CN103340639A - 一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法。本发明利用生物电阻抗测量装置计算出膀胱的电阻抗信号，对所述电阻抗信号进行模数转换和数字滤波后发送至上位机；上位机采用时距扩大法对所述电阻抗数字信号进行降采样处理，获得多个采样点的数据值，拟合出电阻抗幅值曲线和提取出所述电阻抗幅值曲线的特性参数；上位机判断电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，则所述上位机判定所述患者出现了急迫性尿失禁的病症，并发出警报信号。本发明提供的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，通过建立急迫性尿失禁检测判断的参考模型，实现了对急迫性尿失禁病症的无创监测，具有无创、无损、便于检测及低成本的优点。

Description

一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法

技术领域

本发明涉及尿失禁检测技术领域，尤其涉及一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法。

背景技术

尿失禁，是由于膀胱括约肌损伤或神经功能障碍而丧失排尿自控能力，使尿液不自主地流出；而急迫性尿失禁可由部分性上运动神经元病变或急性膀胱炎等强烈的局部刺激引起，患者有十分严重的尿频、尿急症状，是由于强烈的逼尿肌的无抑制性收缩而发生尿失禁。通常继发于膀胱的严重感染。对于急迫性尿失禁的患者来说，需要及时、有效地检测出患者的急迫性尿失禁症状，以便患者能够及时就医，为患者制定有效的治疗以及评估治疗方案。

目前，医学临床上在对患者的急迫性尿失禁情况进行检查时，多采用尿动力检测仪进行测试，但该设备笨重，操作复杂，且需要对患者进行侵入式检查，除了不方便随身携带，也对患者造成很大的伤害。现有技术提出了一种便携式膀胱尿量检测装置，其通过对身体病患部位进行生物电阻抗检测，测量得到的人体组织的电阻抗幅值、相角、实部、虚部，以及通过这些所述相关参数推导得到的人体组织等效电路模型参数，来判断膀胱尿量是否在安全值范围或积尿是否排尽，但该装置未能针对急迫性尿失禁的人体特征进行定量或定性检测，因此未能及时发现受试者是否为急迫性尿失禁患者或实时检测出患者是否出现急迫性尿失禁情况。

发明内容

本发明提出一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，通过生物电阻抗测量装置测量出人体的电阻抗信号，和利用上位机建立急迫性尿失禁病症的参考模型，并根据生物电阻抗测量装置实时采集的电阻抗信号，判断出患者是否出现了急迫性尿失禁病症。

本发明实施例提供一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，包括： 

S1：将一对激励电极以及一对测量电极紧贴在患者的测试部位，并根据所述激励电极输出的激励电流与所述测量电极实时采集得到的测量电压，利用生物电阻抗测量装置计算出膀胱的电阻抗信号；

S2：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗信号进行模数转换，获得电阻抗数字信号；

S3：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将滤波后的电阻抗数字信号发送至上位机；

S4：所述上位机采用时距扩大法对所述电阻抗数字信号进行降采样处理，获得多个采样点的数据值；

S5：所述上位机对所述多个采样点的数据值进行曲线拟合，获得电阻抗幅值曲线，并提取出所述电阻抗幅值曲线的特性参数；

S6：若在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，则所述上位机判定所述患者出现了急迫性尿失禁的病症，并发出警报信号。

在一种可实现方式中，所述参考模型为：

所述电阻抗幅值曲线出现极小值，且在所述极小值出现后的时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零，其中，时间T0＞0。

