CN116098601A - 一种无创心输出量参数的验证方法及设备 - Google Patents
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Abstract
本申请公开了一种无创心输出量参数的验证方法及设备，用以解决如下技术问题：如何在不增加额外成本的前提下，直接验证心输出量参数的准确性。方法包括：通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波；利用所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的心输出量预测参数；将所述心输出量预测参数与所述心输出量预置参数进行比对。通过将心输出量预测参数与心输出量预置参数进行对比，直接对心输出量参数进行了准确性验证，同时，通过人体模型采集人体相关信号波，节省了验证成本。
Description
技术领域
本申请涉及心输出量监测技术领域，尤其涉及一种无创心输出量参数的验证方法及设备。
背景技术
无创心输出量设备大多采用的是体表生理阻抗法来推算血流动力学方面的参数，也即心输出量参数。所谓体表生理阻抗法就是通过贴放在人体的电极，向体表发送微弱的电流，同时在采集端测量电势差，然后通过电阻公式得到电阻值，最终得到阻抗波信号。该方法所获取的阻抗波信号，与心电波形具有相关性，其会随着一个心动周期的变化而产生变化，因此，通过对阻抗波信号的形态进行分析，就可以计算出心输出量参数。
目前，对前述获取的心输出量参数准确性的验证方法主要有阻抗验证法与模拟人体法两种。所谓阻抗验证法就是在阻抗采集电极上，加载额定电阻，然后读取所获取的阻抗数据，来对比准确率，而模拟人体法就是使用假人来模拟人体，在假人内部加入模拟的血液循环系统来模拟血流，然后通过假人表面的电极，来对阻抗波信号进行采集，最后将最终测算的心输出量参数，和假人设置的参数进行对比，来验证心输出量参数的准确性。但是，阻抗验证法只能对测量的基本原理来进行验证，无法对实际测算的心输出量参数进行准确性的验证，而模拟人体法由于设备费用以及维护的难度，会额外增加投入的成本，不适宜在一般规模的工厂使用。
发明内容
本申请实施例提供了一种无创心输出量参数的验证方法及设备，用以解决如下技术问题：如何在不增加额外成本的前提下，直接验证心输出量参数的准确性。
一方面，本申请实施例提供了一种无创心输出量参数的验证方法，所述方法包括：通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波；利用所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的心输出量预测参数；将所述心输出量预测参数与所述心输出量预置参数进行比对。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之前，所述方法还包括：建立包含参数体表面积BSA的人体模型。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，建立包含体表面积BSA的人体模型之后，所述方法还包括：建立阻抗波模型、心电波模型以及信号模拟电路；所述心输出量预置参数包括所述阻抗波模型中的参数与所述心电波模型中的参数，所述第一信号波为阻抗波信号，所述第二信号波为心电波信号。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，所述通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波，具体包括：基于所述阻抗波模型中的参数，通过所述信号模拟电路采集所述人体模型对应的阻抗波信号；基于所述心电波模型中的参数，通过所述信号模拟电路采集所述人体模型对应的心电波信号。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，所述阻抗波模型中的参数包括心收缩指数CTI；所述心电波模型中的参数包括心率HR以及心室射血时间VET。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，所述心输出量预测参数包括：心收缩指数CTI、心率HR以及心室射血时间VET。