CN108055823A - 流体水平确定 - Google Patents

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Abstract

一种用于确定对象内的流体水平的方法，所述方法包括：在处理装置中，确定针对所述对象测量的至少一个阻抗值，确定所述对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸，使用所述物理尺寸来确定形状因子，所述形状因子至少部分地指示所述至少一个节段的形状，以及至少部分地使用所述至少一个阻抗值和所述形状因子来计算指示所述节段中的流体水平的流体指标。

Description

流体水平确定
技术领域
本发明涉及使用阻抗测量来确定生物对象中的流体水平的方法和装置。
背景技术
在本说明书中对任何在先出版物的引用(或从其衍生的信息)或对任何已知的事物的引用，不被认为并且不应该被认为是确认或承认或任何形式的暗示先前的出版物(或从其衍生的信息)或已知事物形成本说明书涉及的领域中的公知常识的一部分。
A.DE LORENZO，A.ANDREOLI，J.MATTHIE和P.WITHERS的“使用理论方法预测体细胞群与生物阻抗：技术回顾(Predicting body cell mass with bioimpedance by usingtheoretical methods:a technological review)”描述了使用身体形状因子考虑当计算身体组成时人体不是圆柱形。对军队人员数据的分析先前已经确定身体常数的值约为4.3，并且这通常被视为常数。但是，这并不代表普通人群，并且可能导致在用于普通人群时不正确地计算身体参数。
发明内容
在一个广泛的形式中，本发明旨在提供一种用于确定对象内的流体水平的方法，所述方法包括：在处理设备中，
a)确定针对所述对象测量的至少一个阻抗值；
b)确定所述对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸；
c)使用所述物理尺寸来确定至少部分地指示所述至少一个节段的形状的形状因子；以及，
d)至少部分地使用所述至少一个阻抗值和所述形状因子来计算指示所述节段中的流体水平的流体指标。
通常，所述方法包括：
a)使用阻抗测量结果来确定阻抗参数值，所述阻抗参数值指示零频率下的阻抗；以及，
b)使用所述阻抗参数值计算所述流体指标。
通常，该方法包括：
a)确定多个阻抗测量结果，所述多个阻抗测量结果包括在多个测量频率中的每一个下的至少一个阻抗测量结果；以及，
b)使用所述多个阻抗测量结果确定阻抗参数值。
通常，物理尺寸包括至少一个节段的长度和周长。
通常，物理尺寸是以下中的至少一个：
a)针对对象测量的；以及，
b)从针对对象测量的对象参数值导出的。
通常，该方法包括：
a)确定对象参数包括：
i)身高；
ii)体重；
iii)年龄；以及，
iv)性别；以及，
b)使用对象参数确定物理尺寸。
通常，该方法包括：
a)捕获对象的至少一个图像；以及，
b)测量来自至少一个图像的物理尺寸。
通常，该方法包括：
a)从至少一个图像确定对象的轮廓；以及，
b)从轮廓测量物理尺寸。
通常，该方法包括通过以下步骤确定整个体液指标：
a)确定整个身体阻抗测量结果；
b)确定至少包括如下的节段的物理尺寸：
i)躯干；
ii)手臂；以及，
iii)腿；
c)使用物理尺寸来确定整个身体形状因子；以及，
d)至少部分地使用整个身体阻抗测量结果和整个身体形状因子来计算
流体指标。
通常，流体指标是流体的体积并且使用以下方程来计算：
其中：V是流体的体积
KB是形状因子
VWB是整个身体体积
ρ是流体的电阻率
H是对象的身高
R是阻抗
x是常数
通常，形状因子是使用以下方程计算的：
其中：KB是形状因子
H是对象的身高
Ll是腿的长度
Lt是躯干的长度
La是手臂的长度
Cl是腿的周长
Ct是躯干的周长
Ca是手臂的周长
通常，该方法包括通过以下步骤确定指示至少一个节段的流体体积的节段流体指标：
a)确定至少一个节段的节段阻抗测量结果；
b)确定所述至少一个节段的物理尺寸；
c)使用物理尺寸来确定节段形状因子；以及，
d)至少部分地使用节段阻抗测量结果和节段形状因子来计算流体指标。
通常，流体指标是流体的体积并且使用以下方程来计算：
其中：SV是节段流体体积
KS是节段形状因子
VS是节段体积
ρ是流体的电阻率
L是节段长度
R是阻抗
x是常数
通常，流体指标指示以下中的至少一个：
a)细胞外液水平；以及，
b)细胞内液水平。
通常，该方法包括：在处理系统中，
a)使用信号发生器使至少一个驱动信号施加到对象；
b)使用传感器确定在所述对象上测量的至少一个感测信号；以及，
c)使用驱动信号和感测信号的指示来确定至少一个阻抗值。
在一个广义的形式中，本发明旨在提供一种用于测量对象内的流体水平的装置，该装置包括：
a)信号发生器，其使用第一组电极将一个或更多个驱动信号施加到对象；
b)传感器，其测量施加到对象的第二组电极上的一个或更多个感测电信号；以及，
c)处理设备，所述处理设备：
i)使用所述驱动信号和感测电信号确定针对所述对象测量的至少一个阻抗值；
ii)确定所述对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸；
iii)使用所述物理尺寸来确定至少部分地指示所述至少一个节段的形状的形状因子；以及，
