專利名稱：通過電刺激檢測心功能的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種通過電刺激檢測心臟功能的裝置和方法，具體地說，利用本發(fā)明的裝置和方法可同時檢測活體的心電信號和血壓波形，根據(jù)該檢測結(jié)果再通過心內(nèi)電極向心臟輸出具有預(yù)定結(jié)構(gòu)的刺激信號，同時測取在刺激信號作用下心電和血壓信號的變化，以此獲取反映心功能的信息。
心臟猝死是中老年人死亡的首要原因之一，猝死者中，約25%的人事先并無任何自覺癥狀。因此檢測心臟功能以預(yù)防心臟猝死的發(fā)生始終是醫(yī)學(xué)和科技界十分關(guān)注的一個科研領(lǐng)域。
眾所周知，心臟是在其自身電信號的作用下有節(jié)律地搏動，正常人的心臟激動起源于竇房結(jié)，稱為竇性心律。如果心臟激動發(fā)源于心室，則稱為室性心律，這種室性心律多與猝死有關(guān)。在心電信號中檢到一個寬大的畸形QRS波群者(QRS間期＞0.12秒)，稱為室性期前收縮或間稱PVC(PrematureVentricularContraction)。凡有連續(xù)三個以上畸形QRS波群者稱為多發(fā)性室性期前收縮或簡稱ME(MultipleExtrasystoles)。凡有連續(xù)十個以上畸形QRS波群者(QRS間期＞0.12秒，心率90-240次/分)稱為室性心動過速或簡稱VT(VentricularTachycardia)。凡心電圖中QRST波群完全消失，代之以形狀不規(guī)則的波群，頻率為250～500次/分者稱為心室顫動或簡稱VT(VentricularFibrillation)。大量研究資料證明(1)心臟猝死系由心室顫動所致。(2)具有發(fā)生心臟猝死潛在可能性的患者，其心肌早已存在心電不穩(wěn)定性。(3)心臟發(fā)生室性期前收縮(PVC或ME)、室性心動過速(VT)則表明存在著心電不穩(wěn)定性。在已有技術(shù)中，為了研究心電不穩(wěn)定性，建立了室顫閾值的概念，簡稱為VFT(VentricularFibrillationThreshold)，它是指直接測量到的誘發(fā)室顫的最小刺激電流的值，用VFT可以定量表征動物或人的心電活動的穩(wěn)定性，因此它已成為預(yù)報心臟猝死可能性的一個定量指標(biāo)。
為了測定VFT，首先要通過人為方式誘發(fā)VF，目前在試驗中采用最廣泛的是電刺激方法。該方法是在心臟搏動周期的一個特定期間內(nèi)(稱為心臟易損期)向心肌輸入電流，引起相鄰心肌纖維不協(xié)調(diào)的激動，至一定程度即會引起室顫，已有技術(shù)中常用的電刺激方法有以下幾種(1)方波單脈沖刺激法。以一定幅度，一定脈寬的單個方波脈沖作用于心室易損期內(nèi)，刺激強度由小到大，以能夠引起VF的最小刺激電流的強度值作為VFT。由于每次將刺激強度遞增后，必須對心舒張期進(jìn)行掃描以尋找易損期，而且由單個脈沖最后引發(fā)VF時的電流值經(jīng)常很大，所以這一逐步遞增的測量過程非常耗時，優(yōu)點是可以同時測定易損期的起點。
(2)序貫R/T刺激法。此法將兩個以上的單脈沖作適當(dāng)安排，每個脈沖恰好順序地落在正常QRS波群后的一定部位和前一個電脈沖引起的室性早搏波的易損期內(nèi)，以最后一個刺激的電流強度作為VFT，一般使用三個刺激脈沖。該法較易誘發(fā)VF，但仍需掃描尋找易損期，所以測定過程仍較費時。
(3)串脈沖刺激法。它是利用幾個至十幾個的電脈沖串(一般為連續(xù)8～14個)進(jìn)行刺激。由于長脈沖串能固定地落在易損期內(nèi)而誘發(fā)VF，無須掃描易損期，而且最后致顫電流也較小。所以該法的優(yōu)點是快速測定。
(4)連續(xù)方波刺激法和連續(xù)交流電刺激法。它是以連續(xù)方波或交流電隨機地刺激心臟，不需要心電圖R波后的延時裝置，但這種方法對心臟刺激時間長，損傷大，現(xiàn)已很少使用。
已有技術(shù)中的多功能心臟程序刺激儀(如美國MedtronicsS325型，日本三榮測器3F51型，中國FD-A型)是臨床電生理研究的常用工具。它通過食道電極可對心房進(jìn)行無創(chuàng)傷性調(diào)搏，也可利用靜脈導(dǎo)管電極在心腔內(nèi)調(diào)搏，測定包括竇房結(jié)，房室結(jié)，希一浦系統(tǒng)和異常傳導(dǎo)途徑在內(nèi)的多種電生理功能和參數(shù)。這種技術(shù)稱之為電生理刺激或生理電刺激(EPS-PES)技術(shù)。
在已有技術(shù)中公認(rèn)的能夠定棵枋魴牡縹榷ㄐ緣鬧副曄鞘也兄擔(dān)╒FT)，即在電刺激心臟的過程中能夠誘發(fā)室顫的最小刺激電流值。然而，已有技術(shù)中測量VFT的方法具有很大危險性，多用于動物實驗。此外，已有技術(shù)中的測量方法是通過手工操作，利用幾臺到十幾臺儀器完成整個測量過程，這樣的方法費時費力難以由不懂得電子學(xué)知識的醫(yī)務(wù)人員用于臨床實踐之中。還應(yīng)指出，利用已有技術(shù)對試驗動物進(jìn)行檢測時，被測動物的生理狀態(tài)在較長的測量過程中會發(fā)生變化，致使所獲數(shù)據(jù)的可比性受到很大影響。
