一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置及其数据计算方法与流程

1.本发明涉及医疗器械领域，特别是一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置。


背景技术：

2.血压是重要的生理参数之一，电子血压仪是根据测量部位不同大致分为上臂式和手腕式两大类，这都是建立在示波法的基础上，利用充气泵充放气完成一次测量过程，不能提供实现每博血压的实时连续测量，属于间歇式的血压，由于实时连续检测血压变化具有非常重要的临床价值，找到实现动脉血压无创且实时连续测量的新方法是一个急需突破的根本问题。
3.在血压变化之前，心输出量、每搏量、血管阻力、心脏收缩力等血流动力学参数已经变化，在临床监护上提前预测血压变化，减少临床事故发；在健康管理上能评估心血管状态情况，血管的调节能力是否下降，是否及早采取措施预防血压升高，心输出量（心排量）、血管阻力、心脏收缩力、心率等血流动力学参数也是诱导血压变化的重要原因；合并心电心音能够更全面的检测心脏功能及电生理是否正常；目前无创实时动脉血压和血流动力学及心电心音同步同源智能数字化检测是空白，为此我们提出一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置来解决上述技术问题。


技术实现要素：

4.本发明的目的在于克服现有技术的缺点，提供一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置及其数据计算方法。
5.本发明的目的通过以下技术方案来实现：一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置，包括与主控板电连接的信号采集模块、统计和加权计算模块、通讯模块和显示模块，其中信号采集模块包括心电心音数字化检测模块和实时连续血压血流动力学计算模块。
6.更进一步的技术方案是，所述心电心音数字化检测模块包括心电心音采集模块和心电心音综合处理模块，所述心电心音采集模块包括心电采集模块、心音采集模块、心率采集模块，所述心电心音综合处理模块包括滤波电路、心电信号基线稳定电路、信号放大电路、计算芯片和ad转换电路。
7.更进一步的技术方案是，所述实时连续血压血流动力学计算模块包括桡动脉压力波分析模块以及参数诊断模块，其中桡动脉压力波分析模块包括压力波形特征提取模块、压力波形特征放大模块、压力波形特征计算模块、压力计算模块。
8.更进一步的技术方案是，所述血压计算模块和所述压力计算模块均与统计和加权计算模块的输入端相连接。
9.更进一步的技术方案是，所述心电采集模块包括腕部一导心电信号采集模块和胸
部心电信号采集。
10.更进一步的技术方案是，所述心电采集模块还包括肢体心电信号采集模块。
11.一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置的数据计算方法：步骤1、将信号采集模块采集到的心电信号、心音信号和桡动脉压力波进行采集；步骤2、对步骤1中采集的心电信号、心音信号和桡动脉压力波进行特征提取；步骤3、根据步骤2中提取的特征进行数据计算；步骤4、对血压数据，根据血压回归模型，计算出实时连续血压；步骤5、对步骤4中得出的连续血压数据与实时连续血压血流动力学计算模块得出的血压数据相互标定、加权计算，得出加权后的实时连续血压通过显示模块进行显示，而步骤4中其他不涉及血压计算的数据在计算处理后可直接通过显示模块进行显示。
12.与现有技术相比，本发明的有益效果是：1、本装置通过将心音心电与无创血流动力采集装置相结合，且其分别测量计算后得到的血压参数又相互标定，使血压输出数据更精确，该装置不但其解决了实时连续无创的血压和血流动力学检测的问题，且可同步输出心电参数、心音参数、心输出量、每搏量、血管阻力、心脏收缩力等参数。
附图说明
13.图1 为本发明实施流程图。
14.图2 为本发明功能模块结构框图。
15.图3 为本发明架构图。
16.图4 为本发明桡动脉压力波形图、心音图和心电图综合示意图。
17.图5为本发明桡动脉压力波形放大示意图。
18.图6为本发明心音图与心电图放大示意图。
19.图7为本发明心电心音定位测量示意图。