iv)至少部分地使用所述至少一个阻抗值和所述形状因子计算指示所述节段中的流体水平的流体指标。
应该理解，本发明的广义形式可以结合使用和/或独立使用，并且参考不旨在限制的单独的广义形式。
附图说明
现在将参考附图描述本发明的示例，其中：-
图1是阻抗确定装置的示例的示意图；
图2是用于确定对象内的流体水平的过程的示例的流程图；
图3A是用于生物组织的理论等效电路的示例的示意图；
图3B是被称为Wessel图的阻抗轨迹的示例；
图4是用于确定对象内的整个体液水平的过程的示例的流程图；
图5A和图5B是用于测量肢体阻抗的电极位置的示例的图；
图5C是用于测量全身阻抗的电极位置的示例的示意图；
图6A是用于确定节段维度的过程的第一示例的流程图；
图6B是用于确定节段维度的过程的第二示例的流程图；
图7是用于确定对象内的节段流体水平的过程的示例的流程图；
图8A和图8B是用于测量肢体阻抗的电极位置的示例的示意图；以及，
图8C是用于测量体节阻抗的电极位置的示例的示意图。
具体实施方式
现在将参考图1描述适于执行对象(subject)的生物电阻抗的分析的装置的示例。
如图所示，该装置包括测量设备100，该测量设备100包括处理系统102，经由各自的第一引线123A、123B连接到一个或更多个信号发生器117A、117B，并且经由各自的第二引线125A、125B连接到一个或更多个传感器118A、118B。该连接可以经由交换装置(诸如多路复用器)，但是这不是必需的。
在使用中，信号发生器117A、117B耦合到两个第一电极113A、113B，因此其充当驱动电极以允许信号被施加到对象S，同时一个或更多个传感器118A、118B被耦合到用作感测电极的第二电极115A、115B，从而允许感测跨越对象S的信号。
信号发生器117A、117B和传感器118A、118B可以设置在处理系统102和电极113A、113B、115A、115B之间的任何位置处，并且可以集成到测量设备100中。然而，在一个示例中，信号发生器117A、117B和传感器118A、118B被集成到电极系统中，或者设置在对象S附近的另一个单元中，采用引线123A、123B、125A、125B将信号发生器117A、117B和传感器118A、118B连接到处理系统102。
可以理解的是，上述系统是双通道设备，用于执行经典的四端阻抗测量，每个通道分别由后缀A、B指定。双通道设备的使用仅仅是为了示例的目的，并且替代地可以使用多通道设备来允许测量多个体节(body segment)而不需要重新连接电极。在共同未决的专利(申请号WO2009059351)中描述了这种设备的示例。
可选的外部接口103可以用于将测量设备100经由有线、无线或网络连接耦合到一个或更多个外围设备104，诸如外部数据库或计算机系统、条形码扫描仪等。处理系统102通常还将包括I/O设备105，其可以是任何合适的形式，诸如触摸屏、小键盘和显示器等。
在使用中，处理系统102被适配为生成控制信号，其使得信号发生器117A、117B生成一个或更多个交变信号，诸如具有合适波形的电压或电流信号，其可经由第一电极113A、113B被施加到对象S。传感器118A、118B然后使用第二电极115A、115B确定对象S两端的电压或通过对象S的电流，并且将适当的信号传送到处理系统102。
因此，应当理解，处理系统102可以是任何形式的处理系统，其适于生成适当的控制信号并至少部分地解释所测量的信号，从而确定对象的生物电阻抗，并且可选地确定其他信息，诸如相对流体水平、或存在/不存在状况、或状况的程度，例如水肿、淋巴水肿，身体组成的测量、心脏功能等。
因此处理系统102可以是适当编程的计算机系统，诸如膝上型计算机、台式计算机、PDA、智能电话等。可选地，处理系统102可以由专用硬件构成，诸如FPGA(现场可编程门阵列)或者编程的计算机系统与专用硬件的组合等。
在使用中，第一电极113A、113B位于对象上，以允许一个或更多个信号被注入到对象S中。第一电极的位置将取决于被研究的对象S的节段(segment)。因此，例如，可以将第一电极113A、113B放置在对象S的胸部和颈部区域上，以允许确定胸腔的阻抗。可选地，在对象的手腕和脚踝上设置电极，以允许确定肢体、躯干和/或整个身体的阻抗。
一旦设置电极，一个或更多个交变信号经由第一引线123A、123B和第一电极113A、113B施加到对象S。交变信号的性质将根据测量设备的性质和随后执行的分析而变化。
例如，系统可以使用生物阻抗分析(BIA)，其中单个低频信号被注入到对象S中，所测量的阻抗被直接用于确定生物参数。在一个示例中，所施加的信号具有相对低的频率，诸如低于100kHz，更通常低于50kHz并且更优选低于10kHz。在这种情况下，这种低频信号可以用作零施加频率下的阻抗的估计，通常称为阻抗参数值R0，其反过来指示细胞外液水平。
可选地，所施加的信号可以具有相对高的频率，诸如高于200kHz，并且更典型地高于500kHz或1000kHz。在这种情况下，这种高频信号可以用作无限施加的频率下的阻抗的估计，通常称为阻抗参数值R∞,，其反过来指示细胞外液水平和细胞内液水平的组合，如将在下面更详细地描述的。
