CN113131586A

CN113131586A - 除颤仪高精度能量放电控制方法

Info

Publication number: CN113131586A
Application number: CN202110490583.0A
Authority: CN
Inventors: 赵海峰; 刘攀; 安敏; 林国
Original assignee: Shenzhen Linkpoi Co ltd
Current assignee: Shenzhen Linkpoi Co ltd
Priority date: 2021-05-06
Filing date: 2021-05-06
Publication date: 2021-07-16

Abstract

本发明提出了一种除颤仪高精度能量放电控制方法，其包括步骤S1：根据除颤仪的放电关系生成除颤仪放电参数的参数关系表；步骤S2：根据当前参数得出所述除颤仪内储能电容的初始放电电压，并将所述储能电容充电至所述初始放电电压，开始除颤放电；步骤S3：监测除颤仪的实时电流和/或实时电压，依据所述实时电流和/或实时电压以及其余参数得出实际所需放电时间，并控制所述除颤仪放电时间为所述实际所需放电时间进行放电。与现有技术相比，本发明通过自校正算法，更新初始放电电压和放电时间来精确控制放电能量，解决了放电回路中电器自身带来的误差。

Description

除颤仪高精度能量放电控制方法

技术领域

本发明涉及除颤仪放电控制，特别是一种除颤仪高精度能量放电控制方法。

背景技术

目前的除颤仪基本工作原理是：通过充电电路将储能电容充电至目标电压，之后通过控制H桥使电流瞬间流过人体，实现除颤。而能量过高会损伤患者的心肌，能量过低又会无法达到除颤效果导致除颤失败，因此，能提高放电能量的精确控制对于提高除颤成功率、减少对人体的损伤具有重要意义。

而在批量生产，放电回路中高压储能电容的本身的误差有±5%，随着除颤次数增加和放置时间的推移，高压电容老化也会引起放电能量的误差偏大。

因此，如何设计一种能够精确控制放电的除颤仪高精度能量放电控制方法是业界亟待解决的技术问题。

发明内容

针对现有技术中，除颤仪放电误差偏大的问题，本发明提出了一种除颤仪高精度能量放电控制方法及除颤仪。

本发明的技术方案为，提出了一种除颤仪高精度能量放电控制方法，包括：

步骤S1：根据除颤仪的放电关系生成除颤仪放电参数的参数关系表；

步骤S2：根据当前参数得出所述除颤仪内储能电容的初始放电电压，并将所述储能电容充电至所述初始放电电压，开始除颤放电；

步骤S3：监测除颤仪的实时电流和/或实时电压，依据所述实时电流和/或实时电压以及其余参数得出实际所需放电时间，并控制所述除颤仪放电时间为所述实际所需放电时间进行放电。

进一步，所述除颤仪放电参数包括：人体阻抗R、储能电容容值C、除颤仪放电时间t、储能电容初始放电电压U、除颤仪能量W。

进一步，所述根据当前参数得出所述除颤仪内储能电容的初始放电电压包括：

当所述储能电容初始放电电压U仅与所述除颤仪能量W相关时，根据

所述除颤仪能量W以及所述参数关系表得出所述初始放电电压；

当所述储能电容初始放电电压U与所述除颤仪能量W、以及人体阻抗R相关时，计算当前人体阻抗R，并根据所述除颤仪能量W与人体阻抗R以及所述参数关系表得出所述初始放电电压。

进一步，所述计算当前人体阻抗R包括：采用特定频率的低压激励源经过人体胸部阻抗，在电极片两端产生微弱信号，将所述微弱信号放大和检波后得到所述人体阻抗R。

进一步，所述监测除颤仪的实时电流和/或实时电压包括：

当所述除颤仪采用单相衰减正弦波除颤技术时，检测除颤过程开始某一设定区间内的实际放电电压和放电电流；

当所述除颤仪采用双相锯齿波除颤技术时，检测除颤过程中第一相除颤时某一设定区间内的实际放电电压和放电电流。

进一步，当所述储能电容初始放电电压U仅与所述除颤仪能量W相关时，所述除颤仪包括置于总放电回路中的电流传感器、以及置于所述除颤器输出电路中的电压传感器，所述电流传感器用于实时监测总电流大小，所述电压传感器用于实时监测电极片两端电压。

进一步，当所述储能电容初始放电电压U与所述除颤仪能量W、以及人体阻抗R相关时，所述除颤仪包括置于总放电回路中的电流传感器或置于所述除颤器输出电路中的电压传感器，所述电流传感器用于实时检测总电流大小，所述电压传感器用于实时检电极片两端电压。

进一步，所述依据实时电压和/或实时电流得出实际所需放电时间包括：根据监测的实时电流和/或实时电压，得出除颤仪除颤输出的实际波型，并根据所述实际波形以及其余参数得出除颤仪实际所需放电时间。

