CN116195985B - 基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法、设备及介质 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法、设备及介质，该方法包括以下步骤：获取可穿戴血压测量设备采集的数据，并通过获取到的数据判断血压稳定性；根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码，得到电刺激的预设周期和预设幅值；其中，电刺激为超短脉冲电刺激或短脉冲电刺激；输出预设周期和预设幅值的电刺激；量化动态响应于当前电刺激下的PPG高峰值和衰减时间；确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度；通过PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度计算收缩压和舒张压。本发明采用低功耗、方便操作的可编码电刺激，实现在血压测量中动态参数的稳定测量，使得血压测量更为稳定。

Description

基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法、设备及介质
技术领域
本发明涉及血压测量技术领域，特别涉及基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法、设备及介质。
背景技术
确诊及管理高血压病需要持续监测血压，当前有不少基于智能腕表血液容积脉搏波的血压测量技术，但是现存技术存在以下问题：
一、由于设备体积有限，腕部血液容积波（PPG）一般只集成距离很短的少量PPG通道信息，通过判断波形变化来预估血压。但PPG波形含信息量有限，尤其接触压力不断变化，腕部位置变化，温差导致的外周阻力变化，导致基线漂移严重，血压评估误差很大，如图1所示。
为了减少测量误差，目前常用的方法为频繁校准，如每4分钟充气一次获得血流动力学参数，如Finapres设备采用的校准流程一样，在稳定期也需要每4分钟充气校准一次。
二、由于血管系统处于时时动态调整状态，根据PPG的分形参数（Higuchi FractalDimension）和自相似参数（Auto correlation function）可获得血管系统对刺激的响应速度和响应幅值，有助于评估血管弹性、血流阻力和心排量，进而推断血压大致范围，也就是较为流行的长短记忆网络（LSTM）算法采用的时间卷积核。但是自然发生的刺激无法控制且无法测量，导致在评估动态响应时，需要分两步处理：第一步，预先判断刺激类型；第二步，评估血压。其中，第一步的误差不可预知，在第二步误差放大后影响测量精度。
发明内容
为了实现根据本发明的上述目的和其他优点，本发明的第一目的是提供基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，包括以下步骤：
获取可穿戴血压测量设备采集的数据，并通过获取到的数据判断血压稳定性；
根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码，得到电刺激的预设周期和预设幅值；其中，所述电刺激为超短脉冲电刺激或短脉冲电刺激；
输出预设周期和预设幅值的电刺激；
量化动态响应于当前电刺激下的PPG高峰值和衰减时间；
确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度；
通过PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度计算收缩压和舒张压。
进一步地，所述获取可穿戴血压测量设备采集的数据包括光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据。
进一步地，所述通过获取到的数据判断血压稳定性包括以下步骤：
通过光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据计算血压；
通过三轴加速度传感器测量的数据判断被测对象是否处于静止状态，且判断血压的方差、血压漂移是否均不超过对应的预设值；
是则判定血压处于较为平稳的阶段；
否则判定血压处于波动较大的阶段。
进一步地，所述根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码包括以下步骤：
若血压处于较为平稳的阶段，则延长刺激周期至预设值，采用一组超短脉冲电刺激和持续一个心动周期的电刺激；
若血压处于波动较大的阶段，则采用在短脉冲电刺激上叠加超短脉冲电刺激。
进一步地，所述确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度包括以下步骤：
根据量化得到的PPG高峰值和衰减时间，通过第一查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度；
通过PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度计算血流动力学参数；
通过计算出的血流动力学参数计算平均血压和压差；
