CN1035613A

CN1035613A - 通过电刺激检测心功能的装置和方法

Info

Publication number: CN1035613A
Application number: CN88101253.XA
Authority: CN
Inventors: 王湘生
Original assignee: Chinese PLA General Hospital
Current assignee: Chinese PLA General Hospital
Priority date: 1988-03-12
Filing date: 1988-03-12
Publication date: 1989-09-20
Anticipated expiration: 2003-03-12
Also published as: CN1026752C

Abstract

本发明的装置和方法通过检测心电波形并识别其R-R和Q-T间期来确定心脏电刺激信号的脉冲结构，并在刺激的同时检测心电波形的变化，通过滤掉宽度小于10毫秒的波形并对其频为17赫的QRS波群进行识别以找出R-R间期小于调搏刺激信号周期的异常心搏。在诱发出室早波形时根据其诱发脉冲的位置确定心电易损期，以加快检测过程。通过采用浮地电路使装置的检测、刺激、和信号处理部分互不干扰，以保证波形识别的准确性。

Description

本发明涉及一种改进了的通过电刺激检测心脏功能的装置和方法，具体地说，本发明的装置和方法可在利用刺激电极向心脏施加具有预定结构的刺激信号的同时测取心电信号的变化，通过对刺激信号诱发的异常心电波形进行识别以获得反映心脏功能的信息。

本发明的装置和方法是对由同一发明人完成并由同一申请人在1987年9月30日向中国专利局提交的87106622号发明专利申请的进一步改进，该发明的名称也叫《通过电刺激检测心功能的装置和方法》。由本发明人完成并由本申请人提交的上述在先申请在本说明书以下的说明中均称之为“原申请”，在该“原申请”中公开的全部内容均通过引证作为本说明书的一部分，本说明书仅对本发明所完成的改进部分进行详细的说明。

在原申请中，本发明人首先定义了以下的新概念：

1.室性期前收缩阈值或叫室早阈值PVCT（Premature Ventricular Contraction Threshold）：这是指通过心内电刺激诱发出室性期前收缩心电波形的最小刺激电流值。

2.多发性室早阈值MET（Multiple Extrasystoles Threshold）：这是指通过心脏电刺激诱发出多发性室性早搏心电波形的最小刺激电流值;根据临床实践也可将其定义为非持续性室速阈值NSTT（Nonsustained TachycardiaThreshold）：是指诱发出3-9个室性早搏心电波形的最小刺激电流值。

3.室性心动过速阈值或叫室速阈值VTT（Ventricular Tachycardia Threshold）：这是指通过心脏电刺激诱发出10个或10个以上的室性心动过速心电波形的最小刺激电流值。

在原申请中，本发明人首先提出，除了已有技术中的室颤阈值（VFT）之外，室早阈值PVCT，多发性室早阈值MET（或叫非持续性室速阈值NSTT）和室速阈值VTT也能够定量描述心电稳定性。检测结果还进一步表明，上述各阈值PVCT，MET（NSTT），VTT和VFT的实际测量结果是依次增高，并且无论在正常心肌还是缺血心肌，各阈值均呈现出高度互相关。因此，测量结果证明，通过简便安全地测量PVCT，MET（NSTT）和VTT，可以取代已有技术中极其危险的VFT测量，并以此定量和可靠地描述心电稳定性，同时可根据测出的PVCT，MET（NSTT）或VTT推算出受测者的VFT。

为了安全和准确地测量PVCT，MET（NSTT）和VTT，原申请中提供了特殊编码的刺激脉冲序列，该脉冲序列中包括用于形成人工心律的调搏脉冲和用于诱发室早、室速的诱发脉冲，通过对调搏脉冲的个数、间隔和幅值的调整，可以使被测心脏形成人工心律，然后对人工心律进行易损期扫描，通过将诱发脉冲以递增方式重复施加在易损期内，同时用心电和血压监测室早和室速的发生，即可准确和安全地识别出被测心脏的PVCT，MET（NSTT）和VTT。

