CN115154231A - 增强型体外反搏自适应控制系统 - Google Patents

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CN115154231A CN202211005657.8A CN202211005657A CN115154231A CN 115154231 A CN115154231 A CN 115154231A CN 202211005657 A CN202211005657 A CN 202211005657A CN 115154231 A CN115154231 A CN 115154231A
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Abstract

本申请提出一种增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，其包括多模态生理信号同步采集模块和信号分析处理模块；多模态生理信号同步采集模块用于采集受试者的同步多模态生理信号；该同步多模态生理信号包括：单导或多导脑电信号、单导心电信号；信号分析处理模块对所述同步多模态生理信号进行预处理，然后进行特征点识别、特征点联合分析，得到生理耦合指标，通过该生理耦合指标控制增强型体外反搏设备的气囊的充放气。

Description

增强型体外反搏自适应控制系统
技术领域
本申请涉及增强型体外反搏系统，尤其涉及一种增强型体外反搏自适应控制系统。
背景技术
增强型体外反搏(enhanced external counterpulsation，EECP)是一种用于治疗缺血性疾病的非侵入性辅助循环技术。其通过分别包裹于患者小腿、大腿及臀部的充气囊套，在心电信号R波的同步触发下，于心脏舒张期自下而上对气囊进行序贯充气加压，挤压人体下半身的动脉系统，在心脏的舒张期将血流驱回至人体上半身，改善心、脑等重要脏器血流灌注；同时，因静脉系统同步受压，因而右心的静脉回流增加，提高心脏的每搏出量和心输出量。在心脏的收缩期，三级气囊则同时排气，使心脏射血的阻力负荷减低。目前，国内外在缺血性心脏病及卒中、稳定性及不稳定性心绞痛、急性心肌梗死、心源性休克、充血性心力衰竭、稳定性冠心病等疾病的诊治指南中均纳入了EECP疗法。
然而，当前临床应用的EECP装置，其气囊的充、放气由心电信号的R波触发，即在R波峰值后的特定时间间隔分别控制充气加压和放气泄压的过程，针对不同患者及不同病情，其具体充气压强的大小一般控制在0.020-0.045MPa范围内。上述参数一旦固定，在患者接受EECP治疗的整个过程中，参数始终保持不变。由于心脏自身的心率变异性、反复加压、泄压引起的肌肉、血管特性改变，会导致初始设置参数无法动态自适应调整来跟踪上述生理性变化，从而影响治疗效果。
发明内容
鉴于上述问题，本申请旨在提出一种增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统。
本申请的增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，其包括多模态生理信号同步采集模块和信号分析处理模块；
多模态生理信号同步采集模块用于采集受试者的同步多模态生理信号；该同步多模态生理信号包括：单导或多导脑电信号、单导心电信号；
信号分析处理模块对所述同步多模态生理信号进行预处理，然后进行特征点识别、特征点联合分析，得到生理耦合指标，通过该生理耦合指标控制增强型体外反搏设备的气囊的充放气。
优选地，多模态生理信号同步采集模块包括脑电电极、心电电极；脑电电极用于采集单导或多导脑电信号；心电电极用于采集单导心电信号。
优选地，所述脑电电极、心电电极的采样频率为500Hz。
优选地，信号分析处理模块首先对所有采集到的各生理信号进行50Hz陷波，以降低工频干扰的影响；
脑电信号进一步经过0.05-100Hz带通滤波器，得到经带通滤波的脑电信号；心电信号经0.05-100Hz带通滤波处理后，根据心电特征点进行R波和T波的识别；以T波波峰位置为基准点，取基准点前200ms和后800ms的心电和脑电片段；T波对应的该1000ms加窗脑电为心搏诱发电位；取EECP充气加压后250-450ms时间窗内HEP曲线幅度的均值mean_P；
mean_P即为所述生理耦合指标。
本申请还提出一种增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，其包括多模态生理信号同步采集模块和信号分析处理模块；