在已有技術(shù)中已經(jīng)能夠利用程序刺激儀和EPS-PES方法誘發(fā)室性心動過速(VT)，但這種誘發(fā)結(jié)果不能用于定量地表示心電穩(wěn)定性。并且，這種誘發(fā)方法不能確保在刺激過程中防止出現(xiàn)室顫，因此仍不能解決在臨床應(yīng)用時的危險性問題。在已有技術(shù)中，由于受到方法和技術(shù)手段的限制，心電穩(wěn)定性的檢測仍是一個未能解決的難題。
根據(jù)本發(fā)明的研究成果，本發(fā)明人首先建立了以下的新概念1.室性期前收縮閾值或室早閾值PVCT(PrematureVentricularContractionThreshold)誘發(fā)出室性期前收縮心電波形的最小刺激電流值。
2.多發(fā)性室早閾值MET(MultipleExtrasystolesThreshold)誘發(fā)出多發(fā)性室性早搏心電波形的最小刺激電流值。
3.室性心動過速閾值或室速閾值VTT(VentricularTachycardiaThreshold)誘發(fā)出室性心動過速心電波形的最小刺激電流值。
根據(jù)本發(fā)明的檢測結(jié)果，本發(fā)明人首先提出，除了已有技術(shù)中的室顫閾值(VFT)之外，室早閾值PVCT，多發(fā)室早閾值MET和室速閾值VTT也能夠定量描述心電穩(wěn)定性。本發(fā)明的檢測結(jié)果還進(jìn)一步表明，上述各閾值PVCT，MET，VTT和VFT的實際測量結(jié)果是依次增高，并且無論在正常心肌還是缺血心肌，各閾值均呈現(xiàn)出高度互相關(guān)。因此，本發(fā)明的測量結(jié)果證明，通過簡便安全地測量PVCT，MET和VTT，可以取代已有技術(shù)中極其危險的VFT測量，并以此定量地和可靠地描述心電穩(wěn)定性，同時可根據(jù)測出的PVCT，MET或VTT推算出受測者的VFT。
為了安全和準(zhǔn)確地測量PVCT，MET和VTT，本發(fā)明提供了特殊編碼的刺激脈沖序列，該脈沖序列中包括用于形成人工心律的調(diào)搏脈沖和用于誘發(fā)室早，室速的誘發(fā)脈沖，通過對調(diào)搏脈沖的個數(shù)、間隔和幅值的調(diào)整，可以使被測心臟形成人工心律，然后對人工心律進(jìn)行易損期掃描，通過將誘發(fā)脈沖以遞增方式重復(fù)施加在易損期內(nèi)，同時用心電和血壓監(jiān)測室早和室速的發(fā)生，即可準(zhǔn)確和安全地識別出被測心臟的PVCT，MET和VTT。
本發(fā)明的測量結(jié)果還表明，當(dāng)心搏周期中發(fā)生室早，室速或室顫時，其實時血壓值即低于正常心搏時的舒張壓值，室早，室速或室顫的時間越長，實時血壓值低于舒張壓的時間也越長，只有竇性心律恢復(fù)后，實時血壓才基本恢復(fù)到原來的水平上。這樣，在通過心電分析識別室早或室速時，可利用實時血壓值來驗證該識別結(jié)果，以此避免在心電分析時由于誤差和干擾造成閾值檢測的不準(zhǔn)確。
根據(jù)本發(fā)明的心功能檢測裝置包括多個心電檢測電極，可采用任何常規(guī)結(jié)構(gòu)的電極;一個血壓傳感器，可采用動脈導(dǎo)管傳感器，多普勒血壓傳感器或其它將血壓轉(zhuǎn)換為電信號的傳感器;一個前置放大電路，用于對心電檢測電極和血壓傳感器檢出的心電和血壓信號進(jìn)行放大并形成多路并聯(lián)輸出;一個模/數(shù)轉(zhuǎn)換器，用于將上述放大電路的多路并聯(lián)輸出轉(zhuǎn)換為多路數(shù)字信號;一個信號處理單元，該單元對上述多路數(shù)字信號進(jìn)行處理以產(chǎn)生心電刺激的控制信號;一個刺激信號發(fā)生單元，該單元在信號處理單元輸出的控制信號控制下產(chǎn)生心臟刺激脈沖序列;一個心內(nèi)刺激電極，該電極通過心導(dǎo)管引入心腔內(nèi)，以將上述心臟刺激脈沖序列向心臟輸出;和一個輸出裝置，用于顯示信號處理單元輸出的處理結(jié)果;其中當(dāng)心臟受到刺激脈沖的作用時，上述多個心電檢測電極和血壓傳感器同時對心功能在刺激脈沖作用下發(fā)生的變化進(jìn)行監(jiān)測，并由信號處理單元對監(jiān)測信號進(jìn)行實時識別，在識別出室早或室速信號時信號處理單元向刺激信號發(fā)生單元發(fā)出停止刺激的指令同時將識別的結(jié)果通過輸出裝置顯示出來。利用本發(fā)明的心功能檢測裝置可以安全、自動、準(zhǔn)確地測出PVC、MET、VTT，并推算出VFT，以供臨床和科研使用。
根據(jù)本發(fā)明的心功能檢測方法包括以下步驟a.通過常規(guī)心電檢測電極和血壓傳感器檢測出心臟的心電圖和動脈壓幅值變化的波形;
b.根據(jù)檢出的心電信號計算出實時心率;
c.根據(jù)已計算出的實時心率產(chǎn)生頻率高于心率的心電調(diào)搏信號序列，并在該序列中插入位置依次移動和幅值逐步遞增的誘發(fā)脈沖，以此形成心臟刺激脈沖序列;
d.將上述脈沖序列通過心導(dǎo)管輸入心腔;
e.實時檢測在上述脈沖序列作用下心電和血壓信號的變化;
f.對心電和血壓信號進(jìn)行實時分析以識別出室早和/或室速波形;
g.根據(jù)識別出的室早和/或室速波形停止向心臟施加電刺激信號的過程;和h.經(jīng)輸出裝置顯示識別出的室早和/或室速波形、其對應(yīng)的血壓波形以及誘發(fā)出上述波形的電刺激脈沖的幅值和由此推算出的室顫閾值。
