一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的方法及系统与流程

1.本发明涉及体外电击除颤技术领域，具体涉及一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的方法及系统。


背景技术：

2.室性心动过速和心室颤动是引发心脏骤停的主要原因。使用较强的脉冲电流通过心脏来纠室性心动过速和心室颤动使心脏恢复正常窦性节律的方法，称为电击除颤。体外除颤器是用于对心脏实施电击除颤的设备，它主要由除颤充电/放电电路、心电信号放大/显示电路，控制电路、电源以及两个除颤电极组成。除颤电极包括胸骨电极和心尖电极，用于检测患者的心电信号以及向患者施放高压电流。
3.现有技术中，cn108404292a提供了一种基于胸阻抗检测的体外除颤的方法及其系统，该系统中充电/放电电路的电原理框图如图1所示，在待机状态下，双联动开关k处于1的位置，电容c两端的电压为零。在进行充电时，k处于2的位置。电压变换器将直流低压转换成脉冲高压，高压整流电路将脉冲高压经整流后向储能电容c充电。瓦秒表实时监测电容两端的电压，当电压达到设定值时停止充电。在进行除颤时，双联动开关k置于3的位置。此时储能电容c将通过人体(负载电阻r代表人体阻抗)组成的回路放电，在输出的除颤能量达到预设值时切断开关，完成除颤。
4.成功除颤的必要条件，是除颤能量和除颤电流均超过除颤阈值。研究表明，成功除颤的能量阈值为100j
‑
200j，成功除颤的电流阈值10
‑
20a。低于此阈值不能成功除颤，高于此阈值则会增加患者电击损伤的风险。cn108404292a的技术方案提供的除颤器是采用恒定能量输出模式，即在除颤能量设定为预设值的情况下，将电容两端的电压充到一个固定值然后进行放电。这种方法是建立在假设所有患者的人体阻抗都相同的情况下实施的除颤，事实上，人体的胸阻抗分布在30
‑
160ω之间，这种采用恒定能量输出模式的方法，对于胸阻抗小于100ω的患者除颤效果较好，因为能量和电流均超过了除颤阈值。当患者胸阻抗大于100ω时，采用cn108404292a的技术方案，虽然输出能量依然能达到除颤阈值，但除颤电流却达不到相应的除颤阈值，从而不能实现成功除颤。


技术实现要素：

5.针对现有技术存在的不足，本发明提出一种自动调节体外除颤电流的方法与设备，以解决现有技术中，人体胸阻抗值较大(大于100ω)的患者在进行体外电击除颤时，除颤能量和除颤电流不能同时达到所需除颤阈值的技术问题。
6.本发明采用的技术方案如下：
7.第一方面，提供了一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的方法，包括以下步骤：
8.s1、获取人体交流胸阻抗值；
9.s2、对人体交流胸阻抗值和交流胸阻抗阈值进行大小判定，当人体交流胸阻抗值大于交流胸阻抗阈值时，选择输出电流恒定模式；反之，选择输出能量恒定模式；
10.s3、根据人体交流胸阻抗值、交流胸阻抗阈值、理论除颤能量值、预设除颤脉宽，计算除颤所需要的平均除颤电流值；
11.s4、根据人体交流胸阻抗值、平均除颤电流值计算除颤所需要的最大除颤电流值；
12.s5、对电容进行充电，监测电容两端的充电电压，在电容可提供的放电电流等于最大除颤电流值时停止充电；
13.s6、电容放电，在放电过程中通过持续监测电容的输出电流和输出电压，根据输出电流和输出电压计算得到人体直流胸阻抗值和电容实际输出能量值；
14.s7、根据人体直流胸阻抗值与人体交流胸阻抗值之间的差异调节实际除颤脉宽，电容实际输出能量达到预设条件时，电容停止放电。
15.进一步的，步骤s1中获取人体交流胸阻抗值，包括：
16.s1
‑
1、利用体外除颤电极对人体施加高频低电流激励信号，采集人体响应激励信号的高频电压信号；
17.s1
‑
2、对采集的高频电压信号进行解调和高通滤波，得到人体交流胸阻抗值。
18.进一步的，交流胸阻抗阈值为90
‑
100ω。
