CN114271805B - 一种心输出量测量方法 - Google Patents

Abstract

本发明属于心脏测量技术领域，具体涉及一种心输出量测量方法。本发明的方法包括如下步骤：采用光电容积脉搏波描记法获得光电容积脉搏波的波形或采用压电传感器获得脉搏波；从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；计算心输出量的参数。本发明的方法基于合理的数学模型设计，因而具有计算结果准确可靠的优势；此外，检测过程快速、简单。因此，本发明具有很好的应用前景。

Description

一种心输出量测量方法

技术领域

本发明属于心脏测量技术领域，具体涉及一种心输出量测量方法。

背景技术

心输出量(cardiac output，CO)是指左或右心室每分钟泵出的血液量，是衡量心脏射血功能的强弱与是否正常的指标，也是临床与实验研究中很重视的问题。心输出量等于每搏输出量和心率的乘积，因此在获得每搏输出量后，乘以对应的心率便可获得心输出量。

目前获取心输出量的方法主要有三种：有创法，微创法与无创法。

有创法又称为热稀释法，是测量心输出量的“金标准”。但其持续注入的特征会导致长时间测量容易引发感染与并发症，因此具有一定的局限性。微创法是结合单次热稀释法与脉搏波进行测量，又称为PICCO技术。它降低了感染与并发症的风险，但仍具有创性，无法满足非危重病人与健康人的需求。无创法目前主要包括：利用连续多普勒超声技术的超声法，测量人体体表电极电位变化的胸阻抗法。

基于光电容积脉搏波描记法的脉搏波形分析技术是一种无创心血管生理测量技术，具有波形获取容易，设备廉价，在医疗辅助中广泛应用于心率和血氧饱和度检测。

中国发明专利申请“CN201110329775.X心脏参数的测量方法及装置”提供了一种结合心电和光电两种信号，采用光电容积脉搏波描记法检测血压和心输出量等参数的方法和装置。然而，该文献中提供的心输出量的计算缺乏合理的数学模型，导致其计算中包含较多估算的内容，因而在计算结果的准确性上有所不足。

现有技术中，关于心输出量的检测相关物理和数学模型研究尚未见到文献报道，且目前没有人提出能够单独采用光电信号，通过光电容积脉搏波描记法准确检测心输出量的技术方案。

发明内容

针对现有技术的缺陷，本发明提供一种心输出量测量方法，目的在于：利用光电容积脉搏波描记法，结合血液流动方程建立每搏输出量和采集波形特征点之间的精确数学模型，实现对心输出量的精准计算。

一种基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法，包括如下步骤：

步骤1，采用光电容积脉搏波描记法获得光电容积脉搏波的波形；

步骤2，从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；

步骤3，利用如下公式计算心输出量的参数：

其中，SV为每搏输出量，S₁为光路径在血液中的截面积，S₂为血管的横截面面积，I为所述波形中的出射光强，I1为所述射血开始时刻的出射光强，I2为所述射血结束时刻的出射光强，e_Blood为消光系数特化后的血液参数，C_Blood为吸收体的浓度特化后的血液参数。

优选的，步骤1中，所述波形是以发光光源和探测器为检测装置，利用透射或反射方式测量经过生物体组织和血液吸收和散射后的衰减光得到的。

优选的，步骤3中，所述每搏输出量的计算公式经过积分后的简化形式如下：

其中，C₁为通过S₁、S₂、e_Blood和C_Blood计算得到的常数，C₂为积分后的常数。

优选的，步骤3中，还利用如下公式计算心输出量的参数：

CO＝SV×HR

其中，CO为心输出量，HR为心率。

本发明还提供一种基于压力脉搏波的心输出量测量方法，包括如下步骤：

步骤A，采用压电传感器获得脉搏波的波形；

步骤B，从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；

步骤C，利用如下公式计算心输出量的参数：

SV＝C₄+C₃(ln(P2)-ln(P1))

其中，SV为每搏输出量，P1为所述射血开始时刻的压力大小，P2为所述射血结束时刻的压力大小，C₃和C₄为常数。

优选的，步骤C中，还利用如下公式计算心输出量的参数：

CO＝SV×HR

其中，CO为心输出量，HR为心率。

优选的，所述C₃和C₄通过建模计算得到。

优选的，所述建模计算的方法可采用但不限于线性回归算法或神经网络算法。

本发明还提供一种计算机设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述程序时实现上述测量方法。

本发明还提供一种计算机可读存储介质，其上存储有用于实现上述测量方法的计算机程序。

本发明针对大动脉血液动力学模型和光电容积脉搏波描记法提出了一种单波长心输出量检测数学模型，解决了光电容积脉搏波描记法在心输出量计算中的关键问题，并设计了基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法，计算结果准确。本发明只需要单波长的光电容积脉搏波的波形即可对每搏输出量、心输出量等参数，检测过程快速、简单，因此具有很好的应用前景。

