CN117694863B - 一种血流动力学参数评估装置及介质 - Google Patents
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Abstract
本申请涉及生理信号测量技术领域，本申请公开了一种血流动力学参数评估装置及介质，血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，包括：在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极；通过心电电极获取受测者的心电信号，并通过生理阻抗电极获取受测者的生理阻抗信号；将心电信号与生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到受测者的血流动力学参数的准确性，血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
Description
技术领域
本申请涉及生理信号测量技术领域，尤其涉及一种血流动力学参数评估装置及介质。
背景技术
随着医疗技术的发展，血流动力学参数由于其可以直观的反应心脏做功能力的变化，在临床评估和监测方面，被广泛的应用。而大多数被认可的血流动力学参数的检测，大多存在检测不准确的情况。
发明内容
本申请提供了一种血流动力学参数评估装置及介质，用于解决背景技术提出的技术问题。
本申请采用下述技术方案：
本申请提供的一种血流动力学参数评估装置，所述血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，包括：
设定单元，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极；
获取单元，通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，通过动态调频电流来降低体质差异对电流信号的影响，从而获得尽可能稳定的生理阻抗信号；
输入单元，将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
本申请提供的一种非易失性计算机存储介质，其特征在于，存储有计算机可执行指令，所述计算机可执行指令被计算机执行时能够实现：
血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极；
通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号；
将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
本申请采用的上述至少一个技术方案能够达到以下有益效果：
本申请采用了多传感器的数据，包括心电信号和生理阻抗信号，通过使用不同类型的传感器，可以提供更全面的生理信息，从而更准确地评估受测者的血流动力学参数。
本申请通过在受测者的预设位置设定心电电极和生理阻抗电极，确保了数据的准确性和可比性。
本申请的血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号和相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成的，这个模型可以更好评判受测者的血流动力学参数的准确性。
附图说明
为了更清楚地说明本申请或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请中记载的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。在附图中：
图1为本申请提供的心动周期示意图；
图2为本申请提供的一种血流动力学参数评估方法的流程示意图；
图3为本申请提供的阻抗波和心电波形的联合示意图；
图4为本申请提供的6通道体表电生理信号来评估血流动力学参数的方法流程图；
图5为本申请提供的一种血流动力学参数评估装置的结构示意图。
具体实施方式
本申请提供一种血流动力学参数评估装置及介质。
血流动力学(hemodynamics)是指血液在心血管系统中流动的力学，主要研究血流量、血流阻力、血压以及它们之间的相互关系。血液是一种流体，因此血流动力学基本原理与一般流体力学的原理相同。但由于血管系统是比较复杂的弹性管道系统，血液是含有血细胞和胶体物质等多种成分的液体而不是理想液体，因此血流动力学既具有一般流体力学的共性，又有其自身的特点。
心脏通过不断的搏动，为血液的流动循环提供动力。参见图1示出的心动周期示意图，一个心动周期的不同阶段，会对血液的流动循环，产生不同的影响。一个心动周期包括，等容收缩期，快速射血期，慢速射血期，舒张前期，等容舒张期，快速充盈期，慢速充盈期和心房收缩期，在这个周期的每个阶段，心室内压也会随时发生变化，从而血流流速发生变化。而血流流速变化和生理阻抗变化之间为正相关，即血流流速越快，所测量的生理阻抗越大，血流流速越慢，所测的生理阻抗越小。因此通过对生理阻抗的测量，可以推算出人体的血流动力学参数变化。
