脉搏波反射系数比，进而对脉搏波反射系数比和脉搏波到达时间进行估算以得到血压和心输出量，这一血压和心输出量是同步测量得到的，保证了准确性，且不需要通过侵入式方法进行测量，大大提高了运动状态下的操作方便性。

Description

心脏参数的测量装置

【技术领域】

本发明涉及人体参数检测技术，特别是涉及一种心脏参数的测量方法及装置。 

【背景技术】

心脏参数包括血压、心输出量等参数，是描述心脏性能的直接指标，并可用于心脏参数的进一步计算，例如，血压和心输出量之间的乘积即为心脏输出功率，进而为心力衰竭、心源性休克等严重心脏疾病患在运动状态下进行病患风险等级以及预设死亡指数等方面提供判断依据。 

然而，在心脏参数的测量过程中，为了保证运动状态下的准确性，需要严格保证血压和心输出量的测量是同步进行的。传统的血压和心输出量测量方法可以分为侵入式方法和非侵入式方法。例如，侵入式方法包括了导管法和热稀释法，导管法是一种目前临床常用的侵入式血压测量方法，是将导管插入心脏或血管内，但是要求较高的操作成本；热稀释法对人体的创伤较大，操作也比较复杂；而非侵入式方法有测量肱动脉、桡动脉和指动脉等外周动脉血压的柯式音法、振荡法和容积钳方法，以及基于光电容积描记信号的血压测量方法，由于规模、重量的限制，并不适合长期连续监测以及运动状态下的测量场景。 

无论是侵入式方法还是非侵入式方法都无法在保证测量准确度的情况下运动状态方便地进行心脏参数的测量，存在着运动状态的测量场景下操作困难的缺陷。 

【发明内容】

基于此，有必要提供一种能提高运动状态下操作方便性的心脏参数的测量方法。 

此外，还有必要提供一种能提高运动状态下操作方便性的心脏参数的测量装置。 

一种心脏参数的测量方法，包括如下步骤： 

同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理； 

对所述预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比； 

根据所述脉搏波拐点面积比计算得脉搏波反射系数比； 

通过所述脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量。 

优选地，所述根据所述脉搏波拐点面积比计算得脉搏波反射系数比的步骤之后还包括： 

通过所述脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比计算得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数； 

通过所述第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率。 

优选地，所述通过所述第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率的步骤之前还包括： 

获取预设数量心动周期的心脏输出功率序列、脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列； 

通过所述脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列估算第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列； 

利用标准的心脏输出功率序列、第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列进行校准计算，得到所述心脏输出功率估计方程中的系数。 

优选地，所述根据所述脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比的步骤为： 

将所述脉搏波拐点面积比输入主动脉平均反射系数方程中得到包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程； 

通过所述包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到所述脉搏 波反射系数比。 

优选地，所述通过所述包括脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到所述脉搏波反射系数比的步骤之后还包括： 

对所述脉搏波反射系数比进行简化处理，计算1与脉搏波拐点面积比的差值，以及1与脉搏波拐点面积比的加和，并将计算得到的差值与加和之间的商作为简化后的脉搏波反射系数比。 

一种心脏参数的测量装置，包括： 

信号处理模块，用于同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理； 

轮廓分析模块，用于对所述预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比； 

运算模块，用于根据所述脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比； 

参数估算模块，用于通过所述脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量。 

优选地，还包括： 

估计参数计算模块，用于通过所述脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比计算得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数； 

功率估算模块，用于通过所述第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率。 

优选地，还包括： 

序列获取模块，用于获取预设数量心动周期的心脏输出功率序列、脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列； 

序列估算模块，用于通过所述脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列估算第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列； 

校准模块，用于通过脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列进行计算得到第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列以及脉搏波反射序列， 并利用标准的心脏输出功率序列、第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列进行校准计算，得到所述心脏输出功率估计方程中的参数。 

优选地，所述运算模块包括： 

输入单元，用于将所述脉搏波拐点面积比输入主动脉平均反射系数方程中得到包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程； 

计算单元，用于通过所述包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到所述脉搏波反射系数比。 

优选地，所述运算模块还包括： 

简化处理单元，用于对所述脉搏波反射系数比进行简化处理，计算1与脉搏波拐点面积比的差值，以及1与脉搏波拐点面积比的加和，并将计算得到的差值与加和之间的商作为简化后的脉搏波反射系数比。 

上述心脏参数的测量方法及装置，通过对从心电信号和光电容积描记信号中得到的脉搏波拐点面积比进行计算，以得到脉搏波反射系数比，进而对方脉搏波反射系数比和脉搏波到达时间进行估算以得到血压和心输出量，这一血压和心输出量是同步测量得到的，保证了准确性，且不需要通过侵入式方法进行测量，大大提高了运动状态下的操作方便性。 