通过计算出的平均血压和压差计算收缩压和舒张压，得到第一收缩压和第一舒张压。
进一步地，所述第一查找表的构建包括以下步骤：
在数据库中，统计PPG高峰值和衰减时间在血流动力学参数三维空间的分布；
计算血流动力学参数分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第一查找表。
进一步地，所述血流动力学参数为心排量、血流阻力和血管弹性，所述血流阻力为四元件弹性腔模型的等效电路中的电阻，所述血管弹性为四元件弹性腔模型的等效电路中的第一电容；其中，所述四元件弹性腔模型的等效电路包括电流源、第一电容、电感、第二电容、电阻；所述第二电容与所述电阻并联，所述第二电容与所述电阻的并联支路与所述电感串联，然后再与所述第一电容并联，所述电流源与所述第一电容连接；所述电流源代表心脏，所述第一电容代表血管弹性，所述电感代表血流惯性，所述第二电容代表远端动脉顺应性，所述电阻代表血流阻力，所述第一电容在一个心动周期内随血压变化。
进一步地，所述确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度还包括以下步骤：
根据量化得到的PPG高峰值和衰减时间，通过第二查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度；
通过PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度计算收缩压和舒张压，得到第二收缩压和第二舒张压。
进一步地，所述第二查找表的构建包括以下步骤：
在数据库中，统计PPG高峰值和衰减时间在收缩压、舒张压二维空间的分布；
计算收缩压、舒张压分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第二查找表。
进一步地，将第一收缩压、第一舒张压和第二收缩压、第二舒张压通过投票机制获得稳定的收缩压和舒张压计算结果。
本发明的第二目的是提供一种电子设备，包括：存储器，其上存储有程序代码；处理器，其与所述存储器联接，并且当所述程序代码被所述处理器执行时，实现基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法。
本发明的第三目的是提供一种计算机可读存储介质，其上存储有程序指令，所述程序指令被执行时实现基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
针对使用无袖带光电容积脉搏波测量血压技术的基线漂移、测量不稳定、自发刺激未知且不可控的问题，本发明采用低功耗、方便操作的可编码电刺激，实现在血压测量中动态参数的稳定测量，使得血压测量更为稳定。通过不同路径（间接参数拟合和直接拟合）增加特征信息，使得血压测量更为可靠并给出置信参数。与其他的刺激模式相比，可编码电刺激具有无干扰、易解码、耗电量低的优点，在血压平稳阶段可自适应调整刺激频次，使得整个血压测量系统兼顾到能耗、负荷和测量稳定性、准确度。
上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，并可依照说明书的内容予以实施，以下以本发明的较佳实施例并配合附图详细说明如后。本发明的具体实施方式由以下实施例及其附图详细给出。
附图说明
此处所说明的附图用来提供对本发明的进一步理解，构成本申请的一部分，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，并不构成对本发明的不当限定。在附图中：
图1为背景技术中PPG波形的基线漂移示意图；
图2为实施例1的基于可编码电刺激的光学动态血压测量系统示意图；
图3为实施例1的改进后的WK4模型的等效电路图；
图4为实施例1的不同压力下主动脉的弹性特性示意图；
图5为实施例1的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法流程图一；
图6为实施例1的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法流程图二；
图7为实施例1的PPG波形对于不同时间尺度刺激的动态响应示意图；
图8为实施例1的PPG脉冲响应描述参数示意图；
图9为实施例1的PPG波形的脉冲响应与血流动力学参数的关系示意图；
图10为实施例1的短脉冲电刺激上叠加超短脉冲电刺激示意图；
图11为实施例1的PPG波形及其特征示意图；
图12为实施例1的敏感度分布三维热图；
图13为实施例2的电子设备示意图；
图14为实施例3的存储介质示意图。
具体实施方式
下面，结合附图以及具体实施方式，对本发明做进一步描述，需要说明的是，在不相冲突的前提下，以下描述的各实施例之间或各技术特征之间可以任意组合形成新的实施例。
实施例1
为了更好的利用时间相关信息，并且考虑到电刺激耗电少、实施迅速、可编码性强、可控制频次使得响应不堆叠等优势，本发明通过有策略地施加已知电刺激，收集同时期的动态血管响应信息。
如图2所示，基于可编码电刺激的光学动态血压测量系统包括编码器、电刺激源、可穿戴血压测量设备；其中，编码器用于对电刺激的刺激周期和幅值进行编码，电刺激源用于根据编码器编码的刺激周期和幅值生成并输出电刺激，可穿戴血压测量设备用于数据的采集和处理，实现血压测量。
