体外反搏的双闭环控制方法、系统及存储介质与流程

1.本发明涉及体外反搏技术领域，特别涉及一种体外反搏的双闭环控制方法、系统及存储介质。


背景技术：

2.传统的体外反搏触发时刻点的计算主要依赖于心电信号，临床经验一般在心电r波出现280ms后触发充气，下一个心电r波出现前放气(可调)。因此，目前体外反搏的触发时刻点属于手动调节模式，计算机计算了大致的触发时刻点，操作者可以根据实际反搏情况手动来调节充放气时刻点。在实际的临床中，由于气囊袖带充气需要一定时间，同时执行的机械结构也存在一定的延时，这使得触发充放气命令发生到实际压力达到指定要求有着较大的时间差，这样往往使得触发时刻点的准确性大幅度降低，反搏的治疗效果大打折扣。
3.相比于双闭环反馈控制，单闭环控制反馈算法从每次搏动的角度去反馈触发时刻的精准性，在很大程度上提高反搏的精准性和有效性，但局限于关注每个心动周期的血流动力学参数，对宏观以及远期的血流动力学参数不敏感。


技术实现要素：

4.本发明实施例的目的在于提供一种体外反搏的双闭环控制方法、系统及存储介质，使得体外反搏的控制更加科学。
5.为了实现上述目的，本发明一方面提供了一种体外反搏的双闭环控制方法，所述的双闭环控制方法由内环控制和外环控制组成；
6.所述内环控制是使用心电信号触发、通过反搏后变化的icg信号、ppg信号动态调整触发充放气时刻点及充气压力；
7.所述外环控制是通过预期的远期血流动力学参数与实际测量的血流动力学参数进行比较，动态调整外环参数。
8.可选地，在内环控制时，当心电特征识别后发送充放气命令，算法计算由体外反搏产生的反搏压信号，通过反搏压位置判断充放气时刻点是否合适，通过d/s值判断充气压力是否达到要求；
9.当充气或放气时刻不合适，则通过小步伐微调，直到充放气时刻点达到要求的误差范围内；当d/s值不在预期范围，适当调整充气压力。
10.可选地，在判断充气时机时，根据充气后的反搏波与主动脉瓣关闭形成的重搏波之间的位置关系，如果前者减去后者大于40ms，则认为充气过早；
11.对于反搏波与重搏波之间有明显的距离，能够检测到完整的重搏波，则认为充气过晚；
12.在判断放气时机时，若反搏放气后的下一个心动周期的收缩压没有减小，则说明放气过早；
13.若反搏放气后的舒张压大于正常无反搏时的舒张压，则说明放气过晚。
14.可选地，在判断充气压力是否达到要求时，若d/s《1.2时，通过小步伐增加压力以使得d/s》1.2；
15.若充气压力超过45kpa时，d/s值仍小于1.2，则系统不再继续加压。
16.可选地，所述远期血流动力学参数包括心输出量、平均壁面剪切应力。
17.另一方面，本发明还提供了一种体外反搏的双闭环控制系统，所述系统包括处理器，所述处理器用于执行上述的方法。
18.再一方面，本发明还提供了一种存储介质，所述存储介质存储有指令，用于被机器读取以使得所述机器执行上述的方法。
19.与现有技术相比，本发明提供的双闭环式反馈控制同时着眼于体外反搏短期和长期的血流动力学参数，使得反搏过程更加科学。
附图说明
20.图1示出为根据本发明具体实施方式提供的一种双闭环控制策略的流程图。
具体实施方式
21.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，下面结合具体实施例，进一步阐明本发明。
22.本发明实施例提供了一种体外反搏的双闭环控制方法，所述的双闭环控制方法由内环控制和外环控制组成；
23.所述内环控制是使用心电信号触发、通过反搏后变化的icg信号、ppg信号动态调整触发充放气时刻点及充气压力；
24.所述外环控制是通过预期的远期血流动力学参数与实际测量的血流动力学参数进行比较，动态调整外环参数。
25.具体如图1所示为本发明提供的双闭环控制策略的流程图，其中，y为血流动力学参数，y
+
为期望的血流动力学参数，u为控制体外反搏压力，u
+
是理想的心血管血流动力学关键参数，
△u+
是基于反馈控制的心血管血流动力学关键参数修正值，u为心血管血流动力学关键参数d/s值，x为反映心血管功能的血流动力学信息，如血流量、剪切力等。