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，述信号模拟电路包括：总控模块，用于输出所述阻抗波信号对应的数字信号与所述心电波信号对应的数字信号；D/A转换与模拟输出模块，用于将所述阻抗波信号对应的数字信号转换成模拟信号以及将所述心电波信号对应的数字信号转换成模拟信号，并输出；供电模块，用于为所述总控模块与所述D/A转换与模拟输出模块进行供电。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之前，所述方法还包括：将第一信号波采集电极作用于所述人体模型的皮下组织；将第二信号波采集电极作用于所述人体模型的皮下组织。
在本申请说明书的一个或多个实施例中，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之后，所述方法还包括：根据所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的人体体征参数；根据所述人体体征参数，修正采集到的所述第一信号波与所述第二信号波。
另一方面，本申请实施例还提供了一种无创心输出量参数的验证设备，所述设备包括：处理器；以及，存储器，其上存储有可执行指令，当所述可执行指令被执行时，使得所述处理器执行如上述的一种无创心输出量参数的验证方法。
本申请实施例提供的一种无创心输出量参数的验证方法及设备，具有以下有益效果：通过信号模拟电路输出人体模型的阻抗波信号与心电波信号，然后根据这两个信号测算出心输出量预测参数，将其与初始的心输出量预置参数进行比对，即可实现对心输出量参数准确性的直接验证，同时，在上述过程中，避免了假人的使用，避免了购买成本与维护成本的额外投入，进而实现了成本的降低。
附图说明
此处所说明的附图用来提供对本申请的进一步理解，构成本申请的一部分，本申请的示意性实施例及其说明用于解释本申请，并不构成对本申请的不当限定。在附图中：
图1为本申请实施例提供的一种无创心输出量参数的验证方法流程图；
图2为本申请实施例提供的一种心动周期示意图；
图3为本申请实施例提供的一种阻抗波信号与心电波信号对照图；
图4为本申请实施例提供的一种采集电极贴放图；
图5为本申请实施例提供的一种信号模拟电路的供电模块示意图；
图6为本申请实施例提供的一种信号模拟电路的总控模块示意图；
图7为本申请实施例提供的一种信号模拟电路的D/A转换与模拟输出模块示意图；
图8为本申请实施例提供的一种无创心输出量参数的验证设备结构图。
具体实施方式
为使本申请的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本申请具体实施例及相应的附图对本申请技术方案进行清楚、完整地描述。显然，所描述的实施例仅是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。
无创心输出量监测技术，是通过贴放的采集电极，来向人体体表发送微弱的电流，在采集端测量电势差，最后通过电阻公式
得到电阻值，最终获取阻抗波信号。无创心输出量监测技术所获取的阻抗波信号，与心电波形具有相关性，其会随着一个心动周期的变化，而产生变化，具体可参照图2、图3所示。而通过对阻抗波的形态分析，就可以计算出，血流动力学方面的参数，也即心输出量参数。
对使用无创心输出量监测技术所获得的心输出量参数进行验证，可以提供一通道心电波形信号，以及一通道可以与心电波形产生相关性的阻抗波信号。
由于无创心输出量监测技术所提供的数据为血流动力学方面的参数，这些数据在可由所获取的阻抗值来推算获取，而测试者的体表面积也会与参数相关，因此无创心输出量设备的验证过程，需要设定好人体参数(身高，体重)用于参数的计算和建模。该设定参数为固定值，无法进行改动。
无创心输出量监测技术大多采用的是体表生理阻抗法来推算血流动力学方面的参数。因此对这类技术的验证目前多使用以下2种方法：
1)阻抗验证法
在阻抗采集电极上，加载额定电阻，然后读取所获取的阻抗数据，来对比准确率。使用这种方法，并不对提供的血流动力学参数进行验证，而是通过验证阻抗准确性，来证明参数准确性。
这种方法相对比较简单，但是并不能直接证明参数数值的准确性。无创心输出量监测技术在测算血流动力学参数的时候，不仅仅与阻抗相关，与其采集的心电波形，及人体参数都是相关的，所以，这种方法并不能直接验证心输出量参数的准确性。