血压主要由心排量()、血流阻力(R)和血管弹性(/>)决定。如：平均血压(MAP)=/R, 压差（PP）=PPG_AC//>。其中，PPG_AC为PPG的峰峰值。为了更准确的拟合血压，必须对/>、R和/>这三个参数进行稳定的测量。
为了了解PPG信号对刺激的反应，本实施例在经典的四元件弹性腔（WK4）模型基础上进行了一系列的模拟计算，该模型具有时间和血压依赖性，如图3所示。在四元件弹性腔（WK4）模型中，心脏被表示为电流源，动脉树系统由四个主要参数建模。与传统的WK4模型不同，血管弹性/>在一个心动周期内随血压/>变化。血流阻力R反映外周阻力，主要来自小动脉、毛细血管，血压变化引起相应的小动脉阻力变化，以保持毛细血管压力恒定，维持组织体液平衡。虽然，血流阻力R在一个心脏周期内也会发生变化，但在心跳时，整体波动较小。因此，R被视为一个常数或缓慢变化的参数。/>表示血流量。为了降低模型的复杂性，远端动脉顺应性/>和血流惯性L设为时间不变，以提高PPG波形拟合精度。通过改进后的WK4模型能够获得外周部位血压/>，通过压力-体积(P-V)关系作为传递函数转换为PPG波形。
不同压力下主动脉的血管弹性特性如图4所示。其中，主动脉1= 3.5平方厘米，=50.4mmHg，/>=42.3mmHg;主动脉2= 6.18平方厘米，/>=-2.3mmHg, />=21.6mmH。
刺激源一般需要改变血管弹性（）或者血流阻力（R）。其中，电刺激可引起血管紧张，形成持续时间不一的张力改变。
上述系统对应的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，如图5、图6所示，包括以下步骤：
获取可穿戴血压测量设备采集的数据，具体包括光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据。
通过获取到的数据判断血压稳定性；血压稳定性由测量设备自带的三轴加速度传感器和相邻片段拟合的血压波动决定。具体包括以下步骤：
通过光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据计算血压；具体地，通过光电传感器采集到的光电信号计算得到待检测部位的脉搏波信号（PPG信号），所获得的波形中含有容积脉搏血流信息，可以通过容积脉搏血流信息和血压信号的关系来获得收缩压和舒张压；通过三轴加速度传感器测量的数据获得心冲击描计图(BCG)数据，从而反推出心脏搏动的射血冲量和血压。
通过可穿戴血压测量设备自带的三轴加速度传感器测量的数据判断被测对象是否处于静止状态，且判断血压的方差、血压漂移是否均不超过对应的预设值；如判断血压的方差是否不超过5mmHg，血压漂移是否不显著，即血压趋势的斜率不显著大于或小于0。
是则判定血压处于较为平稳的阶段；
否则判定血压处于波动较大的阶段。
如图7、图8所示，对于不同时间尺度的刺激，PPG响应不同。为了避免响应叠加，便于解码，本实施例的刺激源选用脉冲刺激，如可选0.01s和1s等不同尺度，在省电模式下可以采用0.01s的超短脉冲刺激等。图8中，OS为PPG高峰值响应，HW为响应半衰期，也就是衰减时间。
以1s的脉冲刺激为例，简要说明PPG的响应。由于在一个心脏周期内变化迅速，为了简化图示，对/>取平均值并分箱，以抑制/>相关的波动。
在给定的血流阻力下，较高的PPG在扰动后半衰期（HW）较长，恢复时间较慢，如图9中的A-C所示。较低的外周阻力R缩短了恢复时间，并缩小了不同/>的HW差异。心排量越小，恢复时间越长，最高幅值越低，可能是由于低血压和滞后造成的。一般来说，血管较硬、外周阻力较低、心排量较高的受试者对刺激的反应更具有瞬时性。具有高弹性血管、高外周阻力或低心排量的受试者反应时间较长。
低高心排量的受试者，脉冲刺激引起的PPG最高增幅更高，如图9中的E-G所示。由于/>和心排量随着年龄的增长而变小，老年高血压受试者更容易出现白天血压的高波动。
本实施例根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码，得到电刺激的预设周期和预设幅值。通过调整刺激的强度、周期，做到无感、响应信噪比足够（如SNR>10）等效果。其中，电刺激为超短脉冲电刺激或短脉冲电刺激。具体包括以下步骤：
由于超短脉冲电刺激引起PPG微小的变化主要体现在相位上，因此比较适合在较为稳定的测量周期内使用。若血压处于较为平稳的阶段，则延长刺激周期至预设值，如设置预设值为5分钟，采用一组超短脉冲电刺激和持续一个心动周期的电刺激。
若血压处于波动较大的阶段，即在体位变换、情绪波动较大等情况下，则可以持续每3s给出一个超短脉冲电刺激。较高密度的超短脉冲电刺激有诸多好处，如可以采用Kalman滤波，或者条件随机场（CRF）等技术手段消除个别异常点，关联前后测得的血流动力学参数；可以获得时间分辨率更高的血压，且保持一定的稳定度。密度高的超短脉冲可能落在心动周期的不同阶段，因此，平均后可以获得更为稳定的血压，评估心脏血流。