可选地和/或附加地，系统可以使用生物阻抗谱(BIS)，其中在从非常低的频率(4kHz)到更高的频率(1000kHz)范围内的多个频率中的每一个下执行阻抗测量，并且可以在此范围内使用多达256个或更多的不同频率。取决于优选的实现方式，可以通过同时施加多个频率叠加的信号或者按顺序施加不同频率的多个交变信号来执行这样的测量。所施加的信号的频率或频率范围也可取决于正在执行的分析。
当在多个频率下进行阻抗测量时，可以使用这些来导出一个或更多个阻抗参数值，诸如R0、Zc、R∞的值，其对应于零频率、特征频率和无限频率下的阻抗。这些反过来又可以用于确定关于细胞内液水平和细胞外液水平的信息，如下面将更详细地描述的。
进一步的可选方案是系统使用多频生物阻抗分析(MFBIA)，其中具有各自的频率的多个信号中的每一个被注入到对象S中，其中所测量的阻抗用于评估流体水平。在一个示例中，可以使用四个频率，其中所得到的每个频率下的阻抗测量结果用于导出阻抗参数值，例如通过将所测量的阻抗值拟合到Cole模型，这将在下面更详细地描述。可选地，可以单独地或组合地使用每个频率下的阻抗测量结果。
因此，根据优选的实现方式，测量设备100可以施加单一频率的、同时多个频率的交变信号，或者按顺序施加不同频率的多个交变信号。所施加的信号的频率或频率范围也可取决于正在执行的分析。
在一个示例中，所施加的信号由电压发生器产生，其将交流电压施加到对象S，但是可选地可以施加电流信号。在一个示例中，电压源通常对称地布置，每个信号发生器117A、117B都是独立可控的，以允许改变跨越对象的信号电压。
测量第二电极115A、115B之间的电压差和/或电流。在一个示例中，电压被差分测量，意味着每个传感器118A、118B被用于测量每个第二电极115A、115B处的电压，并且因此与单端系统相比仅需要测量电压的一半。
所获取的信号和所测量的信号将是由人体产生的电压(诸如ECG(心电图))、由所施加的信号产生的电压以及由环境电磁干扰引起的其他信号的叠加。因此，可以采用过滤或其他合适的分析来移除不需要的组分。
所获取的信号通常被解调，以获得在所施加的频率下的系统的阻抗。一种用于解调叠加频率的合适方法是使用快速傅立叶变换(FFT)算法将时域数据变换到频域。当所施加的电流信号是所施加的频率的叠加时，通常使用该方法。另一种不需要为所测量的信号加窗的技术是滑动窗口FFT。
在所施加的电流信号由不同频率的扫描形成的情况下，则更典型的是使用信号处理技术，诸如将所测量的信号与源于信号发生器的参考正弦波和余弦波相乘，或者与所测量的正弦波和余弦波相乘，并且在全部数目的周期内集成。这个过程被不同地称为正交解调或同步检测，其可以抑制所有不相关的或不同步的信号，并且显著降低随机噪声。
其他合适的数字和模拟解调技术将为本领域技术人员所知。
在BIS的情况下，通过比较记录的电压和通过对象的电流，从每个频率下的信号确定阻抗或导纳测量结果。然后解调算法可以产生每个频率下的振幅和相位信号，从而允许确定每个频率下的阻抗值。
作为上述过程的一部分，可以测量和记录第二电极115A、115B之间的距离。同样，可以记录与对象有关的其他参数，诸如身高、体重、年龄、性别、健康状况、任何干预措施以及它们发生的日期和时间。其他信息，诸如当前药物，也可以被记录。然后这可以用于执行对阻抗测量结果的进一步分析，以便确定水肿的存在、不存在或程度，以评估身体组成等。
阻抗测量结果的准确性可能受到若干外部因素的影响。这些可以包括例如对象与周围环境、引线和对象、电极之间等的电容耦合的影响，其将基于诸如引线构造、引线配置、对象位置等因素而变化。此外，电极表面与皮肤之间的电连接的阻抗通常存在变化(称为“电极阻抗”)，其可取决于诸如皮肤湿度水平、黑色素水平等因素。误差的另一个来源是引线内不同导电体之间或引线自身之间存在电感耦合。
这种外部因素可能导致测量过程和后续分析的不准确，因此，希望能够减少外部因素对测量过程的影响。
可能出现的一种形式的不准确是由跨越对象的电压不对称引起的，这种情况称为“不平衡”。这种情况导致对象身体中心处的显著的信号电压，这又反过来导致由对象的躯干和提供对象的支撑表面之间的寄生电容引起的杂散电流(stray current)。
在跨越对象的电压关于对象的有效中心不对称的情况下存在不平衡会导致“共模”信号，其实际上是对象S处的信号的测量，其与对象的阻抗无关，并且由于对地电容损耗反过来导致信号误差增加。
为了帮助减小这种效应，因此希望将信号施加到对象S，使得它们导致关于对象的身体中心的对称电压。结果，如关于电极布置所考虑的，对象S内的等于测量设备的参考电压的参考电压将接近对象的有效身体中心。由于测量装置参考电压通常是接地的，这导致对象S的身体中心尽可能接地，这使得穿过对象躯干的整体信号幅度最小化，由此使杂散电流最小化。
在一个示例中，可以通过使用对称电压源(诸如差分双向电压驱动方案)来实现关于感测电极的对称电压，该对称电压源将对称电压施加到每个驱动电极113A、113B。然而，如果两个驱动电极113A、113B的接触阻抗不匹配，或者如果对象S的阻抗沿着对象S的长度变化(这在实际环境中是典型的)，则这并不总是有效的。
在一个示例中，该装置通过调整施加到每个驱动电极113A、113B的差分电压驱动信号来克服这一点，以补偿不同的电极阻抗，并由此恢复跨越对象S的电压的所期望的对称性。该过程在本文中被称为平衡，并且在一个示例中，有助于减小共模信号的幅度，并且因此减少由与对象相关联的寄生电容引起的电流损失。
