一种检测心血管系统功能状态的方法和装置

摘要

一种检测人体心血管系统功能状态的方法和装置，可以无创无损的同步检测心脏功能、动脉硬化度、血液粘度水平。其方法是将压阻式传感器在颈部定位加压，心音信号压电传感器置于胸前心脏部位，心电信号的检测电极置于右手手腕与双脚脚腕下部，四肢袖带分别置于上臂和脚腕上部，由计算机控制袖带充放气，多通道同步A/D转换模块对同步采集的颈动脉脉搏信号、心音信号、心电信号、四肢动脉脉搏信号进行转换，转换后信号送至数据处理模块进行数据处理，得到心脏功能、血管硬化度以及血液粘度水平等参数。

说明书

技术领域

本发明属于一种无创无损的检测人体心血管系统功能状态的方法和装置。

背景技术

血液循环系统功能失调会诱发心脑血管疾病，心脑血管疾病是人类健康的“头号杀手”。高血压和动脉硬化的初期，虽然没有自觉症状，但血液循环系统功能状态实际上已经发生了变化。随着心血管疾病防治观念的转变，人们逐渐认识到必须用系统的观点来看待心血管疾病的发生、发展过程。心血管系统中某一部位或器官的病变可能就是另一些部位或器官功能、形态改变的前因或后果，心血管系统各个部分或器官之间是相互联系相互影响的。同步检测心脏功能、血管硬化度、血液粘度水平等心血管系统功能状态，可以综合评价整个心血管系统功能状态，更好地防治心血管系统病变。

目前医院经常开展的无创心脏功能检查项目有：心电检查，它包括心电图检查、心电向量图检查、传导系统功能检查和心磁图检查；机械功能检查，它包括心音图、心机械图、阻抗容积图、超声心动图和核素功能测定。上述检查项目都只是检查心脏功能的某几个指标，独立的反映心脏功能，没有考虑血管硬化度以及血液粘度水平对心脏功能的影响。国外研究者已研制出几种检测循环系统某些参数的仪器。如美国HDI公司的产品CVProfilor，分别测量大动脉和小动脉的血管顺应性，结合血压来评估血管功能改变。日本科林公司的VP系列心血管检测系统，通过测量脉搏传播速度(PWV)，和脚踝—上臂血压比(ABI)来评价血管硬化程度。但是，上述这些仪器，仅检测动脉硬化度的某几个指标，只能反应动脉血管功能状态的一个方面，没有同步检测心脏功能状态和血液粘度水平，临床应用价值较小。目前国内外检测血液粘度水平的设备均为测抗凝血的流变仪，测量时需加抗凝剂以防止血液凝固，而血液中加入抗凝剂是会改变血液的流变性能的，使所测结果难以反映人体内血液的真实流变性能，测量过程复杂。