19.进一步的，在输出电流恒定模式下，输出电流恒定，根据胸阻抗的大小自动调节输出能量；在输出能量恒定模式下，输出能量恒定，根据胸阻抗大小自动输出电流。
20.进一步的，平均除颤电流值i
a
按下式进行计算：
[0021][0022]
在上式中，e0为操作者预设的理论除颤能量值，r
ac
为人体交流胸阻抗值，r
t
为交流胸阻抗阈值,t0为预设除颤脉宽。
[0023]
进一步的，最大除颤电流值i
p
按下式进行计算：
[0024][0025]
在上式中，i
a
为平均除颤电流值，e为自然常数，t0为预设除颤脉宽，r
ac
为患者的人体交流胸阻抗值，c为电容值。
[0026]
进一步的，实际除颤脉宽t1按下式进行计算：
[0027][0028]
在上式中，t0为预设除颤脉宽，r
dc
为人体直流胸阻抗值，r
ac
为人体交流胸阻抗值。
[0029]
进一步的，预设条件包括：
[0030]
在输出能量恒定模式下，e＝e0[0031]
在输出电流恒定模式下，e＝e0r
dc
t1/r
t
t0[0032]
在上式中，e为电容实际输出能量值，e0为预设的理论除颤能量值，r
dc
为人体直流胸阻抗值，r
t
为交流胸阻抗阈值，t1为实际除颤脉宽，t0为预设除颤脉宽。
[0033]
第二方面，提供了一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的系统，使用第一方面提供的任一的方法进行体外电击除颤，包括：除颤电极、交流胸阻抗检测电路、处理器、充电控制电路、电压监测电路、放电控制电路、电流监测电路、高频低电流激励电路；
[0034]
除颤电极、交流胸阻抗检测电路、处理器、高频低电流激励电路依顺次闭环电连
接；
[0035]
充电控制电路分别与处理器、电压监测电路电连接；
[0036]
电压监测电路分别与充电控制电路、处理器、放电控制电路电连接；
[0037]
放电控制电路分别与处理器、电压监测电路、电流监测电路电连接；
[0038]
电流监测电路分别与处理器、放电控制电路电连接。
[0039]
由上述技术方案可知，本发明的有益技术效果如下：
[0040]
在人体阻抗为低阻抗时，采用输出能量恒定但输出电流自动调节的工作模式；在人体阻抗为高阻抗时，采用输出电流恒定但输出能量自动调节的工作模式，能保证对不同人体阻抗的患者，同时使除颤能量和除颤电流超过除颤阈值，从而提高体外电击除颤的成功率。
附图说明
[0041]
为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单介绍。在所有附图中，类似的元件或部分一般由类似的附图标记标识。附图中，各元件或部分并不一定按照实际的比例绘制。
[0042]
图1为本发明背景技术的现有体外除颤设备框图；
[0043]
图2为本发明实施例1的体外除颤方法流程图；
[0044]
图3为本发明实施例1、2的体外除颤系统框图；
[0045]
图4为本发明实施例1的输出电流恒定模式、输出能量恒定模式下的输出曲线示意图。
具体实施方式
[0046]
下面将结合附图对本发明技术方案的实施例进行详细的描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明的技术方案，因此只作为示例，而不能以此来限制本发明的保护范围。
[0047]
需要注意的是，除非另有说明，本技术使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属领域技术人员所理解的通常意义。
[0048]
实施例1
[0049]
本实施例提供了一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的方法，如图2所示，包括以下步骤：
[0050]
s1、获取人体交流胸阻抗值
[0051]
在具体的实施方式中，采用以下方式获取人体的交流胸阻抗值：
[0052]
s1
‑
1、利用体外除颤电极对人体施加高频低电流激励信号，采集人体响应激励信号的高频电压信号。