原申请中描述的测量结果还表明，当心搏周期中发生室早、室速或室颤时，受测者的实时血压值即低于正常心搏时的舒张压值;室早、室速或室颤的时间越长，实时血压值低于舒张压的时间也越长，只有窦性心律恢复后，实时血压才基本恢复到原来的水平上。这样，在通过心电分析识别室早或室速时，可利用实时血压值来验证该识别结果，以此避免在心电分析时由于误差和信号干扰造成阈值检测的不准确。

原申请中公开的心功能检测装置包括：多个心电检测电极，可采用任何常规结构的电极;一个血压传感器，可采用动脉导管传感器、多普勒血压传感器或其它将血压转换为电信号的传感器;一个前置放大电路，用于对心电检测电极和血压传感器检出的心电和血压信号进行放大并形成多路并联输出;一个模/数转换器，用于将上述放大电路的多路并联输出转换为多路数字信号;一个信号处理单元，该单元对上述多路数字信号进行处理以产生心电刺激的控制信号;一个刺激信号发生单元，该单元在信号处理单元输出的控制信号控制下产生心脏刺激脉冲序列;一个心内刺激电极，该电极通过心导管引入心腔内，以此将上述心脏刺激脉冲序列向心脏输出;和一个输出装置，用于显示信号处理单元输出的处理结果;其中当心脏受到刺激脉冲的作用时，上述多个心电检测电极和血压传感器同时对心功能在刺激脉冲作用下发生的变化进行监测，并由信号处理单元对监测信号进行实时识别，在识别出室早或室速信号时由信号处理单元向刺激信号发生单元发出停止刺激的指令同时将识别的结果通过输出装置显示出来。由此可以安全、自动、准确地测出PVCT、MET（NSTT）、VTT并推算出受测者的VFT，以供临床和科研使用。

原申请中公开的心功能检测方法包括以下步骤：

a.通过常规心电检测电极和血压传感器检测出心脏的心电图和动脉压幅值变化的波形;

b.根据检出的心电信号计算出实时心率;

c.根据已计算出的实时心率产生频率高于心率的心电调搏信号序列，并在该序列中插入位置依次移动和幅值逐步递增的诱发脉冲，以此形成心脏刺激脉冲序列;

d.将上述调搏信号序列输入心房，将上述心脏刺激脉冲序列输入心室;

e.实时检测在上述刺激信号作用下心电和血压信号的变化;

f.对心电和血压信号进行实时分析以识别出室早和/或室速波形;

g.根据识别出的室早和/或室速波形停止向心脏施加电刺激信号的过程;和

h.经输出装置显示识别出的室早和/或室速波形、其对应的血压波形以及诱发出上述波形的电刺激脉冲的幅值和由此推算出的室颤阈值。

原申请中公开的装置和方法通过向心内施加电刺激信号同时测取反映心肌电生理过程的心电信号和反映心血管系统血流动力学过程的血压信号，使测量结果的准确性和可比性大大提高。由于两种信号反映的是不同的生理过程并且测量的是不同的物理量，这一测量过程相互干扰的可能性极小，因此其测量结果可靠，定量精确。

但是，通过大量的临床试验发现，原申请中公开的装置和方法存在着以下的问题。

1.由于原申请的装置和方法要同时进行心内电刺激并测取心电和动脉血压信号，因此要分别将刺激电极经静脉引入右心房和右心室并且要用导管将动脉压检测电极引入动脉之中，这种同时进行动、静脉穿刺的测量方式对病人造成的痛苦较大，对医生的操作也要求很高，并且还有一定的危险性，因此在临床应用当中，特别是在进行大范围普查时不易被受试者接受。

2.在利用实时血压进行检测时需要利用受试者正常心搏时的舒张压BP₀作为参考值（参见原申请中的图3A到3D及其说明）。然而，在实际测量时，由实时血压检测电极测出的BP₀是一个不稳定的值，它很容易受到多种因素，特别是受试者的心理因素的影响（如受测者的紧张、忧虑，或过于兴奋等等）。因此在测量过程中需要医生根据经验对BP₀值进行适当的判断。此外，为了稳定受试者的情绪使BP₀稳定往往需要医生作出很多努力，这也导致整个测量过程拖长，这对心脏普查和急诊抢救都是极为不利的。

