用于防治肌少症的体外反搏装置的制作方法

本发明涉及肌少症防治技术，特别涉及利用体外反搏装置防治肌少症的技术。

背景技术：

肌少症(sarcopenia)是以肌容积、肌力和躯体功能下降为特征的疾病。2016年肌少症获得了世界卫生组织提供的国际疾病分类(icd-10)编码(m62.84)，这标志着肌少症被认定为一种新的疾病。肌少症在社区老年人群中患病率约10％，在80岁以上高龄老人中患病率高达50％，在住院老人中患病率高达30-50％。肌少症使老年人行走、坐立等各种日常活动完成困难，增加跌倒风险、失能率和死亡率。

目前肌少症的防治方法有限，主要是营养干预+阻抗运动，没有疗效确切的防治药物。然而对大多数老年人，尤其是高龄老人、养老院和住院老年人而言阻抗运动难以实施。全身振动防治(wbv)用于防治肌少症是新进发展起来的新技术，但该技术需要老年人持续站立才能实施，因此对于重度的老年肌少症患者而言同样难以实施。

另一方面，体外反搏(ecp)是一种临床已经使用40多年的技术，已经有多种体外反搏装置面世，但是以往应用主要是防治冠心病、心绞痛、充血性心衰和缺血性卒中的补充防治。但近年来研究发现ecp后1h平均胫后动脉血流量增加至基础状态下的(133±3.4)％，有改善外周血液循环的作用。而骨骼肌的生长、修复、做功都需要毛细血管网络的供血供氧，研究表明肌少症时毛细血管网稀疏，微循环障碍，改善微循环可能改善肌少症患者的肌肉功能。

技术实现要素：

本发明的目的是提供一种用于防治肌少症的体外反搏装置，能够自适应调整不同部位的囊套内压，保证囊套与肢体充分接触的同时精准调控囊套内的适当压力，从微循环的途径对肌少症进行干预。

本发明解决其技术问题，采用的技术方案是：用于防治肌少症的体外反搏装置，包括心电信号采集模块、中控模块、气源模块及分体式囊套，所述分体式囊套包括分体式囊套一及分体式囊套二，分体式囊套一及分体式囊套二均包括多个节段的气囊单元，每个节段的气囊单元至少包括压力感应装置和多个气囊，压力感应装置至少包括可变型触板；

所述分体式囊套一及分体式囊套二用于分别包裹在用户的大腿和小腿的相应位置；

所述心电信号采集模块，用于采集心电信号，通过心电信号计算出用户的心电r波，并传输至中控模块；

所述压力感应装置，用于检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，并传出至中控模块；

所述可变形触板，用于在启动时以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击；

所述中控模块，用于接收所述心电r波及压力信号，并在可变形触板以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击时，测量可变形触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源模块向气囊内送气，此时压力感应装置会持续检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，直到设定阈值；

所述中控模块，还用于根据所述心电r波实时推算心脏的收缩期和舒张期，并控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程。

具体的是，所述分体式囊套一及分体式囊套二均包括十六个节段的气囊单元。

进一步的是，所述气囊的在未充气时的形状为正六边形。

具体的是，所述气源模块包括电磁阀、气压泵、储气罐、导气管、排气阀和消音阀，所述电磁阀用于接收中控模块的控制信号，并实时将控制信号传递给气压泵，所述控制信号包括充气信号、保持信号和释放信号，所述消音阀用于减少排气过程中的空气噪音；

当接收到充气信号时，气压泵将储气罐内的压缩空气压缩至导气管；

当接收到保持信号时，气压泵停止充气；

当接收到释放信号时，排气阀启动排气。

进一步的是，所述中控模块控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程时，具体为：在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以大约50ms的时差序贯充气，在收缩期，气囊迅速同步排气。

具体的是，还包括数据处理模块，所述数据处理模块，用于对采集的心电r波及压力信号进行滤波去噪，并将滤波并去噪后的心电r波及压力信号传输至中控模块。

进一步的是，还包括显示模块，所述显示模块包括实时监测面板，所述实时监测面板，用于显示开始时间、设定防治时间、结束时间、各节段实时压力变化数据和动态曲线及ii导联心电图波形。

