CN116172849A - 体外反搏治疗装置及其控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明的一个目的是提供一种能够改善血液供应、提高治疗效果的体外反搏治疗装置及其控制方法，在储气罐开始对反搏气囊组件充气时，利用调压模块控制空压机对储气罐进行气压补偿，保证储气罐内的气压能够满足要求，同时为了能够减小储气罐内的气压波动幅度，提高反搏效果，在充气的过程中，利用储气罐上设置的辅助电磁阀来减小储气罐的内部压力变化幅度，保证储气罐内的气压快速地稳定于预设目标气压。同时主控模块也是直接控制调压模块和辅助电磁阀动作的，也就是说所有的控制和处理都是通过主控模块这一个控制单元来实现的，响应速度快且精准度高。

Description

体外反搏治疗装置及其控制方法

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种体外反搏治疗装置及其控制方法。

背景技术

糖尿病足是糖尿病引起的足部缺血性、神经性和神经缺血性病变，早期表现为下肢发凉足部皮温降低、疼痛等供血不足症状及麻痹、迟钝等外周神经病变症状；晚期则出现足部肌肉、骨组织坏死，如骨髓炎、干性或湿性坏疽等严重症状而不得不施行截肢手术。脑卒中又称中风，是指由于脑部供血受阻而迅速发展成的脑功能损失，80％的中风属于缺血性中风，是由于脑部供血不足，导致脑组织功能障碍及坏死，有四个原因可导致缺血性中风：血栓、栓塞、系统性供血不足和静脉血栓。中风初期会有轻微症状，如：记忆减退、感受能力(听觉、视觉等)衰退、神智不清、行为异常。

体外反搏是一种通过体外无创性按压下半身的方法，减轻和消除心绞痛症状，改善机体重要脏器的缺氧缺血状态，同时也是一种用于防治心脑血管疾病的医疗设备。传统的体外反搏装置通过包裹在四肢和臀部的气囊，在心脏舒张期对气囊充气加压，促使肢体动脉、静脉的血液返回至心脏处，使得舒张压明显增高，改善心、脑等重要器官血流灌注，降低心脏后负荷；在心脏收缩期气囊迅速排气，压力解除，促使主动脉内收缩压下降，最大限度减轻心脏射血期阻力，血液加速流向远端，从而达到反搏效应。但是现有的体外反搏治疗仪主要是针对心肌梗死、心绞痛等相关疾病而研发的，对改善糖尿病足和脑中卒的血液循环有一定作用，但针对性不强，体外反搏治疗仪气囊加压压力很高，存在一系列的禁忌症，其在康复治疗中的安全性有待提高；同时，由于使用高压气体实现反搏部位的挤压，现有的体外反搏治疗仪还存在体积大、噪音高的缺点。

发明内容

本发明的一个目的是提供一种能够改善血液供应、提高治疗效果的体外反搏治疗装置。

为了实现上述目的，本发明采用的技术方案为：一种体外反搏治疗装置，包括主控模块、体外反搏主机和反搏气囊组件，其中：

主控模块，与信号采集模块、显示屏模组电连接，主控模块将信号采集模块采集的人体生理数据进行处理分析后，生成控制信号控制体外反搏主机动作；

体外反搏主机，包括相互连接的空压机和储气罐，储气罐通过气管与反搏气囊组件相通且该气管上设置有电磁阀组，主控模块控制电磁阀组关断或导通气管以控制反搏气囊组件充放气，储气罐上设置有调压模块，调压模块在储气罐给反搏气囊组件充气时调节储气罐稳定达到目标气压。