进一步，所述除颤仪包括微控制器，所述微控制器控制所述电流传感器和所述电压传感器监测所述除颤仪的实时电流和实时电压。

与现有技术相比，本发明通过设置参数关系表，从而计算得出并更新储能电容的放电时间，避免了储能电容长期使用或自身产生的误差，调整了除颤仪的除颤精度。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1为本发明除颤仪高精度能量放电控制方法流程图。

具体实施方式

为了使本发明所要解决的技术问题、技术方案及有益效果更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

由此，本说明书中所指出的一个特征将用于说明本发明的一个实施方式的其中一个特征，而不是暗示本发明的每个实施方式必须具有所说明的特征。此外，应当注意的是本说明书描述了许多特征。尽管某些特征可以组合在一起以示出可能的系统设计，但是这些特征也可用于其他的未明确说明的组合。由此，除非另有说明，所说明的组合并非旨在限制。

下面结合附图以及实施例对本发明的原理及结构进行详细说明。

目前除颤仪基本工作原理是：通过充电电路将储能电容充电至目标电压，之后通过控制H桥使电流瞬间流过人体，实现除颤。但储存电容本身会存在5%的误差，使目标电压发生偏差，同时随着除颤仪的长期放置或使用，其误差也会逐渐变大，本发明的思路在于，通过放电参数得到准确需要的初始放电电压，避免掉储存电容产生的误差，同时通过实际除颤时的电压和电流波形，得出实际除颤时间，从而提高除颤精度。

请参见图1，具体的，本发明除颤仪高精度能量放电控制方法，其包括：

其中，除颤仪的放电参数包括：人体阻抗R、储能电容容值C、除颤仪放电时间t、储能电容初始放电电压U、除颤仪能量W，其可以表示为

，本领域技术人员可以根据放电电路参数得出具体的放电关系表达式。根据放电关系，本领域技术人员可以生成放电参数的参数关系表，其用于表达满足放电关系的放电参数。如表格记录为人体阻抗R=a1 Ω，储能电容容值C=a2 uF，除颤仪放电时间t=a3 s，储能电容初始放电电压U=a4 V，除颤仪能量W=a5 J；人体阻抗R=b1 Ω，储能电容容值C=b2 uF，除颤仪放电时间t=b3 s，储能电容初始放电电压U=b4 V，除颤仪能量W=b J……以此记录满足放电关系的多组参数，在进行除颤放电时，能够根据已知的参数得出需要得出的参数。同时由于生成了参数关系表，本领域技术人员可以根据已知的参数得出其余参数。

生成参数关系表后，可以根据当前参数得出除颤仪内储能电容的初始放电电压U，得出的初始放电电压U即满足放电关系的电压，然后将储能电容充电至该初始放电电压U进行放电，根据放电开始一段时间内的电压和电流变化，可以得出实际的放电曲线，并根据该曲线得出实际所需放电时间。

其中，储能电容的容值C由储能电容自身的特性决定，人体阻抗R由患者的阻抗确定，除颤仪的能量W根据除颤仪的能量挡位确定，在实际使用时，由于储能电容的容值C、人体阻抗R、以及除颤仪的能量W均为定值，相关技术人员可以通过设定储能电容的初始放电电压U从而确定放电时间t，也可以通过给定一个放电时间t，从而确定出储能电容的初始放电电压U。本申请的技术方案为在初始状态下，拟定一个放电时间t₀，通过该放电时间即可确定得出实际的初始放电电压U，由于拟定的放电时间t₀可能存在误差，故本申请中再通过得出的实际初始放电电压U重新确定得出实际所需放电时间，以此提高除颤放电的精度。

同时，在拟定一个放电时间t₀后，还需要通过人体阻抗R、除颤仪的能量W以及充电电容的容值C的具体数值得出初始放电电压U，由于储能电容的容值C与储能电容的自身特性有关，并不会发生变化，可以通过计算得出，不用考虑其具体数值不同带来的影响。对于除颤仪的能量W和人体阻抗R，由于除颤仪存在两种工作方式，其一为在接触到人体时进行储能电容的充电，另一种为不接触人体时进行储能电容的充电，对于第一种情况，由于各个患者自身的人体阻抗R并不相同，故其还会受到人体阻抗的影响，对于第二种情况，只用拟定一个满足需求的人体阻抗进行计算即可。

对于第二种情况储能电容的初始放电电压仅与除颤仪的能量W相关时，根据已知的参数即可查表得出储能电容的初始放电电压U。对于第一种情况，储能电容的初始放电电压U与除颤仪的能量W以及人体阻抗R相关，此时需要先计算得出人体阻抗R，再根据得出的人体阻抗R，以及其余参数查表得出储能电容的初始放电电压U。

其中，人体阻抗R的计算方法为：采用特定频率的低压激励源经过人体胸部阻抗，在电极片两端产生微弱信号，将微弱信号放大和检波后得到人体阻抗R。其中，特定频率为30kHz。计算得出人体阻抗R后，结合其余参数查表即可得出储能电容的初始放电电压U。

