基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统的制作方法

本发明属于心脏辅助技术领域，具体涉及一种基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统。

背景技术：

每年死于心力衰竭的患者不计其数，icu中约70％的危重症病人最终死于心力衰竭。根据中国卫生统计年鉴，中国心衰患者总数约为1000万，心衰患者每年增速为18％，因此，心脏急救治疗、心脏康复相关产品的市场需求巨大，由于心脏自身具有波动性，辅助及康复相关产品都需要和心脏自身同步，从而达到辅助要求，然而，这类产品大都通过机械装置来改变人体血液分布，以达到改善部分器官血流量的目的。

技术实现要素：

本发明的目的在于克服现有技术中的不足，提供一种基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统。

为了实现上述目的，本发明采用以下技术方案予以实现：

一种基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统，包括：

异构双核处理器，其具有用于信号采集与算法实现的dsp芯片、用于系统控制以及界面交互显示的arm处理器，所述dsp芯片与所述的arm处理器以共享内存的方式交互；

心电信号采集模块，其与所述的异构双核处理器通信连接，包括5个采集通道、一个驱动导联、多个ic并联、至少10个电极的测量主器件adas1000；

心阻抗信号检测模块，其与所述的异构双核处理器通信连接；

加压释压模块，其与使用者的肢体接触；

压力采集模块，其与使用者的肢体接触并与所述的异构双核处理器通信连接，用于采集所述加压释压模块对使用者肢体的压力；

接触压力控制模块，其与所述的异构双核处理器通信连接，并控制所述的加压释压模块对使用者的肢体加压或释压。

优选的，所述的基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统还包括：

ui界面波形刷新与显示模块，其通过vga通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

优选的，所述的心电信号采集模块通过spi通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

优选的，所述心阻抗信号检测模块获取心阻抗信号的方法是在胸腔的两端安放电极，经过电极联线向胸部输入高频低幅恒量电流，并检测胸腔两端之间的电压信号随时间的变化来获得心阻抗信号。

优选的，所述的加压释压模块包括空气压缩机、电磁阀、气箱和气囊，以所述的空气压缩机为压力来源，所述的气箱内储存有稳定压力的气体；

所述的接触压力控制模块通过电磁阀的开关将所述气箱中的压力瞬间释放到与人肢体接触的气囊中。

优选的，所述的压力采集模块通过并口通信协议与所述的异构双核处理器通信连接。

优选的，所述的接触压力控制模块通过iic通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

与现有技术相比，本发明具有以下技术效果：

本发明提供的基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统，通过采用心阻抗信号作为触发信号，实时性好，能够实时的反映出心脏的状态；通过实时监测心排量等深层次生理参数，准确的评价辅助心脏的效果，对辅助心脏进行有效的实时调整具有重要的指导意义。

本发明的其他特征和优点将在随后的具体实施方式中予以详细说明。

附图说明

图1为本发明提供的基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统的框图；

图2为心电、icg阻抗和脉搏波随时间变化的示意图；

图3为本发明中一个具体实施例的阻抗一阶微分|(dz(t)/dt)|与时间t的关系曲线图。

具体实施方式

以下结合附图对本发明的具体实施方式进行详细说明。应当理解的是，此处所描述的具体实施方式仅用于说明和解释本发明，并不用于限制本发明。

结合图1所示，本发明提供了一种基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统，其包括异构双核处理器、心电信号采集模块、心阻抗信号检测模块、加压释压模块、压力采集模块和接触压力控制模块；其中，所述的异构双核处理器具有用于信号采集与算法实现的dsp芯片、用于系统控制以及界面交互显示的arm处理器，所述dsp芯片与所述的arm处理器以共享内存的方式交互；所述的心电信号采集模块与所述的异构双核处理器通信连接，包括5个采集通道、一个驱动导联、多个ic并联、至少10个电极的测量主器件adas1000；所述的心阻抗信号检测模块与所述的异构双核处理器通信连接；所述的加压释压模块与使用者的肢体接触；所述的压力采集模块与使用者的肢体接触并与所述的异构双核处理器通信连接，用于采集所述加压释压模块对使用者肢体的压力；所述的接触压力控制模块与所述的异构双核处理器通信连接，并控制所述的加压释压模块对使用者的肢体加压或释压。