所述的储气罐上设置有辅助电磁阀，辅助电磁阀控制储气罐与外界大气联通与阻断。

所述的调压模块包括变频器，变频器控制空压机给储气罐充气。

储气罐上设置有压力传感器，压力传感器采集储气罐的压力信号并将该信号传输给主控模块，主控模块处理分析后，生成控制信号控制调压模块调节储气罐内气体压力。

所述的信号采集模块包括心电信号采集电路和血氧信号采集电路/人体阻抗信号采集电路。

所述的反搏气囊组件包括两个大腿气囊单元和两个臀部气囊单元。

所述的电磁阀组与反搏气囊组件的气囊单元数量对应设置有多组，且每组电磁阀组均包括两个电磁阀，两个电磁阀分别与主控模块电连接控制对应气囊单元的充气与放气。

所述显示屏模组包括一个触摸显示屏和一个小型电脑，其与所述主控模块电连接，实现数据显示、用户交互功能。

本发明的另一个目的是提供一种提高反搏治疗效果的体外反搏治疗装置的控制方法。

为了实现上述目的，本发明采用的技术方案为：应用于体外反搏治疗装置的主控模块，上述体外反搏治疗装置还包括体外反搏主机、反搏气囊组件，上述方法包括：

获取人体生理数据；

基于所述生理数据，确定反搏气囊组件的充气时刻以及放气时刻；

在到达所述充气时刻时，控制所述体外反搏主机中的储气罐与所述反搏气囊组件之间气管上所设置的电磁阀组打开，以导通所述气管，并且控制所述储气罐上所设置的调压模块对所述储气罐进行气压补偿；

在到达所述放气时刻时，控制所述电磁阀组关闭，以阻断所述体外反搏主机中的储气罐与反搏气囊组件之间的联通，并且停止控制所述调压模块对所述储气罐进行气压补偿。

所述方法还包括：

在到达所述充气时刻时，关闭所述储气罐上所设置的辅助电磁阀，以阻断所述储气罐与外界大气之间的联通；

在到达所述放气时刻时，打开所述储气罐上所设置的辅助电磁阀，以开启所述储气罐与外界大气之间的联通。

所述基于所述生理数据，确定反搏气囊组件的充气时刻以及放气时刻，包括：

基于所述生理数据，确定每次心脏收缩的收缩时刻、以及每次心脏舒张的舒张时刻；

基于所述收缩时刻与第一预设时刻间隔，计算所述反搏气囊组件的第一充气时刻以及第一放气时刻；

基于所述舒张时刻与第二预设时刻间隔，计算所述反搏气囊组件的第二充气时刻以及第二放气时刻。

在储气罐开始对反搏气囊组件充气时，利用调压模块控制空压机对储气罐进行气压补偿，保证储气罐内的气压能够满足要求，同时为了能够减小储气罐内的气压波动幅度，提高反搏效果，在充气的过程中，利用储气罐上设置的辅助电磁阀来减小储气罐的内部压力变化幅度，保证储气罐内的气压快速地稳定于预设目标气压。同时主控模块也是直接控制调压模块和辅助电磁阀动作的，也就是说所有的控制和处理都是通过主控模块这一个控制单元来实现的，响应速度快且精准度高。

附图说明

图1为体外反搏治疗装置的原理图；

图2为本发明实施例提供的一种控制方法的示意图；

图3为本发明实施例提供的一种储气罐内部压力变化示意图。

具体实施方式

为了使本发明实现的技术手段、创作特征、达成目的与功效易于明白了解，下面结合具体附图，进一步阐明本发明。

需要说明的是，在本发明中，当元件被称为“固定于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。本文中所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“左”、“右”以及类似的表述只是为了说明的目的，并不表示是唯一的实施方式。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

一种体外反搏治疗装置，包括主控模块10、体外反搏主机20和反搏气囊组件30，其中：

主控模块10，与信号采集模块40、显示屏模组50电连接，主控模块10将信号采集模块40采集的人体生理数据进行处理分析后，生成控制信号控制体外反搏主机20动作；

体外反搏主机20，包括相互连接的空压机21和储气罐22，储气罐22通过气管与反搏气囊组件30相通且该气管上设置有电磁阀组24，主控模块10控制电磁阀组24关断或导通气管以控制反搏气囊组件30充放气，储气罐22上设置有调压模块23，调压模块23在储气罐22给反搏气囊组件30充气时调节储气罐22稳定达到目标气压。