进一步地，所述生物电阻抗测量装置包括：主控模块、压控恒流源、中频正弦波发生器、信号调理器、幅值与相位测量模块以及电源管理模块；

其中，所述中频正弦波发生器与所述压控恒流源连接，用于在所述主控模块的控制下提供稳定的激励电流，并将所示激励电流通过电流输出正端和电流输出负端输出到患者测试部位；

所述中频正弦波发生器用于产生固定频率的正弦波；

所述信号调理器用于对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号；

所述幅值与相位测量模块设置有两个电压输入端，用于采集患者测试部位的测量电压，并计算出测量电压的幅值与相位。

优选地，所述生物电阻抗测量装置通过串行接口和/或Zigbee无线网络与所述上位机进行数据通信。

在一种可实现方式中，所述步骤S3包括：

S31：对所述电阻抗数字信号进行快速傅里叶变换，获得所述电阻抗数字信号的频谱；

S32：根据人体生理信号特征对所述频谱进行分析，对所述频谱进行数字低通滤波，去除处于低频段的干扰信号。

进一步地，所述步骤S4包括：

S41：以时间T为单位，对所述电阻抗数字信号进行时距划分，每个时间T内对所述电阻抗数字信号采集一个采样点，其中，时间T＞0；

S42：计算出各个所述时间T内的所述电阻抗数字信号的均值；

S43：将所述均值作为与所述时间T对应的采样点的数据值。

优选地，所述时间T为1分钟。

再进一步地，所述步骤S5包括：

S51：根据所述多个采样点的数据值，对相邻的两个采样点的数据值分别进行直线拟合，获得多个线性函数；

S52：将所述多个线性函数进行连接组合，获得电阻抗幅值曲线；

S53：提取出各个所述线性函数的斜率值，作为所述电阻抗幅值曲线的特征参数。

更进一步地，所述步骤S6包括：

S61：在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，提取组成所述电阻抗幅值曲线的各个所述线性函数的斜率值；

S62：根据各个所述线性函数的斜率值，判断所述电阻抗幅值曲线是否出现极小值，包括：若前后相邻的两个所述线性函数的斜率值之乘积小于零，且前一线性函数的斜率值小于零，则判定所述前后相邻的两个所述线性函数的时间连接点出现了极小值；反之，判定所述电阻抗幅值曲线未出现极小值；

S63：在所述电阻抗幅值曲线出现极小值时，判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零；若小于零，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型；反之，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数不符合参考模型。

优选地，所述时间T0=5*T；

则所述在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值为：在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内的五个线性函数的斜率值；

所述判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零，具体为：

若所述的五个线性函数的斜率值均小于零时，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零；反之，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值不小于零。

实施本发明实施例，具有如下有益效果：

本发明提供的一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，通过生物电阻抗测量装置测量出人体的电阻抗信号，并利用上位机建立急迫性尿失禁病症的参考模型，根据生物电阻抗测量装置实时采集的电阻抗信号对患者的人体生理与病理信息进行定性检测，判断出患者是否出现了急迫性尿失禁病症，实现了对急迫性尿失禁病症的无创监测。本发明提供基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，具有无创、无损、便于检测及低成本的优点。

附图说明

图1是本发明提供的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法的第一实施例的方法流程图；

图2是本发明实施例激励电极与测量电极对人体测试时的安装位置示意图；

图3是本发明第一实施例的生物电阻抗装置的结构示意图；

图4是本发明生物电阻抗测量装置与上位机进数据通信的结构示意图；

图5是本发明对电阻抗数字信号进行降采样的一种实现方法流程图；

图6是被发明第二实施例对电阻抗幅值曲线进行拟合和提取特征参数的一种方法流程图；

图7是本发明拟合的电阻抗幅值曲线示意图；

图8是被发明第二实施例对患者是否出现急迫性尿失禁病症的一种方法流程图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

本发明实施例基于生物电阻抗技术进行急迫性尿失禁的识别。人体组织与器官具有独特的电特性，组织与器官的状态或功能变化将伴随相应的电特性改变。而膀胱在发生急迫性尿失禁的过程中，膀胱压力突然升高会造成肌肉的生物电阻抗信号发生变化。本发明实施例基于这种关联关系，建立检测判断的参考模型，将生物电阻抗技术应用在膀胱急迫性尿失禁识别方法之中，实现了对患者的无创无损的监测。 

参见图1，是本发明提供的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法的第一实施例的方法流程图。

在本实施例中，所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法包括以下步骤：

步骤S1：将一对激励电极以及一对测量电极紧贴在患者的测试部位，并根据所述激励电极输出的激励电流与所述测量电极实时采集得到的测量电压，利用生物电阻抗测量装置计算出膀胱的电阻抗信号。

具体实施时，由于膀胱通常处于人体肚脐下方19厘米处，因此，在对患者进行测试时，将激励电极和测量电极紧贴在患者肚脐下方19厘米处的左右两边的位置。

参看图2，是本发明实施例激励电极与测量电极对人体测试时的安装位置示意图。

在对患者进行测试时，根据解剖学和物理电路原理，激励电极IL和IR，与测量电极VL和VR处于同一水平线。优选地，先找出在肚脐下方19厘米处的中心位置，然后将两个用于向人体输出电流信号的激励电极IL和IR分别紧贴在该中心位置左右两边各8厘米处的位置；将两个用于采集人体电压信号的测量电极VL和VR分别紧贴在该中心位置左右两边各3厘米处的位置；激励电极和测量电极处于同一水平线。需要说明的是，考虑到膀胱周围组织的复杂性、电流在人体器官中流向的不确性和膀胱位置的个体差异，具体实施时可采用膀胱附近的不同位置进行实验比较，以找到最佳的电极安装位置，最大化减小人体固有干扰，提高信号噪比。