本發(fā)明的一個目的是提供一種心功能檢測裝置，該裝置通過具有特定編碼序列的電刺激信號人工誘發(fā)心電室早和/或室速波形，并根據(jù)誘發(fā)出上述波形的刺激脈沖的幅值推算出心臟的室顫閾值VFT，以此定量地檢測出心電的穩(wěn)定性。
本發(fā)明的再一個目的是提供具有特定編碼結(jié)構(gòu)的電刺激脈沖序列，該序列中包括一路施加在右心房內(nèi)對心動周期進(jìn)行勻齊調(diào)搏以產(chǎn)生人工心律的調(diào)搏脈沖，以及另一路在多個調(diào)搏脈沖之間施加到右心室內(nèi)的誘發(fā)室早和/或室速的誘發(fā)脈沖。調(diào)搏脈沖的頻率略高于受試者的實時心率，而誘發(fā)脈沖的位置在每一調(diào)搏周期后均有一個小的移動，以此掃描心電的易損期，此外，經(jīng)過每次易損期的掃描之后誘發(fā)脈沖的幅值均有一個小的遞增，直至誘發(fā)出室早和/或室速波形為止。
本發(fā)明的再一個目的是提供一種心功能檢測方法，該方法通過上述電刺激脈沖序列人工誘發(fā)心電室早和/或室速波形，并根據(jù)誘發(fā)出上述波形的心室刺激脈沖的幅值推算出心臟的室顫閾值(VFT)，以此定量地檢測心電的穩(wěn)定性。
利用本發(fā)明的裝置，電刺激脈沖序列和檢測方法可以無須誘發(fā)室顫即定量地檢測出心電的穩(wěn)定性，因而使檢測過程的安全性大大提高。因此可以在常規(guī)條件下對清醒的人或動物進(jìn)行檢測。使其成為一種可在臨床和科研中廣泛使用的技術(shù)。
本發(fā)明的裝置實現(xiàn)了整個檢測過程的自動控制，因而使檢測過程可以快速，簡便和安全地進(jìn)行，任何醫(yī)務(wù)人員無須特殊的訓(xùn)練即可掌握該裝置的操作和使用。
本發(fā)明的裝置和方法通過施加特殊編碼的電刺激信號并同時測取血壓實時波形，使測量結(jié)果的準(zhǔn)確性和可比性大大提高，使其檢測結(jié)果成為臨床和科研實踐中可以廣泛應(yīng)用的有用指標(biāo)。
本發(fā)明的裝置和方法可以用于預(yù)測病人發(fā)生心臟猝死的可能性，因而為臨床實踐提供了一個新的疾病診斷的手段。
本發(fā)明的裝置和方法還可用于人群的心電閾值普查，因此為心臟病的預(yù)防，以及心臟病患者選用心臟起搏器和除顫器提供定量的指標(biāo)。
本發(fā)明的裝置和方法還可用于檢側(cè)藥物對動物和人的心電閾值的影響，因此可以在臨床醫(yī)生為病人選用藥物時提供參考指標(biāo)，并且可在實驗室內(nèi)進(jìn)行藥理作用分析的動物實驗中提供定量指標(biāo)。根據(jù)同樣的原理，本發(fā)明的裝置和方法可廣泛地用于生理，藥理，環(huán)境保護，職業(yè)病預(yù)防，生物學(xué)研究等多種實驗當(dāng)中。
本發(fā)明的裝置獲得了1987年4月4日在日內(nèi)瓦舉行的第十五屆日內(nèi)瓦國際發(fā)明與新技術(shù)展覽會金牌和大獎。
本發(fā)明上述的以及其它的目的、特征、優(yōu)點和用途將在以下結(jié)合附圖所做的發(fā)明詳細(xì)描述中更加清楚地體現(xiàn)出來。


圖1示出用本發(fā)明的裝置和方法測出的PVCT，MET，VTT與VFT之間的相互關(guān)系。
圖2A到2F示出用本發(fā)明的裝置和方法測出的各閾值的統(tǒng)計分布圖。
圖3A到3D分別示出用本發(fā)明的裝置和方法測出的室早、多發(fā)室早、室速和室顫的心電與血壓的波形圖。
圖4示出本發(fā)明的心功能檢測裝置的示意性結(jié)構(gòu)框圖。
圖5示出圖4中信號處理單元50的示意性結(jié)構(gòu)框圖。
圖6示出由圖5中識別單元505執(zhí)行的室早/室速/室顫心電血壓波形識別流程圖。
圖7示出本發(fā)明的心臟電刺激脈沖序列的編碼結(jié)構(gòu)圖。
圖8示出刺激脈沖與心電周期的關(guān)系。
圖9示出由圖5中運算單元504產(chǎn)生的心臟電刺激脈沖序列的編碼流程圖。
圖10示出圖4中刺激信號發(fā)生單元60的結(jié)構(gòu)框圖。
參見圖1，所示為利用本發(fā)明的裝置和方法對正常人測取的PVCT/MET，VTT和VFT的統(tǒng)計平均數(shù)，圖中分別標(biāo)出每一個均數(shù)的樣本數(shù)n和標(biāo)準(zhǔn)差SD。由圖中所示結(jié)果可知，通過逐步增大刺激脈沖的強度，可依次在同一位受試者的心電信號中誘發(fā)室早，室速和室顫。
參見圖2A到2F，所示為利用本發(fā)明的裝置和方法對正常心肌和缺血心肌進(jìn)行的閾值測定的統(tǒng)計分布圖，圖中每一點代表由同一個體測出的兩個不同閾值的對應(yīng)關(guān)系。圖2A示出對91例正常心肌測出的MET對VTT的統(tǒng)計分布，圖2B示出對163例正常心肌測出的MET對VFT的統(tǒng)計分布，圖2C示出對103例正常心肌測出的VTT對VFT的統(tǒng)計分布，圖2D示出對8例缺血心肌測出的MET對VTT的統(tǒng)計分布，圖2E示出對32例缺血心肌測出的MET對VFT的統(tǒng)計分布，圖2F示出對17例缺血心肌測出的VTT對VFT的統(tǒng)計分布。以上統(tǒng)計資料表明，無論在正常心肌還是缺血心肌中，MET，VTT和VFT三者之間均是高度互相關(guān)(相關(guān)系數(shù)ν在0.72到0.99之間，p＜0.01)。三者間的回歸方程見表1。