在等容收缩期，生理阻抗较小；射血期，生理阻抗增大，并出现最大值；等容舒张期，生理阻抗开始减小；快速充盈期，生理阻抗继续减小；慢速充盈期，生理阻抗维持小幅变化；心房收缩期，生理阻抗继续减小，恢复到初始级别。
当前所示用的生理阻抗测量技术，大多是基于阻抗法的测量，即测试者体表按从上到下或者从左到右的顺序，沿直线设置4个电极A，B，C和D，其中A电极可以为电流发射端，D电极为电流接地端。因此，当从A电极发射恒流电流的时候，电流会经过B和C电极，流向D电极，而通过测量B和C电极之间的电压可以计算这两点的电阻阻抗。这是一种非常简单并且有效的生理阻抗测量方法，开展起来十分方便，但是其也有弊端。首先，传统阻抗法的测试会经常收到静电的干扰，这导致电流的检测会出现误差；另外，体表的汗液和污渍都会影响体表电阻阻抗，因此阻抗法的测试只能适用在静态下进行；传统阻抗法的测试，其测量原理基于电阻的计算方法，及R=U/I，因此需要尽量保证测量电极放置在电流流过的位置，获取准确的数值；除此之外，在进行生理阻抗测量的时候，由于设备会发射电流，因此会影响到其他体表信号检测设备，因此只能独立进行。因此，通过生理阻抗进行血流动力学参数测量的方法，虽然简单，但由于其易受干扰的问题，导致很难开展广泛的应用。
随着医疗技术的发展，血流动力学参数由于其可以直观的反应心脏做功能力的变化，在临床评估和监测方面，被广泛的应用。而大多数被认可的血流动力学参数的检测方法，均是基于有创或者微创，依然无法在运动状态下，完成测试。
为了使本技术领域的人员更好地理解本申请中的技术方案，下面将结合本申请中的附图，对本申请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申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请，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，都应当属于本申请保护的范围。
图2为本申请提供的一种血流动力学参数评估方法的流程示意图，该流程可以由血流动力学参数评估系统执行。流程中的某些输入参数或者中间结果允许人工干预调节，以帮助提高准确性。
在本申请实施例中，血流动力学参数可以包括心电信号与生理阻抗信号。
本申请实施例的方法流程步骤如下：
S202，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极。
在本申请实施例中，生理阻抗电极可以包括第一电极、第二电极与第三电极，心电电极包括第四电极与第五电极，第六电极为公用接地。在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极时，第一电极可以贴放在颈部主动脉位置，第二电极与第一电极相邻，第二电极沿主动脉贴放，第三电极在胸骨柄的下腔静脉贴放，第六电极公用接地电极与第三电极相邻贴放，第四电极放置在预设V1导联位置，第五电极放置在左侧第五肋间腋中线位置。其中，V1导联可以是心电图中的一种导联，用于记录心脏电活动的波形和特征。V1导联是通过在胸部正中央位置（第四肋间隙，胸骨右缘）放置一个电极，记录来自心脏前部的电信号。
从第一电极发射的高频电流默认频率为66kHz，电流的频率会按照1kHz/5秒的速度发散式调整，由于高频电流强度为固定值，可以通过所测算到的每个频率下每个心动周期的平均电位差，来反应该频率的信号强度和稳定性，平均电位差数值越大说明信号越强，电位差数值差异越小，说明信号稳定性越强。
S204，通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号。
在本申请实施例中，通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号时，可以通过所述第一电极输出阻抗正弦电流，第一电极通过施加微弱的阻抗正弦电流到身体组织中，引发了电导变化；将所述阻抗正弦电流分别输入所述第二电极与所述第三电极，得到电位差，这些阻抗正弦电流会在身体内部传播，导致身体组织的电导变化，第二电极和第三电极分别记录了由电导变化引起的电位差；根据电位差，及所述阻抗正弦电流的电流值，并通过下述公式得到所述受测者的生理阻抗信号。
公式：，其中，Z为生理阻抗，单位Ω；为第三电极的电位，为第二电极的电位；为所述阻抗正弦电流的峰值，其中，表示电位差，单位为V，的单位为A。
将电压信差转换为生理阻抗信号的过程，还可以使用预先建立的电传导模型来计算。
电传导模型的建立过程如下：
