一种基于射血期阻抗指数的心脏起搏器起搏频率自适应方法

摘要

本发明提供一种基于射血期阻抗指数的心脏起搏器起搏频率自适应方法，其包括，步骤1，采集心室阻抗波形；步骤2，对采集波形进行峰值点和谷值点检测；步骤3，对步骤2所得每心动周期测量结果判断是否错误波形：若为错误波形，则舍弃此段数据，重新采集心内阻抗波形；正确则进行步骤4；步骤4，根据检测到的峰值点与谷值点，对本心动周期测量到的阻抗波形值进行基线调整；步骤5，对所得基线调整后的阻抗波形进行积分，并求出射血期阻抗指数；步骤6，判断连续工作计时是否满24小时，若是已满24小时，则进行步骤7，调整射血期阻抗指数上下限及自动反应系数；若不满24小时则跳过步骤7，进行步骤8确定当前起搏频率。

说明书

技术领域

本发明属于生物医学工程领域，涉及一种心脏起搏器的频率自适应方法，具体为一种基于射血期阻抗指数的心脏起搏器起搏频率自适应方法。

背景技术

人工心脏起搏术问世以来，心脏起搏器在生理性起搏以及起博频率自适应方面有了长足的发展，相继提出了体动加速度、血液温度、血液pH值、QT间期、分钟通气量、心室内阻抗等一系列起博频率自适应感知参数以便面对不同强度的运动以及其他代谢需要如焦虑、精神压力和发烧等时尽可能自然地模仿正常心脏窦房结的功能，为机体提供及时、适量的血液供应。

与感知体动加速度等参数的开环系统相比，感知心室内阻抗参数的频率自适应系统一方面由阻抗传感器检测使用者的每搏心肌收缩力信息，据此对心脏起搏频率做出相应的调整，从而改变心输出量，调节平均动脉血压，进而影响心脏的每搏心肌收缩力，最终形成一个闭环频率自适应调节系统，不仅对运动负荷有很好的频率调节响应，而且对情绪和心理压力也有不错的频率调节响应；另一方面，感知心室内阻抗参数的频率自适应系统可直接使用标准起博感知电极作为阻抗传感器，而不需要使用额外设计的传感器和电极系统，不仅降低了系统的复杂度和成本，而且提高了系统的可靠性；在上述两方面因素的共同影响下，感知心室内阻抗参数的频率自适应系统目前在临床上得到了较好的应用。这些系统所使用的核心算法主要有半周期活动算法、射血前期算法、室性肌力参数算法等。

美国专利7,062,326公开了基于半周期活动参数的频率自适应算法，其中半周期活动参数定义为前半心动周期阻抗波形与横坐标轴所形成的面积与整个心动周期阻抗波形与横坐标轴所形成的面积的比值，即前半心动周期阻抗波形面积除以整个心动周期阻抗波形面积。做为面积的比值，半周期活动参数可以很好地减少噪声和伪迹，特别是局部伪迹的影响。同时，计算每搏半周期活动参数时以当前心动周期阻抗波形的最小值做为基线值对波形进行了去基线校正，因此对基线漂移也有较好的抗干扰性。但是，实际应用中，由于心脏对负荷的响应主要体现在射血期，此方法所用的前半心动周期并不能准确地对应射血期，因此测量参数难以很好地体现每搏心肌收缩力的变化。

文献(Schaldach M.Systolic time intervals as a control of rate adaptive pacing.Century.Proceedings of the International Conference of the IEEE Engineering in.1989:1407-1410vol.5.)公开了基于射血前期参数的频率自适应算法，其中射血前期是指每心动周期中从心室除极开始到心室射血开始的时间间隔，也即是R波开始到阻抗波形一阶导数最大值点之间的时间间期。正常生理状态下，射血前期与受交感神经控制的心率有很强的相关性：当心率变化不是由交感神经调节引起时，射血前期几乎不受影响；而增加交感神经活动或增加前负荷都会导致射血前期缩短。心率恒定时，生理或心理压力会缩短射血前期，表明对心输出量增加的需求，因此可以使用射血前期进行起搏频率的自适应调节。但在实际应用中，受心脏起搏器功耗限制，在阻抗波形采样率较低时，射血前期终点的确定会存在较大的误差，直接影响了算法的准确性。

