一种心脏疲劳程度测评方法及装置与流程

本发明涉及医疗设备技术领域，具体涉及人体心脏性能方面的测评方法和装置。

背景技术：

心脏是维持血液循环的动力装置，是实现泵血功能的肌肉器官，起到了血液泵的作用，把血液运行至身体各个部分，保障机体正常的新陈代谢，维持生命。肌肉组织在长期、高强度的工作负荷下，都会产生疲劳现象，表现为乏力、疼痛及功能降低。心脏疲劳产生后如果不能及时去除导致心脏疲劳的因素，心脏疲劳状态得不到缓解，长期的疲劳积累心脏会出现过劳、损伤、功能衰竭，甚至心跳骤停，随时威胁人们的生命安全。

有研究表明：发生心脏性猝死的患者，在猝死事件发生前普遍存在严重心脏疲劳现象。

心脏疲劳只是心脏功能降低的一种暂时的状态，这种心脏功能的降低如果得到及时的调整和休息，心脏的功能便能得到恢复，避免心脏不良事件的发生。然而心脏的疲劳不像骨骼肌的疲劳那样容易被人们感知，因此急需一种可以反应心脏疲劳状况的指标提醒人们的注意，及时缓解心脏疲劳状态，降低心脏病的死亡风险。

心电信号：心脏在每个心动周期中都伴随着规律的生物电的变化，通过心电描记器从体表引出多种形式的电位变化曲线即为心电图。心电图中一个正常心动周期通常有p波、qrs波群和t波组成，其中p波代表心房的除极过程，qrs波群代表心室的除极过程，t波代表心室的复极过程。

心电图检查是临床诊断心律失常和缺血性心脏病最常用的手段，也是分析心脏搏动节律变化的最佳方法。

心音信号：心音是心脏和大血管活动中的振动产生的声音。心音按其在心动周期中出现的先后次序，依次命名为第一心音(s1)，第二心音(s2)，第三心音(s3)，第四心音(s4)。

第一心音(s1)的产生主要是因二尖瓣和三尖瓣关闭，瓣叶突然紧张引起振动所致。第一心音标志着心室收缩(收缩期)的开始，约在心电图qrs波群后0.02～0.04s。第一心音的强度与心肌收缩力量呈正相关。

第二心音(s2)的产生原因通常认为是血流在主动脉与肺动脉内突然减速和半月瓣突然关闭引起瓣膜振动所致。第二心音(s2)提示心室舒张的开始，约在心电图t波的终末或稍后。第三心音(s3)：心室血液快速流入心室有关；第四心音(s4)：与心房收缩有关。

p.b.hansen等发现“第一心音幅值(s1)的变化和左心室压力上升最大速率的变化呈正相关(r＝0.9551,p<0.001)”。(来源：p.b.hansen,etal.,“phonocardiographyasamonitorofcardiacperformanceduringanesthesia,”anesth.analog.,vol.68,pp.385-387,mar.1989.)第一心音幅值(s1)的大小代表了心肌收缩能力强弱，心音图检查是分析心肌收缩力量变化的有效方法。

专利cn101518439a提出用相对值法来建立心音幅值参数，把不同负荷下运动后第一心音最大幅值(s1)对安静时第一心音最大幅值(s1)增加的倍数定义为心力变化趋势(cardiaccontractilitychangetrend,ccct)，用于评估受试者的心力储备。其中完成7000焦耳的运动量所得ccct记为ccct(1)，完成1750焦耳运动量所得ccct记为ccct(1/4)。该方法只注重于运动前和运动后心脏收缩力量的变化结果，而未能从心脏收缩力量的变化过程进行分析，对与心脏在什么状态下出现疲劳？以及疲劳程度如何？没有给出明确的分析方法和解决方案。