具体的是，还包括参数设置模块和振动控制模块，每个节段的气囊单元还包括振动发生装置；

所述参数设置模块调整相关参数，所述相关参数包括：防治时长、振动频率范围、振幅范围、压力范围、防治模式及调节按键，所述调节按键至少包括应急停止按键，按下应急停止按键，能够即刻断电所有振动发生装置停止工作；

所述中控模块，用于根据计算出的肌肉组织弹性及所述相关参数，设置振动发生装置的振动幅度范围，并在需要振动时向振动控制模块发送振动控制信号；

所述振动控制模块，用于当接收到所述振动控制信号时，计算出实时的振动幅度控制信号，并发送给振动发生装置；

所述振动发生装置，用于根据接收的实时的振动幅度控制信号，控制发出相应振动幅度及相应频率的垂直机械振动。

进一步的是，所述显示模块还包括参数设置面板，所述参数设置面板的显示信息包括各振动发生装置的实时振幅、频率及持续时间。

具体的是，所述相应振动频率的范围为：30-45hz，相应振动幅度的范围为：1.0-2mm。

本发明的有益效果是，通过上述用于防治肌少症的体外反搏装置，对患者体位无要求，无需患者主动配合，可以在重度衰弱或卧床的老年肌少症患者中实施；从微循环的途径对肌少症进行干预；能够根据用户下肢肌群的体积和骨骼肌弹性自适应地调整气囊大小和空气波压力至合适的水平。

并且，本申请首次将体外反搏技术用于改善外周微循环，从而用于防治肌少症；也是首次将体外反搏和局部振动防治相结合，从而在一个设备上同时实现体外反搏和局部振动防治，节约了防治时间和费用。

另外，既往体外反搏技术均采用大气囊式囊套设计，囊套对肢体产生的压力为固定值。事实上，由于不同患者肢体的骨骼肌和脂肪组织的比例不一，组织弹性的变异也很大，采用固定压力不能适应不同组织局部的压力需求，从而降低效果。而本申请采用了节段式设计和压力自适应技术，将大腿和小腿囊套各分成了多个节段，每个节段有独立的压力感应装置，每个节段需要达到的目标压力有各节段对应的压力感应装置实时测量和调整。既保证了囊套与肢体组织的完全贴合，又便于精准控制气囊压力，从而提高体外反搏的效率。

附图说明

图1为本发明实施例2用于防治肌少症的体外反搏装置的各模块之间的关联图。

具体实施方式

下面结合实施例及附图，详细描述本发明的技术方案。

本发明所述用于防治肌少症的体外反搏装置，包括心电信号采集模块、中控模块、气源模块及分体式囊套，其中，分体式囊套包括分体式囊套一及分体式囊套二，分体式囊套一及分体式囊套二均包括多个节段的气囊单元，每个节段的气囊单元至少包括压力感应装置和多个气囊，压力感应装置至少包括可变型触板；

分体式囊套一及分体式囊套二用于分别包裹在用户的大腿和小腿的相应位置；

心电信号采集模块，用于采集心电信号，通过心电信号计算出用户的心电r波，并传输至中控模块；

压力感应装置，用于检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，并传出至中控模块；

可变形触板，用于在启动时以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击；

中控模块，用于接收心电r波及压力信号，并在可变形触板以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击时，测量可变形触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源模块向气囊内送气，此时压力感应装置会持续检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，直到设定阈值；

中控模块，还用于根据心电r波实时推算心脏的收缩期和舒张期，并控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程。

上述系统中，分体式囊套一及分体式囊套二均优选包括十六个节段的气囊单元；气囊的在未充气时的形状优选为正六边形。

气源模块可以包括电磁阀、气压泵、储气罐、导气管、排气阀和消音阀，电磁阀用于接收中控模块的控制信号，并实时将控制信号传递给气压泵，控制信号包括充气信号、保持信号和释放信号，消音阀用于减少排气过程中的空气噪音；