3.根据原申请中公开的装置和方法，在心电阈值测定和推算的过程中要区别正常心肌和缺血心肌的不同情况按不同的公式进行换算（参见原申请图2A到2F和表1的有关说明）。按照这种方式首先要进行常规心电图检测和判别，然而才能在常规心电图差别的基础之上进行电刺激检测过程。这在一方面延长了检测时间，另一方面，对某些不典型的情况不易迅速作出判断，这对于某些以往没有心脏病史也没有任何自觉症状的受试者可能导致误判。

4.利用原申请中公开的装置和方法进行心功能测量时，为了保证受试者的安全，心电易损期的扫描和诱发脉冲的递增均要逐步进行，这就使整个测量过程较长，各种操作（如动静脉穿刺等）的要求均很高，因此不利于抢救危急的病人，也不利于在心脏普查中推广使用。

针对原申请公开的装置和方法中存在的上述问题和缺点，本发明提出了一种改进的通过电刺激检测心功能的装置和方法。

在本发明的装置和方法中，通过采用浮地电路解决了心脏电刺激信号与在该刺激信号作用下心肌产生的心电信号之间的相互影响，克服了产生刺激信号的电路系统与心电信号检测系统之间的相互干扰。因此，在本发明的装置和方法中，无须检测实时血压信号，仅从在刺激信号作用下心肌产生的心电信号中即可识别出室早和/或室速的心电波形，从而获得反映心功能的各项心电阈值。这样就无须采用有创伤的血动脉压波形检测，也避免了正常舒张压BP₀的波动对检测结果的影响。此外，本发明的心脏电刺激过程可利用刺激电极在B超或X线透视的帮助下经食道对心房和心室部位进行刺激，这样就完全避免了对受试者的创伤，使整个检测过程更加简易和安全。

在本发明的装置和方法中，通过建立对正常心肌和缺血心肌均适用的心电阈值回归方程使各种不同受测者的检测结果均按照同一方程进行推算，因此无须在进行电刺激之前，先进行常规心电图检测和识别，这就简化了检测过程，缩短了检测时间，避免了因计算公式选择不当造成的误差。

本发明通过改进原申请中进行心脏程序刺激的方式，利用诱发室早波形PVC的脉冲进行心电易损期定位，使扫描范围大大缩小，从而加速了扫描过程，进一步简化了检测过程，缩短了整个检测所用的时间。

根据本发明的心功能检测装置包括：多个心电检测电极，可采用任何常规结构的电极;一个前置放大器，用于对心电检测电极检出的心电信号进行放大和输出;一个前置放大器浮地电路，使检测过程不受刺激信号的干扰;一个模-数转换器，用于将上述心电输出转换为数字信号;一个信号处理单元，用于对上述数字信号进行处理以产生心电刺激控制信号;一个数-模转换器，用于将该控制信号从数字形式转化为模拟形式;一个刺激信号隔离电路，使刺激过程不干扰检测系统的工作;一个刺激信号发生单元，该单元在上述数-模转换器输出的模拟控制信号控制下产生心脏刺激脉冲序列;一个心脏刺激电极，该电极可通过心导管引入心腔内也可通过食道镜引入食道内，以将上述心脏刺激脉冲序列向心脏输出;和一个输出装置，用于显示信号处理单元输出的处理结果;其中当心脏受到经心导管输入或经食道输入的刺激脉冲作用时，上述多个心电检测电极对心电信号在刺激脉冲作用下发生的变化进行监测，并由信号处理单元对监测到的心电信号进行实时识别，在识别出室早信号时将刺激脉冲对心电易损期的扫描范围缩小，然后继续增强刺激脉冲的幅值，直至诱发出多发性室早或室速波形，再由信号处理单元向刺激信号发生单元发出停止刺激的指令同时将识别的结果通过输出装置显示出来。利用本发明的心功能检测装置无须测量血压波形即可相对较为迅速地测出PVCT，MET（NSTT），VTT，并推算出VFT。