发明内容

本发明的目的是提供一种检测心血管系统功能状态的方法和装置，该方法和装置可以无创无损的同步检测人体的心脏功能、动脉硬化度、血液粘度水平等心血管系统功能状态参数。

为达到上述目的，本发明提供了一种检测心血管系统功能状态的方法和装置。

一种检测心血管系统功能状态的方法，其步骤包括：将压阻式传感器在颈部定位加压，心音信号压电传感器置于胸前心脏部位，心电信号的检测电极置于右手手腕与双脚脚腕下部，四肢袖带分别置于上臂和双脚脚腕上部，由计算机控制袖带充放气，多通道同步A/D转换模块同步采集颈动脉脉搏信号、心音信号、心电信号、四肢动脉脉搏信号并进行转换，转换后信号送至数据处理模块进行数据处理：计算心脏功能参数包括排血前时间PEP与左室排血时间LVET比值、心率变异性HRV、第一心音幅值序列变异性A1V；计算血管硬化度参数包括脉搏波传播速度PWV、踝臂指数ABI、动脉顺应性C；计算血液粘度水平BV；采用上述步骤，同步采集心电信号、心音信号、颈动脉搏动信号、四肢动脉脉搏波信号，并以心脏功能参数、血管硬化度参数和血液粘度水平构建人体心血管系统功能的三维状态空间；计算第一心音幅值序列变异性A1V。$>A1V=-{\Sigma }_{k=1}^{K}P\left(k\right){\log }_{2}P\left(k\right),$>其中$>P\left(k\right)=\frac{N_k}{N-m+1},$>为第一心音幅值序列中某一波动模式出现的概率，N_k为第k个波动模式出现的次数，N为样本总数，K为波动模式的总个数，m为重构相空间的大小；计算血液粘度水平BV，采用袖带阻断肱动脉，然后快速解除阻断，以脉搏波恢复时间T_d、平均血压BP、动脉顺应性C计算出血液粘度水平BV＝K×BP×C×T_d，K为系数。

一种检测心血管系统功能状态的装置，包括：

颈动脉脉搏信号检测模块；心音信号检测模块；心电信号检测模块；四肢动脉脉搏信号检测模块；多通道同步A/D转换模块；数据处理模块；人机交互模块；其特征在于颈动脉脉搏信号检测模块、心音信号检测模块、心电信号检测模块、四肢动脉脉搏信号检测模块的信号输出端连接至多通道同步A/D转换模块的信号输入端，由数据处理模块中的计算机控制，通过多通道同步A/D转换模块的多通道同步触发电路触发进行同步A/D转换，转换后信号由多通道同步A/D转换模块的DMA通道连接至数据处理模块进行数据处理；颈动脉脉搏信号检测模块包括：压阻式传感器；滤波放大模块；信号检测分离模块；定位和加压装置；定位装置采用推拉式导轨结构；加压装置采用旋进式无级加压结构；多通道同步A/D转换模块包括：多路A/D转换电路；多通道同步触发电路；数据缓存模块；高速DMA通道；同步触发电路采用星形总线外部触发结构。

本发明提供的一种检测心血管系统功能状态的方法中：

计算心脏功能参数包括以下步骤a)检测心脏左室排血时间LVET，LVET即颈动脉搏动信号的陡升起点U至重搏波切迹最低点In的时间间隔；b)检测排血前时间PEP，从心电信号的Q波开始计时至心音信号的第二心音S2，再减去LVET即得排血前时间PEP；c)由心电信号测得RR间期，对RR间期利用尺度熵方法进行分析，得到心率变异性$>\mathrm{HRV}=-{\Sigma }_{k=1}^{K}P\left(k\right){\log }_{2}P\left(k\right),$>其中$>P\left(k\right)=\frac{N_k}{N-m+1},$>为RR序列中某一波动模式出现的概率，N_k为第k个波动模式出现的次数，N为样本总数，K为波动模式的总个数，m为重构相空间的大小；d)由心音信号测得第一心音二尖瓣关闭成分的幅值序列，对该幅值序列用尺度熵方法进行分析，得到第一心音幅值序列变异性$>A1V=-{\Sigma }_{k=1}^{K}P\left(k\right){\log }_{2}P\left(k\right),$>其中$>P\left(k\right)=\frac{N_k}{N-m+1},$>为第一心音幅值序列中某一波动模式出现的概率，N_k为第k个波动模式出现的次数，N为样本总数，K为波动模式的总个数，m为重构相空间的大小。

计算血管硬化度参数包括以下步骤a)同步检测颈动脉和四肢动脉的脉搏波传播速度PWV，具体测量方法是：根据公式PWV＝L/T计算，其中L为检测点至心脏的体表距离，T为心音信号第一心音至脉搏波陡升起点U点的时间间隔。b)同步检测左右体侧的踝臂指数ABI，具体测量方法是：同步检测左右踝部收缩压ASP和左右上臂收缩压BSP，由公式ABI＝ASP/BSPmx计算得出左右体侧的踝臂指数ABI，BSPmx的取值是当双臂收缩压差值大于10mmHg时，BSPmx为双臂收缩压最大值，当双臂收缩压差值小于10mmHg时，BSPmx为双臂收缩压平均值。c)检测颈动脉和四肢动脉的动脉顺应性C，具体测量方法是：与同步检测的心音信号配合，通过舒张期脉搏波波型计算出动脉顺应性C＝-td/ln(Pe/Ps)R，其中td是血压下降的时间间隔，p_e是舒张期结束时的压力值，p_s是降中峡的压力值，R是人体血管系统外周总阻力。