当接收到充气信号时，气压泵将储气罐内的压缩空气压缩至导气管；

当接收到保持信号时，气压泵停止充气；

当接收到释放信号时，排气阀启动排气。

中控模块控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程时，具体为：在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以50ms的时差序贯充气，在收缩期，气囊迅速同步排气。

该系统还可包括数据处理模块，数据处理模块，用于对采集的心电r波及压力信号进行滤波去噪，并将滤波并去噪后的心电r波及压力信号传输至中控模块。

该系统还可包括显示模块，显示模块包括实时监测面板，实时监测面板，用于显示开始时间、设定防治时间、结束时间、各节段实时压力变化数据和动态曲线及ii导联心电图波形等。

该系统还可包括参数设置模块和振动控制模块，每个节段的气囊单元还包括振动发生装置；

参数设置模块调整相关参数，相关参数包括：防治时长、振动频率范围、振幅范围、压力范围、防治模式及调节按键等，调节按键至少包括应急停止按键，按下应急停止按键，能够即刻断电所有振动发生装置停止工作；

中控模块，用于根据计算出的肌肉组织弹性及相关参数，设置振动发生装置的振动幅度范围，并在需要振动时向振动控制模块发送振动控制信号；

振动控制模块，用于当接收到振动控制信号时，计算出实时的振动幅度控制信号，并发送给振动发生装置；

振动发生装置，用于根据接收的实时的振动幅度控制信号，控制发出相应振动幅度及相应频率的垂直机械振动。

进一步的是，显示模块还包括参数设置面板，参数设置面板的显示信息包括各振动发生装置的实时振幅、频率及持续时间。

具体的是，相应振动频率的范围为：30-45hz，最佳振动频率范围为：35-40hz，相应振动幅度的范围为：1.0-2mm，最佳振动幅度范围为：1.1-1.5mm。

实施例1

本实施例用于防治肌少症的体外反搏装置，包括心电信号采集模块、数据处理模块、显示模块、中控模块、气源模块及分体式囊套，其中，分体式囊套包括分体式囊套一及分体式囊套二，分体式囊套一及分体式囊套二均包括多个节段的气囊单元，每个节段的气囊单元至少包括压力感应装置和多个气囊，压力感应装置至少包括可变型触板；

分体式囊套一及分体式囊套二用于分别包裹在用户的大腿和小腿的相应位置；

心电信号采集模块，用于采集心电信号，通过心电信号计算出用户的心电r波，并传输至中控模块；

压力感应装置，用于检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，并传出至中控模块；

可变形触板，用于在启动时以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击；

数据处理模块，用于对采集的心电r波及压力信号进行滤波去噪，并将滤波并去噪后的心电r波及压力信号传输至中控模块；

显示模块包括实时监测面板，实时监测面板，用于显示开始时间、设定防治时间、结束时间、各节段实时压力变化数据和动态曲线及ii导联心电图波形；

中控模块，用于接收心电r波及压力信号，并在可变形触板以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击时，测量可变形触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源模块向气囊内送气，此时压力感应装置会持续检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，直到设定阈值；

中控模块，还用于根据心电r波实时推算心脏的收缩期和舒张期，并控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程。

本例中，分体式囊套一及分体式囊套二均包括十六个节段的气囊单元；气囊的在未充气时的形状为正六边形。

气源模块包括电磁阀、气压泵、储气罐、导气管、排气阀和消音阀，电磁阀用于接收中控模块的控制信号，并实时将控制信号传递给气压泵，控制信号包括充气信号、保持信号和释放信号，消音阀用于减少排气过程中的空气噪音；

当接收到充气信号时，气压泵将储气罐内的压缩空气压缩至导气管；

当接收到保持信号时，气压泵停止充气；

当接收到释放信号时，排气阀启动排气。

中控模块控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程时，具体为：在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以大约50ms的时差序贯充气，在收缩期，气囊迅速同步排气。