主控模块10控制电磁阀组24关断或导通气管以控制下肢气囊组件30充放气，实现挤压人体肌肉促进血液循环的功能。主控模块10直接控制体外反搏主机20的电磁阀组24的通断，能够及时地、有效地对下肢气囊组件30进行控制，使得整个系统响应及时，提高治疗仪的治疗效果。通过体外反搏的形式治疗糖尿病足和脑中卒，增加血液灌注，改善缺血区的微循环和神经传导速度，从而对患者起到明显的治疗效果。

上述的体外反搏治疗装置，通过体外反搏的形式无创、安全地反复循环，改善患者血液流变性、血管内皮功能及促进侧支循环建立、减轻神经功能损伤、改善下肢肌肉电生理活动、促进预后、提高患者的日常生活能力。

所述的储气罐22上设置有辅助电磁阀26，辅助电磁阀26控制储气罐22与外界大气联通与阻断。辅助电磁阀26直接受主控模块10控制，设置辅助电磁阀26的目的是为了保证储气罐22与外界大气能够迅速地、及时地被瞬间阻断和瞬间打开。经过实验表明，调压模块23的辅助电磁阀26一直打开，那么储气罐22气压满足目标压力的同时，还有一部分是排到大气压的，变频器频率不变，当辅助电磁阀26突然关闭，此部分气则直接导致储气罐22气压增大，可以近似看成排到大气压那部分气压直接叠加到储气罐22气压上，这样能够快速地将储气罐22调节至目标气压。

所述的调压模块23包括变频器，变频器控制空压机21给储气罐22充气。如果要给气囊提供目标压力，储气罐22必须一直加气，使储气罐22压力达到目标压力。

储气罐22上设置有压力传感器25，压力传感器25采集储气罐22的压力信号并将该信号传输给主控模块10，主控模块10处理分析后，生成控制信号控制调压模块23和辅助电磁阀26调节储气罐22内气体压力。储气罐22为封闭的圆柱罐状，由不锈钢叠压焊接而成，其内部中空可存储足量气体，压力传感器25采集储气罐22内的实时压力，并将该压力信号传递给主控模块10，主控模块10根据该压力信号去控制调压模块23和辅助电磁阀26工作，进而调节储气罐22的压力，即间接对下肢气囊组件30的压力进行调节，使之满足当前所需压力。这里压力传感器25是直接与主控模块10交互的，且主控模块10也是直接控制调压模块23和辅助电磁阀26动作的，也就是说所有的控制和处理都是通过主控模块10这一个控制单元来实现的，响应速度快且精准度高。

所述的信号采集模块40包括心电信号采集电路和血氧信号采集电路/人体阻抗信号采集电路。对于糖尿病足而言，采集的是储气罐22和脚趾血氧信号，对于脑中卒而言，采集的是心电信号和人体阻抗信号。

反搏气囊组件30包括两个大腿气囊单元和两个臀部气囊单元，所述气囊分别缝合于大腿绑带与臀部绑带，其通过进气管道与储气罐22可拆卸连接；所述进气管道包括两大腿进气管、两臀部进气管；所述大腿进气管的出气端同时可拆卸连接于两所述大腿气囊单元；所述臀部进气管的出气端同时可拆卸连接于所述臀部气囊单元。

所述的电磁阀组24与反搏气囊组件30的气囊单元数量对应设置有多组，且每组电磁阀组24均包括两个电磁阀，两个电磁阀分别与主控模块10电连接控制对应气囊单元的充气与放气。为了便于说明我们将这两个电磁阀定义为电磁阀a1 和电磁阀a2 ，其中电磁阀a1 为储气罐22与气囊单元之间的电磁阀，用于控制储气罐22与气囊单元的联通；电磁阀a2为气囊单元的电磁阀，用于联通气囊单元与外界，用于控制气囊单元放气。也就是说，每个气囊单元都是可以单独进行控制的，各个气囊单元之间不会相互影响，针对每一侧的大腿和臀部都可以单独实时操作，节约能源，也可以针对不同的部位的病情严重程度来相应地施加不同的压力，保证最佳治疗功效。