本发明所述的基于心阻抗的同步辅助心脏控制系统还包括ui界面波形刷新与显示模块，所述的ui界面波形刷新与显示模块通过vga通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

所述的心电信号采集模块通过spi通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

所述心阻抗信号检测模块获取心阻抗信号的方法是在胸腔的两端安放电极，经过电极联线向胸部输入高频低幅恒量电流，并检测胸腔两端之间的电压信号随时间的变化来获得心阻抗信号。

本发明中，所述的加压释压模块包括空气压缩机、电磁阀、气箱和气囊，以所述的空气压缩机为压力来源，所述的气箱内储存有稳定压力的气体；所述的接触压力控制模块通过电磁阀的开关将所述气箱中的压力瞬间释放到与人肢体接触的气囊中。

所述的压力采集模块通过并口通信协议与所述的异构双核处理器通信连接。

所述的接触压力控制模块通过iic通信接口与所述的异构双核处理器通信连接。

本发明中，通过获取多导联实时人体心电信号波形，实时心阻抗信号波形来确定当前人体心脏的状态特征点，通过实时控制压力控制模块加压和释压，达到心脏的同步辅助功能；在心脏的舒张期加压，心脏的收缩期释压，再通过加压释压后变化的心阻抗信号波形反馈来判断当前寻找到的心脏的状态特征点是否合适，同时利用心阻抗模型来计算心排量，达到实时监控辅助心衰辅助效果的目的。

结合图2所示，本发明采用心阻抗信号来实时反映心脏状态，其具有特征点明显的优势，解决了采用脉搏波信号时延时较大，无法实时反映心脏状态的缺点。结合图3所示为|(dz(t)/dt)|与时间t的关系曲线图；其中，x点的时候系统加压，b点为释压时机。

本发明中所述的心阻抗模型是电测速法模型，这是基于主动脉血液传导性在心动周期内发生变化，在主动脉瓣打开前红细胞排列随机，在主动脉瓣打开后红细胞快速规律排列。基于本领域技术人员所知晓的，-dz(t)/dt的峰值振幅越高，流速越快，心脏的收缩性越高。

本发明中所述的电测速模型以icon作为收缩指标(icon为心肌收缩指数)，icon＝|(dz(t)/dt)min|/z0×1000；z(t)为心阻抗与时间的变化关系曲线；

心排量的计算公式为：

其中，vept与人体质量有关，|dz(t)/dt|min为阻抗微分最小值，z0为基础阻抗，ftc为射血时间的矫正值，且

最终心排量的计算公式为：co＝sv×hr；

其中，sv为每搏输出量，hr为心率。

通过与超声心动图对比，校正vept的值，我们取体重的16倍作为vept，计算心排量的实际值。

在本发明的一个具体的实施例中，以体重为70kg的李某为例，其射血时间为275ms，一个心动周期时间为1s，dz的最大值为1.9，基础阻抗为26欧姆；

代入公式

计算得到sv＝90ml，进一步的，co＝sv×hr，计算得到co＝5.4l/min。

以上结合附图详细描述了本发明的优选实施方式，但是，本发明并不限于上述实施方式中的具体细节，在本发明的技术构思范围内，可以对本发明的技术方案进行多种简单变型，这些简单变型均属于本发明的保护范围。

另外需要说明的是，在上述具体实施方式中所描述的各个具体技术特征，在不矛盾的情况下，可以通过任何合适的方式进行组合。为了避免不必要的重复，本发明对各种可能的组合方式不再另行说明。

此外，本发明的各种不同的实施方式之间也可以进行任意组合，只要其不违背本发明的思想，其同样应当视为本发明所公开的内容。