呼吸和心排量联合监测设备的制作方法

本发明涉及一种呼吸和心排量联合监测设备。

背景技术：

心排量直接反映了心脏的射血能力，是评价心功能的核心指标。但是单纯的心功能检测又不能完全体现一个人的健康情况，一般我们用心肺功能来评价人体的代谢健康状态。对心肺功能评价就需要同时对心排量和呼吸变化这两个重要指标进行同时监测。但是市场上的大多数监测设备并不具备同时对这两个参数进行联合监测的能力，也有一些设备意识到了呼吸和泵血同时监测的重要性，但是由于二者监测原理和方式的差异，设计出的监测系统不适合长时间实时监测。将呼吸和心排量两个指标高效地结合成为了急需解决的问题。

传统的心排量和呼吸的监测原理与过程差异较大，很难实现同时的联合监测。心排量监测的方法包括：有创的热稀释法、微创的压力记录分析法、无创的多普勒超声法、无创的生物阻抗法和无创的重呼吸法等。呼吸监测的主要方法有呼吸流量测定法、呼气末二氧化碳测定法和呼吸胸阻抗测定法。从原理上讲，由于种种原因，两者并不容易结合，互相之间会产生影响或者不适合长时间无创监测。

技术实现要素：

本发明的目的是解决现有设备对呼吸和心排量只能分别进行监测，不能将呼吸和心排量的监测相结合，即不能由一台设备同时监测心肺功能，导致监测时间长，增加患者痛苦的技术问题。

为实现以上发明目的，本发明提供一种呼吸和心排量联合监测设备，包括呼吸流量计，所述呼吸流量计用于定标呼吸系数；信号发生装置，所述信号发生装置用于产生50khz，500ua的正弦波信号；载波经过人体后的传感装置，用于对传入信号进行初步处理；模数转换器，用于将模拟信号转化为数字信号，便于数据的进一步运算；中央处理单元，用于对所述呼吸流量计、信号发生装置、载波经过人体后的传感装置和模数转换器进行统一管理和控制，并对采集数据进行初步处理；可视化设备，用于显示呼吸和心排量监测结果。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：

本发明可以优化心肺功能的评价，解决将呼吸和心排量相结合的难点。

附图说明

图1为本发明一个实施例的硬件原理示意图；

图2为本发明一个实施例的信号处理流程图；

图3为本发明一个实施例中分离出的心排量信号示意图；

图4为本发明一个实施例中心排量信号导数示意图；

图5为本发明一个实施例中呼吸阻抗变化示意图；

图6为本发明一个实施例中屏住呼吸状态下的阻抗变化图；

图7为本发明一个实施例中导联方式示意图；

图8为本发明一个实施例的工作状态示意图。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例对本发明作优选说明。

如图1所示，本发明一个实施例的呼吸和心排量联合监测设备，包括以下几个部分：(1).用于定标呼吸系数的呼吸流量计，(2).信号发生装置，产生50khz，500ua的正弦波信号，且产生频率和正弦波信号的有效值可调，(3).载波经过人体后的传感装置，用于对传入信号初步处理，(4).对信号的模数转换以及各种通讯协议下的接口，方便将模拟信号数字化处理，以及数据的进一步运算，(5).中央处理单元，对设备的各个模块统一管理和控制，也可以对采集数据简单的处理，(6).可视化的设备，更为直观的了解产生的各个信号特点以及计算参数。

为了得到更加优化的信号，同时提高信号的完整性，我们设计了如图7的导联方式。图7中的注入电极放置于剑突位置，接收电极分别位于正中颈部下根和左胸腔边沿。在注入电极的路径上，分别放置两个测量电极，这样就可以形成一个较好的导联方式。在竖直方向上，注入电极处于对称位置，且锁骨中央到剑突方向上的电流密度分布较为均匀，同时测量电极所处环境相对固定有利于心排量的测量。在锁骨中央到剑突方向上靠近主动脉，能够获得电流密度沿大动脉方向上较大的分量。对于水平方向上的放置，可以测得较为明显的呼吸信号，且路径方向与大动脉流向垂直，心排量干扰较小。

导联方式的选择要分别考虑呼吸和心排量信号的各自最佳导联方式，同时尽量做到互不干扰。图7中的导联方式共用一个注入电极，避免了不同方向的注入电流对电流密度分布的影响。同时我们需要选取心电信号作为心排量信号的辅助参考，该导联方式靠近心脏，能获得较为明显的心电信号，同时也避免过于靠近心脏，减少心脏跳动所带来的运动干扰。