根据本发明的心功能检测方法包括以下步骤：

a.通过常规心电检测电极检出心电波形;

b.根据检出的心电信号计算出实时心率;

c.根据已计算出的实时心率产生频率高于心率的心脏调搏信号序列，并对应该序列的相应位置确定诱发脉冲的位置和幅值，以此形成心脏刺激脉冲序列;

d.将上述调搏信号序列作用在心房上并将上述心脏诱发脉冲序列作用在心室上;

e.检测在上述刺激信号作用下心电信号中产生的室早波形，并根据诱发出室早波形的诱发脉冲的位置限定心电易损期，然后在该易损期内继续增加诱发脉冲的幅值;

f.对心电信号进行实时分析以识别出多发性室早和/或室速波形;

g.根据识别出的多发性室早和/或室速波形停止向心脏施加电刺激信号的过程;和

h.经输出装置显示识别出的多发性室早和/或室速波形以及诱发出上述波形的诱发脉冲的幅值并由此推算出室颤阈值。

由于本发明的装置和方法在进行心功能测量时无须测取血压波形，因此不必进行动脉穿刺，并且可通过食道刺激来代替静脉穿刺的心导管心内刺激这就减轻了受试者的痛苦并简化了医务人员的操作并且避免了对受试者的创伤性损害和危险。

由于本发明的装置和方法在进行阈值推算时使用了统一的公式，无须对受测者区分是否存在心肌缺血，这就省略了电刺激之前对心肌缺血情况的检测和判断也避免了由判断失误造成的检测误差。

由于本发明的装置和方法采用了新的心脏刺激脉冲对心电易损期的扫描方式，使检查过程加快而同时保证了检测的精确性。

以上诸因素使本发明的装置和方法可完全避免受试者的创伤，对操作人员的要求和操作的难度均大大降低，并使进行心功能检测的时间大大缩短，同时还保证了检测的精确性，因此它使本发明更加简易和安全，并适用于大范围的心功能普查以及在紧急情况下用于抢救急诊病人，使本发明的装置和方法可在临床实践和科学研究中更加易于普及推广。

本发明上述的以及其它的目的、特征、优点和用途将在以下结合附图所做的本发明详细描述中更加清楚地体现出来。

图1示出本发明改进的心功能检测装置的示意性结构框图。

图2A到2C示出本发明所依据的各阈值统计分布图。

图3A到3C示出用本发明改进的装置和方法测出的多发性室早（非持续性室速）、室速和室颤的心电波形图。

图4示出图1中识别单元505执行的室早/多发性室早/室速心电波形识别程序的流程图。

图5A到5C示出本发明改进的通过室早波形识别来限定心电易损期的方法。

图6是图1中前置放大电路30和浮地电路90的原理框图。

参见图1，所示为本发明改进的心功能检测装置的示意性结构框图。图1中，参考号10代表常规的心电检测电极，本发明的检测电极可进行常规心电检测。参考号30代表一个前置放大电路，它可对心电信号进行放大，以产生心电输出。参考号40为一个A/D转换器，它将前置放大电路30输出的模拟心电信号转换为数字信号。以上的心电检测电极10，前置放大电路30，A/D转换器40共同构成本发明装置的检测部分，该部分与原申请装置中的对应部分结构相同，因此不再进一步说明。在本发明的电路中增加了一个浮地电路90，它使检测电路与本发明装置的其它部分隔离开，因而不易受到其它部分对其造成的电路干扰，这就保证了检测出的心电波形的稳定性。虚线框50代表一个信号处理单元，其中包括用于存储数字化的检测数据的存储单元501;心电信号测量单元502，该单元从存储单元501中提取心电数据，并对心电数据的R-R同期，Q-T间期等参数进行测量以产生心电测量信号;运算单元504，该单元根据测量单元502输出的心电测量信号计算出应对心脏施加的刺激信号的各项参数作为心脏刺激控制信号输出，该刺激程序的流程图可参见原申请的图9;识别单元505，该单元从心电信号测量单元502输入心电测量信号，首先对该信号进行室早和室速的识别，排除受试者在未接受刺激信号时已有室性心律的情况，对心律正常者发出刺激指令，然后对心脏在电刺激信号的作用下产生的心电波形的变化识别出室早或室速波形并在识别出异常心搏波形时向运算单元504发出停止刺激的指令，同时从单元504输入诱发异常心搏波形的刺激脉冲幅值，然后输出异常心搏的波形以及测量和推算出的各项阈值;识别单元505执行的工作程序流程图可参见图4。参考号60为一个刺激信号发生电路;参考号70为一个心脏刺激电极，它可采用常规的双路心导管电极以进行心内刺激，也可经食道对心房和心室的相应部位进行无创伤的刺激。电路60和电极70共同构成本发明装置的心脏刺激部分，它们与原申请中相应部分的结构类似，可参见原申请中的图10及其说明，本发明的装置通过采用浮地电路90将检测部分10和30、心脏刺激部分60和70与信号处理部分50分隔开，这样使三部分的信号在工作过程中不会产生相互干扰，以此保证检测结果的准确性。浮地电路90的详细结构可参见图6。参考号80为一个输入-输出装置，用于输出识别单元505的室早或室速波形信号和产生该波形的诱发脉冲的幅值，以及据此推算出的各项心电阈值，并用于输入各种操作指令信号和有关信息。