参看图3，是本发明第一实施例的生物电阻抗装置的结构示意图。

作为优选的实施例，在本实施例中，所述生物电阻抗测量装置包括：主控模块、压控恒流源、中频正弦波发生器、信号调理器、幅值与相位测量模块以及电源管理模块；

其中，所述中频正弦波发生器与所述压控恒流源连接，用于在所述主控模块的控制下提供稳定的激励电流，并将所示激励电流通过电流输出正端和电流输出负端输出到患者测试部位；

所述中频正弦波发生器用于产生固定频率的正弦波；

所述信号调理器用于对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号；

所述幅值与相位测量模块设置有两个电压输入端，用于采集患者测试部位的测量电压，并计算出测量电压的幅值与相位。

具体实施时，利用生物电阻抗测量装置向所述的一对激励电极提供激励电流，并接收由测量电极采集得到的电压信号后，根据欧姆定律，计算获得人体膀胱的电阻抗信号。由于向膀胱输入的激励电流信号和从膀胱采集的电压信号均为模拟信号，因此计算得到的电阻抗信号亦为模拟信号。

步骤S2：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗信号进行模数转换，获得电阻抗数字信号。通过对电阻抗信号转换为电阻抗数字信号，以便于所述生物电阻抗测量装置或计算机对其进行数据分析处理。

步骤S3：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将滤波后的电阻抗数字信号发送至上位机。

在对患者进行测试的过程中，由于人体的一些生理特征，如呼吸、心跳、脉动等会造成采集得到的电阻抗信号以及模数转换后的电阻抗数字信号参杂有干扰信号，在一定程度上影响测量的精度，因此需要对电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将滤波后的电阻抗数字信号发送至上位机，由上位机对其进行数据处理和分析。需要说明的是，在具体实践过程中，测试部位膀胱范围内的干扰信号为高频信号，因此，在对电阻抗数字信号进行滤波时，可采用生物电阻抗测量装置对其进行数字低通滤波，滤除干扰信号。

在一种可实现的方式中，步骤S3可通过步骤S31和步骤S32来实现：

步骤S31：对所述电阻抗数字信号进行快速傅里叶变换，获得所述电阻抗数字信号的频谱；

步骤S32：根据人体生理信号特征对所述频谱进行分析，对所述频谱进行数字低通滤波，去除处于低频段的干扰信号。

当生物电阻抗测量装置对电阻抗数字信号进行数字滤波后，将其发送至上位机，由上位机执行步骤S4。

优选地，在本实施例中，所述生物电阻抗测量装置通过串行接口和/或Zigbee无线网络与所述上位机进行数据通信。参看图4，是生物电阻抗测量装置与上位机进数据通信的结构示意图。

 其中，串行接口简称串口，也称串行通信接口，是采用串行通信方式的扩展接口。串行接口按电气标准及协议来分包括RS232、RS422、RS485等，但不涉及接插件、电缆或协议。在本实施例中，优选采用RS232类型的串行接口。Zigbee是基于IEEE802.15.4标准的低功耗个域网协议，是一种短距离、低功耗的无线通信技术。Zigbee的特点是近距离、低复杂度、自组织、低功耗、低数据速率和低成本，适用于自动控制和远程控制领域，可以嵌入各种设备。

步骤S4：所述上位机采用时距扩大法对所述电阻抗数字信号进行降采样处理，获得多个采样点的数据值。

时距扩大法是指把原时间数列中各个时期的数值加以适当合并，得出较长时距（时间距离）的数值，形成一个新的扩大了时距的时间数列的方法，从而消除由于时距较短而受偶然因素影响所引起的波动，并使某种现象的发展变化的趋势明显地表露出来。在本实施例中，采用时距扩大法对电阻抗数字信号进处理时，从每个单位时间里采集一个采样点，且每个采样点的数据值由其对应的单位时间内的电阻抗数字信号决定。将多个采样点的数据值加以合并，可得到一定时间距离内的电阻抗数字信号的时间走线趋势。