多模态生理信号同步采集模块用于采集受试者的同步多模态生理信号；该同步多模态生理信号包括：单导心电信号、胸部电阻抗信号、容积脉搏波；
信号分析处理模块对所述同步多模态生理信号进行预处理，然后进行特征点识别、特征点联合分析，得到生理耦合指标，通过该生理耦合指标控制增强型体外反搏设备的气囊的充放气。
优选地，多模态生理信号同步采集模块包括心电电极、电阻抗电极、指端光电传感器；心电电极用于采集单导心电信号；电阻抗电极用于采集胸部电阻抗信号；指端光电传感器用于采集容积脉搏波。
优选地，所述心电电极、电阻抗电极、指端光电传感器的采样频率为500Hz。
优选地，信号分析处理模块首先对所有采集到的各生理信号进行50Hz陷波，以降低工频干扰的影响；
心电信号经0.05-100Hz带通滤波处理后利用小波变换和极大值、极小值原理确定每个周期R波和T波波峰位置，相邻两个R波波峰间期为IBI；胸部电阻抗信号经0.1-0.8Hz带通滤波后可获取呼吸RES；容积脉搏波信号进一步经0.5-3.5Hz带通滤波，并通过其二阶差分信号极大值点确定每个周期容积脉搏波信号的峰值点。
优选地，利用同一周期内的心电R波波峰到容积脉搏波峰值点的时间间隔作为脉搏波传导时间PTT；IBI、RES、PTT时间序列以5Hz进行重采样。
优选地，对于重采样后的IBI、RES、PTT时间序列，利用经验模态分解方法处理，得到生理耦合指标PSItotal，
PSItotal＝PSIRES-IBI+PSIRES-PTT+PSIIBI-PTT；
其中，PSIRES-IBI为RES与IBI的相位同步指数，PSIRES-PTT为RES与PTT的相位耦合同步指数；PSIIBI-PTT为IBI与PTT的相位同步指数。
本申请的增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，能够根据患者实时采集的多模态生理信号特征对EECP进行控制，使得EECP适应生理性变化，达到较优的治疗效果。
附图说明
图1为本申请的EECP装置自适应控制系统和方法原理图；
图2为多模态生理信号预处理和特征点识别的示意图；
图3为心脏、呼吸、血压系统的生理耦合分析图；
图4为心-脑耦合分析图；
图5为EECP压力参数与生理耦合参数的关系图。
具体实施方式
下面，结合附图对本申请的增强型体外反搏自适应控制系统及方法进行详细说明。
如图1所示，EECP参数自适应控制系统主要包括多模态生理信号同步采集和信号分析处理模块两个部分。在临床EECP治疗疾病的过程中，通过多模态生理信号同步采集模块，利用置于头部(脑电电极)、胸腹部(心电电极)和指端的光电传感器(监测气囊压强的传感器可选)，以非侵入方式同步采集单导或多导脑电(可根据10-20国际标准导联系统定位其中一个或多个电极位置)、单导心电(标准肢体II导联)、胸部电阻抗(4电极)和容积脉搏波(食指)等多模态生理信号，采样率设置为500Hz。
如图2所示，信号分析处理模块中，生理信号预处理模块首先对所有采集到的生理信号进行50Hz陷波，以降低工频干扰的影响。脑电信号进一步经过0.05-100Hz带通滤波器，提取可用的脑电信号；心电信号经0.05-100Hz带通滤波处理后利用小波变换和极大值、极小值原理确定每个周期R波和T波波峰位置，相邻两个R波波峰为心搏间期IBI；胸部电阻抗信号经0.1-0.8Hz带通滤波后可获取呼吸信号RES；容积脉搏波信号进一步进行0.5-3.5Hz带通滤波，并通过其二阶差分信号极大值点确定每个周期容积脉搏波信号的峰值点。
在同步多模态生理信号特征点联合分析模块中，利用同一周期内的心电R波波峰到容积脉搏波峰值点的时间间隔作为脉搏波传导时间(pulse transit time,PTT)，可根据血压与PTT的线性关系用其表征逐拍血压。心搏间期IBI、呼吸RES、脉搏波传导时间PTT时间序列以5Hz进行重采样。
对于重采样后的IBI、RES、PTT时间序列，利用经验模态分解方法处理，每一个序列都可以表示为
Figure BDA0003808534780000041
的形式，其中ci(t)为本征模态函数，rn(t)为残差。在重采样频率为5Hz的情况下，选择IBI、RES、PTT时间序列的第r个本征模态函数cr(t)作为提取上述三个时间序列的主要成分(图3中A、B、C)。
在选定IBI、RES、PTT时间序列本征模态函数作为各自主要节律的基础上，利用希尔伯特变换构建cr(t)的希尔伯特变换对