2)模拟人体法
这种方法，使用假人来模拟人体，在假人内部加入了模拟的血液循环系统，来模拟血流。假人内部的参数，均可以通过软件控制，比如射血量，射血速度，心搏等等。而无创心输出量监测技术通过假人表面的电极，来对阻抗波信号进行采集，并将最终测算的血流动力学参数，和假人的设置参数进行对比，来验证其准确性。
虽然通过这种方法，可以获得比较直观的参数对比，但是假人成本过高，且比较占空间，会额外增加投入的成本。模拟人体的模拟血液循环系统，比较复杂，进行验证前，需要进行大量参数设定，并且系统维护困难，参数的稳定性，很难确认。
因此，以上两种常用的设备验证方法，在验证心输出量参数准确性方面，都会存在一些问题。阻抗验证法只能对测量的基本原理来进行验证，无法对实际获得的参数准确性进行验证，而模拟人体法由于系统及假人费用，以及维护的难度，不适宜在一般规模的工厂使用。
因此，为了能够更直观的对无创心输出量监测技术得到的心输出量参数进行验证，并且能够在一般的工厂环境下进行，本申请实施例提供了一种专用的验证方法，使用这种验证方法，可以通过对血流动力学的参数进行设定，来推演所需的阻抗波信号，再通过阻抗波信号和心电波信号来测算血流动力学参数，将获取的参数与设定的参数进行对比，从而验证心输出量参数的准确性。
下面通过附图对本申请实施例提出的技术方案进行详细的说明。
图1为本申请实施例提供的一种无创心输出量参数的验证方法流程图。如图1所示，本申请实施例中的心输出量参数验证方法，至少包括以下执行步骤：
步骤101、通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波。
心输出量预置参数可以是提前设置好的血流动力学的相关参数，然后在设置的参数的基础下，采集人体模型的第一信号波与第二信号波。这里的第一信号波与第二信号波均是与人体模型的体征参数有关的信号波。
步骤102、利用所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的心输出量预测参数。
第一信号波与第二信号波采集完成之后，通过这两个信号波中的参数，测算人体模型对应的心输出量预测参数，这里的心输出量预测参数也就是实际测量过程中计算出来的参数。
步骤103、将所述心输出量预测参数与所述心输出量预置参数进行比对。
将心输出量预测参数与前述心输出量预置参数进行对比，即可实现心输出量参数准确性的直接验证。
在本申请实施例的一种或多种可能实现方式中，第一信号波是人体模型的阻抗波信号，第二信号波是人体模型的心电波信号，针对这两个信号，在采集之前就需要先构建阻抗波模型与心电波模型，这样一来，阻抗波模型中的参数与心电波模型中的参数，就构成了心输出量预置参数。在本申请的一个示例中，阻抗波模型中的参数包括心收缩指数CTI，心电波模型中的参数包括心率HR以及心室射血时间VET；因此，心输出量预测参数包括：心收缩指数CTI、心率HR以及心室射血时间VET。
因此，通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波，具体就为，基于阻抗波模型中的参数，通过信号模拟电路采集人体模型对应的阻抗波信号，以及，基于心电波模型中的参数，通过信号模拟电路采集人体模型对应的心电波信号。
需要说明的是，上述信号模拟电路也是在采集人体模型的信号波之前构建的，且本申请实施例中的信号模拟电路包括：总控模块，用于输出阻抗波信号对应的数字信号与心电波信号对应的数字信号；D/A转换与模拟输出模块，用于将阻抗波信号对应的数字信号转换成模拟信号，以及将心电波信号对应的数字信号转换成模拟信号，并输出；供电模块，用于为总控模块与D/A转换与模拟输出模块进行供电。
进一步地，在采集人体模型的第一、第二信号波之前，还需要对人体模型进行构建，为了节约成本，本申请实施例中的人体模型可以不使用传统意义上的假人模型，而只需要包含人体体表面积BSA这一参数即可。
为了更加清楚、详细的对本申请实施例中的验证方法进行描述，本申请实施例中还对上述方案进行了如下补充描述。
1)心动周期
心脏一次收缩和舒张，构成一个机械活动周期，称为心动周期。心房与心室的心动周期均包括收缩期和舒张期。由于心室在心脏泵血活动中起主要作用，故通常心动周期是指心室的活动周期而言。正常心脏的活动由一连串的的心动周期组合而成，因此，心动周期可以作为分析心脏机械活动的基本单元。
