CN103598886A - 基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法 - Google Patents

Abstract

一种基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其步骤是：将多个测试电极紧贴患者的测试部位，通过生物电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值；通过数字滤波算法，去除干扰信号，并通过时距扩大法对数据进一步滤波，降低原始数据的采样频率，实时更新电阻抗最大值；根据电阻计算公式，建立尿量变化模型，根据理论公式对阻抗出现最大值后期的数据进行分单元段拟合；对不同的拟合曲线分别计算从积尿开始到结束时间段内阻抗变化量、曲线斜率值和阻抗当前值，各取其均值作为尿量变化模型的参数进行计算，得出尿量值。本发明能实时、准确地，特别是在尿液电导率在积尿过程中发生变化时能对膀胱尿量进行动态预测，且抗干扰性更强，操作更安全方便。

Description

基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法

技术领域

本发明涉及尿量监测技术领域，具体是涉及一种基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法。

背景技术

目前膀胱状况检测方法多采用超声、压力、位移等技术手段，采用的都是静态监测方法，无法及时掌握患者尿量。对于像尿失禁、膀胱炎、脊髓损伤等尿意缺失患者，需要实时监测膀胱尿量，并及时提醒患者排尿，才能预防积尿过多、排尿过频或排尿不尽等引起的并发症。

生物电阻抗技术利用了生物组织及器官的电特性提取人体生理与病理信息的无创检测技术，同时具有便携式的特点，可以实时测量膀胱内的尿量。但是，由于人体尿液的电导率随着人体代谢情况的不同是变化着的，所以单独电阻抗值的测量不能准确的反映膀胱内尿量的情况。同时，由于积尿早期膀胱的生理特性，使得测量的结果受到膀胱壁生物电阻抗变化的影响。

发明内容

本发明的目的在于针对上述存在问题和不足，提供一种既能克服积尿前期膀胱壁阻抗变化的影响，又能针对尿液电导率的变化计算出准确的阻抗变化值，从而实现对膀胱内动态变化的尿量进行准确监测的基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法。

本发明的技术方案是这样实现的：

本发明所述的基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特点是包括如下步骤：

A、将多个测试电极紧贴患者的测试部位，根据生物电阻抗技术，通过与各测试电极电连接的生物电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值；

B、通过数字滤波算法，选择包括截止频率、阶数在内的合适参数，去除包括呼吸、心跳、高频、工频在内的干扰信号，提高电阻抗信噪比，并通过时距扩大法对数据进一步滤波，同时降低原始数据的采样频率，并实时更新电阻抗最大值；

C、根据电阻计算公式，建立尿量变化模型，即对当前阻抗值、阻抗变化量以及尿液电导率值进行建模计算出尿量变化量，并根据理论公式对阻抗出现最大值后期的数据进行分单元段拟合；

D、对不同的拟合曲线分别计算从积尿开始到结束时间段内阻抗变化量、曲线斜率值和阻抗当前值，各自取其均值作为尿量变化模型的参数进行计算，得出尿量值。

其中，上述步骤B的具体操作过程如下：

B₁、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；

B_2、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；

B_3、以5分钟的数据为单位进行时距扩大法处理，降低原始数据的采样率；

B_4、实时寻找并更新电阻抗最大值，并实时地将阻抗最大值                                               记录在寄存器中，如果当前时刻的阻抗值

大于之前的阻抗最大值

，则将当前时刻的阻抗值

重新开始写入寄存器中，以前的数据自动丢掉；反之，不做任何数据取代工作。

上述步骤C的具体操作过程如下：

C₁、根据电阻计算公式，建立尿量变化模型；

C₂、从最大值点起，按照尿量变化模型以5分钟为单位对数据进行拟合；

C₃、选择单元段斜率大于零的段进行拟合。

上述步骤D的具体操作过程如下：

D₁、针对每一段拟合曲线，计算其曲线斜率值

，同时计算拟合曲线从积尿开始到结束时间段内的阻抗变化量

；

D₂、对所有曲线的曲线斜率值和阻抗当前值Z取平均值，同时也对所有曲线的阻抗变化量

取平均值；

D₂、将曲线斜率值

、阻抗当前值Z和阻抗变化量

的平均值带入尿量变化模型中，计算尿量。

上述尿量变化模型为：

其中，

为尿量变化量，以毫升为单位；

为当前的尿液电导率值；

为当前的阻抗值，

为阻抗变化量。

上述生物电阻抗测量装置包括电源模块及与电源模块电连接的主控模块、压控恒流源模块、中频正弦波发生模块、测量信号调理模块和幅值与相位测量模块，其中：

所述中频正弦波发生模块在主控模块的控制下，用于产生固定频率的正弦波电流输送给压控恒流源模块，并通过所述压控恒流源模块向其中一对测试电极提供稳定的激励电流，且所述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；