Figure BDA0003808534780000042
其中p为柯西主值。通过复共轭变换对的cr(t)和
Figure BDA0003808534780000043
定义解析信号zr(t)，则
Figure BDA0003808534780000044
其中
Figure BDA0003808534780000045
这样，希尔伯特变换提供了一个独特的瞬时相位函数Φ(t)。选定的心搏间期IBI、呼吸RES、脉搏波传导时间PTT序列本征模态函数主要节律的瞬时相位分别为ΦIBI(t)，ΦRES(t)和ΦPTT(t)。呼吸RES与心搏间期IBI瞬时相位差为
Figure BDA0003808534780000055
呼吸RES与脉搏波传到时间PTT瞬时相位差为
Figure BDA0003808534780000056
心搏间期IBI与脉搏波传到时间PTT瞬时相位差为
Figure BDA0003808534780000057
如图3中(D)、(E)、(F)所示。则心脏、呼吸、血压之间的耦合强度可用相位同步指数(phase synchronization index，PSI)进行量化，其计算方法如下：
Figure BDA0003808534780000051
其中
Figure BDA0003808534780000052
分别表示两特定长度时间序列瞬时相位差值
Figure BDA0003808534780000053
的余弦值、正弦值的均值。图3(G)、(H)、(I)所示依次为
Figure BDA0003808534780000054
的分布，呼吸-心脏、呼吸-血压、心脏-血压的PSI值分别为PSIRES-IBI＝0.63，PSIRES-PTT＝0.53，PSIIBI-PTT＝0.66。如图3所示，两个信号之间的耦合程度越强，同步性越好，其对应的PSI值就越大，其分布图就会显示出越明显的峰值。这里，我们定义PSItotal＝PSIRES-IBI+PSIRES-PTT+PSIIBI-PTT，作为EECP参数自适应控制的可选信号输出。
通过对预处理后的同步心电、脑电联合分析计算量化心-脑耦合强度。根据心电特征点R波和T波的识别，定位每个周期心电T波波峰位置，T波波峰位置为EECP充气加压起始点。以T波波峰位置为基准点，进行加窗处理即取基准点前200ms和后800ms的心电和脑电片段，如图2(E)、(F)所示，T波对应的1000ms加窗脑电定义为心搏诱发电位(heartbeatevoked potentials，HEP)。将特定长度心电、脑电信号每个周期的1000ms加窗T波和HEP以基准点为参考分别整序叠加平均，得到心电和HEP平均值，如图4中A、B所示。针对HEP，取EECP充气加压后250-450ms这个时间窗，计算时间窗内HEP曲线幅度的均值mean_P(正向拐点的幅度极大值也可以作为潜在的可量化特征)用以量化心-脑耦合强度，作为EECP参数自适应控制的可选信号输出。
实例
利用临床治疗用EECP装置，对特定受试者进行干预，在干预过程中分别采集基线(气囊不充气加压，即0Mpa)、0.005Mpa、0.010Mpa、0.015Mpa、0.020Mpa、0.025Mpa、0.030Mpa、0.035Mpa、0.040Mpa、0.045Mpa、0.050Mpa压力参数作用下的同步脑电、心电、容积脉搏波、电阻抗等生理信号，分析EECP对生理耦合强度的即时效应。利用上述方法进行信号预处理获取预处理后脑电、心电、容积脉搏波和呼吸信号，识别特征点，并按上述方法进行耦合分析得到生理耦合指标PSItotal和mean_P。分析EECP不同压力下PSItotal和mean_P，如图5所示，在EECP压力为0.020MPa时，受试者的生理耦合指标PSItotal和mean_P均达到最大值，说明0.020MPa的EECP对受试对象能够起到积极的干预作用。临床实践中，通过EECP过程中的同步脑电、心电、容积脉搏波、呼吸等多模态生理信号的实时采集和分析，提取生理耦合指标PSItotal和mean_P可用于EECP压力参数自适应反馈控制，对当前临床EECP治疗固定压力参数的模式进行优化和改进。
除非另有定义，本申请中使用的所有技术和/或科学术语具有与由本发明所涉及的领域的普通技术人员通常理解的相同含义。本申请中提到的材料、方法和实施例仅为说明性的，而非限制性的。