确定初始放电电压U后，需要将储能电容充电至初始放电电压U，然后进行放电，并监测放电时的实时电流和实时电压。现有的放电技术有单相衰减正弦波除颤技术和双相锯齿波除颤技术，由于需要对最终所需的放电时间进行调节，故需要在放电开始阶段监测实时电流和实时电压，并根据实时电流和实时电压计算得出实际所需放电时间。

具体的，对于单相衰减正弦波除颤技术，其在除颤过程开始的某一设定区间内进行监测，得出该区间内的实时电流和实时电压。对于双相锯齿波除颤技术，其对除颤过程中第一相除颤时某一设定区间内的电流和电压进行监测，得出该区间的实时电流和实时电压。

根据监测的实时电流和实时电压，可以得出除颤仪除颤时的电流和电压波形，

通过计算，可以算出除颤仪实际所需的除颤时间。

其中，当储能电容的初始放电电压U只与除颤仪的能量W有关时，除颤仪输出H级桥路，其包括至少一个储能电容，至少一个电流传感器和至少一个电压传感器，其中，至少一个电流传感器设于除颤仪的总放电回路中，用于监测除颤仪输出的总电流大小，至少一个电压传感器设于除颤仪的输出电路中，其用于实时监测电极片两端电压，该电压也为除颤仪的输出电压。

当储能电容的初始放电电压与人体阻抗R以及除颤仪的能量W有关时，除颤仪输出H级桥路，其包括至少一个储能电路，至少一个电流传感器或至少一个电压传感器，当其采用电流传感器时，其设于除颤仪的总放电回路中，用于监测除颤仪输出的总电流大小，当其采用电压传感器时，其用于实时监测电极片两端电压，根据电压或电流波形，可以计算出除颤仪实际所需的除颤时间。

本发明与现有技术相比，其通过设置参数关系表，从而计算得出并更新储能电容的初始放电电压，避免了储能电容长期使用或自身产生的误差，同时，根据设置的初始放电电压重新调节实际所需放电时间，进一步调整了除颤仪的除颤精度。

具体的，本发明提出的除颤仪包括电池组、低功耗电路、心电检测电路、阻抗检测电路、高压充电电路、高压放电电路、内部自放电电路、储能电容器、实时时钟、存储器、扬声器、按键开关和LED等器件，以及用于控制这些器件的微控制器。同时，微控制器还用于控制电流传感器和电压传感器监测除颤仪的实时电流和实时电压。在一些其他实施例中，还可以集成LTE、Wifi、GPS等其他可选外设，该外设也受微控制器控制，用于实现除颤仪与外部的信息交互。

以上的仅为本发明的部分或优选实施例，无论是文字还是附图都不能因此限制本发明保护的范围，凡是在与本发明一个整体的构思下，利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构变换，或直接/间接运用在其他相关的技术领域均包括在本发明保护的范围内。

Claims

1.一种除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，包括：

步骤S3：监测除颤仪的实时电流和/或实时电压，依据所述实时电流和/或实时电压以及其余参数得出实际所需放电时间，并控制所述除颤仪的放电时间为所述实际所需放电时间进行放电。

2.根据权利要求1所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述除颤仪放电参数包括：人体阻抗R、储能电容容值C、除颤仪放电时间t、储能电容初始放电电压U、除颤仪能量W。

3.根据权利要求2所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述根据当前参数得出所述除颤仪内储能电容的初始放电电压包括：

4.根据权利要求3所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述计算当前人体阻抗R包括：采用特定频率的低压激励源经过人体胸部阻抗，在电极片两端产生微弱信号，将所述微弱信号放大和检波后得到所述人体阻抗R。

5.根据权利要求1所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述监测除颤仪的实时电流和/或实时电压包括：

6.根据权利要求3所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，

当所述储能电容初始放电电压U仅与所述除颤仪能量W相关时，所述除颤仪包括置于总放电回路中的电流传感器、以及置于所述除颤器的输出电路中的电压传感器，所述电流传感器用于实时监测总电流大小，所述电压传感器用于实时监测电极片两端电压。

7.根据权利要求3所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，

当所述储能电容初始放电电压U与所述除颤仪能量W、以及人体阻抗R相关时，所述除颤仪包括置于总放电回路中的电流传感器或置于所述除颤器的输出电路中的电压传感器，所述电流传感器用于实时检测总电流大小，所述电压传感器用于实时检电极片两端电压。

8.根据权利要求1所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述依据实时电流和/或实时电压得出实际所需放电时间包括：根据监测的实时电流和/或实时电压，得出除颤仪除颤输出的实际波型，并根据所述实际波形以及其余参数得出除颤仪实际所需放电时间。

9.根据权利要求6所述的除颤仪高精度能量放电控制方法，其特征在于，所述除颤仪还包括微控制器，所述微控制器控制所述电流传感器和所述电压传感器监测所述除颤仪的实时电流和实时电压。