所述测量信号调理模块，用于对接收到的另一对测试电极的电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将去除了干扰信号的电阻抗数字信号输送给幅值与相位测量模块；

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进行计算，并将计算出的测量电压的幅值与相位数据输送给主控模块，且可通过所述主控模块传送给上位机。

上述主控模块通过串行接口或/和Zigbee无线网络与上位机进行数据通信。

本发明与现有技术相比，具有如下优点：

本发明通过生物电阻抗测量装置测量出人体的电阻抗信号，以及利用膀胱的球体阻抗模型对测量过程的干扰进行滤除，同时重建在不同尿液电导率下膀胱积尿的阻抗曲线，最后计算出准确的膀胱尿量，这样既能克服积尿前期膀胱壁阻抗变化的影响，又能针对尿液电导率的变化计算出准确的阻抗变化值，从而实现对膀胱内动态变化的尿量进行准确监测，而且本发明能够实时、准确地，特别是在尿液电导率在积尿过程中发生变化时能对膀胱尿量进行动态预测，并且本发明的抗干扰性更强，操作更安全方便。

下面结合附图对本发明作进一步的说明。

附图说明

图1为本发明实施例中所述测试电极的佩戴示意图。

图2为本发明实施例中采集数据和处理后数据比较图。

图3为本发明实施例中曲线分段拟合过程图。

图4为本发明中所述生物电阻抗测量装置的结构方框图。

具体实施方式

本发明所述的基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特点是包括如下步骤：

首先，将多个测试电极紧贴患者的测试部位，根据生物电阻抗技术，通过与各测试电极电连接的生物电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值，其具体操作如下：

测试前，先将测试电极带与患者身上，可采用四极法测量法，分别是IR、IL、VR、VL，四个电极所贴的位置按照图1所示，且四个测试电极包括一对激励电极和一对信号测量电极。采用四极法测量患者膀胱中尿液电阻抗值，具体是将一对激励电极固定在小腹下端对应膀胱的投影位置，即两激励电极分别设在肚脐下端两侧胯骨的附近，另一对信号测量电极置于两激励电极之间的适当位置。启动硬件部分提供1-5mA，50-100khz的恒定电流，由激励电极注入人体，信号测量电极得到待测对象的电压幅值数据，通过欧姆定律，计算采集原始阻抗信号。

然后，通过数字滤波算法，选择包括截止频率、阶数在内的合适参数，去除包括呼吸、心跳、高频、工频在内的干扰信号，提高电阻抗信噪比，并通过时距扩大法对数据进一步滤波，同时降低原始数据的采样频率，并实时更新电阻抗最大值，其具体操作如下：

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；根据人体生理信号特征对将已为数字信号的膀胱生物电阻抗信号进行频谱分析，得出频谱分布图，并根据频谱分布特征，结合人体生理信号特征，进行数字低通滤波处理，去除呼吸及运动等处于低频段的干扰信号；以5分钟的数据为单位进行时距扩大法处理，降低原始数据的采样率，5分钟内的数据是指取5分钟内的数据点的均值来作为5分钟时间窗口内1个采样点时的数据值；实时寻找并更新电阻抗最大值，并实时地将阻抗最大值

记录在寄存器中，如果当前时刻的阻抗值

大于之前的阻抗最大值

，则将当前时刻的阻抗值

重新开始写入寄存器中，以前的数据自动丢掉；反之，不做任何数据取代工作。

然后，在低通滤波和时距扩大处理后，根据医学知识与根据电阻计算公式，建立尿量变化模型，即对当前阻抗值、阻抗变化量以及尿液电导率值进行建模计算出尿量变化量，并根据理论公式对阻抗出现最大值后期的数据进行分单元段拟合，其具体操作如下：