【附图说明】

图1为一个实施例中心脏参数的测量方法的流程图； 

图2为一个实施例中特征点的示意图； 

图3为一个实施例中脉搏波拐点面积比的示意图； 

图4为图1中根据脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比的方法流程图； 

图5为另一个实施例中心脏参数的测量方法的流程图； 

图6为另一个实施例中心脏参数的测量方法的流程图； 

图7为一个实施例中心脏参数的测量装置的结构示意图； 

图8为图7中运算模块的结构示意图； 

图9这另一个实施例中心脏参数的测量装置的结构示意图； 

图10这另一个实施例中心脏参数的测量装置的结构示意图。 

【具体实施方式】

图1示出了一个实施例中心脏参数的测量的方法流程，包括如下步骤： 

步骤S110，同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理。 

本实施例中，同步连续地检测心电信号和光电容积描记信号，具体地，可利用心电信号检测装置(如肢体导联或胸导联)以及光电容积描记信号检测装置进行同步连续地检测，以实现信号的采集。 

在采集到心电信号和光电容积描记信号之后，还需要对其进行预处理，例如，对心电信号和光电容积描记信号进行滤波、放大以及模数转换等处理。 

步骤S130，对预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比。 

本实施例中，对预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析的具体过程为：检测预处理后的心电信号和光电容积描记信号中的特征点，例如，特征点可以是心电信号中R波的峰值点、每搏光电容积描记信号的起始点以及拐点(反射点)、光电容积描记信号中收缩期波形包围面积、光电容积描记信号舒张期波形包围面积、脉搏波到达时间(Pulse Arrival Time，PAT)、脉搏波拐点面积比(Inflection Point Area，IPA)等，从检测到的特征点中提出脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比，如图2所示，心电R波峰位置与主动脉压起始点的时间间隔“1”，定义为心室射血前期；主动脉压起始点与外周动脉压起始点的时间间隔“2”，定义为脉搏波传输时间；心电R波峰与外周动脉压起始点的时间间隔“3”，定义为脉搏波到达时间PAT，由“1”和“2”构成。 

具体地，脉搏波到达时间是单个心动周期内心电信号的R波与外周脉搏波或光电容积描记信号起始点之间的时间间隔，也等于心室射血期与脉搏波传输时间之和，如以下公式所示： 

PAT＝PEP+PTT 

其中，PAT为脉搏波到达时间，PEP为心室射血前期，PTT为脉搏波传输时 间。 

心室射血前期为心室开始收缩到主动脉瓣打开瞬间这段时期，即心电信号中的QRS波群的起始点与心脏开始射血的时间间隔，通常可由单个心动周期内心电信号的R波波峰到主动脉压的起始点的时间间隔确定；而脉搏波传输时间为单个心动周期内主动脉血压波起始位置到外周脉搏起始位置的时间延迟。 

在假设舒张期光电容积描记信号主要是由反射波组成，而收缩期信号主要由前波组成的前提下，脉搏波拐点面积比是单个心动周期内反射点之后光电容积信号下的面积(即舒张期脉搏波的面积)与整个信号下的面积比，详细计算过程如以下公式所示： 

$\mathrm{IPA}=\frac{S_2}{S_1+S_2}$

如图3所示，IPA为脉搏波拐点面积比，S₂为光电容积信号中舒张期脉搏波的面积，S₁为光电容积信号中收缩期脉搏波的面积。 

步骤S150，根据脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比。 

本实施例中，脉搏波反射系数比描述了血流与血压之间的比例关系，在心脏和血管模型中，根据心室射血前期、脉搏波到达时间与血压之间的关系，可以得到脉搏波到达时间与血压间的近似线性关系。具体地，引入心率参数，修正基于指数函数关系表达的左心室血压源模型得到心室射血前期-主动脉舒张压的数学关系表达式；然后结合非对称T管动脉模型和描述实际动脉壁力学特性的非线性血压-容积变化关系模型获得脉搏波传输时间-血压的关系模型，进而结合修正的左心室血压源模型和引入了非线性血压-容积变化关系的非对称T管动脉模型，得到脉搏波到达时间-血压关系的数学表达式，如以下公式所示： 

$\mathrm{PAT}\left(P\right)=l\·{(\frac{V_m}{\mathrm{\ρ}{C}_m}{e}^{\frac{C_m}{V_m-V_0}}-\frac{V_m-V_0}{\mathrm{\ρ}{C}_m})}^{-\frac{1}{2}}+{\mathrm{\τ}}_c\left(H\right)\·{\left(\frac{\mathrm{DBP}-P_{v,d}}{A\left(H\right)}\right)}^{\frac{1}{\mathrm{\α}}}+\mathrm{\ΔT}$