图2为本申请实施例提供的一种心动周期示意图。心动周期持续的时间与心跳频率有关。成年人心率平均每分钟75次，每个心动周期持续0.8s。一个心动周期中，两心房首先收缩，持续0.1s，继而心房舒张，持续0.7s。当心房收缩时，心室处于舒张期，心房进入舒张期后不久，心室开始收缩，持续0.3s，随后进入舒张期，占时0.5s。对于正常人群，如果心率增快，或者变慢，则心房和心室的舒张期和收缩期也会随之发生变化，但对应的周期占比不会发生变化。
心动周期的不同阶段，无创心输出量技术所采集的生理阻抗也会发生变化。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。
2)无创心输出量监测技术的说明
无创心输出量监测技术，是通过测量人体体表的生理阻抗变化，从而推算人体的血流动力学变化的一种方法。该方法通过一个电极向接地发送微弱的恒定电流，来计算电流流过每个电极的电压，最后通过阻抗计算公式
计算阻抗值。人体体表阻抗值，和心脏每搏的射血速度、射血量相关，因此通过对体表阻抗的监测，就可以推算心输出量参数。
体表阻抗随着心脏跳动，其阻抗值是会发生不断变化的，而每搏射血速度和射血量，也会影响到阻抗值。因此，使用无创心输出量监测技术所监测到的阻抗值是一个变化的趋势图，并且会随着心电波形的产生连续的波形。
体表阻抗与心脏射血参数相关的同时，也与其他参数有关，比如呼吸，因此使用无创心输出量监测技术进行阻抗测算，需要将其他不必要的干扰去除，因此，本申请实施例中采用了一种特殊的方案进行无创心输出量采集。
不同频率的电流，在输入到人体的时候，会作用在不同的皮层(表皮、真皮或皮下)，而体表阻抗的容易受到呼吸，静电等等因素的干扰，所以本申请实施例中，使用一定频率的电流，作用于人体的其他皮层，来计算阻抗的相应变化，从而推算血流动力学参数，可通过如下公式实现：
其中，SV为每搏输出量(单位：ml)；p为血液电阻率(单位：Ohm/cm)；L为两个电极之间的距离(单位cm)；Z0为胸部阻抗(单位：Ohm)；dZ/dtmax是心收缩指数，也就是CTI，(单位：Ohm/s)，其中，Z为采集的生理阻抗，tmax为一个完整心动周期；t为心室射血时间，也就是VET，(单位：s)。
在本申请一个示例中，可以将前述恒定电流作用于人体的皮下组织，在这一皮层，包含脂肪、结蹄组织和血管，而脂肪和结蹄组织都是不良导体，微弱电流几乎无法在其中流动，且血管中的血液为优导体，因此有利于电流的流动和测量，所以本申请实施例在测量心输出量参数时会具有更好的准确性。
3)无创心输出量监测技术的电极贴放
无创心输出量监测技术的电极贴放可以采用图4方式，来在体表贴放电极片，用于生理阻抗波信号和心电波信号的采集。其中，Z1为电流发射极，Z2为测量电极1，Z3为测量电极2，Z4为接地电极，EKG1为心电采集电极，EKG2为心电参照电极。
无创心输出量监测技术通过电极Z2和Z3来测量胸部阻抗波信号，其距离一般为35cm；通过EKG1来采集心电波信号。
4)阻抗波信号与心电波信号的分析
通过对心电波信号和阻抗波信号的形态分析，可以建立一个心电波形与阻抗波形，以及一阶阻抗波形的基本关系，如图3。再加之将心电波形的心动周期图(如图2所示)，与其进行综合分析，可以获取以下信息：
①阻抗波形的周期与心电波形一致；
②心电波形的Q波到ST段起点为阻抗波的PEP阶段；
③心电波形的射血期+等容舒张期为阻抗波的LEVT阶段。
所以，以上阶段的时间长度，可以通过分析心电波形来获取。在对阻抗波进行分析可知，确定阻抗波形形态的参数包括：Z最大值、Z最小值、阻抗波的峰峰值；TFIF，一阶阻抗波波峰到第一次返回基线以上的时间长度。
通过上述波形，再通过计算获取前述参数，就可以使用公式
5)模型的建立
①建立人体模型，假设人体身高160、体重60kg，根据人体体表面积BSA公式计算得到，BSA＝1.64m2。
再根据人体模型，建立心电波模型和阻抗波模型。
②建立心电波模型1，设定参数心率HR为60bpm，心室射血时间VET为300ms，TFIF为300ms。
按照心动周期各阶段与生理阻抗关系建立阻抗波模型1，并设定参数：心收缩指数CTI＝2000，则根据公式Z0max-Z0min＝dZ＝CTI*dtmax＝2000*0.3＝600。
③建立心电波模型2，设定参数心率HR为80bpm，心室射血时间VET为400ms，TFIF为400ms。