文献(Schaldach M,Hutten H.Intracardiac Impedance to Determine Sympathetic Activity in Rate Responsive Pacing.Pacing&Clinical Electrophysiology,1992,15(11Pt 2):1778-86.)公开了基于室性肌力参数的频率自适应算法，定义起搏脉冲发放100ms后的一个24ms的感兴趣区域内的心室阻抗波形曲线的斜率值为室性肌力参数，并根据室性肌力参数来调节起搏频率。但在实际应用中，由于感兴趣区域窗口很短，因此对阻抗波形的采样率要求较高，不可避免地受到心脏起搏器功耗的限制。

综上所述，受心脏起搏器功耗的限制，感知心室内阻抗参数的频率自适应算法采样率应尽可能低，并在低采样率时仍能保持较高的准确度，这在实际应用中成为难以调和的矛盾，限制了该频率自适应算法在临床中的进一步应用。

发明内容

针对现有技术中存在的问题，本发明提供一种基于射血期阻抗指数的心脏起搏器起搏频率自适应方法，通过对较长窗口期内阻抗波形的特征点的提取检测准确确定射血期时间间期，进而在较低的采样率下实现对心肌收缩力的准确评估。

本发明是通过以下技术方案来实现：

一种基于射血期阻抗指数的心脏起搏器起搏频率自适应方法，包括下述步骤：

步骤1，每心动周期采集若干组心室阻抗测量值，构成心室阻抗波形；

步骤2，对每心动周期心室阻抗波形进行峰值点和谷值点检测；

步骤3，对该心动周期测量结果进行是否为错误波形的判断；若为错误波形，则舍弃此段数据，重新采集心室阻抗波形；若为正确波形，则执行步骤4；

步骤4，根据检测到的峰值点与谷值点，以该心动周期的谷值为基线，对该心动周期测量到的阻抗波形值基线进行调整；

步骤5，对所得基线调整后的阻抗波形进行积分，积分上下限分别为峰值点时刻与谷值点时刻；再用积分值除以步骤3由正确波形得到的射血期时间间期得到射血期阻抗指数；

步骤6，判断心脏起搏器连续工作计时是否达到一个工作周期，若已达到一个工作周期，则进行步骤7；若未达到一个工作周期，则进行步骤8；

步骤7，根据上一工作周期内心脏起搏器的计数值统计，调整一次射血期阻抗指数上下限及自动反应系数，作为当前工作周期内当前起搏频率的计算参数；

步骤8，根据程控参数、当前计算参数和步骤5得到的射血期阻抗指数调节当前起搏频率。

优选的，步骤1中，使用心室标准起搏电极采集心室起搏或感知事件后50ms至300ms期间的阻抗波形值，每隔固定的测量间期测量一组，共测量若干组，每组测量分别测量正向阻抗与负向阻抗各一次，取两次测量平均值作为该组阻抗测量结果。

优选的，所述步骤2中对阻抗波形进行峰值点与谷值点检测的具体方法是，当前阻抗值大于前后相邻两个阻抗值的点为峰值点；当前阻抗值小于前后相邻两个阻抗值的点为谷值点。

优选的，所述步骤3中，错误波形的判据具体为：若前半个测量周期内存在多个谷值点，或前半个测量周期仅存在一个谷值点且谷值点至整个测量周期结束存在多个峰值点，则所测量阻抗波形为错误波形；