实际应用时，在患者的小腿和大腿段包裹特制的带有压力感应装置的气囊套。使用者大腿和小腿固定好囊套后，使用者按压“控制面板”的“准备”键，囊套内壁的带有压力感应装置的可变形触板会以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击，中控模块测量触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源系统向囊袋内送气，此时可变形触板上的压力感应装置会持续检查接触面压力，直到设定阈值。本实施例的气囊套采用节段式设计，大腿和小腿囊套分别包含十六个节段；每个节段由数百个六边形立方体小气囊和1个压力传感器组成，每个节段的充气量由该节段所属的压力传感器测定的组织弹性决定。

通过由心电信号采集系统检出患者的心电图r波，通过中控模块实时推算心脏的收缩期和舒张期，据此指令气源系统对各段气囊顺序进行充气和排气过程。在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以大约50ms的时差序贯充气，提高舒张压，增加回心血流；在收缩期气囊迅速同步排气，下肢减压后，动脉舒张，接纳来自主动脉的血液，从而达到改善下肢肌肉组织微循环的目的。

本实施例首次将体外反搏技术用于改善外周微循环，从而用于防治肌少症，既往体外反搏技术均采用大气囊式囊套设计，囊套对肢体产生的压力为固定值。事实上，由于不同患者肢体的骨骼肌和脂肪组织的比例不一，组织弹性的变异也很大，采用固定压力不能适应不同组织局部的压力需求，从而降低效果。本实施例采用了节段式设计和压力自适应技术，将大腿和小腿囊套各分成了十六个节段，每个节段有独立的压力感应装置，每个节段需要达到的目标压力有各节段对应的压力感应装置实时测量和调整。既保证了囊套与肢体组织的完全贴合，又便于精准控制气囊压力，从而提高体外反搏的效率。

实施例2

本发明实施例用于防治肌少症的体外反搏装置，各模块之间的关联图参见图1，其中，该系统包括心电信号采集模块、中控模块、数据处理模块、显示模块、参数设置模块、振动控制模块、气源模块及分体式囊套，其中，分体式囊套包括分体式囊套一及分体式囊套二，分体式囊套一及分体式囊套二均包括多个节段的气囊单元，每个节段的气囊单元至少包括压力感应装置和多个气囊，压力感应装置至少包括可变型触板，每个节段的气囊单元包括振动发生装置。

本例的用于防治肌少症的体外反搏装置中：

参数设置模块调整相关参数，相关参数包括：防治时长、振动频率范围、振幅范围、压力范围、防治模式及调节按键等，调节按键至少包括应急停止按键，按下应急停止按键，能够即刻断电所有振动发生装置停止工作，应急停止的优先级高于所有振动发生器中的预设的工作程序。

振动控制模块，用于当接收到振动控制信号时，计算出实时的振动幅度控制信号，并发送给振动发生装置。

振动发生装置，用于根据接收的实时的振动幅度控制信号，控制发出相应振动幅度及相应频率的垂直机械振动。

分体式囊套一及分体式囊套二用于分别包裹在用户的大腿和小腿的相应位置。

心电信号采集模块，用于采集心电信号，通过心电信号计算出用户的心电r波，并传输至中控模块。

压力感应装置，用于检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，并传出至中控模块。

气源模块括电磁阀、气压泵、储气罐、导气管、排气阀和消音阀，电磁阀用于接收中控模块的控制信号，并实时将控制信号传递给气压泵，控制信号包括充气信号、保持信号和释放信号，消音阀用于减少排气过程中的空气噪音；当接收到充气信号时，气压泵将储气罐内的压缩空气压缩至导气管；当接收到保持信号时，气压泵停止充气；当接收到释放信号时，排气阀启动排气。

可变形触板，用于在启动时以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击。

数据处理模块，用于对采集的心电r波及压力信号进行滤波去噪，并将滤波并去噪后的心电r波及压力信号传输至中控模块。

显示模块包括实时监测面板，实时监测面板，用于显示开始时间、设定防治时间、结束时间、各节段实时压力变化数据和动态曲线及ii导联心电图波形，显示模块还包括参数设置面板，参数设置面板的显示信息包括各振动发生装置的实时振幅、频率及持续时间。