按照心动周期各阶段与生理阻抗关系建立阻抗波模型2，并设定参数：心收缩指数CTI＝3000，则根据公式Z0max-Z0min＝dZ＝CTI*dtmax＝3000*0.4＝1200。
④建立心电波模型3，设备参数心率HR为220bpm，心室射血时间VET为100ms，TFIF为100ms。
按照心动周期各阶段与生理阻抗关系建立阻抗波模型2，并设定参数：心收缩指数CTI＝1000，则根据公式Z0max-Z0min＝dZ＝CTI*dtmax＝1000*0.1＝100。
6)搭建电路
搭建信号模拟电路的各个模块。其中，供电模块为信号模拟电路的电源输入，可以为其他电路模块输出6V和3.3V电压，其电路图如图5所示；总控模块包含单片机PIC16F876A，通过单片机程序，来输出所设定的信号波形(心电波信号和阻抗波信号)，其电路图如图6所示；D/A转换与模拟输出模块会将单片机产生的数字信号，转换为模拟信号，并进行波形处理，其电路图如图7所示。
如图5所示，供电模块包括：接口J1的1号引脚连接电压测试点V1，2号引脚接地，3号引脚悬空；接口J1的1号引脚同时连接电容C1的一端，电容C1的另一端接地；接口J1的1号引脚还连接二极管D1的阴极，二极管D1的阳极接地；接口J1的1号引脚还连接电容C2的一端，电容C2的另一端接地；接口J1的1号引脚还连接电容C3的一端，电容C3的另一端接地；接口J1的1号引脚还连接开关S1的一端，开关S1的另一端连接电压转换芯片U1的3号引脚，电压转换芯片U1的2号引脚连接电容C4的一端，同时连接电容C5的一端，同时连接电容C6的一端，电容C4的另一端接地，电容C5的另一端接地，电容C6的另一端接地，并且，电容C6的一端还连接电压测试点V2；电压转换芯片U1的1号引脚接地。
在上述供电模块中，采用4节5号电池来提供需要的电量，4节电池串联后，接入接口J1，在电压测试点V1可以测量电池电压；开关S1可以用来控制供电模块启动，当开关S1置于1位置时，则供电模块启动，开关S1置于2位置时，供电模块关闭，供电模块采用了SOT-223封装的1117S_3.3V作为电压转换芯片U1，来将输入电压转换为3.3V，为其他模块供电，该电压转换芯片U1可以恒定输出电压3.3V，而不受输入端电压变化的影响；在电压测试点V2，可以测量供电模块所输出的电压。
如图6所示，总控模块包括：总控芯片U2，总控芯片U2的1号引脚连接电阻R7的一端，电阻R7的另一端连接电压源V7；总控芯片U2的2号引脚连接电阻R1的一端，同时连接电阻R2的一端，电阻R1的另一端连接电压测试点V4，电阻R2的另一端接地；总控芯片U2的3号引脚连接电阻R3的一端，总控芯片U2的4号引脚连接电阻R4的一端，电阻R3的另一端与电阻R4的另一端连接后，连接电压源V5；总控芯片U2的3号引脚与4号引脚还同时连接开关S2的一端，开关S2的另一端接地；总控芯片U2的8号引脚接地；总控芯片U2的9号引脚连接晶振芯片U3的一端，同时连接电容C9的一端，总控芯片U2的10号引脚连接晶振芯片U3的另一端，同时连接电容C8的一端，电容C8的另一端与电容C9的另一端连接后，接地；总控芯片U2的19号引脚接地；总控芯片U2的20号引脚连接电容C7的一端，同时连接电压输入点V3，电容C7的另一端接地；总控芯片U2的23号引脚连接电阻R6的一端，电阻R6的另一端接地；总控芯片U2的25号引脚连接发光二极管D2的阴极，发光二极管D2的阳极连接电阻R5的一端，电阻R5的另一端连接电压源V8，总控芯片U2的25号引脚还连接频率测试点V6。
在上述总控模块中，总控芯片U2采用单片机PIC16F876A-ISP实现，供电模块输出的3.3V电压接入总控芯片U2的20号引脚。总控芯片U2的2号引脚，可以用来检测电量，当电压低于4.5V的时候，总控模块处于低电量状态，不能够提供后续模块所需的信号；开关S2可以控制总控芯片U2的3号引脚和4号引脚的电平，当开关S2置于位置29时，3号引脚高电平，4号引脚低电平，此时总控芯片U2输出信号A，当开关S2置于位置30，3号引脚低电平，4号引脚高电平，此时总控芯片U2输出信号B，当开关S2置于位置31时，3号引脚和4号引脚均是高电平，此时总控芯片U2输出信号C；同时，总控芯片U2使用了44MHz的晶振，来提供其所需的频率；总控芯片U2的25号引脚连接了发光二极管D2，可用用来在频率测试点V6采集输出信号的频率；同时，总控芯片U2的16号引脚和15号引脚分别作为信号输入引脚和输出引脚。