步骤S5：所述上位机对所述多个采样点的数据值进行曲线拟合，获得电阻抗幅值曲线，并提取出所述电阻抗幅值曲线的特性参数。

步骤S6：若在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，则所述上位机判定所述患者出现了急迫性尿失禁的病症，并发出警报信号。

作为优选的实施方式，在本实施例中，所述参考模型为：

所述电阻抗幅值曲线出现极小值，且在所述极小值出现后的时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零，其中，时间T0＞0。

具体实施时，当上位机对所述电阻抗幅值曲线进行数学分析时，检测出患者在模拟实验动作（包括大笑、咳嗽和喷嚏）时，电阻抗幅值曲线在相应时刻出现了极小值；并且，通过对该时刻之后的电阻抗幅值曲线进行跟踪和分析发现，在该时刻（出现极小值的电阻抗采样点所在的单位时间）之后的一段时间T0内，电阻抗幅值曲线的斜率值均小于零，则认为患者具备急迫性尿失禁的病症，启动警报信号。

本发明还提供了基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法的第二实施例。

在第二实施例中，具体实施时，将一对激励电极以及一对测量电极紧贴在患者的测试部位，并根据所述激励电极输出的激励电流与所述测量电极实时采集得到的测量电压，利用生物电阻抗测量装置计算出膀胱的电阻抗信号；所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗信号进行模数转换，获得电阻抗数字信号；所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将滤波后的电阻抗数字信号发送至上位机。

以上三个步骤的实现原理分别与第一实施例的步骤S1~步骤S3相同。本实施例在第一实施例的基础上，进一步对第一实施例的步骤S4~步骤S6提供了一种具体实施方式。

参看图5，是本发明对电阻抗数字信号进行降采样的一种实现方法流程图。

上位机采用时距扩大法对所述电阻抗数字信号进行降采样处理，获得多个采样点的数据值，具体包括：

步骤S41：以时间T为单位，对所述电阻抗数字信号进行时距划分，每个时间T内对所述电阻抗数字信号采集一个采样点，其中，时间T＞0。

步骤S42：计算出各个所述时间T内的所述电阻抗数字信号的均值。

步骤S43：将所述均值作为与所述时间T对应的采样点的数据值。

优选地，所述时间T为1分钟。

具体实施时，每隔时间T对所述电阻抗数字信号进行时距划分，因此，每个时间T内均采集到一个电阻抗数字信号的采样点，且每一个采样点赋予一个数据值。为了体现出实时输出的电阻抗数字信号的原始特征，各个采样点的数据值为与其对应的时间T内的电阻抗数字信号的均值。譬如，在所述时间T为1分钟时，则每隔1分钟就对电阻抗数字信号进行采样，且第一个采样点的数据值为第一分钟内的所有电阻抗数字信号的均值；第二采样点的数据值为第二分钟内的所有电阻抗数字信号的均值；如此类推。

在本实施例中，进一步地，上位机对所述多个采样点的数据值进行曲线拟合，获得电阻抗幅值曲线及其特征参数。

参看图6，是被发明第二实施例对电阻抗幅值曲线进行拟合和提取特征参数的一种方法流程图。

具体地，上位机对所述多个采样点的数据值进行曲线拟合，获得电阻抗幅值曲线，并提取出所述电阻抗幅值曲线的特性参数的方法步骤包括：

步骤S51：根据所述多个采样点的数据值，对相邻的两个采样点的数据值分别进行直线拟合，获得多个线性函数。根据线性数学原理，通过两个不同点的数据值可拟合一条直线，获得线性函数y=a*t+b，其中，a为线性函数的斜率值，b为线性函数的在y轴上的截距。因此，在本实施例中，将电阻抗幅值作为纵轴，时间t作为横轴，建立平面直角坐标系；再将相邻的两个采样点的数据值所在的坐标点连接起来，即可获得多段线段，每一段线段为一个线性函数。

步骤S52：将所述多个线性函数进行连接组合，获得电阻抗幅值曲线。具体地，在平面直角坐标系中将两两相邻的采样点所在的坐标点进行连接。

参看图7，是本发明拟合的电阻抗幅值曲线示意图。

如图7所示，在拟合人体膀胱的的电阻抗幅值曲线时，每隔时间T采集一个采样点，每个采样点赋予一个数据值，且电阻抗幅值曲线在时刻t0获得极小值。

在对电阻抗幅值曲线进行数学表示时，将所述步骤S51获得的多段线性函数进行组合，所得的分段函数即为电阻抗幅值曲线的数学表示，以便于上位机对电阻抗采样点的数据值进行分析处理。