所述显示屏模组50包括一个触摸显示屏和一个小型电脑，其与所述主控模块10电连接，实现数据显示、用户交互功能。用户可以通过显示屏直接观测到实时的生理信号和压力信号，还可以通过触控显示屏输入患者个人信息以及治疗方案。

在前述图1对应实施例中提及主控模块10进行充放气控制，以下对上述主控模块10的控制方法进行具体说明。

参见图2，图2为本发明实施例提供的一种体外反搏治疗装置的控制方法的流程示意图，上述方法应用于体外反搏治疗装置的主控模块。上述方法包括以下步骤S201-S204。

步骤S201：获取人体生理数据。

上述生理数据可以包括心电信号、血氧信号以及人体阻抗信号。

上述生理数据是由信号采集模块40所采集的。信号采集模块40可以实时采集人体生理数据，将人体生理数据存储在体外反搏治疗装置的存储器内，基于此，主控模块10可以从存储器内读取人体生理数据。

步骤S202：基于生理数据，确定反搏气囊组件30的充气时刻以及放气时刻。

气囊充气放气与人体心动周期相适应，因此，可以基于生理数据，确定每次心脏收缩的收缩时刻、以及每次心脏舒张的舒张时刻，基于收缩时刻、舒张时刻确定反搏气囊组件30的充气时刻与放气时刻。

在生理数据为心电信号时，可以确定心电信号的最大值以及最小值对应的时刻，将最大值对应的时刻确定为收缩时刻，将最小值对应的时刻确定为舒张时刻。

在上述体外反搏治疗装置用于治疗糖尿病足时，气囊的充气、放气时刻与收缩时刻相关联，基于此，在确定充气、放气时刻时，一种实施方式中，可以基于收缩时刻与第一预设时刻间隔，计算反搏气囊组件30的第一充气时刻以及第一放气时刻。这样，可以基于第一充气时刻与第一放气时刻进行气囊充放气，以治疗糖尿病足。在上述体外反搏治疗装置用于治疗脑中卒时，亦是如此。

上述第一预设时刻间隔为预先设定的间隔，上述第一预设时刻间隔可以为0.1s、0.05s等。

具体的，在计算第一充气时刻时，可以计算收缩时刻与第一预设时刻间隔的和值，将计算得到的和值确定为第一充气时刻。

在计算第一放气时刻时，可以计算收缩时刻与第一预设时刻间隔的和值，将计算得到的和值确定为第一充气时刻。

在计算第一放气时刻时，可以计算收缩时刻与第一预设时刻间隔的差值，将计算得到的差值确定为第一放气时刻。

在上述体外反搏治疗装置用于治疗脑卒中时，上述充气、放气时刻与舒张时刻相关联，基于此，在确定充气、放气时刻时，一种实施方式中，可以基于舒张时刻与第二预设时刻间隔，计算反搏气囊组件的第二充气时刻以及第二放气时刻。这样，可以基于第二充气时刻与第二放气时刻进行气囊充放气，以治疗脑卒中。

上述第二预设时刻间隔为预先设定的间隔，上述第二预设时刻间隔可以为0.1s、0.05s等。

具体的，在计算第二充气时刻时，可以计算舒张时刻与第二预设时刻间隔的和值，将计算得到的和值确定为第二充气时刻。

在计算第二放气时刻时，可以计算收缩时刻与第二预设时刻间隔的和值，将计算得到的和值确定为第二充气时刻。

在计算第二放气时刻时，可以计算收缩时刻与第二预设时刻间隔的差值，将计算得到的差值确定为第二放气时刻。

步骤S203：在到达充气时刻时，控制体外反搏主机20中的储气罐22与反搏气囊组件30之间气管上所设置的电磁阀组24打开，以导通气管，并且控制储气罐22上所设置的调压模块23对储气罐22进行气压补偿。