表1正常心肌MET/VTTVTT＝1.4265+0.9719METMET＝0.1419+0.6675VTTMET/VFTVFT＝2.4709+0.9222METMET＝0.3116+0.5560VFTVTT/VFTVFT＝0.3617+1.1137VTT
VTT＝0.7211+0.6980VTT缺血心肌MET/VTTVTT＝0.2448+1.1921METMET＝0.1309+0.7346VTTMET/VFTVFT＝0.0082+1.3995METMET＝0.4741+0.5860VFTVTT/VFTVFT＝0.3209+1.0161VTTVTT＝0.9413VFT-0.1517表1所示的公式表明，根據(jù)受試者是否存在心肌缺血，可以選擇不同的公式，利用MET或VTT推算出VFT，以此避免進(jìn)行危險性很高的VFT的直接測量。推算結(jié)果的可靠性已經(jīng)通過試驗得到了證實。
參見圖3A到3D，所示為利用本發(fā)明的裝置和方法分別測出的室早、多發(fā)室早、室速和室顫發(fā)生時心電信號與動脈血壓相對應(yīng)的實時波形圖。圖中的橫軸為時間，上一曲線為動脈壓波形，下一曲線為心電波形。當(dāng)心臟在節(jié)律運動的過程中發(fā)生異常室性搏動(如室早，室速和室顫)時，人體動脈壓也會產(chǎn)生相應(yīng)的下降，使其低于正常心搏時的舒張壓。異常心搏的類型決定了動脈壓下降低的持續(xù)時間，按室早、室速、室顫的順序，異常搏動的時間相應(yīng)延長，它們對應(yīng)的動脈壓下降的持續(xù)時間也相應(yīng)地延長。根據(jù)這一現(xiàn)象，本發(fā)明的檢測裝置通過檢測動脈壓低于正常舒張壓的持續(xù)時間的長短，可以進(jìn)行異常心搏類型的輔助識別。由于這種利用動脈壓進(jìn)行識別的方式中判別關(guān)系簡明，而且不易受對心臟施加的電刺激信號的干擾，因而它易于實現(xiàn)并且可靠性較高。圖3A示出發(fā)生室早波形a，b時所對應(yīng)的動脈壓下降時間Rp，圖中的BPo標(biāo)出了正常心搏時的舒張壓。圖3B示出發(fā)生多發(fā)室早波形a，b，c，d，…時所對應(yīng)的動脈壓下降時間Tp，該段時間的長度越過了圖3A。圖3C示出發(fā)生室速波形a，b，c，d，…時所對應(yīng)的動脈壓下降時間Tp，其長度又明顯地超過了用3B所示的情況。圖3D示出發(fā)生室顫時對應(yīng)的動脈壓下降的情況，這時如不采取措施，Tp將延續(xù)很長時間，并將會危及受試者的生命。
參見圖4，所示為本發(fā)明的心功能檢測裝置的示意性結(jié)構(gòu)框圖。圖中，參考號10代表常規(guī)的心電檢測電極，本發(fā)明的電極可進(jìn)行多導(dǎo)聯(lián)(如常規(guī)的12導(dǎo)聯(lián))心電檢測。參考號20代表一個動脈壓傳感器，它可采用任何常規(guī)的動脈壓傳感器，如動脈導(dǎo)管傳感器，多普勒血壓傳感器，等等。參考號30代表一個前置放大電路，它可對多路心電信號和一路血壓信號進(jìn)行放大，以產(chǎn)生多路并行輸出。40為一個A/D轉(zhuǎn)換器，它將前置放大電路30輸出的多路并行信號轉(zhuǎn)換為多路數(shù)字信號。以上的心電檢測電極10，動脈壓傳感器20，前置放大電路30，A/D轉(zhuǎn)換器40均在已有技術(shù)中可以實現(xiàn)，因此不再對它們的結(jié)構(gòu)進(jìn)一步介紹。參考號50代表一個信號處理單元，60為一個刺激信號發(fā)生單元，70為一個心內(nèi)刺激電極，如常規(guī)的兩路心導(dǎo)管電極，80為一個輸入輸出裝置。當(dāng)系統(tǒng)開始工作時，由信號處理單元50輸入多路心電和血壓的數(shù)字信號，對這些數(shù)字信號進(jìn)行處理，并根據(jù)處理結(jié)果向刺激信號發(fā)生單元60輸出工作指令，根據(jù)這一指令中的信息，刺激信號發(fā)生單元60產(chǎn)生具有特定編碼結(jié)構(gòu)的刺激脈沖序列，并經(jīng)刺激電極70分別向右心房和右心室施加這些刺激脈沖，與此同時，檢測電極10和動脈壓傳感器20對接受刺激的心臟進(jìn)行心電和血壓的檢測，由信號處理單元50對檢測的結(jié)果進(jìn)行識別，直到識別出室早或室速的波形，然后立即向刺激信號發(fā)生單元60發(fā)出指令停止對心臟的刺激，同時經(jīng)輸入輸出裝置80輸出識別的室早或室速波形和產(chǎn)生該波形的刺激脈沖的強度，以據(jù)此推算出的室顫閾值VFT。