具体地，在以时间T=1分钟对电阻抗数字信号进行采样时，对第一个采样点与第二个采样点的数据值进行线性拟合，获得线性函数y1=a1*t+b1，0＜t≤1；对第二个采样点与第三个采样点的数据值进行线性拟合，获得线性函数y2=a2*t+b2，1＜t≤2；对第三个采样点与第四个采样点的数据值进行线性拟合，获得线性函数y3=a3*t+b3，2＜t≤3；如此类推，可将所述电阻抗幅值曲线的数学表示为分段函数：

y={ a1*t+b1，0＜t≤1；

a2*t+b2，1＜t≤2；

a3*t+b3，2＜t≤3；

……}

    其中，常数a1、a2、a3、……为各段线性函数的斜率值，常数b1、b2、b3、……为各段线性函数在纵轴上的截距。

步骤S53：提取出各个所述线性函数的斜率值，作为所述电阻抗幅值曲线的特征参数。具体地，当时间T=1分钟时，将以上所述的各段线性函数的斜率值a1、a2、a3、……提取为电阻抗幅值曲线的特征参数。具体实施时，生物电阻抗测量装置对患者进行实时检测，因此，上位机获得的电阻抗幅值曲线的特征参数也为实时获得。

在本实施例中，在获得电阻抗幅值曲线的特征参数后，即可应用其进行检测，以获得对患者的测试结果。

参看图8，是被发明第二实施例对患者是否出现急迫性尿失禁病症的一种方法流程图。

进一步地，在本实施例中，若在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，则所述上位机判定所述患者出现了急迫性尿失禁的病症，并发出警报信号；优选地，该执行过程具体包括以下步骤：

步骤S61：在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，提取组成所述电阻抗幅值曲线的各个所述线性函数的斜率值。

步骤S62：根据各个所述线性函数的斜率值，判断所述电阻抗幅值曲线是否出现极小值，包括：若前后相邻的两个所述线性函数的斜率值之乘积小于零，且前一线性函数的斜率值小于零，则判定所述前后相邻的两个所述线性函数的时间连接点出现了极小值；反之，判定所述电阻抗幅值曲线未出现极小值。如图7所示，所述电阻抗幅值曲线在时刻t0时出现了极小值。

譬如，当T=1分钟对电阻抗数字信号进行采样时，上位机检测到组成电阻抗幅值曲线的第一个线性函数的斜率值a1小于零，且该斜率值a1与第二个线性函数的斜率值a2的乘积小于零，即a1＜0，且a1*a2＜0时，则判定该电阻抗幅值曲线在第一个线性函数与第二个线性函数的时间连接点t=1（分钟）时出现了极小值。

步骤S63：在所述电阻抗幅值曲线出现极小值时，判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零；若小于零，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型；反之，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数不符合参考模型。

在一种可实现的方式中，所述时间T0=5*T。

则所述在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值为：在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内的五个线性函数的斜率值。

所述判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零，具体为：

若所述的五个线性函数的斜率值均小于零时，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零；反之，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值不小于零。

譬如，当时间T=1分钟，且在时刻t0出现极小值时，上位机对极小值出现的时刻t0的1分钟之后（时刻t0+1）的5分钟内（时刻t0+1~时刻t0+6）五个线性函数进行处理，获得时间段[t0+1,t0+2]、时间段[t0+2,t0+3]、时间段[t0+3,t0+4]、时间段[t0+4,t0+5]以及时间段[t0+5,t0+6]所分别对应的五个线性函数的斜率值a1、a2、a3、a4和a5。当斜率值a1、a2、a3、a4和a5均小于零时，则认为所述电阻抗幅值曲线的斜率值在极小值出现后的下一个采样点时间T0内为小于零，从而判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，推断出受试患者出现了急迫性尿失禁的病症，所述上位机立刻启动报警，通知患者及时就医。具体实施时，若受试患者的电阻抗幅值信号不符合所建立的参考模型，则判定其为非急迫性尿失禁患者。