在上述电磁阀组24打开时，储气罐22向反搏气囊组件30充气，同时控制调压模块23对储气罐22进行气压补偿。

由于储气罐22在向反搏气囊组件30充气时，储气罐22在充气前后气压波动幅度较大，又由于当储气罐22内的气压波动幅度较大时，影响反搏效果，因此，利用设置在储气罐22上的调压模块23对储气罐22进行气压补偿，能够减小储气罐22内的气压波动幅度，从而提高反搏效果。

步骤S204：在到达放气时刻时，控制电磁阀组24关闭，以阻断体外反搏主机20中的储气罐22与反搏气囊组件30之间的联通，并且停止控制调压模块23对储气罐22进行气压补偿。

在上述电磁阀组24关闭时，储气罐22停止向反搏气囊组件30充气，在这种情况下，可以对储气罐22进行充气，以再下一充气时刻到来时储气罐对气囊组件充气，并且停止控制调压模块23对储气罐22进行气压补偿，这样能够保证储气罐内的气压稳定于预设目标气压。

由以上可见，应用本实施例提供的方案进行反搏控制时，在储气罐开始对反搏气囊组件充气时，利用设置在储气罐上的调压模块对储气罐进行气压补偿，能够减小储气罐内的气压波动幅度，提高反搏效果；在储气罐结束对反搏气囊组件充气时，停止控制调压模块对储气罐进行气压补偿，保证储气罐内的气压稳定于预设目标气压。

本发明的一个实施例中，储气罐22上还可以设置辅助电磁阀26，上述辅助电磁阀26可以控制储气罐与外界大气的联通与阻断，基于此，在前述图2对应实施例中，在上述步骤S103中在到达充气时刻时，还可以关闭储气罐22上所设置的辅助电磁阀26，以阻断储气罐22与外界大气之间的联通，从而在前述步骤S103进行气压补偿基础上，进一步对储气罐22进行气压补偿，从而减少储气罐充气前后内部气压变化幅度，从而提高反搏效果。

在上述步骤104中在到达放气时刻时，还可以打开储气罐22上所设置的辅助电磁阀26，以开启储气罐22与外界大气之间的联通，从而保证储气罐能够稳定于目标压力。

以下结合压力折线图3对上述过程进行说明。图3中虚线为储气罐22未设置调压模块23情况下储气罐22在进行充放气时的内部压力折线，实线为储气罐22设置调整模块23情况下储气罐22在进行充放气时的内部压力折线。

其中，P1、P2、P3均表示储气罐22内部压力，其中，P1表示储气罐22开始放气（即对反搏气囊组件开始充气）时内部压力，P2表示未设置辅助电磁阀26时储气罐22放气结束（即对反搏气囊组件结束充气）后的内部压力，P3表示设置辅助电磁阀26时储气罐22放气结束后的内部压力。P1与P2之间的差值表示未设置辅助电磁阀26时储气罐22内部的压力变化幅度，P1与P3之间的差值表示设置辅助电磁阀26时储气罐22内部的压力变化幅度。

可以看到，设置辅助电磁阀26时储气罐22的内部压力变化幅度显著小于未设置辅助电磁阀26时储气罐22的内部压力变化幅度。因此，采用本实施例的方案，能够减小充放气时储气罐22内部压力变化幅度，从而提高反搏质量。

以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和本发明的特点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是说明本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下，本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明的范围内。本发明要求保护的范围由所附的权利要求书及其等效物界定。

Claims (11)