建立电传导模型：首先，需要建立一个电传导模型，描述电流注入和电压测量在身体组织中的传播。这个模型通常是基于电流-电压关系和生理组织的电导率特性建立的。常见的电传导模型包括二极点模型和四极点模型，其中二极点模型通常用于描述电位差的形成。
导电介质特性：模型需要考虑不同身体组织（如皮肤、肌肉、血液等）的电导率特性。这些电导率特性可能因频率、温度和生理状态而变化，因此需要进行适当的修正和校正。
差分放大器校准：电压测量设备通常使用差分放大器来测量电位差。在将电压信号转换为生理阻抗信号之前，需要校准差分放大器以消除噪声和漂移。
反演问题求解： 电流注入和电压测量过程可以被视为一个反演问题，需要根据已知的电压信号来估算未知的生理阻抗信号。这通常涉及到使用数值方法，如有限元分析、逆问题求解算法等。
数学模型和算法选择：具体使用哪种数学模型和算法取决于应用的复杂性和要求。有些应用可能需要使用更复杂的模型，而其他应用可能可以使用简化模型。一些常见的数学模型和算法包括：
有限元分析（Finite Element Analysis，FEA）： FEA 是一种广泛用于建模生理阻抗信号的数值方法。它可以模拟电流注入和电压测量在复杂组织中的传播，并估算出生理阻抗的分布。
逆问题求解：逆问题求解算法用于从电压信号中重建出生理阻抗分布。这些算法可以根据模型和测量数据来估计组织的电导率分布。
Kalman滤波器： Kalman滤波器等滤波技术可以用于降低测量中的噪声，并提高生理阻抗信号的准确性。
实验数据验证： 一旦建立了数学模型和算法，需要使用实验数据来验证和校准模型。这通常包括进行实际测量，并与模型的预测进行比较。
在本申请实施例中，通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号时，可以通过所述第四电极采集测试心电信号；通过所述第五电极采集参照信号；根据参照信号对所述测试心电信号进行干扰处理，得到所述受测者的心电信号。
需要说明的是，本申请实施例可以使用心电测量仪器或设备，通过第四电极采集测试心电信号。这个信号是来自受测者心脏的电活动，通常以心电图形式表示。同时，通过第五电极采集参照信号。参照信号通常是一种用于对比和校正心电信号的信号，它可以捕获环境噪声或其他外部干扰。
此外，本申请实施例采集了测试心电信号和参照信号后，接下来可以进行干扰处理，以从测试心电信号中去除或减少参照信号中的干扰。这个过程通常包括以下步骤： a.信号同步： 确保测试心电信号和参照信号在时间上是同步的，以便进行比较和校正。 b.参照信号去噪： 使用滤波技术或其他信号处理方法，去除参照信号中的环境噪声和外部干扰。 c. 心电信号校正： 使用参照信号对测试心电信号进行校正，以减少干扰。 d. 干扰去除： 根据校正后的测试心电信号和参照信号之间的关系，去除或减少干扰成分。
本申请实施例在干扰处理后，可以得到受测者的心电信号，这个信号可以更准确地反映受测者的心脏电活动，去除了外部干扰的影响。
得到所述受测者的生理阻抗信号后，可以确定所述阻抗正弦电流在血液中的流动阻值；根据所述流动阻值确定外周血管阻力值，以便根据所述外周血管阻力值评定是受测者的血管弹性。
在本申请实施例中，通过分析生理阻抗信号，可以计算出阻抗正弦电流在受测者的血液中的流动阻值。这个值可以反映血液在受测者体内流动时所遇到的阻力，其中包括了外周血管阻力。利用计算出的流动阻值，可以进一步确定受测者的外周血管阻力值。
需要说明的是，外周血管阻力是指血液在体外周血管系统中流动时所遇到的阻力，通常与血管的直径、长度以及血液的粘度等因素有关。外周血管阻力值是评估受测者的血管弹性的重要参数之一。血管弹性是指血管在心脏搏动时能够扩张和收缩的能力，通常与血管壁的弹性有关。较高的外周血管阻力值可能与血管硬化或高血压等血管疾病相关，而较低的外周血管阻力值可能与更好的血管健康和弹性相关。
在本申请实施例中，根据计算出的外周血管阻力值，可以评估受测者的血管状态和血管健康。高外周血管阻力值可能需要进一步的医学评估和治疗，而较低的值可能表示较好的血管健康。
进一步的，本申请实施例的阻抗正弦电流的频率可以设置为40kHz-80kHz，以便所述阻抗正弦电流经过所述第二电极与第三电极，并流向所述接地电极。
需要说明的是，电流以1kHz/秒为变量，按照发射式的方法，来变换频率，从而找到最适合当前受试者的电流频率，尽可能的获取稳定的阻抗信号。
针对上述的阻抗正弦电流的默认频率设置为66 kHz，通过下述内容进行分析：
在生理阻抗测量中，选择特定的电流频率可以改善电流在受测者体内的传播方式和深度，以获得更准确的生理阻抗信号，在传统的直流电流生理阻抗测量中，电流通常只流经皮肤表层，容易受到各种干扰因素的影响，导致误差较大。为了克服这个问题，选择了动态的电流频率40kHz-80kHz，来适应不同人群的体质，以改变电流在组织中的传播方式。而将默认电流频率设置为66 kHz，可以更高效的来调整电流频率，从而快速确定适合受试体的合适频率。