显然，根据本发明的上述内容，按照本领域的普通技术知识和惯用手段，在不脱离本发明上述基本技术思想前提下，还可以做出其它多种形式的修改、替换或变更。

以下通过实施例形式的具体实施方式，对本发明的上述内容再作进一步的详细说明。但不应将此理解为本发明上述主题的范围仅限于以下的实例。凡基于本发明上述内容所实现的技术均属于本发明的范围。

附图说明

图1动脉测量的部分光电容积脉搏波PPG信号。

图2透射测量模式下光路径在血液中的截面积S₁。

图3反射测量模式下光路径在血液中的截面积S₁。

图4血管的横截面面积S₂。

图5光电容积脉搏波信号及对应的t1、t2位置。

图6超声检测血流速度图谱及对应的t1、t2位置。

图7心输出量与(ln(I2)-ln(I1))的线性关系。

具体实施方式

实施例1一种基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法

本实施例提供一种基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法以及能够实现该方法的计算机设备。该计算机设备包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述程序时实现上述基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法。

本实施例的测量方法具体步骤和原理如下：

步骤1，采用光电容积脉搏波描记法获得光电容积脉搏波的波形；

步骤2，从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；

步骤3，计算心输出量的参数。

心输出量的参数计算公式依据大动脉血液动力学模型和光电容积脉搏波描记法提出的一种单波长心输出量检测数学模型中推导得到的，具体推导过程如下：

光电容积脉搏波描记法以发光光源和探测器为基础，采用透射或反射方式测量经过生物体组织和血液吸收和散射后的衰减光。其中透射或反射方式是指发光光源和探测器位于测量面对侧或同侧位置。

光电容积脉搏波描记法基于郎伯-比尔定律：

其中OD为光密度，表示出射光强相对于入射光强的衰减。e为消光系数，是与吸收体和波长有关的常数，可查现有图表获得。C为吸收体的浓度，L为透射厚度。I₀为入射光强，I为出射光强，入射与出射光强是针对于待测的组织与血液等吸收体来说。

在心输出量检测中，将消光系数与吸收体浓度特化为血液参数。同时考虑到背景吸收(其他物质吸收)、外层组织影响以及散射等因素，所以需要引入衰减因子G。以此来修正郎伯比尔定律：

在模型计算中，可令常数(e_BloodC_Blood)＝P，则有I＝I_o·e^-(P·L+G)。透射厚度L反应在实际的测量中，与光路径经过的血液容积V相关，因此采用V替代L。代入修正郎伯比尔定律中可得：I＝I_o·e^-(P·V+G)。该式适合于透射和反射工作模式下的模型设计。

由于心脏每搏搏动形成血液流动，在射血过程中血管膨胀，血液容积的增加，即V应加上血液容积变化ΔV(为正数)；同时会导致出射光强I的减少，因此应当减去出射光光强变化ΔI(为正数)，即可获得

I-ΔI＝I₀·(e^-(P·(V+ΔV)+G))。

将变化后的出射光强与原出射光强相比，可得：

进一步推导，可得：

两边同取对数得：

输出光强的连续变化来源于心脏搏动，在光电容积脉搏波描记法中呈现交流部分和直流部分。由于血管中整体血液容积相对变换量不大，体现在光电容积脉搏波波形中交流部分信号小于直流部分总量，如图1中动脉测量的部分PPG信号。因此每一时刻的输出光强变化相对于整体光强的直流量非常小，可以利用近似公式获得

由于ΔV代表血液容积的变化量，利用大动脉血液动力学模型可得到ΔV＝v·S₁dt。υ表示血管内血液流速，S₁代表采用透射或反射测量模式下光路径在血液中的截面积，分别如图2，3中所示。图2中标识了采用透射方式检测下光路径在血液中的截面积；图3中标识了采用反射方式检测下光路径在血液中的截面积。dt为变化ΔV对应的时间。ΔV公式结合与/>可得/>

心脏每搏出量SV定义为一次心搏心室射出的血量。从临床医学分析中得到心脏搏动中从心室射血到降中峡的瓣膜关闭过程是心脏射血期。该期间内射入到血管中的总血量即是SV。依次，可计算，