[0053]
s1
‑
2、对采集的高频电压信号进行解调和高通滤波，得到人体交流胸阻抗值。在具体的实施方式中，使用高通滤波器对解调后的高频电压信号进行滤波，可以滤出直流信号，得到人体交流胸阻抗值。
[0054]
s2、对人体交流胸阻抗值和交流胸阻抗阈值进行大小判定，当人体交流胸阻抗值大于交流胸阻抗阈值时，选择输出电流恒定模式；反之，选择输出能量恒定模式
[0055]
在具体的实施方式中，交流胸阻抗阈值设为90
‑
100ω。当人体交流胸阻抗值大于交流胸阻抗阈值时，自动选择输出电流恒定模式；当人体交流胸阻抗值小于或等于交流胸阻抗阈值时，自动选择输出能量恒定模式。
[0056]
在输出电流恒定模式下，输出电流恒定，根据胸阻抗的大小自动调节输出能量。在输出能量恒定模式下，输出能量恒定，根据胸阻抗大小自动输出电流。自动选择工作模式，是为了实现对于不同阻抗的患者，输出能量和输出电流均能同时超过除颤阈值。
[0057]
s3、根据人体交流胸阻抗值、交流胸阻抗阈值、理论除颤能量值、预设除颤脉宽，计算除颤所需要的平均除颤电流值
[0058]
在具体的实施方式中，计算时交流胸阻抗阈值r
t
设为90
‑
100ω，理论除颤能量值e0由操作人员设定，为150
‑
200j。按下式(1)计算平均除颤电流值i
a
：
[0059][0060]
在上式(1)中，e0为操作者预设的理论除颤能量值，r
ac
为人体交流胸阻抗值，r
t
为交流胸阻抗阈值,t0为预设除颤脉宽(即放电时间，通常在5
‑
15毫秒之间)。
[0061]
s4、根据人体交流胸阻抗值、平均除颤电流值计算除颤所需要的最大除颤电流值
[0062]
在具体的实施方式中，用下式(2)计算最大除颤电流值i
p
，
[0063][0064]
在上式(2)中，i
a
为平均除颤电流值，e为自然常数，t0为预设除颤脉宽，r
ac
为患者的人体交流胸阻抗值，c为电容值。
[0065]
s5、对电容进行充电，监测电容两端的充电电压，在电容可提供的放电电流等于最大除颤电流值时停止充电；
[0066]
在具体的实施方式中，根据电阻、电流、电压之间存在相互关系u＝ir，当电容两端的峰值电压达到v
p
＝i
p
r
ac
时，电容可提供的放电电流等于最大除颤电流值，在此时对电容停止充电。如图3所示，使用电压监测电路对电容两端的充电电压进行监测。
[0067]
s6、电容放电，在放电过程中通过持续监测电容的输出电流和输出电压，根据输出电流和输出电压计算得到人体直流胸阻抗值和电容实际输出能量值
[0068]
在具体的实施方式中，人体直流胸阻抗值r
dc
按下式(3)计算：
[0069]
r
dc
＝v(t)/i(t)
ꢀꢀ
(3)
[0070]
在上式(3)中，v为电容的输出电压，i为电容的输出电流。
[0071]
电容实际输出能量值e按下式(4)计算：
[0072][0073]
在上式(4)中，r
dc
为人体直流胸阻抗值，i为电容的输出电流，t为电容放电时间。
[0074]
s7、根据人体直流胸阻抗值与人体交流胸阻抗值之间的差异调节实际除颤脉宽，电容实际输出能量达到预设条件时，电容停止放电
[0075]
根据人体直流胸阻抗值与人体交流胸阻抗值之间的差异对实际除颤脉宽进行调节时，实际除颤脉宽t1按下式(5)计算：
[0076][0077]
在上式(5)中，t0为预设除颤脉宽，r
dc
为人体直流胸阻抗值，r
ac
为人体交流胸阻抗值，实际除颤脉宽即为电容的实际放电除颤时间。
[0078]
在输出能量恒定模式下，说明患者的人体阻抗较小，此时的除颤电流值能够满足除颤电流阈值的要求，只需要提供足够的能量就可以完成除颤。按照步骤s6的式(4)可计算得到的电容实际输出能量值e，当e＝e0时，电容停止放电，完成体外除颤；e0如前文所述，为操作者预设的理论除颤能量值。在此模式下，设实际除颤电流为i，其中，e0为理论除颤能量值，r
dc
为人体直流胸阻抗值，t0为预设除颤脉宽。除颤电流为i1随患者胸阻抗的变化而自动调节。即，在输出能量恒定模式下，电容停止放电的预设条件为e＝e0。