若血压处于波动较大的阶段，即在体位变换、情绪波动较大等情况下，还可以采用在短脉冲电刺激上叠加超短脉冲电刺激。如：可以每3秒给出一个短脉冲刺激，每秒给出3个超短脉冲刺激，分别对应心脏射血的上升沿，峰值和下降沿。如图10所示，由于超短脉冲形成的相位偏移与短脉冲形成的HW和OS特征可以叠加，因此两种脉冲可以叠加，其效果可以区分。
输出预设周期和预设幅值的电刺激，使得血管弹性进行有规律的变化。
量化动态响应于当前电刺激下的PPG高峰值和衰减时间；
确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度；
通过PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度计算收缩压和舒张压。
本实施例通过不同路径（间接参数拟合和直接拟合）增加特征信息，使得血压测量更为可靠。
间接参数拟合方案中确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度包括以下步骤：
在测试数据集中，根据量化得到的PPG高峰值（OS）、衰减时间（HW）、PPG形态特征，通过第一查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度；
其中，第一查找表的构建包括以下步骤：
通过训练数据集和模拟数据，获得PPG高峰值（OS）和衰减时间（HW）对血流动力学参数的敏感度，形成三维热图。具体地，在数据库中，统计PPG形态特征、PPG高峰值和衰减时间在血流动力学参数三维空间的分布；其中，PPG形态特征为PPG峰峰值（AC）、基线（DC）、上升沿斜率、下降沿斜率、上升沿斜率变化、下降沿斜率变化等，如图11所示。基线（DC）的分形参数HFDDC，HW的自相关函数ACFHW的敏感度分布热图如图12所示。
计算血流动力学参数分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第一查找表。
本实施例中，血流动力学参数为心排量、血流阻力和血管弹性，血流阻力为上述四元件弹性腔模型的等效电路中的电阻R，血管弹性为四元件弹性腔模型的等效电路中的第一电容；其中，四元件弹性腔模型的等效电路包括电流源/>、第一电容/>、电感L、第二电容/>、电阻R；第二电容与电阻并联，第二电容与电阻的并联支路与电感串联，然后再与第一电容并联，电流源与第一电容连接；电流源代表心脏，第一电容代表血管弹性，电感代表血流惯性，第二电容代表远端动脉顺应性，电阻代表血流阻力，第一电容在一个心动周期内随血压变化。
通过PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度计算血流动力学参数，具体为心排量()、血流阻力(R)和血管弹性(/>)。
通过计算出的血流动力学参数计算平均血压和压差；其中，平均血压(MAP)=/R,压差（PP）=PPG_AC//>。
通过计算出的平均血压和压差计算收缩压和舒张压，得到第一收缩压和第一舒张压。第一收缩压SBP=MAP+2/3PP，第一舒张压DBP=MAP-PP/3。
直接拟合方案中，确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度还包括以下步骤：
根据量化得到的PPG高峰值和衰减时间，通过第二查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度；
其中，第二查找表的构建包括以下步骤：
在数据库中，统计PPG高峰值和衰减时间在收缩压、舒张压二维空间的分布；
计算收缩压、舒张压分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第二查找表。
通过PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度计算收缩压和舒张压，得到第二收缩压和第二舒张压。第二收缩压ΔSBP=，第二舒张压ΔDBP=/>。
将不同路径、方式获得的血压值通过投票机制获得稳定拟合和置信度评估。即将第一收缩压、第一舒张压和第二收缩压、第二舒张压通过投票机制获得稳定的收缩压和舒张压计算结果。投票机制为通过 来计算最终BP。 其中m为路径、方法个数，w i为权重，BP为所要计算的血压值，可以为SBP，也可为DBP。权重为数据不确定性，即在计算查找表时，单元格训练数据的方差倒数。如w i//>低于某个阈值（譬如0.1），该数据弃之不用。
实施例2
一种电子设备200，如图13所示，包括但不限于：存储器201，其上存储有程序代码；处理器202，其与存储器联接，并且当程序代码被处理器执行时，实现基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法。关于方法的详细描述，可以参照上述方法实施例中的对应描述，在此不再赘述。
实施例3
一种计算机可读存储介质，如图14所示，其上存储有程序指令，程序指令被执行时实现的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法。关于方法的详细描述，可以参照上述方法实施例中的对应描述，在此不再赘述。