而为了更好的联合评价心肺功能，本发明定义了心状态和呼吸状态两个参数来评估心肺功能。用心指数ci/ci(标准值)代表心状态（cs），用ri/ri(标准值)来代表呼吸状态(rs)。通过这两个参数设定阈值来判断当前的心肺功能情况。

对于呼吸的定标问题，本发明采用的是一种个体定标和群体定标相结合的方式。理论上的呼吸量应该和呼吸阻抗变化量接近正相关，但是实际上实验发现，二者的关系更接近于二次曲线模型，所以我们用二次曲线来对每个个体进行拟合，求出相关定标方程，通过统计学的方法分析，呼吸和呼吸阻抗变化的关系和人体的性别，脂肪含量等因素有关，所以提出根据统计学的群体定标策略。

图1描述了整个系统的硬件结构图，包括信号激励源产生50khz，有效值为500ua正弦交流电，隔离变压器，将心电信号隔离(心电信号为心肌电活动自主产生，而心排量信号和呼吸信号为交变载波产生，所以可以通过隔离变压器)，前置仪表放大有较高共模抑制比，抑制温漂。有源整流加低通滤波，去除载波，获得单向包络信号。后续滤波处理应设置为可选的滤波器组，分别获取心排量信号和呼吸信号。

图2为信号处理流程图，描述了从激励信号开始的信号变化以及数据处理流程

图3分离出的心排量信号示意图

图4心排量信号导数示意图，其中b点为射血起点，x为射血终点，c波最大值点确定dz/dt(max)，t为射血时间。心排量的计算主要靠这几个点，其它点也蕴含着心脏的重要信息。

图5呼吸阻抗变化示意图，δz为一次阻抗变化的峰峰值，与呼吸变化近似成正比，利用比例系数可以求出一次呼吸的潮气量，进一步获取其他参数。

图6为屏住呼吸状态下的阻抗变化图。

图7推荐导联方式，可获取较为优化的呼吸信号和心排量信号。纵向方向表示心排量信号测量，横向方向表示呼吸变化量测量，二者共用一个注入电极。

图8系统工作示意图，图中表示系统呼吸定标时的工作状况。通过呼吸流量计获取实际的通气量，对应呼吸波形，计算获得定标方程，一段时间后撤离呼吸流量计便可将呼吸阻抗变化校正表示呼吸量变化。

具体的，本设备至少包括以下几个部分：1.用于定标呼吸系数的呼吸流量计，2.信号发生装置，产生50khz，500ua的正弦波信号，且产生频率和正弦波信号的有效值可调，3.载波经过人体后的传感装置，用于对传入信号初步处理，4.对信号的模数转换以及各种通讯协议下的接口，方便将模拟信号数字化处理，以及数据的进一步运算，5.中央处理单元，对设备的各个模块统一管理和控制，也可以对采集数据简单的处理，6.可视化的设备，更为直观的了解产生的各个信号特点以及计算参数。由于通信接口的存在，我们可以将数据通过蓝牙等设备上传到电脑上，通过上位机软件对采集的数据进一步处理和分析。其中信号发生装置可以用dds技术产生产生一个具体的频率的电流信号，当作信号发生装置中的电流源。传感装置应包括：等比变压器，输入信号的前置放大电路，工频滤波电路，有源整流流电路和解调电路。电流信号经过人体可以看作是一个调制的过程，我们检测的信号为电压信号，为了得到有用的包络信号，我们需要将载波信号滤除。利用低通滤波器将载波信号滤除后，应该将信号分别分成两个以上的通道处理。通道1为呼吸信号的处理，设置可选的低通滤波器比如30/min，40/min，50/min等，将呼吸信号分离，通道2为心排量信号处理，设置可选的带通滤波器，比如30/min~200/min，40/min~200/min，分离出心排信号，如果是利用计算机处理，也可将通道1，通道2输出的信号在计算机上进行软件滤波处理。同时对心排量信号的计算需要其信号的导数，所以一般心排量信号的处理中会多出微分电路或者软件的微分处理。

对于心排量和呼吸阻抗联合测量的导联方案要同时考虑心排量和呼吸阻抗导联的各自最优和结合最优，心排量的测量电极的放置最佳位置主要考虑的因素有：

(1)测量部位的生理结构影响，电极应该尽量贴附在人体较为稳定的部位，不容易产生运动的干扰。同时注入电极应该尽量靠近较大动脉，有利于电流在该方向上的传导。

(2)测量电极一般应该考虑贴附在电流密度最大的路径上，保证信号的变化比较明显，同时贴附的方向尽量选择沿大动脉的流向方向。

(3)尽管其他贴附也能够测得需要的信号，但是有研究表明，较优的贴附方式，测量电极连线上的电流密度分布应该较为均匀，也就是电势在测量方向连线上基本等梯度变化。

(4)为了减少电极与皮肤接触的接触电阻干扰，以及注入电流端的电流密度一般较大的影响，测量采用四电极法，即两个输入两个电流电极，两个测量电极

(5)由于部分患者心脏左右心室的射血速率不一定相同，同时也为了电流分布较为均匀，很多设备的导联的注入电极是在左右胸腔同时注入的。这样对于左右心室射血速率不同的人来说，可能得到到双峰状的c波。