其中t1为射血开始时的时间；t2为瓣膜关闭处的时间，即是射血结束时间，υ是血管中血流速度，S₂为血管的横截面面积，如图4所示。在图5标注了对应于光电容积脉搏波信号，图中t1对应的正是射血开始时刻，而t2对应了射血结束时刻；图6是超声检测血流速度图谱，图中t1对应的是射血开始时刻，而t2对应了射血结束时刻，纵坐标对应血流速度。

由光电容积脉搏波的推导公式代入可得/>再将该表达式代SV计算表达式/>

其中S₂/S₁为血管截面面积与光路径中血管截面面积之比，该比值与组织结构、光源和探测器距离，以及输入光强相关，针对特定测试条件下可以认为是定值，已知P为定值，便可令并且由于变量改变，依据t1、t2的含义，将积分边界替换为t1、t2对应时刻测得的出射光强I1、I2。即I1对应了射血开始时刻出射光强，I2对应了射血结束时刻出射光强。

便获得，

其中C₂为积分后的常数。如此，建立了通过测量输出光强强度，利用光电容积脉搏波描记法计算心脏每搏输出量SV的算法模型，依据(ln(I2)-ln(I1))计算可得到SV。

由于I1对应于射血开始时刻的出射光强；I2对应于射血结束时刻的出射光强，它们均可采用光电容积脉搏波描记法获得。因而本实施例建立了(ln(I2)-ln(I1))和每搏心输出量SV的线性关系，提供了基于光电容积脉搏波描记法测量每搏输出量SV的方法。基于实际受试者采集到的光电容积脉搏波，对(ln(I2)-ln(I1))和每搏心输出量SV的线性关系的验证如图7所示。可见，二者具有良好的线性关系。

进一步的，通过如下公式可计算心输出量：CO＝SV×HR。

其中，HR为心率，其是光电容积脉搏波描记法所能反映的基本参数，因此本实施例同时得到了基于光电容积脉搏波描记法的心输出量CO测量方法。

实施例2一种基于压力脉搏波的心输出量测量方法

由于压力脉搏波与光电容积脉搏波具有相对应的波形，因此，可以推知，波形中与(ln(I2)-ln(I1))对应的参数(ln(P2)-ln(P1))也应当与每搏心输出量SV具有线性关系。基于此，本实施例提出基于压力脉搏波的心输出量测量方法，包括如下步骤：

步骤A，采用压电传感器获得脉搏波的波形；

步骤B，从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；

步骤C，利用如下公式计算心输出量的参数：

SV＝C₄+C₃(ln(P2)-ln(P1))

其中，SV为每搏输出量，P1为所述射血开始时刻的压力大小，P2为所述射血结束时刻的压力大小，C₃和C₄为常数，可通过类似线性回归算法或神经网络算法模型计算得到。

还利用如下公式计算心输出量的参数：

CO＝SV×HR

其中，CO为心输出量，HR为心率。

通过上述实施例可以看到，本发明提供了一种基于光电容积脉搏波描记法或压力脉搏波的波形计算心输出量参数的方法。本发明的方法基于合理的数学模型设计，因而具有计算结果准确的优势；此外，检测过程快速、简单。因此，本发明具有很好的应用前景。

Claims (5)

1.一种基于光电容积脉搏波描记法的心输出量测量方法，其特征在于，包括如下步骤：

步骤1，采用光电容积脉搏波描记法获得光电容积脉搏波的波形；

步骤2，从所述波形中确定一个脉搏周期中的射血开始时刻和射血结束时刻；

步骤3，利用如下公式计算心输出量的参数：

其中，SV为每搏输出量，S₁为光路径在血液中的截面积，S₂为血管的横截面面积，I为所述波形中的出射光强，I1为所述射血开始时刻的出射光强，I2为所述射血结束时刻的出射光强，e_Blood为消光系数特化后的血液参数，C_Blood为吸收体的浓度特化后的血液参数；

步骤1中，所述波形是以发光光源和探测器为检测装置，利用透射或反射方式测量经过生物体组织和血液吸收和散射后的衰减光得到的。

2.按照权利要求1所述的测量方法，其特征在于：步骤3中，所述每搏输出量的计算公式经过积分后的简化形式如下：

其中，C₁为通过S₁、S₂、e_Blood和C_Blood计算得到的常数，C₂为积分后的常数。

3.按照权利要求1所述的测量方法，其特征在于：步骤3中，还利用如下公式计算心输出量的参数：

CO＝SV×HR

其中，CO为心输出量，HR为心率。

4.一种计算机设备，包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，其特征在于，所述处理器执行所述程序时实现权利要求1-3任一项所述的测量方法。

5.一种计算机可读存储介质，其特征在于：其上存储有用于实现权利要求1-3任一项所述的心输出量测量方法的计算机程序。