圖5示出圖4中信號處理單元50的結(jié)構(gòu)框圖。其中，參考號501代表一個存儲單元，由其存入多路并行數(shù)據(jù)，以供進(jìn)一步的處理。502為心電信號測量單元，該單元從存儲單元501中提取多導(dǎo)聯(lián)心電數(shù)據(jù)，并對心電數(shù)據(jù)的R-R間期，Q-T間期，ST段偏移等參數(shù)進(jìn)行測量并產(chǎn)生心電測量信號。由于該測量均為已有技術(shù)，因此不再進(jìn)一步予以說明。503為一個血壓測量單元，該單元從存儲單元501中提取動脈壓數(shù)據(jù)，并對動脈壓波形，收縮壓，舒張壓進(jìn)行測量，產(chǎn)生血壓波形測量信號。參考號504代表一個運算單元，該單元輸入心電信號測量單元502輸出的心電測量信號和血壓測量單元503輸出的血壓測量信號，根據(jù)這些信號的值計算出應(yīng)對心臟施加的刺激脈沖系列的各項參數(shù)，然后將這些參考數(shù)做為工作指令送往刺激信號發(fā)生單元60。參考號505代表一個識別單元，該單元分別從心電信號測量單元502輸入心電測量信號，和血壓測量單元503輸入血壓測量信號，首先對該信號進(jìn)行室早和室速的識別，以排除受試者在未接受刺激信號時已有室性心律的情況，對心律正常者才發(fā)出刺激指令。根據(jù)心臟在電刺激信號的作用下產(chǎn)生的心電和血壓波形的變化識別出室早或室速波形，并在識別出異常心搏波形時向運算單元504發(fā)出停止刺激的指令，同時從該單元輸入誘發(fā)心搏異常波形的刺激脈沖的幅值，然后經(jīng)輸入輸出裝置80顯示出誘發(fā)出的異常心搏的波形以及測量和推算出的MET，VTT和VFT。
圖6示出圖5中識別單元505執(zhí)行的室早/室速/室顫心電血壓波形識別流程圖。首先，在步驟90輸入心電和血壓波形的測量數(shù)據(jù)，然后在步驟100判別有無室早和室速波形，若有轉(zhuǎn)入步驟112，不進(jìn)行電刺激，若無異常波形，進(jìn)入步驟101。步驟101向運算單元504發(fā)出開始進(jìn)行心臟刺激的指令;步驟102從心電信號測量單元502和血壓測量單元503輸入測量信號(BP和R-R間期，Q-T間期，ST偏移幅度);然后在步驟103判斷是否已向刺激信號發(fā)生單元60輸出停發(fā)刺激脈沖的命令，如果沒有則進(jìn)入104判斷實時血壓值BP是否小于正常心搏的舒張壓BPo;如果為否，則經(jīng)步驟107進(jìn)行Co清零后再經(jīng)步驟108顯示心電血壓波形后返回步驟101。如果步驟104的判斷為是，則進(jìn)入步驟105使計數(shù)器Co加1，然后在步驟106判斷血壓下降延續(xù)時間的長度，如果該長度未超過預(yù)定值，則在步驟108顯示心電血壓波形后返回步驟101，若血壓下降延續(xù)時間超過預(yù)定值，則在步驟109向刺激信號發(fā)生單元60發(fā)出停止電刺激的指令后轉(zhuǎn)步驟110;103判斷為是則轉(zhuǎn)步驟110，然后經(jīng)過步驟111，取出已識別的異常心搏波形前后的足夠數(shù)據(jù)點，在步驟112顯示出心電和血壓的波形。步驟113根據(jù)已識別出的異常心搏計算并顯示MET，VTT和VFT緩缶蠐〔街 14后結(jié)束整個程序。步驟113中使用的計算公式可參見表1，對于心肌是否存在缺血的情況可根據(jù)心電信號識別單元502中對心電圖ST段的自動識別結(jié)果，也可由操作者對施加電刺激信號之前心電圖信號進(jìn)行人工識別后鍵入有關(guān)信息，然后選擇表1中的適當(dāng)公式推算出相應(yīng)的VFT值。
圖7示出在圖5所示運算單元504控制下刺激信號發(fā)生單元60產(chǎn)生的刺激脈沖序列的波形圖、本發(fā)明的刺激脈沖序列中包括兩路作用不同的脈沖，第一路是通過導(dǎo)管施加在右心房上的調(diào)搏脈沖，其作用是人工控制心率使心跳勻齊以便對心動周期進(jìn)行有選擇的刺激，該脈沖在圖中標(biāo)為So，其周期為TS。將其控制為小于R-R間期，一般為R-R間期的50～80%，這樣可使檢測過程不受竇性心律的影響;So的脈沖幅度由ASo表示，它可在1～20mA范圍內(nèi)調(diào)整。第二路脈沖是通過心導(dǎo)管施加到右心室內(nèi)膜上的誘發(fā)脈沖，其作用是誘發(fā)室早和/或室速，該脈沖在圖中標(biāo)為S由于在一個心搏周期中，從心電T波起點到峰值之間有一個寬度為20～40毫秒的區(qū)間，它是心臟最容易發(fā)生室早、室速和室顫的區(qū)間，醫(yī)學(xué)上稱之為易損期，誘發(fā)脈沖S應(yīng)有選擇地施加在這一區(qū)間內(nèi)。以便在測量過程中保證安全和準(zhǔn)確，施加在易損期內(nèi)誘發(fā)脈沖的幅值應(yīng)逐步遞增，增量應(yīng)小于等于0.1mA，直至誘發(fā)出室早和/或室速，這時的誘發(fā)脈沖幅AS即為室早閾值或室速閾值。由于個體差異的影響，不同人的易損期的位置和寬度均有差異，為了有選擇地覆蓋這一區(qū)域，本發(fā)明提供了以下的具體作法(1)串脈沖法，參見圖7C，首先用調(diào)搏脈沖So使心律均齊，經(jīng)過N個So后插入一串n個S脈沖，幅值0.1mA，第N個So與第一個S脈沖的間距為Tso-s根據(jù)已測出的Q-T間期，可使S脈沖串有選擇地覆蓋T波的起點到T波峰值的區(qū)間。利用這種方法可以保證至少有一個S處于心臟易損期內(nèi)，若第一串S脈沖未誘發(fā)出室早或室速，則在N個So脈沖后按同樣方式施加第二串S脈沖，幅值遞增為0.2mA，以此類推，直至產(chǎn)生室早或室速波形。若S脈沖幅值加到50mA仍未誘發(fā)室早或室速，則停止刺激。這表明心電穩(wěn)定性高。每次間隔N個So是為了消除上一次S，脈沖對心臟的影響。N可以是1～10，一般為8。S脈沖的寬度為1mS周期為5mS，其個數(shù)取決于T波起點到峰值的區(qū)間寬度。