通过监测感测电极115A、115B处的信号，然后使用这些信号来控制经由驱动电极113A、113B施加到对象的信号，可以确定不平衡程度以及因此所需的平衡量。特别地，可以通过确定在感测电极115A、115B处检测到的对电压的加和电压来计算不平衡程度。
在一个示例过程中，在每个感测电极115A、115B处感测到的电压被用于计算第一电压，其通过组合或添加所测量的电压来实现。因此，第一电压可以是加和电压(通常称为共模电压或信号)，其可以使用差分放大器确定。
就此而言，通常使用差分放大器来组合两个感测到的电压信号Va、Vb以确定第二电压，其在一个示例中是跨越对象S上的兴趣点的电压差Va-Vb。电压差与通过对象的电流的测量结果一起使用以导出阻抗值。然而，差分放大器通常还提供“共模”信号(Va+Vb)/2，它是共模信号的量度。
虽然差分放大器包括共模抑制能力，但这通常只具有有限的效果，并且通常在较高频率时降低效率，因此大的共模信号将产生叠加在差分信号上的误差信号。
通过校准每个感测通道可以使得由共模信号引起的误差最小化。在理想的情况下，差分放大器的两个输入在增益和相位特性方面完美匹配，并且与信号幅度呈线性关系，共模误差将为零。在一个示例中，差分放大器的两个感测通道在差分处理之前被数字化。因此，直接将校准因子独立地应用于每个通道，以使特性与高精度匹配，从而实现低共模误差。
因此，通过确定共模信号，可以例如通过调整所施加的信号的相对幅度和/或相位来调整所施加的电压信号，从而使共模信号最小化并且本质上消除任何不平衡。在共同未决的专利申请(申请号WO2009059351)中更详细地描述了该过程的示例。
现在将参考图2描述装置在分析阻抗测量结果以确定流体水平中的操作的示例。在这方面，说明书的其余部分将集中于细胞外液水平的确定，但是应该理解，关于细胞内液水平的确定也可以执行类似的技术，因此参考细胞外液水平并不意图是限制性的。
在一个示例中，处理系统102使电流信号被施加到对象S，同时测量跨越对象S的感应电压，其中表示测量的电压和施加的电流的信号被返回到处理系统102进行分析。
当该过程被用来确定细胞外液水平时，通常针对感兴趣对象的至少一个节段(更通常是整个身体)执行该过程。
应该认识到，电流和电压信号的施加可以由单独的处理系统来控制，其在执行分析中用于导出指标，并且单个处理系统的使用仅为了示例的目的。
在步骤200，处理系统102使用测量的电压和电流信号来确定至少一个频率下的至少一个阻抗值，所述至少一个阻抗值表示针对对象测量的阻抗。取决于优选的实现方式，阻抗可以属于对象和/或整个身体的一个或更多个节段，并且如将在下面更详细地描述。
尽管可以直接使用所测量的阻抗，但是在一个示例中，所测量的阻抗被用于导出阻抗参数，并且具体地在零频率下的阻抗(电阻)R0等于细胞外电阻Re。
就此而言，图3A是给生物组织的电行为有效建模的等效电路的示例。等效电路有两个分支，分别代表流过细胞外液和细胞内液的电流。生物阻抗的细胞外液组分由细胞外电阻Re表示，而细胞内液组分由细胞内电阻Ri和代表细胞膜的电容C表示。
交流电(AC)的阻抗的细胞外组分和细胞内组分的相对幅度是依赖于频率的。在零频率下，电容器充当完美绝缘体，并且所有电流都流过细胞外液，因此在零频率下的电阻R0等于细胞外电阻Re。在无限频率下，电容器充当理想导体，并且电流通过并联的电阻组合。在无限频率R∞下的电阻由以下方程给出：
因此，细胞内电阻由以下方程给出：
因此，图3A的等效电路在角频率ω(其中ω＝2π*频率)下的阻抗由以下方程给出：
其中：R∞＝施加的无限频率下的阻抗
R0＝施加的零频率下的阻抗＝Re以及，
τ是电容电路的时间常数。
然而，以上代表理想化情况，其未考虑细胞膜是不完美电容器的事实。考虑到这一点导致修正后的模型，其中：
其中：α的值介于0和1之间，可以看作是真实系统与理想模型偏差的指标。
在图3B中示出了典型的多频阻抗响应的示例。随着频率的增加，电抗在特征频率下增加到峰值，然后减小，而电阻持续下降。如图所示，这将导致圆心在x轴下面的圆形轨迹。
阻抗参数Xc、R0、R∞、Zc或α的值可以以多种方式中的任何一种来确定，例如通过以下方式：
·基于在选定的各个频率下进行的阻抗测量结果估算值；
·基于在不同频率下确定的阻抗值求解联立方程；
·使用迭代数学技术；
·从阻抗-电抗图外推以用于多个频率下的阻抗测量(“Wessel图”类似于图3B所示)；
·执行函数拟合技术，例如使用多项式函数。
例如，Wessel图通常用于BIS设备，其使用该范围内的256个或更多个不同频率在一定范围的频率(例如从4kHz至1000kHz)上执行多个测量结果。然后使用回归程序将测量数据拟合到理论半圆轨迹，从而允许计算Xc、R0、R∞、Zc或α的值。
这种回归分析在计算上是昂贵的，通常需要更大或更昂贵的设备。回归分析还需要大量数据点，这可能导致测量过程花费大量时间。
可选地，可以使用仅需要三个测量点的圆拟合技术。在该技术中，求解表示圆上的点之间的几何关系的三个联立方程，以允许计算半径(r)和圆心的坐标(i，j)作为定义该圆的三个参数。从这些圆参数中，Xc、R0、R∞、Zc或α很容易从几何第一原理计算出来。
该圆技术允许以比执行回归分析计算上更便宜的方式导出Xc、R0、R∞、Zc或α的值，并且需要减少数量的数据点以允许更快速的测量过程。