其中，l是脉搏波传输长度，ρ为血液密度，V_m和C_m分别为血管容积和血管顺应性的最大值，V₀表示血压为零时的血管容积，ΔT是脉搏波传输时间的测量值与真实值的偏差，H是心率，α是心室参数；P_v，d＝a(V_v-b)²，V_v是心室容积， a是舒张期心室倒电容相关系数，b是零舒张压时心室容积；t_p为压力峰值时间，而t_p(H)为t_p与心率的关系函数，t_b为心室舒张开始时间；τ_c和τ_r是心脏频率等于1Hz时的心室收缩和舒张参数，τ_c(H)＝r_τc·t_p(H)为τ_c和心率关系函数，其中r_τc是心脏频率等于1时τ_c与t_p的比值，τ_r(H)＝r_τr·t_p(H)为τ_r与心率关系函数，其中r_τc是心脏频率等于1时τ_r与t_p的比值；P_p是心室压力的峰值，P_p(H)是P_p与心率关系函数；A(H)＝P_p(H)·(cV_v，d-d)/g(t_p(H))，其中c和d分别是压力逐渐增加过程中依赖于容积和独立于容积的参数。 

根据上述脉搏波到达时间-血压关系的数学表达式，可以建立如下式所示的基于脉搏波到达时间到平均血压的预测方程： 

MAP＝a·PAT+b 

其中，a和b为该线性模型系数。 

根据非对称T管动脉模型研究血流与血压和主动脉反射系数间的关系得到脉搏波反射系数比。具体地，在非对称T管动脉模型中，靠近主动脉端的动脉血压和血流波是由正向波和反射波组成的，可表示为动脉血压P_ao，z(ω)＝P_f，z(ω)+P_r，z(ω)和血流波 $Q_{\mathrm{ao},z}\left(\mathrm{\ω}\right)=Q_{f,z}\left(\mathrm{\ω}\right)+Q_{r,z}\left(\mathrm{\ω}\right)=\frac{1}{Z_c}(P_{f,z}\left(\mathrm{\ω}\right)-P_{r,z}\left(\mathrm{\ω}\right)),$ 其中f和r分别表示正向波和反射波，z表示测量点与主动脉根部的距离，Z_c是主动脉特征阻抗，通常为常数。 

由于主动态平均反射系数Γ(ω)为主动脉压力反射与正向波之间的比值，而输入阻抗是指主动脉压与血流之间的比值，当ω趋近于零时，输入阻抗Z_in(0)如以下方程所示： 

$Z_{\mathrm{in}}\left(0\right)=\frac{P_{\mathrm{ao},z=0}\left(0\right)}{Q_{\mathrm{ao},z=0}\left(0\right)}=Z_c\frac{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}{1-\mathrm{\Γ}\left(0\right)}=\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}}{\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z=0}}}$

其中， 为平均血压， 为平均血流，Γ(0)为主动脉平均反射系数。此上可知，平均血流 的表达式为： 

$\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z}}=\frac{1}{Z_c}\·\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}(1-\mathrm{\Γ}\left(0\right))}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}$

假设血流 单位为升/秒，则心输出量的计算公式如下： 

$\mathrm{CO}=60\×\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z=0}}$

根据平均血流 的表达式，假设主动脉特征阻抗Z_c为一常数，则脉搏波反射系数比的表达式如下所示： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-\mathrm{\Γ}\left(0\right)}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}$

其中，PRCR为脉搏波反射系数比，Γ(0)为主动脉平均反射系数。 

在一个实施例中，如图4所示，上述步骤S150的具体过程为： 

步骤S151，将脉搏波拐点面积比输入主动脉平均反射系数方程中得到包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程。 

本实施例中，主动脉平均反射系数是主动脉血压反射波与正向波之间的比值，利用脉搏波拐点面积比来替代主动脉平均反射系数，即Γ(0)＝c×IPA+d，其中，c和d为校准系数。 

步骤S153，通过包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到脉搏波反射系数比。 

本实施例中，由于脉搏波反射系数比是描述血流与血压之间的比值，将脉搏波拐点面积比所替代的主动脉平均反射系数代入脉搏波反射系数比的表达式中可得到脉搏波拐点面积比IPA与脉搏波反射系数比PRCR之间的公式，即： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-(c\·\mathrm{IPA}+d)}{1+(c\·\mathrm{IPA}+d)}$