如图7所示，D/A转换与模拟输出模块包括：转换芯片U3的1号引脚连接电压源C9，同时连接电容C12的一端，电容C12的另一端接地；转换芯片U3的2号引脚6号引脚连接电阻R8的一端，电阻R8的另一端连接电容C10的一端，电容C10的另一端接地；转换芯片U3的7号引脚接地，转换芯片U3的8号引脚连接电阻R17的一端，电阻R17的另一端连接电容C11的一端，电容C11的另一端接地；电阻R17的另一端同时连接放大芯片U4的3号引脚，放大芯片U4的4号引脚接地，放大芯片U4的2号引脚连接放大芯片U4的1号引脚，放大芯片U4的1号引脚连接电阻R16的一端；放大芯片U4的5号引脚连接电压源V10，同时连接电容C13的一端，电容C13的另一端接地；电阻R16的另一端连接电容C16的一端，同时连接电阻R11的一端，同时连接接口J3的5号引脚；电容C16的另一端与电阻R11的另一端连接后，连接接口J3的6号引脚，同时连接电阻R10的一端，电阻R10的另一端接地；接口J3的2号引脚与3号引脚以及4号引脚连接后，接地。
进一步地，电容C10的一端还连接可变电阻R9的第一端，可变电阻R9的第二端接地，可变电阻R9的第三端连接放大芯片U5的3号引脚，放大芯片U5的2号引脚连接电容C15的一端，同时连接电阻R12的一端，同时连接可变电阻R13的第一端，电容C15的另一端与电阻R12的另一端连接后，与可变电阻R13的第二端连接，可变电阻R13的第三端与可变电阻R13的第二端连接后，接地；放大芯片U5的1号引脚连接三极管Q的基极，三极管Q的发射极连接电阻R12的一端，三极管Q的集电极连接滤波芯片U6的2号引脚，同时连接滤波芯片U6的3号引脚；滤波芯片U6的1号引脚连接电压源V11，同时连接电容C14的一端，电容C14的另一端接地；滤波芯片U6的4号引脚接地，5号引脚悬空，6号引脚连接电阻R15的一端，同时连接接口J2的5号引脚，同时连接电阻R14的一端，电阻R15的另一端连接接口J2的4号引脚，电阻R14的另一端连接接口J2的1号引脚，接口J2的2号引脚与3号引脚连接后，接地。
在上述D/A转换与模拟输出模块中，数模转换芯片U3采用了MCP4822-E_P芯片来进行数-模信号的转换，转换后的信号通过2级信号滤波和放大，分别通过J2接口和J3接口连接到接线柱。
7)心输出量参数的验证过程
无创心输出量参数可以按照以下流程来完成准确性的验证过程：
①将信号模拟电路(也可以使用模拟仪)与无创心输出量设备连接。
②设置参数HR为60，VET为300ms，CTI为2000，输出波形。使用无创心输出量设备读取心电波信号和阻抗波信号，根据心电波信号，可以获取HR和VET，根据阻抗波信号的变化量，可以获取参数CTI。
③将获取的参数，与设定的参数进行比较。
④修改参数HR为80，VET为400ms，CTI为3000，输出波形。使用无创心输出量设备读取心电波信号和阻抗波信号，根据心电波信号，可以获取HR和VET，根据阻抗波信号的变化量，可以获取参数CTI。
⑤将获取的参数，与设定的参数进行比较。
⑥修改参数HR为220，VET为100ms，CTI为1000，输出波形。使用无创心输出量设备读取心电波信号和阻抗波信号，根据心电波信号，可以获取HR和VET，根据阻抗波信号的变化量，可以获取参数CTI。
⑦将获取的参数，与设定的参数进行比较。
至此，完成心输出量参数的准确性验证过程。
以上为本申请实施例中的方法实施例，基于同样的发明构思，本申请实施例还提供了一种无创心输出量参数的验证设备，其结构如图8所示。
图8为本申请实施例提供的一种无创心输出量参数的验证设备结构图。如图8所示，设备包括：处理器；以及，存储器，其上存储有可执行指令，当所述可执行指令被执行时，使得所述处理器执行如上述的一种无创心输出量参数的验证方法。
在本申请实施例的一种或多种可能实现方式中，处理器用于，通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波；利用所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的心输出量预测参数；将所述心输出量预测参数与所述心输出量预置参数进行比对。
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，对于设备实施例而言，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。