参见图2A到2C，所示为正常心肌、缺血心肌和心肌病以及有猝死史经抢救复苏的病人进行的阈值测定的统计分布图，图中每一点代表由心肌供血正常的同一受试者测出的两个不同阈值的对应关系，图中每一小圆圈代表由心肌缺血的同一个体测出的两个不同阈值的对应关系。图2A示出对91例正常心肌和20例缺血心肌测出的MET（NSTT）比VTT的统计分布，图2B示出对164例正常心肌和31例缺血心肌6例心肌病、6例有猝死史的病人测出的MET（NSTT）比VFT的统计分布，图2C示出对102例正常心肌和17例缺血心肌6例心肌病、6例有猝死史的病人测出的VTT比VFT的统计分布。对以上统计资料的统计学处理表明，无论在正常心肌还是缺血心肌中，心电阈值MET（NSTT），VTT和VFT三者之间均是高度互相关（相关系数r：0.72-0.99，P＜0.01）。由以上统计资料可以看出，虽然正常心肌和缺血心肌的各项阈值在图中分布的区域不同，但它们都符合表1中给出的回归方程。

如表1所示，利用以上公式可由受试者的MET（NSTT）或VTT推算出VFT，以此避免进行危险性很大的VFT直接测量。

参见图3A到图3C，所示为利用本发明改进的装置和方法分别测出的多发性室早ME（非持续性室速NST）、室速VT和室颤VF发生时的心电信号波形图。在图3A中，横轴为时间，纵轴为心电信号的幅值。图中标出的S₀表示通过心脏刺激电极向心房施加的调搏脉冲，它使心脏的搏动形成以T_SO为周期的均齐的人工心律。S₁表示通过另一路心脏刺激电极向心室施加的诱发脉冲，通过依次调整其作用部位并逐渐增加其幅值，可在心电易损期内诱发出异常心搏（参见原申请的图7及其说明）。在调搏脉冲S₀的作用下心律整齐，此时的R-R间期等于S₀的周期T_SO，见图3A中的第1个R-R间期。当诱发脉冲S₁诱发出室性心搏时，这种异常的室性心搏的R-R间期小于T_SO，见图3A中的第2-4个R-R间期。这时如果停止向心脏施加调搏脉冲S₀和诱发脉冲S₁，心脏会自动恢复到正常的心律，见图3A中第5个R-R间期之后正常心搏波形的第6-9个间期，这些正常的R-R间期大于调搏周期T_SO。在诱发脉冲S₁的作用下产生的连续室性心搏的个数n满足条件：n＜3时，（即R-R间期小于TSO的连续异常波形的个数小于三时），称其为室性早搏（简称为室早，即PVC）。如果3≤n≤9则称其为多发性室早ME（也可称其为非持续性室速MST），如图3A中所示。如果n≥10，则称其为室速VT，如图3B中所示，其中第1个R-R间期等于T_SO，第2-12个R-R间期小于T_SO。当诱发脉冲S₁的幅值达到或超过室颤阈值时，它所诱发的异常心电波形的R-R间期绝对不等，且心率超过了250次/分，称其为室颤。如图3C所示，其中的室颤波形已变得极不规则，无法从中识别出R-R间期，这种情况若不迅速制止必将危及受试者的生命，本发明的装置就是要避免在测量过程中诱发室颤。