使用联立方程的一个潜在缺点是如果其中一个阻抗测量结果由于任何原因而不准确，则这可能导致Xc、R0、R∞、Zc或α的计算值的较大偏差。因此，在一个示例中，在多于三个频率下执行阻抗测量，并且计算三个频率下的阻抗测量结果的所有可能组合的圆参数。可以提供平均值，与标准偏差一起作为衡量数据与科尔模型拟合好坏程度的度量。在其中一个测量结果不准确的情况下，则可以通过排除一个或更多个离群测量结果来进行计算，诸如偏离平均值最大量的测量结果，或与平均值的偏差超过设定数量的标准偏差的测量结果，允许重新计算平均值，从而提供更准确的值。
虽然该过程使用附加测量(诸如四次或五次测量)，但这仍然明显小于通常使用BIS测量协议执行的256个或更多个频率，从而允许更快地执行测量过程。
在一个示例中，所使用的频率在0kHz至1000kHz的范围内，并且在一个具体示例中，记录在25kHz、50kHz、100kHz和200kHz频率下的四个测量结果，但是可以使用任何合适的测量频率。
用于确定诸如Xc、R0、R∞、Zc或α的阻抗参数值的另一可选方案是在单个频率下执行阻抗测量，并且将这些用作参数值的估计。在这种情况下，可以使用在单个低频率(通常小于50kHz)下执行的测量结果来估计R0，可以使用在单个高频率(通常超过100kHz)下的测量结果来估计R∞，从而允许使用上面的方程(2)来确定Ri的值。
上述等效电路将电阻率建模为常数值，因此不准确地反映对象的阻抗响应，并且特别是不准确地建模对象的血流中的红细胞的方位变化，或者其他弛豫效应。为了更成功地建模人体的电导率，可以替代地使用改进的基于CPE的模型。
无论如何，可以理解的是，可以使用用于确定诸如R0、Zc、R∞和Xc的参数值的任何合适的技术，因此允许导出Ri。
在步骤210，确定对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸。实现这一点的方式将根据优选的实现方式而变化，并且可以包括物理地测量对象的节段的尺寸，并且然后将该信息输入到处理系统102中。然而，这具有许多缺点，包括费力、费时且需要人工输入数据，这可能导致错误。
可选地，尺寸可以从其他对象参数获得，例如对象的身高、体重、性别和年龄，或者可以基于从对象的图像测量的尺寸来确定，如下面将更详细地描述的。
在步骤220，处理系统使用这些尺寸来计算形状因子。在指示细胞外液水平的流体指标被计算的步骤230之前，使用形状因子来缩放阻抗测量结果以便考虑对象的节段的形状。
在这方面，在用于身体组成估计的Hanai方法中，对身体体积和形状的初始估计是非常重要的。对于均匀的导体，例如圆柱体，电阻R通过公知的关系与长度H和体积V相关：
其中：ρ是导体材料的电阻率
对于不同形状的身体，可以使用与比例无关的形状因子来校正该关系：
其中：K是形状因子
在人体全身测量的具体示例中，形状因子KB说明以下事实：人体不是简单的圆柱体，并且由电信号采样的测量区域包括一个手臂、一条腿和躯干，但其余的四肢和头部是额外的未测量的质量。然而，这同样适用于其中形状因子KS表示节段与圆柱形状的体积偏差的节段分析。
当由阻抗测量结果确定细胞外液水平时，所使用的阻抗通常是在施加的零频率R0下的阻抗，在这种情况下方程(6)中的电阻率将不是细胞外液的实际电阻率，而是更高的视电阻率值。这是因为细胞外液含有大量通过其分布的非导电元件(细胞)。低频时细胞壁不导电。视电阻率(apparent resistivity)由Hanai理论的特例给出，其中导电介质包含电阻率远高于导电介质本身的颗粒分散：
其中：c是导电介质中非导电元件的体积浓度。
视电阻率因此将取决于细胞外液和含有细胞内液的细胞材料的相对浓度。这些值预计是不恒定，因此需要使用真正ECF电阻率的表达式。
结合方程(7)和(6)并重新排列，细胞外液体积Vecf的表达式变为：
其中：VWB是总的身体体积，
ρecf是ECF的真正电阻率
对于一般的流体水平，可以使用以下类似的方程：
其中：V是流体体积
ρ是流体的真实电阻率
R是阻抗
通常通过使用对象的体重除以体密度常数(1.05)来估计身体体积。这里写出的方程(8)与通常公开的方式略有不同，以便使得(6)的发展更清楚。
然而应该注意的是，这导致关于细胞外液含有在低频下不导电的细胞分散的事实的假设。细胞外液术语和全身术语分别以2/3和1/3的权重加权。如果非导电元素的分布变得不那么分散，那么功率的值将会改变，所以更普遍的方程将是：
其中：x是常数，通常约为1/3或稍小
KB是全身形状因子
H是对象高度
对于更通常的流体水平类似，这可以通过以下方程给出：
其中：ρ是流体的电阻率
R是阻抗
对于全身测量，无量纲形状因子KB说明以下事实：人体不是简单的圆柱体，测量包括一只手臂、一条腿和躯干，但其余的肢体和头部是额外的未测量质量。在一个示例中，整个身体的形状因子使用以下方程来计算：
其中：KB是形状因子
H是对象的高度
Ll是腿的长度
Lt是躯干的长度
La是手臂的长度
Cl是腿的周长
Ct是躯干的周长
Ca是手臂的周长
类似地，当应用于各个节段时，这解释了这样的事实，即节段通常不是严格的圆柱形。
全身形状因子KB的暂定值先前已被确定为大约4.3，并且这通常被视为常数。但是，这个值是根据军方人员数据确定的，并不代表普通人群。此外，并非所有人都必须具有相同的形状，同时种族、性别和年龄之间可能存在差异。不同身高和体重的对象的相对身体比例也不同。
因此，使用固定形状因子依赖于假设所有对象具有以相同方式分布的肌肉和脂肪量，这已知是不正确的。因此，上述过程通过基于对象节段的尺寸确定个性化形状因子来操作。
虽然可以针对对象的肢体长度和周长测量尺寸，但实际上涉及的时间在临床环境中将是禁止的。或者，可以使用其他技术。