在另一个实施例中，上述步骤S153之后还包括： 

对脉搏波反射系数比进行简化处理，计算1与脉搏波拐点面积比的差值，以及1与脉搏波拐点面积比的加和，并将计算得到的差值与加和之间的商作为简化后的脉搏波反射系数比。。 

本实施例中，为了方便计算，需要对上述脉搏波拐点面积比与脉搏波反射系数比之间的公式进行简化，简化后的脉搏波反射系数如以下公式所示： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-\mathrm{IPA}}{1+\mathrm{IPA}}$

在一个实施例中，如图5所示，上述步骤S150之后还包括了如下步骤： 

步骤S510，通过脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比计算得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数。 

本实施例中，第一心脏估计参数和第二心脏估计参数均可用于心脏输出功率的估算。具体地，由于心脏输出功率等于主动脉血压与心输出量之间的乘积，标准的心脏输出功率可由以下公式得到： 

$\mathrm{CPO}=\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}\×\mathrm{CO}=\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}\×\frac{60}{Z_c}\×\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}(1-\mathrm{\Γ}\left(0\right))}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}=\frac{60}{Z_c}\×{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}}^2\×\mathrm{PRCR}$

其中，CPO为心脏输出功率。 

根据平均血压公式MAP＝a·PAT+b和简化后的脉搏波反射系数比代入标准的心脏输出功率的公式中得到由脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比表达的心脏输出功率的公式： 

$\mathrm{CPO}=\mathrm{MAP}\·\mathrm{CO}=(a\·\mathrm{PAT}+b)\·\frac{60}{Z_c}\·(a\·\mathrm{PAT}+b)\·\frac{(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$

其中，a和b均为系数。 

根据这一由脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比表达的心脏输出功率的公式，并结合脉搏波到达时间，可以得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数，即 

$\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}=\frac{{\mathrm{PAT}}^2\·(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$ 和 $\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}=\frac{\mathrm{PAT}\·(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$

其中，PAT2_PRCR为第一心脏估计参数，PAT_PRCR为第二心脏估计参数。 

步骤S530，通过第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率。 

本实施例中，心脏输出功率估计方程如以下公式所示： 

CPO＝A·PAT2_PRCR+B·PAT_PRCR+C·PRCR+D 

其中，A、B、C和D为心脏输出功率估计方程中的系数，一般需结合标准心脏输出功率值计算得到。 

将第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程中进行心脏输出功率的估算，有效地简化了心脏输出功率计算 过程，提高了测量过程中的准确性和方便性。 

在另一个实施例中，如图6所示，上述步骤S530之前还包括了如下步骤： 

步骤S610，获取预设数量心动周期的心脏输出功率序列、脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列。 

本实施例中，心脏输出功率序列是利用临床上标准心脏输出功率设备测量用于校准过程的心脏输出功率的标准值，具体地，心脏输出功率序列为CPO_ref＝[CPO_ref，1，CPO_ref，2，...，CPO_ref，N]；脉搏波到达时间序列PAT＝[PAT₁，PAT₂，...，PAT_N]；脉搏波拐点面积比序列IPA＝[IPA₁，IPA₂，...，IPA_N]。 

步骤S630，通过脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列估算第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列。 

本实施例中，由获取到的脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列所得到的第一心脏估计参数序列为PAT2_PRCR＝[PAT2_PRCR₁，PAT2_PRCR₂，...，PAT2_PRCR_N]，其中， i表示第一心脏估计参数序列中的第i个元素；第二心脏估计参数序列为PAT_PRCR＝[PAT_PRCR₁，PAT_PRCR₂，...，PAT_PRCR_N]，其中 i表示第二心脏估计参数序列的第i个元素；脉搏波反射系数比序列为PRCR＝[PRCR₁，PRCR₂，...，PRCR_N]，其中 i表示序列的第i个元素。 

步骤S650，利用标准的心脏输出功率序列、第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列进行校准计算，得到心脏输出功率估计方程中的系数。 

本实施例中，标准心脏输出序列是通过临床中常用的心脏输出功率测量设备获得的，可用于对心脏输出功率估计方程中的系统进行校准。在进行校准计 算的过程中，可通过最小二乘法或者平均值校准法实现。具体地，在最小二乘法中，为调整心脏输出功率估计方程中的系数A、B、C和D，使估算得到的心脏输出功率与标准的心脏输出功率之间的均方差  ${\left|\right|\widehat{\mathrm{CPO}}-{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref}}\left|\right|}_2=\sqrt{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{((A\×{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\×{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\×{\mathrm{PRCR}}_i+D)-{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i})}^2}$ 最小；在平均值校准法中，使用第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列以及脉搏波反射系数序列的初始值、任意第j(j≠1，N)个元素值、第j个元素到第N个元素的均值以及N个元素的平均值来建立求解心脏输出功率估计方程中的系数A、B、C和D，详细求解过程如以下公式所示： 