图4示出图1中识别单元505执行的室早/多发性室早/室速心电波形识别程序的流程图。应当指出，图中的很多步骤的标号与作用与原申请中图6的相应步骤相同，这两个程序的主要区别在于，原申请的程序是根据动脉压下降的情况来差别是否诱发出异常心搏，而本发明的程序则是根据心电波形的变化来判别是否发生异常心搏。以下说明本发明的程序。首先，在步骤90输入心电信号的测量数据，然后在步骤100判别有无室早和室速波形，这时受试者尚未接受电刺激信号，如果判明有异常波形，说明受试者心脏情况很差，转入步骤112，不进行电刺激，若无异常波形，进入步骤101。步骤101向运算单元发出开始进行心脏刺激的指令，进行心脏刺激的具体程序可参见原申请的图9及其说明。步骤102从心电信号测量单元502和运算单元504输入心电测量信号和心电刺激信号的有关数据（R-R间期的宽度，T_SO，R-R间期内对应的S₁的位置，S₁的幅值）;然后在步骤103判断是否已向刺激信号发生单元60输出停发刺激脉冲的命令，如果没有则进入步骤104′，对刺激信号诱发的异常心电波形进行计数。应当指出，为了在识别异常心电波形时避免受到刺激脉冲S₀和S₁的干扰，可先对检出的心电信号滤掉宽度小于10ms的波形，由于S₀和S₁的宽度均为1ms左右（参见原申请的图7），经过滤波后它们都被滤掉，然后在滤波后的心电信号中寻找基频为17Hz的波形以识别出QRS波群，这样可以避免按幅值识别R波可能造成的对干扰信号的误判。QRS波群识别出之后即可完成对R-R间期的测量，通过将R-R间期与T_SO相比较即可识别出异常心电波形（R-R间期小于T_SO）的个数C₀。然后在步骤105′判断C₀是否为零，若为是，则说明未诱发出异常心搏，经步骤108返回步骤102继续对新的检测数据采样，直至在步骤105′判别出C₀不为零，然后进入步骤106′。由于诱发脉冲的幅值是逐步地增大，所以最先诱发出的异常心搏一般均为室早，这时应满足条件0＜C₀＜3。当步骤106判明该异常波形的个数不大于等于3时，进入步骤107′，在该步骤中对诱发出室早PVC波形的诱发脉冲进行定位，由于已经诱发出了室早，说明这时的S₁是在心电易损期范围内，由此可限定心电易损期的位置并将该信息送到由运算单元504执行的心电刺激子程序中。通过步骤107′使心电易损期的扫描范围从原来的T波起点到T波峰值的大约200ms的区间缩小为一个20ms的区间，这使以后的易损期扫描更加准确也更加迅速，这就大大加快了以后诱发出多发性室早和室速波形的刺激过程。步骤107执行完毕后通过步骤108显示室早波形并对C₀清零后返回步骤102继续对心电信号进行采样，直至在步骤106′判明C₀大于等于3，这说明已诱发出多发性室早或室速波形，然后进入步骤109向刺激信号发生单元60发出停止电刺激的指令。然后经过步骤110到114，取出已识别出的多发性室早或室速波形的足够数据点，在输出装置上显示这些异常波形以及检测出和计算出的各项心电阈值MET，VTT和VFT。

图5A到图5C示出本发明改进的通过识别室早PVC波形来限定心电易损期的方法。图5A示出原申请中心电易损期的扫描区间，它是从T波形起点到T波峰值，一般这一区间的宽度为200ms。在这一区间内有一个宽度为20～40ms的易损期，由于受试者的个体差异和心电信号本身的波动性，每个具体受试者的心电易损期的确切位置在进行电刺激之间是不能确定的，为了找出这一易损期，原申请中的序贯法是每隔N个S₀在该扫描区间内施加一个S₁脉冲，每次将该S₁脉冲依次后移5ms，这样经过大约40次循环（200ms/5ms）完成整个区间的扫描，然后将S₁增值0.1mA后再重复这一扫描过程，直至诱发出多发性室早ME或室速VT。图5B示出本发明改进的方式，其中第1个R-R间期内的S₁未能诱发出异常R波而第2个R-R间期内的S₁则诱发出一个室早PVC的波形，说明该S₁位于心电易损期内。本发明的方式不是等到诱发出多发性室早ME或室速VT，而是在诱发出一或两个室早波形PVC时，即根据当时S₁所在的位置确定心电易损期的范围，将S₁当时所在的位置前后各10ms做为新的扫描区间，这样以后的扫描区间即由原来宽约200ms变为20ms。由于诱发PVC的S₁的幅值比诱发ME或VT的S₁的幅值要小得多，这样就可以较早地找出易损期的确切位置，随后仅在已找出的易损期内逐部将S₁增值，直至诱发出多发性室早ME或室速VT，利用这种方法可以大大加快检测的速度，减少易损期扫描的盲目性。图5C中示出在随后的电刺激过程中根据PVC识别而确定的易损期的位置，以后的S₁仅作用在这一很窄的范围内直至诱发出多发性室早ME或室速VT。