20.具体实施方式为使本发明实施方式的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施方式中的附图，对本发明实施方式中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施方式是本发明一部分实施方式，而不是全部的实施方式。通常在此处附图中描述和示出的本发明实施方式的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。
21.因此，以下对在附图中提供的本发明的实施方式的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施方式。基于本发明中的实施方式，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施方式，都属于本发明保护的范围。
22.需要说明的是，在不冲突的情况下，本发明中的实施方式及实施方式中的特征可以相互组合。
23.应注意到：相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步定义和解释。
24.在本发明的描述中，需要说明的是，术语“中心”、“上”、“下”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，或者是该发明产品使用时惯常摆放的方位或位置关系，或者是本领域技术人员惯常理解的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”等仅用于区分描述，而不能理解为指示或暗示相对重要性。
25.在本发明的描述中，还需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“设置”、“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
26.实施例1：请参考图1-7所示，一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置，该装置配合在监护仪或穿戴设备上，其包括与主控板电连接的信号采集模块、统计和加权计算模块、通讯模块和显示模块，其中信号采集模块包括心电心音数字化检测模块和实时连续血压血流动力学计算模块，且心电心音数字化检测模块、信号采集模块和实时连续血压血流动力学计算模块均与主控板相连接。
27.所述心电心音检测模块采集心电信号的同时采集同源的心音信号并转化为数字信号，所述血压和血流动力学计算模块采集桡动脉的扁平张力法的压力波。所采集的心电信号其中一导在腕部心电采集，其他导联在胸部；根据扁平张力法压力波计算出实时连续血压和心输出量、心脏收缩力等血流动力学参数。
28.其中该通讯模块可以采用有线通讯或无线通讯模块，其是用于将采集到的心电心音信号和计算结果通过数据线或无线模块传输到设备端或应用端，而显示模块用于将采集到的心电心音信号及参数在设备中显示出来。
29.所述心电心音数字化检测模块包括心电心音采集模块和心电心音综合处理模块，所述心电心音采集模块包括心电采集模块、心音采集模块、心率采集模块，所述心电心音综合处理模块包括滤波电路、心电信号基线稳定电路、信号放大电路、计算芯片和ad转换电路，即心电心音综合处理模块用于对所采集的心电和同源的心音信号进行过滤杂波、稳定基线、计算单独心电参数和单独心音参数及心电与心音之间的参数、ad转换处理。
30.所述心电采集模块包括腕部一导心电信号采集模块和胸部心电信号采集模块，更进一步地，心电采集模块还包括肢体心电信号采集模块，即胸部的心电信号与心音信号采集：心电采集模块和心音采集模块，同步采集心电与心音信号，并在终端设备上显示；其中心电与心音采集传感部位可以重叠在胸部的同一位置上，也可以分在不同的位置上。
31.桡动脉压力波采集也可以同时采集腕部的心电信号：压力传感器位于桡动脉上正上方，进行采集压力波形，如果有腕部心电采集，采集心电的位置和桡动脉上压力传感器错开或特殊处理两者重叠。
32.所述胸部心电信号采集模块和所述心音采集模块可分开采集，也可采用一体化的心电心音同步采集聚能头，该心电心音同步采集聚能头结构在中国专利公开号cn208509235u专利名称为新型多功能聚能头中已公开，心电心音同步检测模块采集胸部的心电信号同时采集同源的心音信号并转化为数字信号，其心电心音同步采集的工作原理是
用一个电极导管代替现有12导联心电图中的v2导联位置，该电极导管内设有震动膜和探头，且探头位于震动膜上，此时将该电极导管贴于v2导联处时，震动膜的震动能监测心音，同时探头作为电极可监测心电信号，两个信号同时发生，且同时传导至主控板进行处理后在显示终端进行显示，即实现心电心音同源同步采集的目的。