中控模块，用于接收心电r波及压力信号，并在可变形触板以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击时，测量可变形触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源模块向气囊内送气，此时压力感应装置会持续检测对应节段的气囊单元与用户下肢接触处的压力信号，直到设定阈值。

中控模块，用于根据计算出的肌肉组织弹性及相关参数，设置振动发生装置的振动幅度范围，并在需要振动时向振动控制模块发送振动控制信号。

中控模块，还用于根据心电r波实时推算心脏的收缩期和舒张期，并控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程，中控模块控制气源模块对各节段气囊顺序进行充气和排气过程时，具体为：在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以大约50ms的时差序贯充气，在收缩期，气囊迅速同步排气。

本例中，分体式囊套一及分体式囊套二均包括十六个节段的气囊单元；气囊的在未充气时的形状为正六边形。

实际应用时，在患者的小腿和大腿段包裹特制的带有振动和压力感应装置的气囊套。使用者大腿和小腿固定好囊套后，使用者按压“控制面板”的“准备”键，囊套内壁的带有压力感应装置的可变形触板会以一定的速率向下肢肌群释放一个轻柔的冲击，中控模块测量触板回弹的速率和强度，计算肌肉组织弹性，根据计算结果控制气源系统向囊袋内送气，此时可变形触板上的压力感应装置会持续检查接触面压力，直到设定阈值。本申请的充气囊套采用节段式设计，大腿和小腿囊套分别包含十六个节段；每个节段由数百个六边形立方体小气囊和1个压力传感器和振动发生器组成，每个节段的充气量由该节段所属的压力传感器测定的组织弹性决定。

通过由心电信号采集系统检出患者的心电图r波，通过中控模块实时推算心脏的收缩期和舒张期，据此指令气源系统对各段气囊顺序进行充气和排气过程。在心脏舒张期，各段气囊由远而近地以大约50ms的时差序贯充气，提高舒张压，增加回心血流；在收缩期气囊迅速同步排气，下肢减压后，动脉舒张，接纳来自主动脉的血液，从而达到改善下肢肌肉组织微循环的目的。

同时，通过位于囊套内的振动发生器发出低强度高频率的垂直机械振动，振动频率范围：30-45hz，最佳频率35-40hz；振幅范围：1.0-2mm，最佳振幅1.1-1.5mm。振幅大小由中控模块根据传感器测定的骨骼肌弹性在设定的范围内自动调节，骨骼肌弹性越大则振幅越大，骨骼肌弹性越小则振幅越小。

本实施例中，振动频率和防治时长可以由医务人员设定，振动幅度可以由医务人员设定范围，根据中控模块计算得出的肌肉组织弹性值，实时在设定的范围内自动调节振幅。

现有体外反搏技术主要用于防治冠心病、心绞痛、充血性心衰和缺血性卒中。本实施例首次将体外反搏技术用于改善外周微循环，从而用于防治肌少症；也是首次将体外反搏和局部振动防治相结合，从而在一个设备上同时实现体外反搏和局部振动防治，节约了防治时间和费用。

既往体外反搏技术均采用大气囊式囊套设计，囊套对肢体产生的压力为固定值。事实上，由于不同患者肢体的骨骼肌和脂肪组织的比例不一，组织弹性的变异也很大，采用固定压力不能适应不同组织局部的压力需求，从而降低效果。本申请采用了节段式设计和压力自适应技术，将大腿和小腿囊套各分成了十六个节段，每个节段有独立的压力感受器，每个节段需要达到的目标压力有各节段对应的压力感受器实施测量和调整。既保证了囊套与肢体组织的完全贴合，又便于精准控制气囊压力，从而提高体外反搏的效率。

局部振动发生装置的振动幅度由中控模块根据传感器测定的骨骼肌弹性在设定的范围内自动调节，骨骼肌弹性越大则振幅越大，骨骼肌弹性越小则振幅越小。既避免振幅过大造成肌肉软组织损伤，又保证深层骨骼肌收到充分的振动刺激。