还需要说明的是，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、商品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、商品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括要素的过程、方法、商品或者设备中还存在另外的相同要素。
本说明书中的各个实施例均采用递进的方式描述，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处。
以上仅为本说明书实施例而已，并不用于限制本说明书一个或多个实施例。对于本领域技术人员来说，本说明书一个或多个实施例可以有各种更改和变换。凡在本说明书一个或多个实施例的精神和原理之内所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本说明书一个或多个实施例的权利要求范围之内。

Claims (9)

1.基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于，包括以下步骤：
获取可穿戴血压测量设备采集的数据，并通过获取到的数据判断血压稳定性；
根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码，得到电刺激的预设周期和预设幅值；其中，所述电刺激为超短脉冲电刺激或短脉冲电刺激；
输出预设周期和预设幅值的电刺激；
量化动态响应于当前电刺激下的PPG高峰值和衰减时间；
确定PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度；具体包括：
根据量化得到的PPG高峰值和衰减时间，通过第一查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度；
根据量化得到的PPG高峰值和衰减时间，通过第二查找表获得PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度；
通过PPG高峰值和衰减时间对血压测量参数的敏感度计算收缩压和舒张压，具体包括：
通过PPG高峰值和衰减时间各自对血流动力学参数的敏感度计算血流动力学参数；
通过计算出的血流动力学参数计算平均血压和压差；
通过计算出的平均血压和压差计算收缩压和舒张压，得到第一收缩压和第一舒张压；
通过PPG高峰值和衰减时间各自对收缩压、舒张压的敏感度计算收缩压和舒张压，得到第二收缩压和第二舒张压；
将第一收缩压、第一舒张压和第二收缩压、第二舒张压通过投票机制获得稳定的收缩压和舒张压计算结果。
2.如权利要求1所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于：所述获取可穿戴血压测量设备采集的数据包括光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据。
3.如权利要求2所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于，所述通过获取到的数据判断血压稳定性包括以下步骤：
通过光电传感器及三轴加速度传感器测量的数据计算血压；
通过三轴加速度传感器测量的数据判断被测对象是否处于静止状态，且判断血压的方差、血压漂移是否均不超过对应的预设值；
是则判定血压处于较为平稳的阶段；
否则判定血压处于波动较大的阶段。
4.如权利要求3所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于，所述根据血压稳定性判断结果对电刺激的周期和幅值进行编码包括以下步骤：
若血压处于较为平稳的阶段，则延长刺激周期至预设值，采用一组超短脉冲电刺激和持续一个心动周期的电刺激；
若血压处于波动较大的阶段，则采用在短脉冲电刺激上叠加超短脉冲电刺激。
5.如权利要求1所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于，所述第一查找表的构建包括以下步骤：
在数据库中，统计PPG高峰值和衰减时间在血流动力学参数三维空间的分布；
计算血流动力学参数分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第一查找表。
6.如权利要求5所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于：所述血流动力学参数为心排量、血流阻力和血管弹性。
7.如权利要求1所述的基于可编码电刺激的光学动态血压测量方法，其特征在于，所述第二查找表的构建包括以下步骤：
在数据库中，统计PPG高峰值和衰减时间在收缩压、舒张压二维空间的分布；
计算收缩压、舒张压分别对PPG高峰值、衰减时间的偏微分；
将PPG高峰值、衰减时间各自与对应的偏微分计算结果的对应关系存储在可穿戴血压测量设备作为第二查找表。
8.一种电子设备，其特征在于，包括：存储器，其上存储有程序代码；处理器，其与所述存储器联接，并且当所述程序代码被所述处理器执行时，实现如权利要求1所述的方法。
9.一种计算机可读存储介质，其特征在于，其上存储有程序指令，所述程序指令被执行时实现如权利要求1所述的方法。
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