1.一种体外反搏治疗装置，其特征在于：包括主控模块（10）、体外反搏主机（20）和反搏气囊组件（30），其中：

主控模块（10），与信号采集模块（40）、显示屏模组（50）电连接，主控模块（10）将信号采集模块（40）采集的人体生理数据进行处理分析后，生成控制信号控制体外反搏主机（20）动作；

体外反搏主机（20），包括相互连接的空压机（21）和储气罐（22），储气罐（22）通过气管与反搏气囊组件（30）相通且该气管上设置有电磁阀组（24），主控模块（10）控制电磁阀组（24）关断或导通气管以控制反搏气囊组件（30）充放气，储气罐（22）上设置有调压模块（23），调压模块（23）在储气罐（22）给反搏气囊组件（30）充气时调节储气罐（22）稳定达到目标气压。

2.根据权利要求1所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述的储气罐（22）上设置有辅助电磁阀（26），辅助电磁阀（26）控制储气罐（22）与外界大气联通与阻断。

3.根据权利要求2所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述的调压模块（23）包括变频器，变频器控制空压机（21）给储气罐（22）充气。

4.根据权利要求1所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：储气罐（22）上设置有压力传感器（25），压力传感器（25）采集储气罐（22）的压力信号并将该信号传输给主控模块（10），主控模块（10）处理分析后，生成控制信号控制调压模块（23）和辅助电磁阀（26）共同调节储气罐（22）内气体压力。

5.根据权利要求1所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述的信号采集模块（40）包括心电信号采集电路和血氧信号采集电路/人体阻抗信号采集电路。

6.根据权利要求1所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述的反搏气囊组件（30）包括两个大腿气囊单元和两个臀部气囊单元。

7.根据权利要求6所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述的电磁阀组（24）与反搏气囊组件（30）的气囊单元数量对应设置有多组，且每组电磁阀组（24）均包括两个电磁阀，两个电磁阀分别与主控模块（10）电连接控制对应气囊单元的充气与放气。

8.根据权利要求1所述的体外反搏治疗装置，其特征在于：所述显示屏模组（50）包括一个触摸显示屏和一个小型电脑，其与所述主控模块（10）电连接，实现数据显示、用户交互功能。

9.一种体外反搏治疗装置的控制方法，其特征在于，应用于体外反搏治疗装置的主控模块（10），所述体外反搏治疗装置还包括体外反搏主机（20）、反搏气囊组件（30），所述方法包括：

获取人体生理数据；

基于所述生理数据，确定所述反搏气囊组件（30）的充气时刻以及放气时刻；

在到达所述充气时刻时，控制所述体外反搏主机（20）中的储气罐（22）与所述反搏气囊组件（30）之间气管上所设置的电磁阀组（24）打开，以导通所述气管，并且控制所述储气罐（22）上所设置的调压模块（23）对所述储气罐（22）进行气压补偿；

在到达所述放气时刻时，控制所述电磁阀组（24）关闭，以阻断所述体外反搏主机（20）中的储气罐（22）与反搏气囊组件（30）之间的联通，并且停止控制所述调压模块（23）对所述储气罐（22）进行气压补偿。

10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，所述方法还包括：

在到达所述充气时刻时，关闭所述储气罐（22）上所设置的辅助电磁阀（26），以阻断所述储气罐（22）与外界大气之间的联通；

在到达所述放气时刻时，打开所述储气罐（22）上所设置的辅助电磁阀（26），以开启所述储气罐（22）与外界大气之间的联通。

11.根据权利要求9或10所述的方法，其特征在于，所述基于所述生理数据，确定反搏气囊组件的充气时刻以及放气时刻，包括：

基于所述生理数据，确定每次心脏收缩的收缩时刻、以及每次心脏舒张的舒张时刻；

基于所述收缩时刻与第一预设时刻间隔，计算所述反搏气囊组件（30）的第一充气时刻以及第一放气时刻；

基于所述舒张时刻与第二预设时刻间隔，计算所述反搏气囊组件（30）的第二充气时刻以及第二放气时刻。

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