(2)序貫法，與串脈沖法不同之處在于每次不是施加n個S的脈沖串。而是施加1個S脈沖，經(jīng)過N個So后再施加施加第二個同樣幅值的S脈沖，但位置后移5mS，這樣經(jīng)過n個循環(huán)后，完成了相當(dāng)于串脈沖法的第一串S脈沖刺激再將S幅值增加0.1mA，重復(fù)這一過程，該方法比串脈沖法檢測時間長，但由于避免了一串n個脈沖對心肌的作用，因而測試精度高，如果每一周期S脈沖是從T波起點開始向峰值方向順移，稱為正序貫(見圖7A)。若S脈沖從下波峰值開始反向移動，稱為負(fù)序貫(見圖7B)。圖8中具體示出調(diào)搏脈沖So，誘發(fā)脈沖S與心電周期的關(guān)系。
參見圖9，所示為圖5中運算單元504執(zhí)行的刺激脈沖編碼程序，由該程序產(chǎn)生圖7所示的脈沖序列。首先在步驟200輸入從心電信號測量單元502和血壓測量單元503測出的心電信號的R-R間期，Q-T間期，ST段偏移，以及血壓波形，收縮壓和舒張壓的幅值等數(shù)據(jù)，并可鍵入操作者選擇的刺激方式。在步驟201根據(jù)上述輸入數(shù)據(jù)計算或選擇TSo，ASo，N，n，Max Tso-si，MinTso-si，AS。其中TSo為50～80%的R-R間期，ASo可由操作者調(diào)整，以便建立句齊的心律，N為1～10，n＝ (Tr)/5 +1，其中Tr是1/2T波的寬度，單位為mS。MaxTso-si為P波起點到T波峰值的時間，MinTso-si為P波起點到T波起點的時間，ASi賦值為0。在步驟215，根據(jù)操作者鍵入的信息，自動選擇刺激方式的子程序，步驟202到208為正序貫法，步驟209為負(fù)向序貫法，步驟216-230為串脈沖法，負(fù)序貫法步驟209可用正序貫法子程序?qū)τ嬎阒颠M(jìn)行相應(yīng)調(diào)整而完成。步驟202先出N個調(diào)搏脈沖So，然后在步驟203在時間間隔MinTso-si點上發(fā)出一個幅度為ASi的透發(fā)脈沖Si。在步驟204將下一誘發(fā)脈沖S的作用時間延時5mS。在205判斷是否尚未覆蓋整個心電易損期，若為是，則返回入步驟202重發(fā)下一個誘發(fā)脈沖S，直至覆蓋了整個易損期，然后進(jìn)入步驟206。首先判別是否從識別單元505接到停發(fā)刺激脈沖的命令(即是否已識別出室早或室速波形，圖6中的步驟109);若無該命令，再判斷AS是否等于50mA，若小于50mA，則進(jìn)入步驟207，將AS增值0.1mA，Tso-Si復(fù)原，用幅值增大了的誘發(fā)脈沖S在下一刺激周期中重新覆蓋心臟易損期，當(dāng)發(fā)生異常波形或AS達(dá)到50mA時，則在步驟208將AS的幅值作為PVCT，MET或VTT向識別單元505輸出，用于推算室顫閾值VET。若操作者選擇串脈沖法，則由步驟215進(jìn)入216，先發(fā)出N個So調(diào)搏脈沖，然后在步驟217中從MinTso-si處發(fā)生n個周期為5ms寬1ms的誘發(fā)脈沖串Ｔ誆街 18判斷是否發(fā)生異常波形或S脈沖幅值達(dá)到50mA，若為否，進(jìn)入步驟219，將S增值0.1mA，重復(fù)刺激過程，直至誘發(fā)出異常波形或達(dá)到50mA為止，向識別單輸出AS作為閾值。
參見圖10，所示為圖4中激刺信號發(fā)生單元60的框圖。其中，標(biāo)號601為一個D/A轉(zhuǎn)換器，例如可采用一個雙通道12位、轉(zhuǎn)換電平為0～5v的常規(guī)D/A轉(zhuǎn)換器件，該轉(zhuǎn)換器將圖5中運算單元504輸出的電刺激脈沖序列的指令信號轉(zhuǎn)換為模擬信號，然后經(jīng)用于阻抗匹配的緩沖級602和用于電平調(diào)整的衰減器603傳送到隔離電路604，該電路的作用是使刺激電極輸出端的參考地電位與整個裝置的地線浮置，以確保受試者的安全，然后經(jīng)過緩沖級605進(jìn)行阻抗匹配，最后由V/I變換器606將經(jīng)過緩沖的電壓信號變?yōu)殡娏餍盘?，通過圖1所示的心內(nèi)刺激電極70施加到心腔內(nèi)，反饋電路607能夠保持心內(nèi)刺激電極為恒流輸出，使其不受心內(nèi)阻抗的影響，以此保證閾值檢測的準(zhǔn)確性，圖中由608示意性地表示心臟阻抗。刺激信號通過圖1中的心內(nèi)刺激電極70來完成，該電極可采用市售4F型帶電極心導(dǎo)管，該心導(dǎo)管的兩對電極中，一對用于向心房施加調(diào)搏脈沖So，另一對用于向心室施加透發(fā)脈沖S。
利用本發(fā)明的裝置和分法識別出室早或室速波形后，經(jīng)過對異常心電波形的峰值個數(shù)及寬度的識別，可確定其為室早，多發(fā)室早或室速，然后根據(jù)ST段的偏移選用表1中的適當(dāng)公式推算出VFT，由圖1中的輸入一輸出裝置80進(jìn)行輸出顯示和存儲，采用已有技術(shù)中的打印顯示裝置，即可完成本發(fā)明所要求的波形顯示，另外，通過采用常規(guī)的輸入裝置，如鍵盤等，可通過該輸入一輸出裝置向系統(tǒng)鍵入操作指令和與病人有關(guān)的信息，由于這些均為人所眾知的技術(shù)，不再進(jìn)一步說明。