33.所述实时连续血压血流动力学计算模块包括桡动脉压力波分析模块以及参数诊断模块，参数诊断模块可计算实时连续血压、心输出量、心脏收缩力等血流动力学参数，其中桡动脉压力波分析模块包括压力波形特征提取模块、压力波形特征放大模块、压力波形特征计算模块、压力计算模块，其中该压力计算模块主要计算每博收缩压和舒张压血压或心输出量。
34.该实时连续血压血流动力学计算模块根据扁平张力法采集桡动脉的压力波，再根据扁平张力法压力波计算出实时连续血压或心输出量等血流动力学参数，更进一步地讲，实时连续血压血流动力学计算模块包括扁平张力法桡动脉压力波分析模块以及实时连续血压或心输出量等血流动力学参数诊断模块；其中，所述的扁平张力法桡动脉压力波分析模块用于对所采集到的压力波形进行特征提取、放大、计算；所述的实时连续血压或心输出量等血流动力学参数诊断模块用于诊断所计算的每博收缩压和舒张压以及心输出量、心脏收缩力。
35.所述心电心音综合处理模块和所述参数诊断模块均与统计和加权计算模块的输入端相连接，加权计算模块的输出端与通讯模块电连接，且通讯模块与显示模块电连接，即心电心音综合处理模块处理后得到心电心音实时连续血压，而桡动脉压力信号在经特征提取和数据计算后得到桡动脉实时连续血压，该两者血压经统计和加权计算模块加权计算后得到一个加权后的实时连续血压值，该实时连续血压值即最终得到的血压值，同时心电心音信号、桡动脉压力波信号经特征提取和数据计算后，不仅得到计算血压的参数，同时也得到一些其他反应心电心音和血流动力学的其他参数，该些参数经数据处理后可直接经通讯模块传送至显示模块进行显示。
36.显示模块用于将采集到的心电心音信号及参数在设备中显示出来，所述的有线或无线通讯模块用于将采集到的心电心音信号和计算结果通过type-c或无线模块传输到设备端或应用端。
37.一种无创连续实时血压及血流动力学和心电心音心功能一体化装置的数据计算方法：对心电信号采集，其中心电信号采集至少包括胸部心电信号采集和腕部一导联心电信号采集，之后根据采集到的心电信号提取其中的r波群的最高点以及rr间隔时间等作为心电信号特征；对心音信号进行采集，心音信号一般放在三尖瓣听诊区采集，而后提取第一心音s1峰值、第二心音的峰值s2、r波群及p波群等特征波作为信号特征； 对桡动脉压力波采集，即压力传感器位于桡动脉上正上方，进行采集压力波形，提取压力波形的波峰点、重搏波点、降中峡点及波谷点作为信号特征。
38.针对心电信号，根据rr间隔时间来估测射血前期pep所需要的时间， r波群的最高点到压力波形的快速射血期起点u的时间rwpwtt,r波群的最高点到第一心音s1峰值点m1的时间rwpwit， 最后通过公式pwtt1=rwpwtt-rwpwit，来计算时间差pwtt1值；同时根据上述步骤中所获得的r波群的最高点间隔来计算心率hr1。
39.针对心音信号中的第二心音s2峰值点a2以及到压力波形重搏波点in计算时间差计算脉搏传递时间pwtt2的值，同时通过上述步骤所获得的压力波形的主波波峰点间隔来计算心率hr2值。分别计算得到的pwtt1、pwtt2、hr1、hr2，根据血压回归模型，计算出实时连续血压，再将该计算得出的实时连续血压值与采用血流动力学原理测得的血压值相互标定，若两者数据出现偏差，则采取加权求平均的方式处理，其中采用扁平张力法测得的即血流动力学设备测得的数据占比60%-90%，而采用计算得出的连续血压值其占比约为10%-40%，加权得到实时连续血压数值。
40.通过信号采集和特征提取得到的除血压分析之外的其他参数如emat、emat%、lvst、lvst%、qrsd、 qtd、 q-td、 r-rv5+svi、 meanrr、 sdnn、 rmssd、cv、收缩压(sbp)、舒张压(dbp)、平均压(map)、心律（hr）、连续心输出量(cco)、等容收缩期指标（dp/dt max ）、全身血管阻力（svr）、每搏量(sv)、每搏量变异度（svv）、心输出力（cpo）、心功输出指数（cpi）、连续心指数（cci）、全身血管阻力指数（svri）、每搏量指数(svi)和脉压变异度（ppv）等，在其他参数数据计算模块计算处理后通过无线通信模块或有线通信模块的方式传导到显示模块进行显示。
41.尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，对于本领域的技术人员来说，其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。