技术实现要素：

有鉴于此，本发明提供一种心脏疲劳程度测评方法和装置。

本发明采用如下技术方案，构造心脏疲劳程度测评方法，它包括如下步骤：

step1：将心电、心音采集设备的传感器固定在受试者心电、心音采集区；

还包括如下步骤：

step4：根据采集的ecg和pcg信号，分别计算不同心率对应的心动周期下，第一心音幅值的均值

step5：分别计算在不同心率状态下，心率每增快1次/分钟，心肌收缩力的增长幅度⊿s1；

step6：比较⊿s1m-1和⊿s1m、⊿s1m+1的大小，当⊿s1m+1≥⊿s1m，则心脏处于无疲劳状态；当⊿s1m+1＜⊿s1m，⊿s1m≥⊿s1m-1且⊿s1>0时，则心脏处于相对疲劳状态；当⊿s1m≤0，且⊿s1m-1>0，则心脏处于绝对疲劳状态。

优选的，所述的心脏疲劳程度测评方法，它还包括在step1和step4之间进行的如下步骤：step2:计算ecg信号的r波位置，得到rr间期，计算获得最高心率hrmax、最低心率hrmin、平均心率hravr和总心搏次数n，并分别计算分布在各不同心率下的心搏总次数n。

优选的，所述的心脏疲劳程度测评方法，心脏处于相对疲劳状态时的指数cfir＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％。

优选的，所述的心脏疲劳程度测评方法，心脏处于绝对疲劳状态时的指数cfia＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％。

本发明还提供一种心脏疲劳程度测评装置，它包括装有应用软件的心电、心音采集设备，所述应用软件包括：计算模块和比较模块；

计算模块，根据心电图设备传感器采集到的ecg和pcg信号,计算出不同心动周期内各第一心音的幅值的均值

再计算心率每增快1次/分钟，心肌收缩力的增长幅度⊿s1m，并将该数据输出给比较模块；

比较模块，根据来自计算模块的⊿s1m，比较⊿s1m-1和⊿s1m、⊿s1m+1的大小：当⊿s1m+1≥⊿s1m，将心脏处于无疲劳状态的结论输出给计算模块；当⊿s1m+1＜⊿s1m，⊿s1m≥⊿s1m-1且⊿s1>0时，将m值和心脏相对疲劳的结论输出给计算模块；当⊿s1m≤0，且⊿s1m-1>0，将m值和心脏绝对疲劳的结论输出给计算模块。

优选的，所述计算模块还根据ecg和pcg信号计算出r波位置，rr间隙，最高心率hrmax，最低心率hrmin，平均心率hravr和总心搏次数n,以及在各不同心率下的心搏总次数n。

优选的，所述计算模块根据来自比较模块的m值和心脏相对疲劳结论，计算对应的心脏相对疲劳指数cfir，所述cfir＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％。

优选的，所述计算模块根据来自比较模块的m值和心脏绝对疲劳结论，计算对应的心脏绝对疲劳指数cfia，所述cfia＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％。

本发明的有益技术效果是：心脏相对/绝对疲劳指数，对已经有某些症状或者病症的患者，有预防和提醒意义，降低因疾病严重时的治疗费用，减少猝死现象发生。

【附图说明】

图1心电、心音采集区示意图；

图2实施例一中10例受试者的后端测试数据图表；

图3实施例一中的图2中受试者史9的心电和心音信号图；

图4实施例一中的图2中受试者史9的前端测试数图表；

图5实施例一中的图2中受试者史9的心率分布图；

图6实施例一中的心脏疲劳程度测评装置组成框图。

【具体实施方式】

为了使本专利的技术方案和技术效果更加清楚，下面结合附图和实施例对本专利的具体实施方式进行详细描述。

实施例一：

本实施例中的心脏疲劳程度测评方法包括如下步骤：

step1:将现有心电、心音采集设备的传感器固定在受试者各指标获取对应的心电、心音采集区，如图1所示，r、l、f是体表电极位置，s是心音传感器位置。受试者在安静状态下2小时或正常生活状态下24小时，同步连续采集心电和心音信号，提取r波和第一心音幅值s1。心电信号后续简称ecg信号，心音信号后续简称pcg信号。

r波位置是指每个心动周期中r波出现的时间点，rr间期是指相邻两个心动周期的r波之间的时间间隔。

step2:计算ecg信号的r波位置，得到rr间期，计算获得最高心率hrmax、最低心率hrmin、平均心率hravr和总心搏次数n，并分别计算分布在各不同心率下的心搏总次数n。