所述步骤3中，若前半个测量周期内不存在谷值点，则以第一个测量值为谷值点，若谷值点至整个测量周期结束不存在峰值点，则以最后一个测量值为峰值点。

优选的，所述步骤5中，根据步骤3中所检测谷值点时刻对应射血期开始时刻，峰值点时刻对应射血期结束时刻，由峰值点时刻与谷值点时刻间的时间间隔得到射血期时间间期。

优选的，所述步骤4中基线调整的方法是以每心动周期的谷值为基线，每个阻抗测量值都减去谷值作为调整后的测量值。

优选的，所述步骤5中，对所述步骤4基线调整后的阻抗波形积分，其具体方法由公式(1)(2)给出：

其中，(min)p表示谷值点时刻，(max)p表示峰值点时刻，(max)p-(min)p表示射血期时间间期，Z_i表示基线调整后的第i个阻抗测量值，S是射血期阻抗波形的积分值，EI为射血期阻抗指数。

优选的，所述步骤7中，对射血期阻抗指数上下限及自动反应系数调节的具体方法如下，

步骤7.1，在心脏起搏器首次程控为频率自适应模式后15分钟时间内，使用者保持水平静卧状态，在这段时间内起搏频率保持为比程控基础起博频率高10BPM，取这段时间内通过所述步骤1至5计算得到的所有射血期阻抗指数的均值作为射血期阻抗指数下限值，取下限值的2倍作为射血期阻抗指数上限值；

步骤7.2，每心动周期计算一次射血期阻抗指数，心动周期计数器累加1次；当前射血期阻抗指数大于射血期阻抗指数上限值时上限计数器累加1次；当前射血期阻抗指数小于射血期阻抗指数下限值时下限计数器累加1次；每24小时调整之后，上限计数器、下限计数器以及心动周期计数器计数值复位并重新开始计数；

步骤7.3，每24小时对各个计数器值进行一次统计，由公式(3)(4)计算上下限的超限率：

其中，R_up是超上限率，R_down是超下限率，CounterUp是上限计数器计数值，CounterDown是下限计数器计数值，CounterCardiac是心动周期计数器计数值；

步骤7.4，当R_up>0.1％时，射血期阻抗指数上限值增加5％，R_up<0.01％时，射血期阻抗指数上限值减少0.5％；当R_down>0.1％时，射血期阻抗指数下限值减少5％，R_down<0.01％时，射血期阻抗指数下限值增加0.5％。

优选的，所述步骤8中对当前起搏频率的调节的具体方法如下，

步骤8.1，通过程控参数和所述步骤5得到的射血期阻抗指数以及所述步骤7得到的射血期阻抗指数上下限值计算出当前理想起博频率：

其中，HR_ideal是当前理想起搏频率，BR是程控的基础起博频率，MR是程控的最大起博频率，EI是当前射血期阻抗指数，EI_min和EI_max分别是所述步骤7确定的射血期阻抗指数下限值和上限值，ARF是自动反应系数，根据经验调整；

步骤8.2，当HR_ideal大于当前起博频率时，当前起搏频率加2BPM后作为当前实际起搏频率；当HR_ideal小于当前起博频率时，当前起搏频率减1BPM后作为当前实际起搏频率。

进一步，自动反应系数ARF的初始值为1.0，当24小时内起搏频率80％分布在程控心率平衡点以下时，ARF＝ARF÷1.05；否则ARF＝ARF×1.10。

与现有技术相比，本发明具有以下有益的技术效果：

射血期阻抗指数，定义为射血期阻抗波形的积分值与射血期时间间期的比值，以射血期阻抗指数构造频率自适应算法，对心脏起搏器起搏频率进行自适应调节。由于射血期阻抗与心肌收缩力之间具有密切的联系，本发明以射血期阻抗指数构造频率自适应算法，对心脏起搏器起搏频率进行自适应调节，通过对较长窗口期内阻抗波形的特征点的提取检测准确确定射血期时间间期，进而可在较低的采样率下实现对心肌收缩力的准确评估。能够在一定程度上平衡频率自适应算法采样率与算法评估心肌收缩力准确性之间的矛盾。