通过将电流频率设置为40kHz-80kHz，高频电流可以更深入到皮下组织，特别是皮下血管。这种改进的传播深度可以使电流在血管内沿血液流动的方向流向接地电极，这对于评估血管内的生理变化和阻抗更加有用。
值得注意的是，电流的发射电极放置在颈动脉位置，而接地电极放置在下腔静脉位置。这两个位置分别对应着血液循环的起点和终点。通过将电流流经这两个关键位置，可以更好地捕获血液循环中的生理变化。通过这种改进的电流频率和电极位置配置，可以获得更准确、更深入的生理阻抗信号。这有助于提高生理监测的精度，尤其是在评估心血管功能和血流动力学时。
需要说明的是，本申请实施例通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号时，可以通过所述心电电极对所述受测者连续的心电信号进行分析，获取每个周期的心电信号；通过所述生理阻抗电极对每个心动周期中的生理阻抗数值进行连续描绘，获取在每个心动周期的生理阻抗信号。
本申请实施例针对上述获取每个周期的心电信号与每个心动周期的生理阻抗信号，具体包括如下内容：
心电信号分析： 利用心电电极获取的信号，可以对受测者的心电活动进行连续分析，这可以包括识别和分离每个心动周期的心电信号，以获取每个周期的心电数据。这些数据可能包括心率、心律、ST段变化等。
需要说明的是，ST段是心电图上的一个段落，它位于QRS波群（心室除极和复极过程）之后，与T波之前。ST段变化是指ST段的形态、位置或电压与正常范围相比发生的变化。ST段变化通常用来评估心肌缺血或心肌损伤的程度。在心肌缺血的情况下，ST段可能会升高（ST段抬高）或下降（ST段压低），这通常是由于心肌氧供不足导致心肌电活动发生改变所致。而在心肌损伤（如心肌梗死）的情况下，ST段可能会出现明显的抬高或压低。ST段变化的分析可以提供关于心脏功能和心血管疾病的重要信息，帮助医生做出诊断和治疗决策。
QRS波群是心电图上表示心室除极和复极过程的波形。它由Q、R、S三个波峰或波谷组成。Q波是QRS波群中的第一个负向波峰，代表心室除极的开始。R波是QRS波群中的正向波峰，代表心室除极的高点。S波是QRS波群中的第二个负向波峰，代表心室除极的结束。QRS波群的形态、时间和振幅等特征可以提供有关心室除极和复极过程的信息，如心室肥厚、传导阻滞、心脏节律异常等。通过分析QRS波群，医生可以判断心电图上的异常情况，辅助诊断心血管疾病。
T波是心电图上表示心室复极的波形。它位于QRS波群之后，在ST段之前。T波通常是一个正向波峰，代表心室复极的过程。T波的形态、时间和振幅可以提供关于心室复极过程的信息，如心室肥厚、电解质异常、缺血等。正常的T波通常是对称的、尖锐的，并与QRS波群相一致。然而，T波的异常形态、倒置、延长或缩短等变化可能表示心脏异常或潜在的心血管疾病。因此，在分析心电图时会关注T波的特征，以帮助诊断心脏病变和监测病情。如果发现T波异常或可疑的变化，通常会进一步进行深入的检查和评估。
生理阻抗信号描绘： 通过生理阻抗电极获取的信号可以用来描绘每个心动周期中的生理阻抗数值。这些数值通常反映了受测者的生理状态，可能与心血流动力学参数、血流等有关。
数据记录和存储：将分析得到的心电信号和生理阻抗信号数据记录和存储，以备后续的处理和分析使用。这些数据可能需要以时间序列的形式进行记录，以便进行进一步的研究和诊断。
S206，将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
在本申请实施例中，血流动力学参数模型建立时，可以通过公式获取建模心输出指数（Stroke Volume Index，SVi），并根据所述建模心输出指数评定所述多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的准确性；其中：
为所述血流动力学参数模型建立的心输出指数，心输出指数可以表示每分钟每平方米的单位面积血流量，心输出指数的单位是升/分钟/平方米（L/min/m²）；
为常数；
为射血期的阻抗变化最大值；
为建立所述血流动力学参数模型过程中的心收缩指数，为心脏收缩期（心脏电流最大变化率）的电流速度，Z为生理阻抗，可以通过测量生理阻抗信号在心脏收缩期内的阻抗变化率确定，心收缩指数（Cardiac ContractilityIndex，CTI）可以表示每分钟每平方米的单位面积收缩血流量，心收缩指数的单位是升/分钟/平方米（L/min/m²）；
为建立所述血流动力学参数模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔，为心脏舒张期（心脏电流最小变化率）的电流速度。
在本申请实施例中，血流动力学参数模型检测时，通过公式获取应用心输出指数，并根据所述应用心输出指数评定所述受测者的血流动力学参数的准确性；其中：
为检测过程中的心输出指数；