(6)电极放置位置的方便性和通用性。

最初的心排量测量装置多是带状电极，带状电极较为牢固，同可以有多个电流注入点，比较符合原本的圆桶模型···，但是由于带状电极安装固定较为麻烦，且长时间穿戴有不适感，所以逐渐被点状电极给取代。

点状电极取代带状电极比较重要的要求就是电流密度分布的均匀性，本设备充分考虑了这点。

呼吸测量电极的放置最佳位置主要考虑的因素：

(1)心排量信号的影响较弱，连接线最好与大动脉流向方向正交。

(2)体现较为明显的胸廓和肺部的变化。

(3)放置位置除胸廓变化外，其他的运动较少，能稳定牢固放置。

(4)电极放置位置的方便性和通用性。

有研究表明呼吸测量比较好的方式均是横向的放置方式。

要做到两者共同测量，如果直接将两者的最佳导联方式分别注入电流的话，并不能得到较好的信号。由于两种导联方式最佳放置位置上的不对称，以及分别注入的电流在幅值，频率以及相位上的不同，同时作用在人体，会导致人体胸腔电流分布的不均匀，以及各自信号的干扰。这种干扰的复杂性给心排量和呼吸的联合检测带来了困难。

为了解决这个问题，比较好的方法是呼吸和心排量的注入电极共用同一个信号电流源，同时为了保证电流分布的均匀性，两者的注入电极最好也能共用。本设备的导联方案就是遵循上述的原则设计的。

同时给出了心肺功能的评估方法：

正常人的心肺功能一般是衡量在运动状态下进行测试，主要是评价心肺的耐受能力。但是这项标准对于病人来说不适合，特别是行动不方便的病人。对于此类病人，心肺的耐受能力不是特别重要，但是对每一时刻的心肺状态的监测特别重要。对于心肺状态的，我们可以按照不同人的身体特征来评估。实际上，身体矮小和高大的人新陈代谢水平明显不同，用心输出量的绝对值进行不同个体之间的心功能比较显然不够全面，一般用心指数衡量，即心排量/体表面积，而呼吸与体重身高等参数有关，定义每分钟通气/bmi为ri，用来衡量呼吸能力。用心指数ci/ci(标准值)代表心状态（cs），用ri/ri(标准值)来代表呼吸状态(rs)。当心状态低于80%或者呼吸状态低于75%时，设置一个报警器，提醒监护者病人的心肺状态不佳。当然这个阈值是可调的，可以根据监护人员的经验进行调整。

呼吸波形定标和校正方案：

由于阻抗法测量呼吸的值为阻抗值，且没有固定的公式能将阻抗值直接转化为呼吸量，故传统的阻抗法呼吸测量均需要配置呼吸流量计等通气类仪器进行呼吸定标。我们提出一种将传统呼吸定标和人体参数预测相结合的方法对设备进行定标。图8为系统工作示意图，通过呼吸流量计获取实际的通气量。实际上的呼吸和胸阻抗的曲线更类似于二次曲线。可以通过二次曲线拟合获取定标方程。使用前定标一段时间，拟合获得定标曲线后，将小型呼吸流量计撤离。记录佩戴的大致位置，保证每次穿戴的位置尽量相同（建议使用者输入性别，胸围，肩胛骨皮褶厚度）。

在长期获取这类定标数据后，佩戴前给予佩戴位置的指示，使佩戴位置相对固定。利用人群的实验数据，给予固定的定标曲线，输入测量者个体的性别，胸围，肩胛骨皮褶厚度，同时确定被测者所处的姿态。通过大量使用者的数据，可以获得相关的统计特性。

后期，在数据的积累下，可以得出一个比较合适的人群类定标系统。同时根据大数据不断调整更新人群定标曲线。

以上述依据本发明的理想实施例为启示，通过上述的说明内容，相关工作人员完全可以在不偏离本项发明技术思想的范围内，进行多样的变更以及修改。本项发明的技术性范围并不局限于说明书上的内容，必须要根据权利要求范围来确定其技术性范围。