先根据电阻计算公式，建立尿量变化模型，所述尿量变化模型为：

其中，为尿量变化量，以毫升为单位；

为当前的尿液电导率值；

为当前的阻抗值，为阻抗变化量；

然后，从最大值点起，按照尿量变化模型以5分钟为单位对数据进行拟合，数据的拟合公式为

；并选择单元段斜率大于零的段进行拟合；

如图2所示，图2的上半部分图表为滤波前采集的原始阻抗测量数据；图2的下半部分图表为滤波处理后且经过时距扩大后的阻抗测量数据。横坐标表示时间，以秒作为单位，纵坐标表示为阻抗值，以欧姆为单位。生物电阻抗测量装置由中频正弦波发生模块通过压控恒流源模块提供1-5mA稳定的激励电流输入待测对象；由信号测量电极获取待测对象的电抗信号经信号后经测量信号调理模块送入幅值与相位测量模块，得到待测对象的阻抗幅值数据。由于测试电极贴在人体腹部下表面，不免会受生理活动的干扰，同时电源模块在供电过程中可能出现工频干扰，使得原始数据的采集过程中混有呼吸阻抗影响，所以对图3的上半部分图表数据的处理过程中采用了低通滤波器和去极化处理方法，滤波器可采用切比雪夫低通滤波器，阶数可为3阶。

最后，对不同的拟合曲线分别计算从积尿开始到结束时间段内阻抗变化量、曲线斜率值和阻抗当前值，各自取其均值作为尿量变化模型的参数进行计算，得出尿量值，其具体操作如下：

先针对每一段拟合曲线，计算其曲线斜率值，同时计算拟合曲线从积尿开始到结束时间段内的阻抗变化量

；然后，对所有曲线的曲线斜率值和阻抗当前值Z取平均值，同时也对所有曲线的阻抗变化量取平均值；然后将曲线斜率值

、阻抗当前值Z和阻抗变化量

的平均值带入尿量变化模型中，计算尿量。如图4所示，为曲线分段拟合过程图。

利用本发明所述的基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法进行动态尿量监测的测量装置，包括下位机、上位机及由至少一对激励电极和至少一对信号测量电极组成的多个测试电极，其中所述下位机包括生物电阻抗测量装置，如图4所示，所述生物电阻抗测量装置包括电源模块及与电源模块电连接的主控模块、压控恒流源模块、中频正弦波发生模块、测量信号调理模块和幅值与相位测量模块，其中：

所述中频正弦波发生模块在主控模块的控制下，用于产生固定频率的正弦波电流输送给压控恒流源模块，并通过所述压控恒流源模块向其中一对测试电极（该对测试电极为激励电极）提供稳定的激励电流，并由发射器通过佩戴在患者小腹下端对应膀胱位置的测试电极输入电流激励，如图4所示，所述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；

所述测量信号调理模块，用于对接收到的另一对测试电极（该对测试电极为信号测量电极）的电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将去除了干扰信号的电阻抗数字信号输送给幅值与相位测量模块；

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进行计算，并将计算出的测量电压的幅值与相位数据输送给主控模块，且所述主控模块通过串行接口或/和Zigbee无线网络与上位机进行数据通信，并可通过其内的接收器将采集到的人体电阻抗数据通过无线方式传输到上位机。如图4所示，在本发明优选的实施例中，上位机及下位机之间的数据通讯通信是通过下位机中设置的RS232模块实现。

而所述上位机包括搜索模块，用于搜索采集过程中实时数据阻抗幅值极小点，在低通滤波和时距扩大处理后，对当前采集的数据进行拟合，以5分钟作为一个时间窗对数据通过公式进行拟合，逐期移动窗进行拟合计算。