为检测过程中的心收缩指数；
为建立所述血流动力学参数模型过程中的心收缩指数；
为检测过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔，需要说明的是，TFIT仅可以表示上述含义，英文全称可以为Time From Initial Peak to First Zero dZ/dtmin Interval Time，同样的，同；
为建立所述血流动力学参数模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔。
进一步的，本申请实施例可以通过下述具体实施内容：
(1)测试电极数量和类型
相对于传统的生理阻抗法，本申请实施例采用了6个电极，来采集生理阻抗和1通道心电波形。由于生理阻抗的变化，与血流流速相关，血流流速与心动周期相关，而心电波形是观察心动周期有效的方式。因此，在使用阻抗法测量阻抗波的时候，可以使用心电信号进行波形矫正，可以有效的测算提高血流动力学参数的准确性。需要说明的是，本申请实施例的波形与上述提到信号相同。
(2)测试电极贴放位置
“该评估方法”采用了6个电极，分别使用白，蓝，绿，黑，红，橙色进行标记，分别对应上述的第一电极、第二电极、第三电极、第四电极、第五电极与第六电极，包含3个阻抗测量电极（白，蓝，绿），2个心电信号检测电极（红，橙），和1个接地电极（黑）。阻抗电极按从上到下的顺序进行放置，白色电极贴放在颈部主动脉附近，蓝色电极与白色电极紧靠，沿主动脉贴放，绿色电极贴放在胸骨柄下缘靠近下腔静脉贴放，黑色紧靠绿色贴放，红色放置在V1导联位置，橙色放置在左侧第五肋间腋中线位置，作为心电信号参照电极。
在测量过程中，通过白色电极产生的电流，经过蓝色电极和绿色电极，流向黑色电极，而V1电极以及参照电极，会产生1通道心电信号。V1电极是一种心电图电极，用于记录心脏电活动的信号，它是胸部导联电极之一，可以放置在胸骨右缘的第四肋间隙的位置。
(3)特殊的阻抗检测电流
一般的直流电流，只会沿皮肤表层，流向接地电极，由于皮肤表层容易收到种种干扰，这导致通过直流电流所测算的生理阻抗误差较大。而在将电流施加一定频率后，电流就可以深入表皮一下进行流动，经过多次的测试研究，发现将电流的频率设置在40kHz-80kHz之间，可以使电流深入到皮下血管，在血管内沿血液流向接地。电流的发射电极放置在颈动脉位置，而接地电极放置在下腔静脉位置，而这两个位置也是血液体循环的起点和终点。血管弹性会影响到血流速度，从而影响到组织，因此，通过计算电流在血液中的流动的阻值，也可以更加准确的获取外周血管阻力的数值，外周血管阻力越大，说明血管弹性越差，反之说明血管弹性越好，因此通过所获取的数值，可以与预设范围进行比较，来判定测试者的血管弹性，从而对其血管壁的硬化程度进行评估，预设范围可以为（1491~2486）BSA（BodySurface Area，表示体表面积）。
(4)血流动力学参数的校准模型
“该评估方法”对大量标准心电图以及其对应阻抗波进行了相关性分析，得到了心电波形和阻抗波的相关性算法（简称“相关性算法”），该算法可以用来建立阻抗波模型，并排除由于受到干扰的异常形态阻抗波。
硬件设备通过3根电缆，可以从人体获取1通道的心电波形，对连续的心电波形进行分析，可以获取每个心动周期的参数。而硬件设备通过4根电缆，可以从人体获取体表生理阻抗，对单个心动周期中的生理阻抗数值进行连续描绘，可以获取在一个心动周期的阻抗波。“该评估方法”通过“相关性算法”在阻抗波上的6个位置进行定位分析，来确定该波形的准确性，如果定位正常，则该波形可以用于建模，如果定位异常，则该波形被舍弃，如果连续多个波形定位异常，则提示重新进行电极贴放，或者调整部分电极贴放位置。
“该评估方法”会要求进行10-120个心电波形的采样校准，来判断当前的阻抗波形态是否可以用于测试，并建立相应阻抗波模型。一般进行30个心动周期的采集即可完成整个建模过程。通过阻抗波建模，可以获取在静态下的血流动力学参数，并可以为后面测试中获取的阻抗波进行形态校准和波形对比。在测试过程中阻抗波的变化，除了与血流动力学的变化相关，还会收到一些外部因素的干扰，“该评估方法”会通过建立的模型，尽可能降低由于将外部干扰造成的阻抗波变化，并尽可能体现由于血流动力学变化，如每搏射血量，心室射血时间等参数的变化而出现的阻抗波变化。
“该评估方法”需要硬件为其提供2种波形，1通道心电波形和1通道阻抗波形，而“该评估方法”会通过时域算法，再描绘出一阶心电波形和一阶阻抗波形。将四种波形描绘出来，就会出现下面的波形组合。
通过测量相邻的两个心电波形中R波的时间，可以获取RR间期（RR间即表示心电图上相邻两个R波之间的时间间隔）。而通过下面公式，可以通过R波前后两个RR间期来估算一个心动周期T。
其中，T为心动周期；
RR1为R波的前一个RR间期；
RR2为R波的后一个RR间期；