CPO_ref，1＝A·PAT2_PRCR₁+B·PAT_PRCR₁+C·PRCR₁+D 

CPO_ref，j＝A·PAT2_PRCR_j+B·PAT_PRCR_j+C·PRCR_j+D(j≠1，N) 

$\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i}=A\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PRCR}}_i+D$

$\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i}=A\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PRCR}}_i+D$

其中，M＝N-j+1。 

上述校准过程中所使用的序列并非是固定的，在满足平均值的条件下，可以灵活地选择，通过平均值校准法可有效地避免或者减轻单独使用单一标准的心脏输出功率、脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比所引起的偏差。 

步骤S170，通过脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量。 

本实施例中，通过如下公式进行估算，得到血压和心输出量： 

MAP＝a·PAT+b 

CO＝m·PAT_PRCR+n 

其中，MAP为血压值，CO为心输出量，a、b、m和n为系数，可通过心脏输出功率估计方程中的系数的使用的校准方法进行校准，以保证估算得到的血压值和心输出量的准确性。 

图7示出了一个实施例中心脏参数的测量装置，包括信号处理模块10、轮廓分析模块30、运算模块50以及参数估算模块70。 

信号处理模块10，用于同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理。 

本实施例中，信号处理模块10同步连续地检测心电信号和光电容积描记信号，具体地，信号处理模块10可由心电信号检测装置(如肢体导联或胸导联)以及光电容积描记信号检测装置组成，以进行同步连续地检测，实现信号的采集。 

信号处理模块10在采集到心电信号和光电容积描记信号之后，还需要对其进行预处理，例如，对心电信号和光电容积描记信号进行滤波、放大以及模数转换等处理。 

轮廓分析模块30，用于对预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比。 

本实施例中，轮廓分析模块30检测预处理后的心电信号和光电容积描记信号中的特征点，例如，特征点可以是心电信号中R波的峰值点、每搏光电容积描记信号的起始点以及拐点(反射点)、光电容积描记信号中收缩期波形包围面积、光电容积描记信号舒张期波形包围面积、脉搏波到达时间、脉搏波拐点面积比等，轮廓分析模块30从检测到的特征点中提出脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比。 

具体地，脉搏波到达时间是单个心动周期内心电信号的R波与外周脉搏波或光电容积描记信号起始点之间的时间间隔，也等于心室射血期与脉搏波传输时间之和，如以下公式所示： 

PAT＝PEP+PTT 

其中，PAT为脉搏波到达时间，PEP为心室射血前期，PTT为脉搏波传输时间。 

心室射血前期为心室开始收缩到主动脉瓣打开瞬间这段时期，即心电信号中的QRS波群的起始点与心脏开始射血的时间间隔，通常可由单个心动周期内心电信号的R波波峰到主动脉压的起始点的时间间隔确定；而脉搏波传输时间 为单个心动周期内主动脉血压波起始位置到外周脉搏起始位置的时间延迟。 

在假设舒张期光电容积描记信号主要是由反射波组成，而收缩期信号主要由前波组成的前提下，脉搏波拐点面积比是单个心动周期内反射点之后光电容积信号下的面积(即舒张期脉搏波的面积)与整个信号下的面积比，详细计算过程如以下公式所示： 

$\mathrm{IPA}=\frac{S_2}{S_1+S_2}$

其中，S₂为光电容积信号中舒张期脉搏波的面积，S₁为光电容积信号中收缩期脉搏波的面积。 

运算模块50，用于根据脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比。 

本实施例中，脉搏波反射系数比描述了血流与血压之间的比例关系，在心脏和血管模型中，根据心室射血前期、脉搏波到达时间与血压之间的关系，可以得到脉搏波到达时间与血压间的近似线性关系。具体地，引入心率参数，修正基于指数函数关系表达的左心室血压源模型得到心室射血前期-主动脉舒张压的数学关系表达式；然后结合非对称T管动脉模型和描述实际动脉壁力学特性的非线性血压-容积变化关系模型获得脉搏波传输时间-血压的关系模型，进而结合修正的左心室血压源模型和引入了非线性血压-容积变化关系的非对称T管动脉模型，得到脉搏波到达时间-血压关系的数学表达式，如以下公式所示： 

$\mathrm{PAT}\left(P\right)=l\·{(\frac{V_m}{\mathrm{\ρ}{C}_m}{e}^{\frac{C_m}{V_m-V_0}}-\frac{V_m-V_0}{\mathrm{\ρ}{C}_m})}^{-\frac{1}{2}}+{\mathrm{\τ}}_c\left(H\right)\·{\left(\frac{\mathrm{DBP}-P_{v,d}}{A\left(H\right)}\right)}^{\frac{1}{\mathrm{\α}}}+\mathrm{\ΔT}$