在一个示例中，这通过确定包括身高、体重、年龄和性别的对象参数并且使用对象参数确定物理尺寸来实现。因此，在这个示例中，使用先前确定的人体测量关系以及已经测量的每个对象的身高和体重来估计形状因子。
可选地，这可以通过捕捉对象的至少一个图像并且从至少一个图像测量物理尺寸来实现。例如，这可以通过从至少一个图像确定对象的轮廓并且从轮廓测量物理尺寸来执行。
在一个示例中，当执行全身细胞外液指标测量时，这通过确定全身阻抗测量来实现，确定包括至少躯干、手臂和腿的节段的物理尺寸，使用该物理尺寸来确定全身形状因子，并且至少部分地使用全身阻抗测量结果和全身形状因子来计算细胞外液指标。
现在将参照图4描述这个的具体示例。
在该示例中，在步骤400，以多个不同的频率执行全身阻抗测量。为了实现这一点，操作者通常将电极113、115设置在对象S上，并且连接引线123、124、125、126，以允许执行全身阻抗测量。
总体布置是在手的关节基部和手腕的骨突起之间提供电极，如图5A所示，并且在脚上的脚趾基部和脚踝前部提供电极，如图5B所示，使用图5C中所示的配置允许执行全身测量。一旦电极被放置，操作员激活阻抗测量过程，导致一系列驱动信号以多个频率施加到对象。测量相应的感测信号，允许在步骤410使用先前描述的技术推导出阻抗参数值R0的值。
之后，在步骤420，测量对象的身高和体重，并且将其提供给处理系统102，例如使用手动输入技术。
然后确定手臂、躯干和腿的节段尺寸，现在将参照图6A描述该过程的第一示例。
在该示例中，在步骤600，使用已知的人体测量比来预测手臂、躯干和腿中的每一个的段长，其将各自的段长与对象的高度相关联。
在步骤610处，预测节段周长。在一个示例中，这是利用Heymsfield SB，Martin-Nguyen A，Fong TM，Gallagher D和Pietrobelli A 2008中概述的技术实现的。身体周长：从新几何模型出现的临床意义。Nutr.and Metab.5:24。这描述了所确定的对象的高度、身体总体积(大致相当于体重)、对象的性别和年龄与上臂、腰部、臀部、大腿和小腿的体节的周长之间的关系。在一个示例中，这由以下给出：
其中常数系数如下表1中所示，并且V/H是体积与高度的比。
表格1
在确定周长之后，在步骤620中应用校正因子，以将节段周长转换为等效的圆柱周长。这是与体节长度相同的圆柱体的周长，它与体节具有相同的体积。校正因子通常取决于诸如性别、年龄或其他参数的因子，并且可以通过分析样本参考群体来确定。
此后，可以在步骤630确定区段的体积，在步骤640中通过使用对象重量并考虑不包括在该节段中的头部、手和脚计算体积误差来可选地验证这些。此阶段的进一步测试是体积误差与形状系数KB的图。如果预测算法将体重或体积的错误比例应用于不同的身体节段，这可能会导致与体积误差相关的KB误差。
作为替代方法，如图6B所示，可以在步骤650获取对象的一个或更多个图像。这可以通过拍摄对象的照片来实现，或者可选地可以使用其他成像手段来执行，诸如DEXA(双能量X射线吸收测量术)、3D激光或光学扫描等。
在步骤660，从一个或更多个图像生成轮廓，其中在步骤670，边缘检测和/或模式识别用于识别一个或更多个地标。地标对应于身体上的限定位置，其用于导出2D尺寸，然后将其推算为3D尺寸(包括周长)。
作为该过程的一部分，然后使用周长来确定体积，如在前面的示例中那样，允许确定形状因子。作为该过程的一部分，可以确定多个周长，例如通过沿着每个体节进行多次测量，从而允许更精确地确定体积，例如通过沿着体节的长度整合周长。
一旦已经确定了尺寸，则在步骤440处，这允许使用上面概述的方程(12)确定身体形状因子。在此之后，在步骤450处，处理系统450可以使用方程(7)或(8)确定细胞外液指标。
因此，上述技术允许使用个性化的KB值进行身体成分估计。
应该理解的是，尽管上述示例集中于全身细胞外测量的应用，但类似的技术也可应用于节段的细胞外液测量。在该示例中，该方法通常包括确定至少一个节段的节段阻抗测量结果，确定至少一个节段的物理尺寸，使用物理尺寸确定节段形状因子并至少部分使用节段阻抗测量结果和节段形状因子计算细胞外液指标。现在将参照图7描述这样的一个示例。
在该示例中，在步骤700，在多个不同频率下对一个或更多个体节执行节段阻抗测量。为了实现这一点，操作者通常将电极113、115设置在对象S上，并连接引线123、124、125、126，以允许执行全身阻抗测量。
如前所述，这将包括在手上关节的基部和手腕的骨突起之间提供电极，如图5A所示，并且在脚上脚趾基部和脚踝前部提供电极，如图5B所示。在这个示例中，图8A和图8B所示的布置被用来允许分别测量右臂531和右腿533。可以理解，该配置使用等电位的理论，允许电极位置为阻抗测量提供可再现的结果。例如，当电流注入图8A中的电极113A和113B之间时，由于整个手臂处于等电位，所以电极115B可以被放置在沿着左臂532的任何位置。这是有利的，因为它极大地减少了操作者由于电极放置不良所引起的测量结果的变化。它还极大地减少了执行节段身体测量所需的电极数量，以及允许所示的有限连接分别用于测量每个肢体。然而，应当理解，可以使用任何合适的电极和引线布置。
例如，可以使用图8C所示的电极布置来测量对象的任何合适的节段，其中电极位于相关体节的任一端。