本發(fā)明的裝置和方法在以上通過結(jié)合附圖進(jìn)行了示例性說明，本領(lǐng)域內(nèi)的熟練人員無須背離本發(fā)明的實質(zhì)和原理，即可對其進(jìn)行多種形式的修改和替換，因此，本發(fā)明的保護范圍僅取決于本申請的權(quán)利要求書。
權(quán)利要求
1.一種測量心功能的裝置，其特征在于包括多個心電檢測電極一個動脈壓傳感器；一個前置放大電路，其輸入端分別與上述心電檢測電極和動脈壓傳感器相連，并形成心電和動脈壓信號的多路并行輸出；一個模一數(shù)轉(zhuǎn)換器，其輸入端與上述前置放大電路的多路并行輸出相連，以將其模擬的心電和動脈壓信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號；一個信號處理單元，其輸入端與上述模一數(shù)轉(zhuǎn)換器的數(shù)字輸出相連并對其輸出的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，以產(chǎn)生刺激指令和識別波形；一個刺激信號發(fā)生單元，該單元在上述信號處理單元發(fā)出的刺激指令的控制下產(chǎn)生心臟電刺激信號；兩組心內(nèi)刺激電極，該電極與上述刺激信號發(fā)生單元的輸出端相連以將其產(chǎn)生的心臟電刺激信號分別施加到心房和心室內(nèi)；和一個輸入一輸出裝置，該裝置與上述信號處理單元相連以向其輸入控制指令和信息并輸出其處理結(jié)果和識別波形；其中，上述信號處理單元首先對心電檢測電極和動脈壓傳感器檢測到的心電和動脈壓信號進(jìn)行處理，根據(jù)該處理結(jié)果向上述激信號發(fā)生單元輸出對心臟進(jìn)行電刺激的指令，由刺激信號發(fā)生單元根據(jù)指令中的信息產(chǎn)生具有特定波形的刺激信號并將其通過心內(nèi)刺激電極組分別施加到心房和心室內(nèi)，同時由信號處理單元對受到電刺激后心電和動脈壓波形的變化進(jìn)行識別，以識別出室早和室速的波形并根據(jù)識別結(jié)果向刺激信號發(fā)生單元發(fā)出停止刺激的指令同時通過輸入一輸出裝置將識別出的波形以及誘發(fā)該波形的刺激信號幅值輸出。
2.權(quán)利要求1的心功能檢測裝置，其進(jìn)一步的特征在于所述信號處理單元包括一個存儲單元，其輸入端與所述模一數(shù)轉(zhuǎn)換器的輸出端相連，用于存儲數(shù)字化的心電和血壓波形信號;一個心電信號測量單元，該單元選擇性地從存儲單元中取出心電信號并對心電信號的特征參數(shù)進(jìn)行測量;一個血壓測量單元，該單元選擇性地從存儲單元中取出血壓信號，并對血壓的波形及舒張壓進(jìn)行測量;一個識別單元，該單元輸入上述心電信號測量單元和血壓測量單元測出的心電特征參數(shù)和血壓波形及舒張壓值;一個運算單元，該單元輸入上述心電信號測量單元和血壓測量單元測出的心電特征參數(shù)和血壓波形及舒張壓做為初始值，并在上述識別單元控制下產(chǎn)生心臟電刺激控制信號并將其送往所述刺激信號發(fā)生單元;其中由上述識別單元根據(jù)對心電和血壓波形的識別控制運算單元發(fā)出電刺激控制信號，然后對接受電刺激后心電和血壓波形的變化繼續(xù)進(jìn)行識別，以判定室早或室速波形的出現(xiàn)，根據(jù)識別出的室早或室速波形向運算單元發(fā)出停止電刺激的指令，同時通過所述輸入-輸出裝置顯示識別出的波形和誘發(fā)該波形的刺激脈沖幅值。
3.權(quán)利要求2的心功能檢測裝置，其進(jìn)一步的特征在于，由所述刺激信號發(fā)生單元在運算單元控制下產(chǎn)生的刺激脈沖序列包括兩路信號一路是施加到心房內(nèi)的調(diào)搏脈沖序列，其周期為由所述心電信號測量單元測出的R-R間期的50%～80%，幅值為1～20mA;另一路是施加到心室內(nèi)的誘發(fā)脈沖序列，它由串長為n的多個脈沖串構(gòu)成，其施加方式為每隔N個調(diào)搏脈沖向心室發(fā)出一個誘發(fā)沖串，將其作用在T波起點到峰值的區(qū)間內(nèi)，N的取值為1～10，其中8為優(yōu)選值，誘發(fā)脈沖串內(nèi)的周期為4～10mS，其中5mS為優(yōu)選值，n取決于上述周期的取值和T波起點到峰值的時間，誘發(fā)脈沖串的幅值為從0.1mA開始，每串遞增不超過0.1mA，直至誘發(fā)出室早或室速波形。
4.權(quán)利要求2的心功能檢測裝置，其進(jìn)一步的特征在于由所述刺激信號發(fā)生單元在運算單元控制下產(chǎn)生的刺激脈沖序列包括兩路信號一路是施加到心房內(nèi)的調(diào)搏脈沖序列，其周期為由所述心電信號測量單元測出的R-R間期的50～80%，幅值為1～20mA;另一路是施加到心室內(nèi)的誘發(fā)脈沖序列，其施加方式為每隔N個調(diào)搏脈沖，向心室內(nèi)發(fā)出一個誘發(fā)脈沖，N的取值范圍是1～10，其中8為優(yōu)選值，誘發(fā)脈沖的作用點為從T波起點開始，每隔N個調(diào)搏脈沖向后移4～10mS，其中以5mS為優(yōu)選值，誘發(fā)脈沖的幅值從0.1mA開始，當(dāng)其作用點依次后移到達(dá)T波峰值后，將其幅值增值并返回到T波起點重新開始下一循環(huán)，每次增值幅度不常規(guī)0.1mA，直至誘發(fā)出室早或室速波形。