[0079]
在输出电流恒定模式下，说明患者的人体阻抗较大，此时的除颤电流值不能满足除颤电流阈值的要求，需要通过电容放电给出一个大于除颤电流阈值的恒定电流用于除颤，设实际除颤电流为i，其中，e0为理论除颤能量值，r
t
为交流胸阻抗阈值，t0为预设除颤脉宽。在此模式下，除颤电流i2保持不变，但电容实际输出能量e会随着胸阻抗的变化而自动调节，e＝e0r
dc
t1/r
t
t0，其中，e0为理论除颤能量值，r
dc
为人体直流胸阻抗值，r
t
为交流胸阻抗阈值，t1为实际除颤脉宽，t0为预设除颤脉宽。即，在输出电流恒定模式下，电容停止放电的预设条件为e2＝e0r
dc
t1/r
t
t0。
[0080]
使用本实施例的技术方案，体外除颤自动选择输出模式时，其输出能量和输出电流曲线如图4所示，图4(a)为两者不同模式下的输出能量的曲线，图4(b)为两者不同模式下的输出电流的曲线，图中的“峰值电流”即为除颤所需要的最大除颤电流。
[0081]
通过本实施例的技术方案，在人体阻抗为低阻抗时，采用输出能量恒定但输出电流自动调节的工作模式；在人体阻抗为高阻抗时，采用输出电流恒定但输出能量自动调节的工作模式，能保证对不同人体阻抗的患者，同时使除颤能量和除颤电流超过除颤阈值，从而提高体外电击除颤的成功率。
[0082]
实施例2
[0083]
本实施例提供了一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的系统，使用实施例1提供的方法进行体外电击除颤，如图3所示，包括：
[0084]
除颤电极、交流胸阻抗检测电路、处理器、充电控制电路、电压监测电路、放电控制电路、电流监测电路、高频低电流激励电路；
[0085]
除颤电极、交流胸阻抗检测电路、处理器、高频低电流激励电路依顺次闭环电连接；
[0086]
充电控制电路分别与处理器、电压监测电路电连接；
[0087]
电压监测电路分别与充电控制电路、处理器、放电控制电路电连接；
[0088]
放电控制电路分别与处理器、电压监测电路、电流监测电路电连接；
[0089]
电流监测电路分别与处理器、放电控制电路电连接；
[0090]
在具体的实施方式中，处理器可选用arm板，交流胸阻抗检测电路、充电控制电路、电压监测电路、放电控制电路、电流监测电路、高频低电流激励电路这一系列电路，可以选用现有技术中任意一种可实现的形式进行实施；除颤电极可选用片式除颤电极。
[0091]
以下对实施例2的工作原理进行说明：
[0092]
处理器控制高频低电流激励电路产生高频低电流激励信号，并传输给除颤电极。除颤电极对人体施加高频低电流激励信号，采集人体响应激励的高频电压信号，并传输给交流胸阻抗检测电路，以获得患者的交流胸阻抗信号。交流胸阻抗检测电路将交流胸阻抗信号传输给处理器，处理器通过计算处理得到人体交流胸阻抗值。
[0093]
处理器根据测得的人体交流胸阻抗值，与预先设定的交流胸阻抗阈值进行大小比较，根据比较结果自动选择输出电流恒定模式或输出能量恒定模式。然后，处理器计算出除颤所需要的平均除颤电流值和最大除颤电流值。
[0094]
在对电容进行充电的过程中，利用电压监测电路监测电容两端的充电电压，在电容可提供的放电电流等于最大除颤电流值时停止充电。
[0095]
在电容放电过程中，通过连续监测电容的输出的除颤电流和除颤电压来计算患者直流胸阻抗和电容实际输出能量值的大小，并根据人体直流胸阻抗值与人体交流胸阻抗值之间的差异调节放电时间，电容实际输出能量达到预设条件时，电容停止放电；预设条件见实施例1。
[0096]
通过本实施例的技术方案，可以实现对不同阻抗患者的除颤电流和除颤能量进行精确控制，以保证对不同阻抗的患者，同时使除颤能量和除颤电流超过除颤阈值，从而提高体外电击除颤的成功率。
[0097]
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围，其均应涵盖在本发明的权利要求和说明书的范围当中。