在步骤710，在确定对象的身高和体重并在步骤720将其提供给处理系统102之前，针对每个体节计算阻抗参数值R0。然后在针对每个节段确定形状因子之前，在步骤730使用与以上关于图6A和图6B概述的那些类似的技术确定节段尺寸。这可以以与以上关于体节概述的类似的方式执行，并且可以包括将个体周长转换为体积周长。在此之后，在步骤750中，可以使用以下方程确定每个所测量节段的个体细胞外液指标：
其中：SVecf是节段细胞外液体积
KS是节段形状因子
VS是节段体积
ρecf是细胞外液的电阻率
L是节段长度
R0是零频率下的阻抗
x是常数
与更通常的流体水平类似，这可以通过以下给出：
其中：SV是节段流体体积
ρ是流体的电阻率
R是阻抗
因此，上述技术允许使用个性化形状因子对身体组成进行估计，无论是对于整个身体还是针对个体体节。
上述技术已被用于确定一系列不同个体的形状因子，初步值导致身体形状因子KB值在4.0至4.4范围内，特别是女性平均约为4.0并且年轻女性为4.0，并且随着年龄的增长增加至4.4左右。这通常与先前的研究一致，但突出了至少基于年龄和性别的显著差异，突出了使用个性化形状因子的重要性。
在整个本说明书和随后的权利要求书中，除非上下文另有要求，否则词语“包括”以及诸如“包含”或“含有”的变化将被理解为暗示包含规定的整数或整数组或步骤，但不排除任何其他整数或整数组。
本领域技术人员将会理解，许多变化和修改将变得显而易见。对于本领域技术人员来说显而易见的所有这些变化和修改应被认为落入本发明在描述之前概括显现的精神和范围内。

Claims (16)

1.一种用于确定对象内的流体水平的方法，所述方法包括：在处理设备中，
a)确定针对所述对象测量的至少一个阻抗值；
b)确定所述对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸；
c)使用所述物理尺寸来确定至少部分地指示所述至少一个节段的形状的形状因子；以及，
d)至少部分地使用所述至少一个阻抗值和所述形状因子来计算指示所述节段中的所述流体水平的流体指标。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述方法包括：
a)使用阻抗测量结果来确定阻抗参数值，所述阻抗参数值指示零频率下的阻抗；以及，
b)使用所述阻抗参数值计算所述流体指标。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述方法包括：
a)确定多个阻抗测量结果，所述多个阻抗测量结果包括在多个测量频率中的每一个下的至少一个阻抗测量结果；以及，
b)使用所述多个阻抗测量结果确定所述阻抗参数值。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其中所述物理尺寸包括所述至少一个节段的长度和周长。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其中所述物理尺寸是以下中的至少一个：
a)针对所述对象测量的；以及，
b)从针对所述对象测量的对象参数值导出的。
6.根据权利要求5所述的方法，其中所述方法包括：
a)确定对象参数包括：
i)身高；
ii)体重；
iii)年龄；以及，
iv)性别；以及，
b)使用对象参数确定所述物理尺寸。
7.根据权利要求5所述的方法，其中所述方法包括：
a)捕获所述对象的至少一个图像；以及，
b)测量来自所述至少一个图像的所述物理尺寸。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述方法包括：
a)从所述至少一个图像确定所述对象的轮廓；以及，
b)从所述轮廓测量所述物理尺寸。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其中所述方法包括通过以下步骤确定整个体液指标：
a)确定整个身体阻抗测量结果；
b)确定至少包括如下的节段的物理尺寸：
i)躯干；
ii)手臂；以及，
iii)腿；
c)使用所述物理尺寸来确定整个身体形状因子；以及，
d)至少部分地使用所述整个身体阻抗测量结果和所述整个身体形状因子来计算所述流体指标。
10.根据权利要求9所述的方法，其中所述细胞外流体指标是流体的体积并且使用以下方程来计算：
<mrow> <mi>V</mi> <mo>=</mo> <msup> <mrow> <mo>(</mo> <msub> <mi>K</mi> <mi>B</mi> </msub> <mfrac> <mrow> <msup> <mi>&amp;rho;H</mi> <mn>2</mn> </msup> </mrow> <mi>R</mi> </mfrac> <mo>)</mo> </mrow> <mrow> <mn>1</mn> <mo>-</mo> <mi>x</mi> </mrow> </msup> <mo>&amp;CenterDot;</mo> <msup> <msub> <mi>V</mi> <mrow> <mi>W</mi> <mi>B</mi> </mrow> </msub> <mi>x</mi> </msup> </mrow>
其中：V是流体的体积
KB是形状因子
VWB是整个身体体积
ρ是所述流体的电阻率
H是所述对象的身高
R是所述阻抗
x是常数
11.根据权利要求9或权利要求10所述的方法，其中形状因子使用以下方程来计算：