计算血液粘度水平包括以下步骤a)通过袖带阻断肱动脉并快速解除阻断，记录脉搏波恢复时间T_d；b)由脉搏波恢复时间T_d、平均血压BP、动脉顺应性C计算得出血液粘度水平BV＝K×BP×C×T_d，K为系数。

本发明提供的一种检测心血管系统功能状态的装置中：

颈动脉脉搏信号检测模块包括压阻式传感器、滤波放大模块、信号检测分离模块、颈部的定位和加压模块。压阻式传感器采用能同时检测外部施加的静压力和脉搏波信号的压阻式敏感元件，以此来保证脉搏信号的真实性和对于同一被检测对象的可重复性；滤波放大模块，对脉搏信号进行放大、滤波；信号检测分离模块，从硬件上实现外加压力信号和脉搏信号的分离；颈部的定位和加压模块，针对检测部位和检测时所施加压力会影响脉搏信号准确性和可重复性的问题，设计了颈部的定位和加压装置，定位装置采用推拉式导轨结构，加压装置采用旋进式无级加压结构。

心音信号检测模块包括压电传感器、滤波放大模块。

心电信号检测模块包括采集心电信号的电极、缓冲放大模块、前置放大模块、有源带通滤波模块(通带范围为0.05-100hz)、右腿驱动和屏蔽驱动模块、DC/DC电源模块(隔离电压6000v)、光电耦合模块。

四肢动脉脉搏信号检测模块包括四肢袖带、压力传感器模块、充放气控制模块、脉搏波检测模块；压力传感器模块将袖带压力信号转换成电信号传送至脉搏波检测模块，充放气控制模块控制袖带的充放气，脉搏波检测模块包括信号放大滤波模块和压力信号与脉搏波信号分离模块。

多通道同步A/D转换模块包括多路A/D转换器、多通道同步触发电路、数据缓存存储器组、DMA通道，同步触发电路采用星形总线外部触发方式，DMA通道与数据处理计算机相连。

数据处理模块包括数据处理计算机、数据处理软件，数据处理模块完成数据处理和参数计算。

人机交互模块包括键盘、鼠标、显示器和打印机，人机交互模块完成信息输入输出。

根据本发明所述的装置，可以无创无损同步检测心脏功能包括排血前时间PEP与左室排血时间LVET比值、心率变异性HRV、第一心音幅值序列变异性A1V；同步检测颈动脉和四肢动脉的硬化度包括颈动脉和四肢动脉的脉搏波传播速度PWV、踝臂指数ABI、动脉顺应性C；无创检测血液粘度水平BV。

附图说明

图1是本发明装置的结构示意框图。

图2是本发明检测心脏功能示意图。

图3是本发明检测血管硬化度示意图。

图4是本发明检测血液粘度示意图。

图5是实施本发明实施例的软件流程示意框图。

具体实施方式

在本发明的实施例中，我们以心脏功能参数、血管硬化度参数和血液粘度水平构建人体心血管系统功能的三维状态空间，对人体的心血管系统功能状态进行同步检测。

本发明装置结构如图1所示：包括颈动脉脉搏信号检测模块1；心音信号检测模块2；心电信号检测模块3；四肢动脉脉搏信号检测模块4；多通道同步A/D转换模块5；数据处理模块6；人机交互模块7。