5.權(quán)利要求2的心功能檢測裝置，其進(jìn)一步的特征在于由所述刺激信號發(fā)生單元在運算單元控制下產(chǎn)生的刺激脈沖序列包括兩路信號一路是施加到心房內(nèi)的調(diào)搏脈沖序列，其周期為由所述心電信號測量單元測出的R-R間期的50～80%，幅值為1～20mA;另一路是施加到心室內(nèi)的誘發(fā)脈沖序列，其施加公式為每隔N個調(diào)搏脈沖，向心室內(nèi)發(fā)出一個誘發(fā)脈沖，N的取值范圍是1～10，其中8為優(yōu)選值，誘發(fā)脈沖的作用點為從T波峰值點開始，每隔N個調(diào)搏脈沖向前移4～10mS其中以5mS為優(yōu)選值，誘發(fā)脈沖的幅值從0.1mA開始，當(dāng)其作用點依次前移到達(dá)T波起點后，將其幅值增值并返回到T波峰值重新開始下一循環(huán)，每次增值幅度不超過0.1mA，直至誘發(fā)出室早或室速波形。
6.權(quán)利要求2的心功能檢測裝置，其進(jìn)一步的特征在于由所述識別單元從所述心電信號測量單元和血壓測量單元輸入心臟接受電刺激后產(chǎn)生的心電和血壓波形的測量值，將向心室施加誘發(fā)脈沖時血壓波形的值與施加調(diào)搏脈沖期間測出的舒張壓值相比較，并測定該血壓波形低于舒張壓的持續(xù)時間，根據(jù)該時間的長短可判別出異常心電波形為室早或室速，在判別出室早或室速時向所述運算單元發(fā)出停止電刺激的指令，并從該單元中提取誘發(fā)異常波形的刺激脈沖幅值信號，然后經(jīng)所述輸入一輸出裝置顯示識別出的異常波形以及誘發(fā)該波形的心室刺激脈沖的幅值。
7.一種檢測心臟功能的方法，其特征在于包括以下步驟a.通過常規(guī)心電檢測電極和血壓傳感器檢測出心臟的心電圖波形和動脈壓的幅值波形;b.對檢出的心電信號測量出R-R間期，Q-T間期，ST段偏移，并從檢出的動脈壓波形中計算出收縮壓和舒張壓的值;c.通過心內(nèi)電極向右心房施加一個調(diào)搏脈沖序列，該脈沖序列的周期為50～80%的R-R間期，幅值為1～20mA;d.每隔N個調(diào)搏脈沖，通過心內(nèi)電極向右心室施加一個誘發(fā)脈沖，其幅值小于0.2mA，以0.1mA為優(yōu)選值，使其作用在T波起點到峰值的區(qū)間內(nèi);N值可為1～10，其中以8為優(yōu)選值;e.檢測接受誘發(fā)脈沖刺激時血壓波形是否低于舒張壓以及血壓下降的持續(xù)時間;若未測到血壓下降，重復(fù)步驟d，并將誘發(fā)脈沖在T波起點到峰值間的區(qū)間內(nèi)移位4～10mS，其中以5mS為優(yōu)選值，直至覆蓋T波起點到峰值的整個區(qū)間;f.將誘發(fā)脈沖增值不超過0.1mA，然后重復(fù)步驟d和e，直至測出血壓下降到低于舒張壓并且下降持續(xù)時間大于一個預(yù)定值;g.將測出血壓下降時對應(yīng)的心電圖波形信號以及誘發(fā)該波形的心室刺激脈沖的幅值信號經(jīng)輸出裝置進(jìn)行顯示，同時停止對心房施加調(diào)搏脈沖和對心室施加的誘發(fā)脈沖。
8.權(quán)利要求7的心臟功能檢測方法，其進(jìn)一步的特征為在上述步驟d中，通過心內(nèi)電極向右心室施加一個串長為n的誘發(fā)脈沖串，使其覆蓋T波起點到峰值的區(qū)間，其周期為4～10mS，其中以5mS為優(yōu)選值，n的個數(shù)取決于周期和T波起點到峰值的區(qū)間寬度;其幅值小于0.2mA，以0.1mA為優(yōu)選值;在上述步驟e中，若未測到血壓下降，則將脈沖串幅值增加不超過0.1mA，然后重復(fù)該刺激過程，直至測出血壓下降到低于舒張壓并且下降持續(xù)時間大于一個預(yù)定值。
9.權(quán)利要求7的心臟功能檢測方法，其進(jìn)一步特征為以下步驟h.對步驟g輸出的心電圖波形進(jìn)行測量，若寬大畸形的QRS波群(QRS間期＞0.12 S)的個數(shù)為1～9、則判其為室早，大于等于10個則判為室速，上述心室刺激沖幅值相應(yīng)定為室早閾值(MET)或室速閾值(VTT)。
10.權(quán)利要求9的心臟功能檢測方法，其進(jìn)一步的特征為包括以下步驟i根據(jù)上述步驟b測出的ST段偏移量，進(jìn)行室顫閾值VFT的算，ST段正常時的計算公式為VFT＝2.4709+0.922METVFT＝0.3617+1.1137VTTST段有偏移時的計算公式為VFT＝0.0082+1.3995METVFT＝0.3209+1.0161VTT然后將VFT值輸出。
全文摘要
本發(fā)明的裝置和方法通過檢測心電和血壓波形，識別出心電信號的R-R間期、Q-T間期和舒張壓值，根據(jù)上述參數(shù)用心導(dǎo)管向右心房施加調(diào)搏脈沖序列以使心律勻齊，每隔N個調(diào)搏脈沖向右心室施加誘發(fā)脈沖并使其作用在心臟易損期內(nèi)，同時測量血壓和心電波形的變化，通過誘發(fā)脈沖作用位置的調(diào)整和幅值遞增，最終誘發(fā)出室早或室速，由血壓和心電波形的變化確定室早或室速的存在并停發(fā)脈沖，將其波形和其誘發(fā)脈沖的幅值輸出，并推算出室顫閾值。
文檔編號A61B5/05GK1032287SQ8710662
公開日1989年4月12日 申請日期1987年9月30日 優(yōu)先權(quán)日1987年9月30日
發(fā)明者王湘生 申請人:中國人民解放軍總醫(yī)院