26.本发明中，所述内环控制着眼于体外反搏短期的血流动力学参数的变化，它保证了反搏过程不会使得心脏负担增大(触发时刻点不合理，可能使得心脏后负荷增加)，并且对器官有一定的灌注(d/s》1.2)，d/s在一定程度反映血管的血液灌注压，但灌注压越大不代表灌注流量一定越大，同时血液灌注量也仅仅只是体外反搏过程中复杂血流动力学变化的一个方面，因此仅仅将调控目标设为d/s值并不合理。
27.考虑到反搏过程中远期的血流动力学的改善，为此本发明将双闭环控制的外环控制目标设定为心输出量以及壁面剪切应力等远期的血流动力学参数。内环外环处理策略，内环外环两个反馈采用叠加的方法处理，但在内环与外环反馈冲突时，双闭环反馈将以内环反馈为主，主要是由于内环的目标血流动力学参数是d/s值，它是传统体外反搏治疗效果的唯一评价指标。因此，基于心阻抗血流图的体外反搏系统的双闭环反馈是在传统的体外反搏控制基础上做了新的扩展，最终反馈优化结果也与传统的体外反搏控制逻辑相兼容。
28.对于心脏冠脉来说反搏压力较低时(此时d/s较小)常常达不到增加冠脉灌注的效
果；但反搏压力较大时，对灌注压往往又过大，使得冠脉开始启动保护机制，难以起到增加冠脉灌注的作用。另一方面，从微观的远期血流动力学角度来看，壁面剪切应力过大或者过小也难以达到期望的治疗效果，较小的壁面剪切应力会促进血管粥样动脉硬化，起不到改善微循环以及获得良好血管环境的作用；壁面剪切应力过大，会损伤血管内皮细胞，对于溃疡斑块患者甚至可导致斑块破裂。因此，同时考虑内环和外环的双闭环反馈控制使得体外反搏的控制更加科学。
29.根据本发明提供的双闭环控制方法，本发明中，在内环控制时，当心电特征识别后发送充放气命令，算法计算由体外反搏产生的反搏压信号，通过反搏压位置判断充放气时刻点是否合适，通过d/s值判断充气压力是否达到要求；
30.当充气或放气时刻不合适，则通过小步伐微调，直到充放气时刻点达到要求的误差范围内；当d/s值不在预期范围，适当调整充气压力。
31.进一步的，在判断充气时机时，根据充气后的反搏波与主动脉瓣关闭形成的重搏波之间的位置关系，如果前者减去后者大于40ms，则认为充气过早；
32.对于反搏波与重搏波之间有明显的距离，能够检测到完整的重搏波，则认为充气过晚；
33.在判断放气时机时，若反搏放气后的下一个心动周期的收缩压没有减小，则说明放气过早，这主要是放气使得血管舒张产生的负压已经被血流回流填满；
34.若反搏放气后的舒张压大于正常无反搏时的舒张压，则说明放气过晚，这时候由于放气时间过晚，新的心动周期来临时主动脉血管依旧被挤压。
35.进一步的，本发明中，在判断充气压力是否达到要求时，若d/s《1.2时，通过小步伐增加压力以使得d/s》1.2；具体的，小步伐增加压力是指每次增加2-3kpa；
36.若充气压力超过45kpa时，d/s值仍小于1.2，则系统不再继续加压，如此，可实现对受试者的保护。
37.在本发明的一些实施例中，所述远期血流动力学参数包括心输出量、平均壁面剪切应力。需要说明的是，在本发明中，心输出量预期值在4-6l，平均壁面剪切应力的预期在4-7pa；
38.预期的远期血流动力学参数可参考临床经验值，例如血管壁面剪切应力，动脉发生粥样硬化病变的主要原因是动脉血管内的血流剪切应力的降低，发生动脉粥样硬化部位的剪切应力常常在1.0pa以下，而剪切应力高于1.2pa的部位通常不易发生动脉粥样硬化，较高的剪切应力有助于抑制动脉粥样硬化的发生，因此体外反搏将剪切力提高到1.2pa可以是外环的调控目标。
39.本发明中，外环支持心血管功能参数离线检测，如超声心动图测量的参数射血分数值等，支持外环控制目标的扩展。
40.需要说明的是，内环控制和外环控制最终都是通过调整外环的充放气时刻点和充放气压力值来调整血流动力学参数，在两者冲突的情况下，内环优先。
41.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。