通过基础心电图理论可以计算一个心动周期中，每个阶段的时长。假如心率为75bpm，则平均心动周期为0.8秒。等容收缩期约0.05秒，占心动周期的5/80；快速射血期约0.09秒，占心动周期的9/80；减慢射血期约0.13秒，占心动周期的13/80；舒张前期约0.04秒，占心动周期的4/80；等容舒张期约0.08秒，占心动周期的8/80；快速充盈期约0.11秒，占心动周期的11/80；减慢充盈期约0.19秒，占心动周期的19/80；而心房收缩期为剩余的0.11秒，占心动周期的11/80。而心室收缩时间（Ventricular Ejection Time，VET），可以包括，快速射血期，减慢射血期，舒张前期和等容舒张期，约0.34秒，占心动周期的34/80，心室收缩时间是衡量心室收缩的持续时间，即心室从开始收缩到结束收缩的时间间隔。心室收缩时间反映了心室收缩期的长度，即心室泵血的时间。心室收缩时间可用来评估心室功能、心脏排血能力以及心室收缩的时间调节情况。
本申请实施例可以通过对图3示出的阻抗波和心电波形的联合示意图进行分析，可以获取参数，，的数值。
血流动力学数学模型与测试者的身高和体重也相关，因此在测试开始之前需要输入身高和体重，使用下面公式，来计算测试者的体表面积。
其中，BSA为体表面积；
W为测试者体重，单位kg；
H为测试者身高，单位cm；
而在建立数学模型过程中，可以通过下面的公式，获取该阶段的心输出指数。
其中，为建立模型过程中的心输出指数；
为常数；
为射血期的阻抗变化最大值；
是心收缩指数，其中Z为采集的生理阻抗；
为建立模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值（心电图的QRS开始）与射血速度底点后的第一个零点（）之间的时间间隔。
在进入到监测过程后，下面公式来计算，与实际测量的进行对比，如果实际值连续出现偏差，可以进行修正，来提高数据的准确性。
其中，为检测过程中的心指数；
为心收缩指数；
为建立模型过程中的心收缩指数；
为检测过程中，心动周期开始后的第一个峰值（心电图的QRS开始）与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔；
为建立所述血流动力学参数模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔。
另外，可以根据下面公式进行修正
需要说明的是，无创心输出量的检测技术可以避免由于有创测量造成的感染风险，同时使心输出量测试的应用范围从静态扩展到了运动下。使用6电极方法进行无创心输出量检测的技术，在测试过程中同时获取了心电波形和生理阻抗波形（阻抗变化趋势图），将心电图与阻抗图进行了关联性分析，从而提高了所测算的血流动力学参数的准确性。
在测试过程中，使用特定频率的电流，来进行生理阻抗的计算，使所计算的阻抗值，尽量小的受到体表信号的干扰，并且使无创心输出量的监测，可以应用到运动状态下。
图4为本申请提供的6通道体表电生理信号来评估血流动力学参数的方法流程图，先进行皮肤处理和患者信息录入，粘贴6个电极，之后获取心电和生理阻抗信号，建立血流动力学模型，数据计算，保留建模数据，数据校准，输入血流动力学参数监测，数据对比，最后，实时参数显示或输出。
本申请提供的一种非易失性计算机存储介质，其特征在于，存储有计算机可执行指令，所述计算机可执行指令被计算机执行时能够实现：
血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极；
通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号；
将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
图5为本申请提供的一种血流动力学参数评估装置的结构示意图，所述血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，所述装置包括：设定单元502、获取单元504与输入单元506。
设定单元502，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极；
获取单元504，通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号；
输入单元506，将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
进一步的，所述生理阻抗电极包括第一电极、第二电极与第三电极，心电电极包括第四电极与第五电极；
所述设定单元502执行所述在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极，包括：