本发明通过理想实验过程可得，膀胱内尿量容积的变化过程与阻抗幅值成指数函数关系，膀胱测量生物电阻抗遇到的最大问题是呼吸阻抗的影响和运动造成的电极测量的伪差，呼吸阻抗的干扰影响阻抗曲线拟合程度，生物电阻抗电极运动的干扰会使测量的生物电阻抗的基值发生比较大的波动，因此采集的生物电阻抗数据必须通过数字滤波和降采样消除干扰；其次在积尿早期生物电阻抗的产生除了和膀胱内的尿量有直接关系以外，还与膀胱壁的生物电阻抗有关系，由于膀胱壁在积尿早期的粘弹性较好，膀胱壁在不断变薄导致其阻抗随之变大，所以在测量结果中会出现阻抗测量前期上升的趋势；之后，由于膀胱内压的变大得知膀胱的粘弹性变弱，此时生物电阻抗变化主要反映尿液的变化，则阻抗呈现逐渐下降的变化趋势。

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变动，这些改进和变动也视为本发明的保护范围。需要说明的是，采用本发明的方法和测量装置还可测量脂肪厚度，腹腔积水病情，肺水肿病情，胃部滞留的食物情况等等，这些都属于本发明的保护范围。

Claims (7)

1.一种基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于包括如下步骤：

A、将多个测试电极紧贴患者的测试部位，根据生物电阻抗技术，通过与各测试电极电连接的生物电阻抗测量装置实时测量膀胱的电阻抗值；

B、通过数字滤波算法，选择包括截止频率、阶数在内的合适参数，去除包括呼吸、心跳、高频、工频在内的干扰信号，提高电阻抗信噪比，并通过时距扩大法对数据进一步滤波，同时降低原始数据的采样频率，并实时更新电阻抗最大值；

C、根据电阻计算公式，建立尿量变化模型，即对当前阻抗值、阻抗变化量以及尿液电导率值进行建模计算出尿量变化量，并根据理论公式对阻抗出现最大值后期的数据进行分单元段拟合；

D、对不同的拟合曲线分别计算从积尿开始到结束时间段内阻抗变化量、曲线斜率值和阻抗当前值，各自取其均值作为尿量变化模型的参数进行计算，得出尿量值。

2.根据权利要求1所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述步骤B的具体操作过程如下：

B₁、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；

B_2、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；

B_3、以5分钟的数据为单位进行时距扩大法处理，降低原始数据的采样率；

B_4、实时寻找并更新电阻抗最大值，并实时地将阻抗最大值                                               

记录在寄存器中，如果当前时刻的阻抗值

大于之前的阻抗最大值

，则将当前时刻的阻抗值

重新开始写入寄存器中，以前的数据自动丢掉；反之，不做任何数据取代工作。

3.根据权利要求1所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述步骤C的具体操作过程如下：

C₁、根据电阻计算公式，建立尿量变化模型；

C₂、从最大值点起，按照尿量变化模型以5分钟为单位对数据进行拟合；

C₃、选择单元段斜率大于零的段进行拟合。

4.根据权利要求1所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述步骤D的具体操作过程如下：

D₁、针对每一段拟合曲线，计算其曲线斜率值

，同时计算拟合曲线从积尿开始到结束时间段内的阻抗变化量

；

D₂、对所有曲线的曲线斜率值和阻抗当前值Z取平均值，同时也对所有曲线的阻抗变化量取平均值；

D₂、将曲线斜率值

、阻抗当前值Z和阻抗变化量

的平均值带入尿量变化模型中，计算尿量。

5.根据权利要求1或2或3或4所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述尿量变化模型为：

其中，

为尿量变化量，以毫升为单位；

为当前的尿液电导率值；

为当前的阻抗值，为阻抗变化量。

6.根据权利要求1所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述生物电阻抗测量装置包括电源模块及与电源模块电连接的主控模块、压控恒流源模块、中频正弦波发生模块、测量信号调理模块和幅值与相位测量模块，其中：

所述中频正弦波发生模块在主控模块的控制下，用于产生固定频率的正弦波电流输送给压控恒流源模块，并通过所述压控恒流源模块向其中一对测试电极提供稳定的激励电流，且所述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；

所述测量信号调理模块，用于对接收到的另一对测试电极的电阻抗数字信号进行滤波，以去除干扰信号，并将去除了干扰信号的电阻抗数字信号输送给幅值与相位测量模块；

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进行计算，并将计算出的测量电压的幅值与相位数据输送给主控模块，且可通过所述主控模块传送给上位机。

7.根据权利要求6所述基于模型补偿法监测积尿过程中动态尿量的方法，其特征在于上述主控模块通过串行接口或/和Zigbee无线网络与上位机进行数据通信。

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