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，并不排除在包括所述要素的过程、方法、商品或者设备中还存在另外的相同要素。
以上所述仅为本申请的实施例而已，并不用于限制本申请。对于本领域技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请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 (10)
1.一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，所述方法包括：
通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波；
利用所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的心输出量预测参数；
将所述心输出量预测参数与所述心输出量预置参数进行比对。
2.根据权利要求1所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之前，所述方法还包括：
建立包含参数体表面积BSA的人体模型。
3.根据权利要求2所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，建立包含体表面积BSA的人体模型之后，所述方法还包括：
建立阻抗波模型、心电波模型以及信号模拟电路；
所述心输出量预置参数包括所述阻抗波模型中的参数与所述心电波模型中的参数，所述第一信号波为阻抗波信号，所述第二信号波为心电波信号。
4.根据权利要求3所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，所述通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波，具体包括：
基于所述阻抗波模型中的参数，通过所述信号模拟电路采集所述人体模型对应的阻抗波信号；
基于所述心电波模型中的参数，通过所述信号模拟电路采集所述人体模型对应的心电波信号。
5.根据权利要求4所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，
所述阻抗波模型中的参数包括心收缩指数CTI；
所述心电波模型中的参数包括心率HR以及心室射血时间VET。
6.根据权利要求1所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，
所述心输出量预测参数包括：心收缩指数CTI、心率HR以及心室射血时间VET。
7.根据权利要求3所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，述信号模拟电路包括：
总控模块，用于输出所述阻抗波信号对应的数字信号与所述心电波信号对应的数字信号；
D/A转换与模拟输出模块，用于将所述阻抗波信号对应的数字信号转换成模拟信号以及将所述心电波信号对应的数字信号转换成模拟信号，并输出；
供电模块，用于为所述总控模块与所述D/A转换与模拟输出模块进行供电。
8.根据权利要求1所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之前，所述方法还包括：
将第一信号波采集电极作用于所述人体模型的皮下组织；
将第二信号波采集电极作用于所述人体模型的皮下组织。
9.根据权利要求8所述的一种无创心输出量参数的验证方法，其特征在于，在通过心输出量预置参数，采集人体模型的第一信号波与第二信号波之后，所述方法还包括：
根据所述第一信号波与所述第二信号波计算所述人体模型对应的人体体征参数；
根据所述人体体征参数，修正采集到的所述第一信号波与所述第二信号波。
10.一种无创心输出量参数的验证设备，其特征在于，所述设备包括：
处理器；以及，
存储器，其上存储有可执行指令，当所述可执行指令被执行时，使得所述处理器执行如权利要求1-9任一项所述的一种无创心输出量参数的验证方法。
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