参见图6，所示为图1中前置放大电路30和浮地电路90的原理框图。图6中，虚线框30为前置放大器，其中包括高输入阻抗放大器301，其对地电阻大于1000MΩ漏电电流＜1μA;增益控制放大器302，它将放大器301的输出控制在一个适当的增范围内，虚线框90为浮地电路，其中包括缓冲级901;隔离电路902，该电路采用了一个光电耦合隔离电路，另一缓冲级903，它与901都是用于同隔离电路902进行阻抗匹配，增益控制放大器904，用于控制隔离电路输出信号的增益范围;和低输出阻抗放大器905，其输出阻抗小于100Ω，以避免受负载的干扰。由于本发明的装置采用了隔离电路902来实现检测系统的浮地，它与刺激信号发生电路60中的隔离电路604（参见原申请的图10）相配合，很好地避免了检测系统与刺激系统之间的相互干扰同时能确保受试者的安全。为信号处理单元50提供了干扰很小的心电检测信号。为以后从心电异常波形中识别PVC，ME，VT，创造了良好的条件。

本发明的装置和方法在以上通过附图进行了示例性说明，本领域的熟练人员无须背离本发明的实质和原理即可对其进行多种形式的修改和替换，本发明的保护范围仅取决于本申请的权利要求书。

Claims

1、一种通过电刺激检测心功能的装置，包括：

多个心电检测电极；

一个前置放大电路，其输入端分别与上述多个心电检测电极相连并形成心电信号的输出；

一个模-数转换器，其输入端与上述浮地电路的输出相连，以将其模拟的心电信号转换为数字信号；

一个信号处理单元，其输入端与上述模-数转换器的数字输出相连并对其输出的数据进行处理；

一个输入-输出装置，该装置与上述信号处理单元相连以向其输入操作指令和信息并输出其处理结果和识别波形；

其特征在于该装置还包括：

一个刺激信号发生单元和与该单元连接的双路心脏刺激电极；和

一个浮地电路，连接上述前置放大电路和模-数转换器之间，使刺激信号发生单元在向心脏施加刺激脉冲的过程中对前置放大电路检出的心电信号不产生电干扰；

其中，上述信号处理单元首先对心电检测电极检测到的心电信号进行处理，根据该处理结果向上述刺激信号发生单元输出对心脏进行电刺激的指令，由刺激信号发生单元根据指令中的信息产生具有特定脉冲结构的刺激信号并将其通过心脏刺激电极分别施加到心房和心室，同时由上述信号处理单元对电刺激信号作用下心电信号的变化进行室早和室速波形的识别，并根据识别结果向刺激信号发生单元发出停止刺激的指令同时通过输入-输出装置将识别出的波形以及诱发该波形的刺激信号幅值输出。

2、权利要求1的装置，其进一步的特征在于：

所述信号处理单元包括：

一个存储单元，其输入端与所述模-数转换器的输出端相连，用于存储数字化的心电信号;

一个心电信号测量单元，用于从上述存储单元中取出心电信号并对其特征性参数进行测量;

一个识别单元，用于对从心电信号测量单元输入的心电数据进行识别;和

一个运算单元，该单元输入上述心电信号测量单元的特征参数做为初始值，并在上述识别单元控制下产生心脏电刺激控制信号并将其送往所述刺激信号发生单元;

其中，由上述识别单元根据对心电波形的识别控制运算单元发出电刺激控制信号，然后对心脏接受电刺激后心电波形的变化继续进行识别以判定室早和室速的出现，根据识别出的室早或室速波形向运算单元发出停止电刺激的指令，同时通过所述输入-输出装置显示识别出的心电波形和诱发该波形的刺激脉冲幅值。