虽然已结合具体实施方式对本发明进行了描述，在本申请的发明主旨下，本领域的技术人员可以进行适当的替换、修改和变化，这种替换、修改和变化仍属于本申请的保护范围。

Claims (10)

1.一种增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，其包括多模态生理信号同步采集模块和信号分析处理模块；
多模态生理信号同步采集模块用于采集受试者的同步多模态生理信号；该同步多模态生理信号包括：单导或多导脑电信号、单导心电信号；
信号分析处理模块对所述同步多模态生理信号进行预处理，然后进行特征点识别、特征点联合分析，得到生理耦合指标，通过该生理耦合指标控制增强型体外反搏设备的气囊的充放气。
2.根据权利要求1所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
多模态生理信号同步采集模块包括脑电电极、心电电极；脑电电极用于采集单导或多导脑电信号；心电电极用于采集单导心电信号。
3.根据权利要求2所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
所述脑电电极、心电电极的采样频率为500Hz。
4.根据权利要求3所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
信号分析处理模块首先对所有采集到的各生理信号进行50Hz陷波，以降低工频干扰的影响；
脑电信号进一步经过0.05-100Hz带通滤波器，得到经带通滤波的脑电信号；心电信号经0.05-100Hz带通滤波处理后，根据心电特征点进行R波和T波的识别；以T波波峰位置为基准点，取基准点前200ms和后800ms的心电和脑电片段；T波对应的该1000ms加窗脑电为心搏诱发电位；取EECP充气加压后250-450ms时间窗内HEP曲线幅度的均值mean_P；
mean_P即为所述生理耦合指标。
5.一种增强型体外反搏(EECP)自适应控制系统，其包括多模态生理信号同步采集模块和信号分析处理模块；
多模态生理信号同步采集模块用于采集受试者的同步多模态生理信号；该同步多模态生理信号包括：单导心电信号、胸部电阻抗信号、容积脉搏波；
信号分析处理模块对所述同步多模态生理信号进行预处理，然后进行特征点识别、特征点联合分析，得到生理耦合指标，通过该生理耦合指标控制增强型体外反搏设备的气囊的充放气。
6.根据权利要求5所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
多模态生理信号同步采集模块包括心电电极、电阻抗电极、指端光电传感器；心电电极用于采集单导心电信号；电阻抗电极用于采集胸部电阻抗信号；指端光电传感器用于采集容积脉搏波。
7.根据权利要求6所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
所述心电电极、电阻抗电极、指端光电传感器的采样频率为500Hz。
8.根据权利要求7所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
信号分析处理模块首先对所有采集到的各生理信号进行50Hz陷波，以降低工频干扰的影响；
心电信号经0.05-100Hz带通滤波处理后利用小波变换和极大值、极小值原理确定每个周期R波和T波波峰位置，相邻两个R波波峰间期为IBI；胸部电阻抗信号经0.1-0.8Hz带通滤波后可获取呼吸RES；容积脉搏波信号进一步经0.5-3.5Hz带通滤波，并通过其二阶差分信号极大值点确定每个周期容积脉搏波信号的峰值点。
9.根据权利要求8所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
利用同一周期内的心电R波波峰到容积脉搏波峰值点的时间间隔作为脉搏波传导时间PTT；IBI、RES、PTT时间序列以5Hz进行重采样。
10.根据权利要求9所述的增强型体外反搏自适应控制系统，其特征在于：
对于重采样后的IBI、RES、PTT时间序列，利用经验模态分解方法处理，得到生理耦合指标PSItotal，
PSItotal＝PSIRES-IBI+PSIRES-PTT+PSIIBI-PTT；
其中，PSIRES-IBI为RES与IBI的相位同步指数，PSIRES-PTT为RES与PTT的相位耦合同步指数；PSIIBI-PTT为IBI与PTT的相位同步指数。
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