其中，l是脉搏波传输长度，ρ为血液密度，V_m和C_m分别为血管容积和血管顺应性的最大值，V₀表示血压为零时的血管容积，ΔT是脉搏波传输时间的测量值与真实值的偏差，H是心率，α是心室参数；P_v，d＝a(V_v-b)²，V_v是心室容积，a是舒张期心室倒电容相关系数，b是零舒张压时心室容积；t_p为压力峰值时间，而t_p(H)为t_p与心率的关系函数，t_b为心室舒张开始时间；τ_c和τ_r是心脏频率等于1Hz时的心室收缩和舒张参数，τ_c(H)＝r_τc·t_p(H)为τ_c和心率关系函数，其中r_τc是心脏频率等于1时τ_c与t_p的比值，τ_r(H)＝r_τr·t_p(H)为τ_r与心率关系函数，其中r_τc是 心脏频率等于1时τ_r与t_p的比值；P_p是心室压力的峰值，P_p(H)是P_p与心率关系函数；A(H)＝P_p(H)·(cV_v，d-d)/g(t_p(H))，其中c和d分别是压力逐渐增加过程中依赖于容积和独立于容积的参数。 

根据上述脉搏波到达时间-血压关系的数学表达式，可以建立如下式所示的基于脉搏波到达时间到平均血压的预测方程： 

MAP＝a·PAT+b 

其中，a和b为该线性模型系数。 

根据非对称T管动脉模型研究血流与血压和主动脉反射系数间的关系得到脉搏波反射系数比。具体地，在非对称T管动脉模型中，靠近主动脉端的动脉血压和血流波是由正向波和反射波组成的，可表示为动脉血压P_ao，z(ω)＝P_f，z(ω)+P_r，z(ω)和血流波 $Q_{\mathrm{ao},z}\left(\mathrm{\ω}\right)=Q_{f,z}\left(\mathrm{\ω}\right)+Q_{r,z}\left(\mathrm{\ω}\right)=\frac{1}{Z_c}(P_{f,z}\left(\mathrm{\ω}\right)-P_{r,z}\left(\mathrm{\ω}\right)),$ 其中f和r分别表示正向波和反射波，z表示测量点与主动脉根部的距离，Z_c是主动脉特征阻抗，通常为常数。 

由于主动态平均反射系数Γ(ω)为主动脉压力反射与正向波之间的比值，而输入阻抗是指主动脉压与血流之间的比值，当ω趋近于零时，输入阻抗Z_in(0)如以下方程所示： 

$Z_{\mathrm{in}}\left(0\right)=\frac{P_{\mathrm{ao},z=0}\left(0\right)}{Q_{\mathrm{ao},z=0}\left(0\right)}=Z_c\frac{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}{1-\mathrm{\Γ}\left(0\right)}=\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}}{\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z=0}}}$

其中， 为平均血压， 为平均血流，Γ(0)为主动脉平均反射系数。 

此上可知，平均血流 的表达式为： 

$\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z}}=\frac{1}{Z_c}\·\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}(1-\mathrm{\Γ}\left(0\right))}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}$

假设血流 单位为升/秒，则心输出量的计算公式如下： 

$\mathrm{CO}=60\×\stackrel{\‾}{Q_{\mathrm{ao},z=0}}$

根据平均血流 的表达式，假设主动脉特征阻抗Z_c为一常数，则脉搏波反射系数比的表达式如下所示： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-\mathrm{\Γ}\left(0\right)}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}$

其中，PRCR为脉搏波反射系数比，Γ(0)为主动脉平均反射系数。 

在一个实施例中，如图8所示，上述运算模块50包括输入单元510以及计算单元530。 

输入单元510，用于将脉搏波拐点面积比输入主动脉平均反射系数方程中得到包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程。 

本实施例中，主动脉平均反射系数是主动脉血压反射波与正向波之间的比值，输入单元510利用脉搏波拐点面积比来替代主动脉平均反射系数，即Γ(0)＝c×IPA+d，其中，c和d为校准系数。 

计算单元530，用于通过包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到脉搏波反射系数比。 

本实施例中，由于脉搏波反射系数比是描述血流与血压之间的比值，计算单元530将脉搏波拐点面积比所替代的主动脉平均反射系数代入脉搏波反射系数比的表达式中可得到脉搏波拐点面积比IPA与脉搏波反射系数比PRCR之间的公式，即： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-(c\·\mathrm{IPA}+d)}{1+(c\·\mathrm{IPA}+d)}$