所述第一电极贴放在颈部主动脉位置，所述第二电极与所述第一电极相邻，所述第二电极沿主动脉贴放，所述第三电极在胸骨柄的下腔静脉贴放，接地电极与所述第三电极相邻贴放，所述第四电极放置在预设V1导联位置，所述第五电极放置在左侧第五肋间腋中线位置。
进一步的，所述获取单元504执行所述通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，包括：
通过所述第四电极采集测试心电信号；
通过所述第五电极采集参照信号；
根据所述参照信号对所述测试心电信号进行干扰处理，得到所述受测者的心电信号。
进一步的，所述获取单元504执行所述通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述第一电极输出阻抗正弦电流；
将所述阻抗正弦电流分别输入所述第二电极与所述第三电极，得到电位差；
根据所述电位差，及所述阻抗正弦电流的电流值，并通过下述公式得到所述受测者的生理阻抗信号；
，其中：Z为生理阻抗，单位为Ω；为所述第三电极的电位，为所述第二电极的电位，表示电位差，单位为V；为所述阻抗正弦电流的峰值，单位为A。
进一步的，所述阻抗正弦电流的频率设置为40kHz-80 kHz，以便所述阻抗正弦电流经过所述第二电极与所述第三电极，并流向所述接地电极。
进一步的，所述获取单元504执行得到所述受测者的生理阻抗信号后，还包括：
确定所述阻抗正弦电流在血液中的流动阻值；
根据所述流动阻值确定外周血管阻力值，以便根据所述外周血管阻力值评定是受测者的血管弹性。
进一步的，所述获取单元504执行通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述心电电极对所述受测者连续的心电信号进行分析，获取每个周期的心电信号；
通过所述生理阻抗电极对每个心动周期中的生理阻抗数值进行连续描绘，获取在每个心动周期的生理阻抗信号。
进一步的，所述血流动力学参数模型建立时，通过公式获取建模心输出指数，并根据所述建模心输出指数评定所述多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的准确性；其中：
为所述血流动力学参数模型建立的心输出指数，所述心输出指数表示每分钟每平方米的单位面积血流量，心输出指数的单位是升/分钟/平方米；
为常数；
为射血期的阻抗变化最大值，单位为Ω；
为建立所述血流动力学参数模型过程中的心收缩指数，心收缩指数表示每分钟每平方米的单位面积收缩血流量，心收缩指数的单位是升/分钟/平方米；
为建立所述血流动力学参数模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔。
进一步的，所述血流动力学参数模型检测时，通过公式获取应用心输出指数，并根据所述应用心输出指数评定所述受测者的血流动力学参数的准确性；其中：
为检测过程中的心输出指数；
为检测过程中的心收缩指数；
为建立所述血流动力学参数模型过程中的心收缩指数；
为检测过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔；
为建立所述血流动力学参数模型过程中，心动周期开始后的第一个峰值与射血速度底点后的第一个零点之间的时间间隔。
本申请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。尤其，对于非易失性计算机存储介质实施例而言，由于其基本相似于方法实施例，所以描述的比较简单，相关之处参见方法实施例的部分说明即可。
上述对本申请特定实施例进行了描述。其它实施例在所附权利要求书的范围内。在一些情况下，在权利要求书中记载的动作或步骤可以按照不同于实施例中的顺序来执行并且仍然可以实现期望的结果。另外，在附图中描绘的过程不一定要求示出的特定顺序或者连续顺序才能实现期望的结果。在某些实施方式中，多任务处理和并行处理也是可以的或者可能是有利的。
以上所述仅为本申请的一个或多个实施例而已，并不用于限制本申请。对于本领域技术人员来说，本申请的一个或多个实施例可以有各种更改和变化。凡在本申请的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，均应包含在本申请的权利要求范围之内。
Claims (2)
1.一种血流动力学参数评估装置，其特征在于，所述血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，所述装置包括：
设定单元，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极，所述生理阻抗电极包括第一电极、第二电极与第三电极，心电电极包括第四电极与第五电极；
所述设定单元执行所述在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极，包括：