本发明实施例提供的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，基于膀胱在发生急迫性尿失禁的过程中，膀胱压力突然升高会造成肌肉的生物电阻抗信号发生变化的原理，将生物电阻抗技术应用在膀胱急迫性尿失禁识别方法之中，通过生物电阻抗测量装置实时采集的电阻抗信号对患者的人体生理与病理信息进行定性检测，以及建立急迫性尿失禁检测判断的参考模型，实现了对急迫性尿失禁病症的无创监测。本发明提供基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，具有无创、无损、便于检测及低成本的优点。

以上所述是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也视为本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，包括：

S1：将一对激励电极以及一对测量电极紧贴在患者的测试部位，并根据所述激励电极输出的激励电流与所述测量电极实时采集得到的测量电压，利用生物电阻抗测量装置计算出膀胱的电阻抗信号；

S2：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗信号进行模数转换，获得电阻抗数字信号；

S3：所述生物电阻抗测量装置对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将滤波后的电阻抗数字信号发送至上位机；

S4：所述上位机采用时距扩大法对所述电阻抗数字信号进行降采样处理，获得多个采样点的数据值；

S5：所述上位机对所述多个采样点的数据值进行曲线拟合，获得电阻抗幅值曲线，并提取出所述电阻抗幅值曲线的特性参数；

S6：若在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型，则所述上位机判定所述患者出现了急迫性尿失禁的病症，并发出警报信号。

2.如权利要求1所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述参考模型为：

所述电阻抗幅值曲线出现极小值，且在所述极小值出现后的时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零，其中，时间T0＞0。

3.如权利要求2所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述生物电阻抗测量装置包括：主控模块、压控恒流源、中频正弦波发生器、信号调理器、幅值与相位测量模块以及电源管理模块；

其中，所述中频正弦波发生器与所述压控恒流源连接，用于在所述主控模块的控制下提供稳定的激励电流，并将所示激励电流通过电流输出正端和电流输出负端输出到患者测试部位；所述中频正弦波发生器用于产生固定频率的正弦波；

所述信号调理器用于对所述电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号；

所述幅值与相位测量模块设置有两个电压输入端，用于采集患者测试部位的测量电压，并计算出测量电压的幅值与相位。

4.如权利要求1所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述生物电阻抗测量装置通过串行接口和/或Zigbee无线网络与所述上位机进行数据通信。

5.如权利要求1~4任一项所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述步骤S3包括：

S31：对所述电阻抗数字信号进行快速傅里叶变换，获得所述电阻抗数字信号的频谱；

S32：根据人体生理信号特征对所述频谱进行分析，对所述频谱进行数字低通滤波，去除处于低频段的干扰信号。

6.如权利要求1~4任一项所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述步骤S4包括：

S41：以时间T为单位，对所述电阻抗数字信号进行时距划分，每个时间T内对所述电阻抗数字信号采集一个采样点，其中，时间T＞0；

S42：计算出各个所述时间T内的所述电阻抗数字信号的均值；

S43：将所述均值作为与所述时间T对应的采样点的数据值。

7.如权利要求6所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述时间T为1分钟。

8.如权利要求1~4任一项所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述步骤S5包括：

S51：根据所述多个采样点的数据值，对相邻的两个采样点的数据值分别进行直线拟合，获得多个线性函数；

S52：将所述多个线性函数进行连接组合，获得电阻抗幅值曲线；

S53：提取出各个所述线性函数的斜率值，作为所述电阻抗幅值曲线的特征参数。

9.如权利要求1~4任一项所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述步骤S6包括：

S61：在患者大笑、咳嗽和喷嚏时，提取组成所述电阻抗幅值曲线的各个所述线性函数的斜率值；

S62：根据各个所述线性函数的斜率值，判断所述电阻抗幅值曲线是否出现极小值，包括：若前后相邻的两个所述线性函数的斜率值之乘积小于零，且前一线性函数的斜率值小于零，则判定所述前后相邻的两个所述线性函数的时间连接点出现了极小值；反之，判定所述电阻抗幅值曲线未出现极小值；

S63：在所述电阻抗幅值曲线出现极小值时，判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零；若小于零，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数符合参考模型；反之，则判定所述电阻抗幅值曲线的特性参数不符合参考模型。

10.如权利要求9所述的基于生物电阻抗的急迫性尿失禁识别方法，其特征在于，所述时间T0=5*T；

则所述在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值为：在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内的五个线性函数的斜率值；

所述判断在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值是否小于零，具体为：

若所述的五个线性函数的斜率值均小于零时，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值小于零；反之，则判定在所述极小值出现后的下一个采样点之后时间T0内，所述电阻抗幅值曲线的斜率值不小于零。

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