上述模块1、模块2、模块3和模块4的信号输出端连接至模块5的信号输入端；模块5的DMA通道连接至模块6的信号输入端；模块6的信号输出端连接至模块7。将上述模块1中的压阻式传感器在人体颈部定位并对颈动脉加压到设定值；心音信号检测模块2中的压电传感器置于人体胸前心脏部位；心电信号检测模块3中的检测电极置于人体右手手腕与双脚脚腕下部；四肢动脉脉搏信号检测模块4中的袖带置于人体上臂和双脚脚腕上部。由数据处理模块6中的计算机发出指令，在四肢动脉脉搏信号检测模块4的充放气控制电路的控制下，使袖带充气至四肢动脉阻断，再缓慢放气至60mmHg；由数据处理模块6中的计算机控制，通过多通道同步A/D转换模块的同步触发电路触发，对模块1、模块2、模块3、模块4采集的颈动脉搏动信号、心音信号、心电信号、四肢动脉脉搏信号进行同步A/D转换；转换后信号由多通道同步A/D转换模块5的DMA通道送至数据处理模块6中进行数据处理和参数计算。

下面结合图2说明本发明的心脏功能参数计算，图中CPT是同步采集的颈动脉脉搏信号，PCG是采集的心音信号，ECG是采集的心电信号；心脏左室排血时间LVET即颈动脉搏动信号的陡升起点U至重搏波切迹最低点In的时间间隔；S1、S2、S3、S4为心音信号的第一心音、第二心音、第三心音、第四心音；Q为心电信号的Q波；排血前时间PEP，即心电信号的Q波开始计时至心音信号的第二心音S2再减去LVET的时间间隔；由心电信号测得RR间期，对RR间期利用尺度熵方法进行计算，得到心率变异性$>\mathrm{HRV}=-{\Sigma }_{k=1}^{K}P\left(k\right){\log }_{2}P\left(k\right),$>其中$>P\left(k\right)=\frac{N_k}{N-m+1},$>为RR序列中某一波动模式出现的概率，N_k为第k个波动模式出现的次数，N为样本总数，K为波动模式的总个数，m为重构相空间的大小；由心音信号测得第一心音S1波的最大幅值A1，并构成幅值序列，对该幅值序列用尺度熵方法进行计算，得到第一心音幅值序列变异性$>A1V=-{\Sigma }_{k=1}^{K}P\left(k\right){\log }_{2}P\left(k\right),$>其中$>P\left(k\right)=\frac{N_k}{N-m+1},$>为第一心音幅值序列中某一波动模式出现的概率，N_k为第k个波动模式出现的次数，N为样本总数，K为波动模式的总个数，m为重构相空间的大小。

下面结合图3说明本发明的血管硬化度参数计算，图中T为第一心音S1至脉搏波陡升起点的时间间隔，td是血压下降的时间间隔，p_e是舒张期结束时的压力值，p_s是降中峡的压力值。由数据处理模块6计算脉搏波传播速度PWV、踝臂指数ABI、动脉顺应性C。具体计算方法是，根据公式PWV＝L/T计算，其中L为检测点至心脏的体表距离；同步检测左右踝部收缩压ASP和上臂收缩压BSPmx，由公式ABI＝ASP/BSPmx计算得出左右体侧的踝臂指数ABI；通过舒张期脉搏波波型特征点计算得出动脉顺应性C＝-td/ln(Pe/Ps)R，其中R是人体血管系统外周总阻力。

下面结合图4说明本发明的血液粘度水平检测步骤与计算，图中t1为脉搏波阻断时间，T_d为脉搏波恢复时间。由数据处理模块6中的计算机发出指令，在充放气控制电路的控制下，通过四肢动脉脉搏信号检测模块4中的袖带阻断肱动脉，然后快速解除阻断；由多通道同步A/D转换模块5采集动脉脉搏波恢复信号；由数据处理模块6存储所采集的信号，并计算脉搏波恢复时间T_d，由平均血压BP、动脉顺应性C计算出血液粘度水平BV＝K×BP×C×T_d，K为系数。