在另一个实施例中，上述运算模块50还包括简化处理单元，该简化处理单元用于对脉搏波反射系数比进行简化处理，计算1与脉搏波拐点面积比的差值，以及1与脉搏波拐点面积比的加和，并将计算得到的差值与加和之间的商作为简化后的脉搏波反射系数比。 

本实施例中，为了方便计算，需要简化处理单元对上述脉搏波拐点面积比与脉搏波反射系数比之间的公式进行简化，简化后的脉搏波反射系数如以下公式所示： 

$\mathrm{PRCR}=\frac{1-\mathrm{IPA}}{1+\mathrm{IPA}}$

在另一个实施例中，如图9所示，上述心脏参数的测量装置还包括了估计参数计算模块20以及功率估算模块40。 

估计参数计算模块20，用于通过脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比计算得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数。 

本实施例中，第一心脏估计参数和第二心脏估计参数均可用于心脏输出功率的估算。具体地，由于心脏输出功率等于主动脉血压与心输出量之间的乘积，标准的心脏输出功率可由以下公式得到： 

$\mathrm{CPO}=\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}\×\mathrm{CO}=\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}\×\frac{60}{Z_c}\×\frac{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}(1-\mathrm{\Γ}\left(0\right))}{1+\mathrm{\Γ}\left(0\right)}=\frac{60}{Z_c}\×{\stackrel{\‾}{P_{\mathrm{ao},z=0}}}^2\×\mathrm{PRCR}$

其中，CPO为心脏输出功率。 

根据平均血压公式MAP＝a·PAT+b和简化后的脉搏波反射系数比代入标准的心脏输出功率的公式中得到由脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比表达的心脏输出功率的公式： 

$\mathrm{CPO}=\mathrm{MAP}\·\mathrm{CO}=(a\·\mathrm{PAT}+b)\·\frac{60}{Z_c}\·(a\·\mathrm{PAT}+b)\·\frac{(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$

其中，a和b均为系数。 

估计参数计算模块20根据这一由脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比表达的心脏输出功率的公式，并结合脉搏波到达时间，可以得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数，即 

$\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}=\frac{{\mathrm{PAT}}^2\·(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$ 和 $\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}=\frac{\mathrm{PAT}\·(1-\mathrm{IPA})}{1+\mathrm{IPA}}$

其中，PAT2_PRCR为第一心脏估计参数，PAT_PRCR为第二心脏估计参数。 

功率估算模块40，用于通过第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率。 

本实施例中，心脏输出功率估计方程如以下公式所示： 

CPO＝A·PAT2_PRCR+B·PAT_PRCR+C·PRCR+D 

其中，A、B、C和D为心脏输出功率估计方程中的系数，一般需结合标准心脏输出功率值计算得到。 

功率估算模块40将第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程中进行心脏输出功率的估算，有效地简化了心 脏输出功率计算过程，提高了测量过程中的准确性和方便性。 

在另一个实施例中，如图10所示，上述心脏参数的测量装置还包括了序列获取模块60、序列估算模块80以及校准模块90。 

序列获取模块60，用于获取预设数量心动周期的心脏输出功率序列、脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列。 

本实施例中，心脏输出功率序列是利用临床上标准心脏输出功率设备测量用于校准过程的心脏输出功率的标准值，具体地，序列获取模块60所获取到的心脏输出功率序列为CPO_ref＝[CPO_ref，1，CPO_ref，2，...，CPO_ref，N]；脉搏波到达时间序列PAT＝[PAT₁，PAT₂，...，PAT_N]；脉搏波拐点面积比序列IPA＝[IPA₁，IPA₂，...，IPA_N]。 

序列估算模块80，用于通过脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列估算第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列。 

本实施例中，序列估算模块80由获取到的脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列所得到的第一心脏估计参数序列为PAT2_PRCR＝[PAT2_PRCR₁，PAT2_PRCR₂，...，PAT2_PRCR_N]，其中， i表示第一心脏估计参数序列中的第i个元素；第二心脏估计参数序列为PAT_PRCR＝[PAT_PRCR₁，PAT_PRCR₂，...，PAT_PRCR_N]，其中 i表示第二心脏估计参数序列的第i个元素；脉搏波反射系数比序列为PRCR＝[PRCR₁，PRCR₂，...，PRCR_N]，其中 i表示序列的第i个元素。 

校准模块90，用于利用标准的心脏输出功率序列、第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列进行校准计算，得到心脏输出功率估计方程中的参数。 