step3:根据ecg信号r波的位置，确定相同心动周期内第一心音的位置，并提取第一心音幅值s1。目前医院中的现有心电、心音采集设备即可完成步骤step2和step3中参数的计算。

step4:分别计算不同心率对应的心动周期下，第一心音幅值的均值代表在相应不同心率下的心肌收缩力的强弱变化。

s1＝[s11+s12+……+s1n-1+s1n]/n；

n为在同一心率下累计分布的心搏总次数。

step5:分别计算在不同心率状态下，心率每增快1次/分钟，心肌收缩力的增长幅度⊿s1：

m代表心率。

step61：在没有心脏疲劳产生的状态下，⊿s1>0，且⊿s1随着心率增快而增大，⊿s1m+1≥⊿s1m，则心脏处于无疲劳状态。

step62:当心率增快到某一心率m时,⊿s1m+1＜⊿s1m，且⊿s1m≥⊿s1m-1，⊿s1>0，该心率m即为心脏相对致疲劳心率，当心率超过m时开始有心脏疲劳产生；计算超过心脏相对致疲劳心率的心搏次数占总心搏次数的百分比，获得心脏相对致疲劳指数cfir：

cfir＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％

step63:当心率增快到某一心率m时，⊿s1m≤0，且⊿s1m-1>0，该心率m即为心脏绝对疲劳心率；计算超过心脏绝对疲劳心率的心搏次数占总心搏次数的百分比，获得心脏绝对疲劳指数cfia：

cfia＝{nm+1+nm+2+……+nhrmax-1+nhrmax}/n*100％

如图6，本实施例中的心脏疲劳程度测评装置，它包括装有应用软件的心电图设备，所述应用软件包括采集模块，计算模块，比较模块和输出模块。

采集模块，通过传感器采集受试者的心音和心电信号，并将这些信号输出给计算模块。

计算模块，根据接收到的心音和心电信号，计算出r波位置，rr间隙，最高心率hrmax，最低心率hrmin，平均心率hravr和总心搏次数n,以及在各不同心率下的心搏总次数n；

再根据ecg信号r波的位置，计算出不同心动周期内各第一心音的幅值s11，s12，s13，……s1n-1,s1n及第一心音幅值的均值

再计算心率每增快1次/分钟，心肌收缩力的增长幅度⊿s1m，并将该数据输出给比较模块；

根据来自比较模块的m值和心脏相对疲劳或者绝对疲劳结论，计算对应的心脏相对疲劳指数cfir和心脏绝对疲劳指数cfia，并将心脏相对疲劳指数cfir或心脏绝对疲劳指数cfia输出给输出模块。

比较模块，根据来自计算模块的⊿s1m，比较⊿s1m-1和⊿s1m、⊿s1m+1的大小：当⊿s1m+1≥⊿s1m，将心脏处于无疲劳状态的结论输出给计算模块；当⊿s1m+1＜⊿s1m，⊿s1m≥⊿s1m-1且⊿s1>0时，将m值和心脏相对疲劳的结论输出给计算模块；当⊿s1m≤0，且⊿s1m-1>0，将m值和心脏绝对疲劳的结论输出给计算模块。

输出模块，根据来自计算模块的心脏相对疲劳指数cfir或心脏绝对疲劳指数cfia输出数据，以便医生和受试者评估、治疗。

图2为几个受试者的后端测试数据中可以看到(因一个患者前端数据太多，只提供了其后端测试数据和受试者史9的前端测试数据)，某些疾病如高血压等能增大心脏负荷的患者，心脏疲劳指数高；受试者史9因身体不适去医院检查，发现心脏疲劳指数高，因无条件治疗，四月后猝死；其测试数据如图2和图3，图4，图5所示。受试者李6因乏力而又无其他疾病去医院测试心脏疲劳指数，发现心脏疲劳指数高后，经过治疗，症状消失，随之心脏疲劳指数下降。可见心脏相对/绝对疲劳指数，对已经有某些症状或者病症的患者，有预防和提醒意义，降低因严重疾病发生时的治疗费用，减少猝死现象发生。

以上所述仅为本专利的优选实施例而已，并不用于限制本专利，对于本领域的技术人员来说，本专利可以有各种更改和变化。凡在本专利的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本专利的保护范围之内。