所述第一电极贴放在颈部主动脉位置，所述第二电极与所述第一电极相邻，所述第二电极沿主动脉贴放，所述第三电极在胸骨柄的下腔静脉贴放，接地电极与所述第三电极相邻贴放，所述第四电极放置在预设V1导联位置，所述第五电极放置在左侧第五肋间腋中线位置；
获取单元，通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号；
所述获取单元执行所述通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，包括：
通过所述第四电极采集测试心电信号；
通过所述第五电极采集参照信号；
根据所述参照信号对所述测试心电信号进行干扰处理，得到所述受测者的心电信号；
所述获取单元执行所述通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述第一电极输出阻抗正弦电流；
将所述阻抗正弦电流分别输入所述第二电极与所述第三电极，得到电位差；
根据所述电位差，及所述阻抗正弦电流的电流值，并通过下述公式得到所述受测者的生理阻抗信号；
，其中：Z为生理阻抗，单位为Ω；为所述第三电极的电位，为所述第二电极的电位，表示电位差，单位为V；为所述阻抗正弦电流的峰值，单位为A，所述阻抗正弦电流的频率设置为40kHz-80 kHz，以便所述阻抗正弦电流经过所述第二电极与所述第三电极，并流向所述接地电极；
所述获取单元执行得到所述受测者的生理阻抗信号后，还包括：
确定所述阻抗正弦电流在血液中的流动阻值；
根据所述流动阻值确定外周血管阻力值，以便根据所述外周血管阻力值评定受测者的血管弹性；
所述获取单元执行通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述心电电极对所述受测者连续的心电信号进行分析，获取每个周期的心电信号；
通过所述生理阻抗电极对每个心动周期中的生理阻抗数值进行连续描绘，获取在每个心动周期的生理阻抗信号；
输入单元，将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
2.一种非易失性计算机存储介质，其特征在于，存储有计算机可执行指令，所述计算机可执行指令被计算机执行时能够实现：
血流动力学参数包括心电信号与生理阻抗信号，在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极，所述生理阻抗电极包括第一电极、第二电极与第三电极，心电电极包括第四电极与第五电极；
所述在受测者的预设位置设定心电电极与生理阻抗电极，包括：
所述第一电极贴放在颈部主动脉位置，所述第二电极与所述第一电极相邻，所述第二电极沿主动脉贴放，所述第三电极在胸骨柄的下腔静脉贴放，接地电极与所述第三电极相邻贴放，所述第四电极放置在预设V1导联位置，所述第五电极放置在左侧第五肋间腋中线位置；
通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号；
所述通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，包括：
通过所述第四电极采集测试心电信号；
通过所述第五电极采集参照信号；
根据所述参照信号对所述测试心电信号进行干扰处理，得到所述受测者的心电信号；
所述通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述第一电极输出阻抗正弦电流；
将所述阻抗正弦电流分别输入所述第二电极与所述第三电极，得到电位差；
根据所述电位差，及所述阻抗正弦电流的电流值，并通过下述公式得到所述受测者的生理阻抗信号；
，其中：Z为生理阻抗，单位为Ω；为所述第三电极的电位，为所述第二电极的电位，表示电位差，单位为V；为所述阻抗正弦电流的峰值，单位为A，所述阻抗正弦电流的频率设置为40kHz-80 kHz，以便所述阻抗正弦电流经过所述第二电极与所述第三电极，并流向所述接地电极；
得到所述受测者的生理阻抗信号后，还包括：
确定所述阻抗正弦电流在血液中的流动阻值；
根据所述流动阻值确定外周血管阻力值，以便根据所述外周血管阻力值评定受测者的血管弹性；
通过所述心电电极获取所述受测者的心电信号，并通过所述生理阻抗电极获取所述受测者的生理阻抗信号，包括：
通过所述心电电极对所述受测者连续的心电信号进行分析，获取每个周期的心电信号；
通过所述生理阻抗电极对每个心动周期中的生理阻抗数值进行连续描绘，获取在每个心动周期的生理阻抗信号；
将所述心电信号与所述生理阻抗信号输入至预先生成的血流动力学参数模型，得到所述受测者的血流动力学参数的准确性，所述血流动力学参数模型是根据多个训练心电信号与相对应的训练生理阻抗信号的相关性生成。
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