3、权利要求2的装置，其进一步的特征在于：

由所述刺激信号发生单元在运算单元控制下产生的刺激脉冲序列包括两路信号;

一路是施加到心房的调搏脉冲序列，其周期T_SO小于电刺激前的心电R-R间期，另一路是施加到心室的诱发脉冲序列，通过调整诱发脉冲相对于调搏脉冲的时间位置和幅值可诱发心电信号的室早和/或室速波形;

由所述识别单元从所述心电信号测量单元输入心脏接受电刺激后产生的心电波形测量值，并测定R-R间期小于上述调搏周期T_SO的连续异常心搏的个数，根据该异常心搏的连续个数差别出室早或室速同时向所述运算单元发出停止电刺激的指令，并从该单元中提取诱发该异常波形的刺激脉冲幅值信号，然后经所述输入-输出装置显示识别出的异常波形以及诱发该波形的心室刺激诱发脉冲幅值。

4、权利要求3的装置，其进一步的特征在于：

由所述识别单元对心脏接受电刺激后产生连续的异常波形的个数进行识别。

当异常波形的个数在3-9的范围内时（包括3和9），将其判为多发性室早ME（或叫非持续性室速NST），将其诱发脉冲的幅值作为MET按以下公式求出室颤阈值VFT：

VFT＝1.7932+1.0816MET;

当异常波形的个数大于等于10时，将其判为室速VT，将其诱发脉冲的幅值作为VTT按以下公式求出室颤阈值VFT：

VFT＝0.1349+1.1608VTT;

将计算出的室颤阈值通过输入-输出装置输出。

5、一种通过电刺激检测心功能的方法，其特征在于包括以下步骤：

a.通过常规心电检测电极检出心电图波形信号;

b.对检出的心电信号测出R-R间期和Q-T间期;

c.通过一路心脏刺激电极向心房施加一个调搏脉冲序列，该脉冲序列的周期T_SO为50-80%的R-R间期，幅值为1-20mA;

d.通过另一路心脏刺激电极向心室施加一个诱发脉冲序列，通过调整诱发脉冲相对于调搏脉冲的时间位置和幅值以诱发出心电信号的室早和/或室速波形;

e.检测在诱发脉冲作用下心电信号中是否出现R-R间期小于调搏周期T_SO的异常心搏，并重复步骤d，直至诱发出异常心搏;

f.在检测到异常心搏之后停止对心房施加调搏脉冲和对心室施加的诱发脉冲，将异常心搏的波形以及诱发出该波形的心室刺激脉冲的幅值信号经输出装置进行显示。

6、权利要求5的方法，其进一步的特征在于以下步骤：

g.对步骤f输出的心电图波形进行测量，若R-R间期小于调搏周期T_SO的异常心搏的连续个数为3-9（包括3和9），则判为多发性室早ME（或叫非持续性室速NST），将其诱发脉冲的幅值作为MET，按以下公式求出室颤阈值VFT：

VFT＝1.7932+1.0816MET;

若异常心搏的连续个数大于等于10时，将其判为室速VT，将其诱发脉冲的幅值作为VTT按以下公式求出室颤阈值VFT：

VFT＝0.1349+1.1608VTT;

然后将VFT值输出。

7、权利要求6的方法，其进一步的特征在于：

在所述步骤g中，当检出的异常心搏的个数为1或2时，则判为室早PVC，将产生PVC的诱发脉冲的刺激位置为中心确定一个20mS的心电易损期;

然后返回所述步骤d，调整诱发脉冲在上述心电易损期内的时间位置和幅值直至诱发出多发性室早ME或室速VT。

8、权利要求5的方法，其进一步的特征在于：

所述步骤e中对异常心搏的识别方式如下：

e₁将检测出的心电信号进行滤波，去掉宽度小于10mS的波形;

e₂对滤波后的心电信号寻找基频为17Hz的波形，从而识别出各个QRS波群;

e₃对识别出的QRS波群进行R-R间期的测量，将R-R间期小于调搏周期T_SO的波形作为异常心搏。