本实施例中，标准心脏输出序列是通过临床中常用的心脏输出功率测量设备获得的，可用于对心脏输出功率估计方程中的系统进行校准。在进行校准计 算的过程中，校准模块90可通过最小二乘法或者平均值校准法实现。具体地，在最小二乘法中，为调整心脏输出功率估计方程中的系数A、B、C和D，使估算得到的心脏输出功率与标准的心脏输出功率之间的均方差  ${\left|\right|\widehat{\mathrm{CPO}}-{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref}}\left|\right|}_2=\sqrt{\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{((A\×{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\×{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\×{\mathrm{PRCR}}_i+D)-{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i})}^2}$ 最小；在平均值校准法中，使用第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列以及脉搏波反射系数序列的初始值、任意第j(j≠1，N)个元素值、第j个元素到第N个元素的均值以及N个元素的平均值来建立求解心脏输出功率估计方程中的系数A、B、C和D，详细求解过程如以下公式所示： 

CPO_ref，1＝A·PAT2_PRCR₁+B·PAT_PRCR₁+C·PRCR₁+D 

CPO_ref，j＝A·PAT2_PRCR_j+B·PAT_PRCR_j+C·PRCR_j+D(j≠1，N) 

$\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i}=A\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\·\frac{1}{M}\underset{i=j}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PRCR}}_i+D$

$\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{CPO}}_{\mathrm{ref},i}=A\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}2\_\mathrm{PRCR}}_i+B\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PAT}\_\mathrm{PRCR}}_i+C\·\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{PRCR}}_i+D$

其中，M＝N-j+1。 

上述校准过程中所使用的序列并非是固定的，在满足平均值的条件下，可以灵活地选择，通过平均值校准法可有效地避免或者减轻单独使用单一标准的心脏输出功率、脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比所引起的偏差。 

参数估算模块70，用于通过脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量。 

本实施例中，参数估算模块70通过如下公式进行估算，得到血压和心输出量： 

MAP＝a·PAT+b 

CO＝m·PAT_PRCR+n 

其中，MAP为血压值，CO为心输出量，a、b、m和n为系数，可通过心脏输出功率估计方程中的系数的使用的校准方法进行校准，以保证估算得到的血压值和心输出量的准确性。 

上述心脏参数的测量方法及装置，通过对从心电信号和光电容积描记信号中得到的脉搏波拐点面积进行计算，以得到脉搏波反射系数比，进而对方脉搏波反射系数比和脉搏波到达时间进行估算以得到血压和心输出量，这一血压和心输出量是同步测量得到的，保证了准确性，且不需要通过侵入式方法进行测量，大大提高了运动状态下的操作方便性。 

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。 

Claims (4)

1.一种心脏参数的测量装置，其特征在于，包括：

信号处理模块，用于同步检测心电信号和光电容积描记信号，并进行预处理；

轮廓分析模块，用于对所述预处理后的心电信号和光电容积描记信号进行波形轮廓分析得到脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比；

运算模块，用于根据所述脉搏波拐点面积比计算得到脉搏波反射系数比；

参数估算模块，用于通过所述脉搏波到达时间和脉搏波反射系数比进行估算得到血压和心输出量；

序列获取模块，用于获取预设数量心动周期的心脏输出功率序列、脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列；

序列估算模块，用于通过所述脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列估算第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列；

校准模块，用于通过脉搏波到达时间序列和脉搏波拐点面积比序列进行计算得到第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列以及脉搏波反射序列，并利用标准的心脏输出功率序列、第一心脏估计参数序列、第二心脏估计参数序列和脉搏波反射系数比序列进行校准计算，得到所述心脏输出功率估计方程中的参数；

所述信号处理模块由心电信号检测装置以及光电容积描记信号检测装置组成，所述心电信号检测装置为肢体导联或胸导联。

2.根据权利要求1所述的心脏参数的测量装置，其特征在于，还包括：

估计参数计算模块，用于通过所述脉搏波到达时间和脉搏波拐点面积比计算得到第一心脏估计参数和第二心脏估计参数；

功率估算模块，用于通过所述第一心脏估计参数、第二心脏估计参数和脉搏波反射系数比输入心脏输出功率估计方程进行估算得到心脏输出功率。

3.根据权利要求1所述的心脏参数的测量装置，其特征在于，所述运算模块包括：

输入单元，用于将所述脉搏波拐点面积比输入主动脉平均反射系数方程中得到包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程；

计算单元，用于通过所述包含脉搏波拐点面积比的主动脉平均反射系数方程得到所述脉搏波反射系数比。

4.根据权利要求3所述的心脏参数的测量装置，其特征在于，所述运算模块还包括：

简化处理单元，用于对所述脉搏波反射系数比进行简化处理，计算1与脉搏波拐点面积比的差值，以及1与脉搏波拐点面积比的加和，并将计算得到的差值与加和之间的商作为简化后的脉搏波反射系数比。