本发明通过射血期阻抗积分与射血期时间间期的比值作为起搏频率自适应的感知参数，能够较好地抑制噪声和伪迹对心肌收缩力准确评估的影响；通过以每心动周期的谷值(在这里也就是每心动周期的最小值)对阻抗波形进行基线调整，能够较好地抑制基线漂移对心肌收缩力的准确评估的影响；同时在较宽的窗口期(起博或者感知事件之后50ms至300ms之间约250ms的时间间隔)内以阻抗波形的特征点的提取检测准确确定射血期时间间期，降低了起博频率自适应算法对采样率的要求，因而在临床实践应用中更具实际性。

本发明有利于感知心室内阻抗参数的频率自适应算法的推广应用，有利于为使用者提供更符合生理特性的、更接近于正常窦房结功能的起搏频率自适应调节功能，有利于降低医疗成本，增加植入式心脏起搏器的可靠性。

附图说明

图1为本发明实例中所述方法的步骤流程示意图。

图2为本发明实例中运动和静息时所测得的阻抗波形对比图。

图3为本发明实例中射血期阻抗指数示意图。

图4为本发明实例中射血期阻抗指数与运动水平的线性拟合关系示意图。

具体实施方式

下面结合具体的实施例对本发明做进一步的详细说明，所述是对本发明的解释而不是限定。

本发明为了解决现有心脏起搏器中，感知心室内阻抗参数的频率自适应算法采样率与算法评估心肌收缩力准确性之间的矛盾，针对准确描述心肌收缩力参数的要求，提出了一个感知心室内阻抗的参数及频率自适应方法。

本发明的发明点在于：以射血期阻抗指数构造频率自适应算法，对心脏起搏器起搏频率进行自适应调节，通过对较长窗口期内阻抗波形的特征点的提取检测准确确定射血期时间间期，进而在较低的采样率下实现对心肌收缩力的准确评估。较好地平衡了频率自适应算法采样率与算法评估心肌收缩力准确性之间的矛盾。

参见图1，本发明的基于射血期阻抗指数的心脏起搏频率自适应算法包括下述步骤：

步骤1，每心动周期使用心室标准起搏电极采集心室起搏或感知事件后50ms至300ms期间的阻抗测量值，构成心室阻抗波形，优选地，每隔16ms的测量间期测量一组，共测量16组，每组测量分别测量正向阻抗与负向阻抗各一次，取两次测量平均值作为该组阻抗测量结果；

步骤2，对由步骤1所得的每心动周期心室阻抗波形进行峰值点和谷值点检测；

步骤3，对步骤2所得该心动周期测量结果判断是否错误波形：若所测量阻抗波形为错误波形，则舍弃此段数据，重新返回步骤1采集心室阻抗波形；否则阻抗测量波形为正确波形，送入步骤4进行基线调整；

步骤4，根据步骤2、3检测到的峰值点与谷值点，对该心动周期测量到的阻抗波形值进行基线调整；经基线调整后的阻抗波形如图2所示，可见运动状态与休息状态的阻抗波形在峰谷值差和射血期时间间期上有明显差异，运动状态的峰谷值差较大，射血期时间间期较短；

步骤5，对步骤4所得基线调整后的阻抗波形进行积分，积分上下限分别为峰值点时刻与谷值点时刻；再用积分值除以步骤3得到的射血期时间间期得到射血期阻抗指数；如图3所示；

步骤6，判断心脏起搏器连续工作计时是否达到一个工作周期，若已达到一个工作周期，则进行步骤7，确定当前工作周期内当前起搏频率的计算参数；若未达到一个工作周期，则进行步骤8确定当前起搏频率；优选的，根据人体24小时昼夜活动变化节律，每昼夜期间运动负荷和代谢需求大致相当，工作周期选取为24小时。