<mrow> <msub> <mi>K</mi> <mi>B</mi> </msub> <mo>=</mo> <mfrac> <mn>1</mn> <msup> <mi>H</mi> <mn>2</mn> </msup> </mfrac> <mo>&amp;lsqb;</mo> <mrow> <mo>(</mo> <mfrac> <msub> <mi>L</mi> <mn>1</mn> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>l</mi> <mn>2</mn> </msubsup> </mfrac> <mo>+</mo> <mfrac> <msub> <mi>L</mi> <mi>t</mi> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>t</mi> <mn>2</mn> </msubsup> </mfrac> <mo>+</mo> <mfrac> <msub> <mi>L</mi> <mi>a</mi> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>a</mi> <mn>2</mn> </msubsup> </mfrac> <mo>)</mo> </mrow> <mrow> <mo>(</mo> <mn>2</mn> <msub> <mi>L</mi> <mi>a</mi> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>a</mi> <mn>2</mn> </msubsup> <mo>+</mo> <mn>2</mn> <msub> <mi>L</mi> <mi>l</mi> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>l</mi> <mn>2</mn> </msubsup> <mo>+</mo> <mn>2</mn> <msub> <mi>L</mi> <mi>t</mi> </msub> <msubsup> <mi>C</mi> <mi>t</mi> <mn>2</mn> </msubsup> <mo>)</mo> </mrow> <mo>&amp;rsqb;</mo> </mrow>
其中：KB是所述形状因子
H是所述对象的高度
Ll是所述腿的长度
Lt是所述躯干的长度
La是所述手臂的长度
Cl是所述腿的周长
Ct是所述躯干的周长
Ca是所述手臂的周长
12.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其中所述方法包括通过以下步骤确定指示所述至少一个节段的所述流体体积的节段流体指标：
a)确定至少一个节段的节段阻抗测量结果；
b)确定所述至少一个节段的物理尺寸；
c)使用所述物理尺寸来确定节段形状因子；以及，
d)至少部分地使用所述节段阻抗测量结果和所述节段形状因子来计算所述流体指标。
13.根据权利要求1所述的方法，其中所述流体指标是流体的体积并且使用以下方程来计算：
<mrow> <mi>S</mi> <mi>V</mi> <mo>=</mo> <msup> <mrow> <mo>(</mo> <msub> <mi>K</mi> <mi>S</mi> </msub> <mfrac> <mrow> <msup> <mi>&amp;rho;L</mi> <mn>2</mn> </msup> </mrow> <mi>R</mi> </mfrac> <mo>)</mo> </mrow> <mrow> <mn>1</mn> <mo>-</mo> <mi>x</mi> </mrow> </msup> <mo>&amp;CenterDot;</mo> <msup> <msub> <mi>V</mi> <mi>S</mi> </msub> <mi>x</mi> </msup> </mrow>
其中：SV是节段流体体积
KS是节段形状因子
VS是节段体积
ρ是流体的电阻率
L是节段长度
R是所述阻抗
x是常数
14.根据权利要求1至13中任一项所述的方法，其中所述流体指标指示以下中的至少一个：
a)细胞外液水平；以及，
b)细胞内液水平。
15.根据权利要求1至14中任一项所述的方法，其中所述方法包括：在所述处理系统中，
a)使用信号发生器使至少一个驱动信号施加到所述对象；
b)使用传感器确定在所述对象上测量的至少一个感测信号；以及，
c)使用所述驱动信号和所述感测信号的指示来确定至少一个阻抗值。
16.一种用于测量对象内的流体水平的装置，所述装置包括：
a)信号发生器，其使用第一组电极将一个或更多个驱动信号施加到所述对象；
b)传感器，其测量施加到所述对象的第二组电极上的一个或更多个感测电信号；以及，
c)处理设备，所述处理设备：
i)使用所述驱动信号和所述感测电信号确定针对所述对象测量的至少一个阻抗值；
ii)确定所述对象的至少一个节段的至少一部分的物理尺寸；
iii)使用所述物理尺寸来确定至少部分地指示所述至少一个节段的形状的形状因子；以及，
iv)至少部分地使用所述至少一个阻抗值和所述形状因子来计算指示所述节段中的流体水平的流体指标。
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