步骤7，由步骤6判断结果，每24小时调整一次射血期阻抗指数上下限及自动反应系数；

步骤8，根据步骤5得到的射血期阻抗指数调节当前起搏频率。

上述方案中，所述步骤2中对阻抗波形进行峰值点与谷值点检测的具体方法是当前阻抗值大于前后相邻两个阻抗值的点为峰值点；当前阻抗值小于前后相邻两个阻抗值的点为谷值点；

所述步骤3中，错误波形的判据具体为：若前半个测量周期内存在多个谷值点，或前半个测量周期虽仅存在一个谷值点但谷值点至整个测量周期结束存在多个峰值点，则所测量阻抗波形为错误波形；

所述步骤3中，若前半个测量周期内不存在谷值点，则以第一个测量值为谷值点，若谷值点至整个测量周期结束不存在峰值点，则以最后一个测量值为峰值点；

所述步骤3中，所检测谷值点时刻对应射血期开始时刻，峰值点时刻对应射血期结束时刻，峰值点时刻与谷值点时刻间的时间间隔为射血期时间间期；

所述步骤4中基线调整的方法是以每心动周期的谷值为基线，每个阻抗测量值都减去谷值作为调整后的测量值。

所述步骤5中，对步骤4所得基线调整后的阻抗波形进行积分，其具体方法由公式(1)(2)给出：

其中，(min)p表示谷值点时刻，(max)p表示峰值点时刻，(max)p-(min)p表示射血期时间间期，Z_i表示基线调整后的第i个阻抗测量值，S是射血期阻抗波形的积分值，EI为射血期阻抗指数。

所述步骤7中，对射血期阻抗指数上下限及自动反应系数调节的具体方法是，在心脏起搏器首次程控为频率自适应模式后15分钟时间内，使用者保持水平静卧状态，在这段时间内起搏频率保持为比程控基础起搏频率高10BPM，取这段时间内通过所述步骤1至5计算得到的所有射血期阻抗指数的均值作为射血期阻抗指数下限值，取下限值的2倍作为射血期阻抗指数上限值。此后，每心动周期计算一次射血期阻抗指数，心动周期计数器累加1次；当前射血期阻抗指数大于射血期阻抗指数上限值时上限计数器累加1次；当前射血期阻抗指数小于射血期阻抗指数下限值时下限计数器累加1次；每24小时对计数器值进行一次统计，由公式(3)(4)计算上下限的超限率：

其中，R_up是超上限率，R_down是超下限率，CounterUp是上限计数器计数值，CounterDown是下限计数器计数值，CounterCardiac是心动周期计数器计数值。当R_up>0.1％时，射血期阻抗指数上限值增加5％，R_up<0.01％时，射血期阻抗指数上限值减少0.5％；当R_down>0.1％时，射血期阻抗指数下限值减少5％，R_down<0.01％时，射血期阻抗指数下限值增加0.5％。每24小时调整之后，上限计数器、下限计数器以及心动周期计数器计数值复位并重新开始计数。

所述步骤8中对当前起搏频率的调节的具体方法是，通过程控参数和所述步骤5得到的射血期阻抗指数以及所述步骤7得到的射血期阻抗指数上下限值计算出当前理想起博频率：

其中，HR_ideal是当前理想起搏频率，BR是程控的基础起博频率，MR是程控的最大起博频率，EI是当前射血期阻抗指数，EI_min和EI_max分别是所述步骤7确定的射血期阻抗指数下限值和上限值，ARF是自动反应系数，根据经验调整，优选地，初始值为1.0，当24小时内起搏频率80％分布在程控心率平衡点以下时，ARF＝ARF÷1.05；否则ARF＝ARF×1.10。当HR_ideal大于当前起博频率时，当前起搏频率加2BPM；当HR_ideal小于当前起博频率时，当前起搏频率减1BPM；其中增加与减少的速度可通过程控参数设置进行调节。

图4给出了射血期阻抗指数与运动水平间的线性拟合，显示了射血期阻抗指数与运动水平间的良好线性相关性。