CN1008881B - 体外反搏和胸外心按压联合装置 - Google Patents

Abstract

一种微机化增强型体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置，具有体外反搏装置系统和胸外心脏按压器及其置于按压器内的气囊；本发明的特征在于，它包括一个胸部气囊。当反搏时下肢、臀腹部及胸部几组气囊由远端至近端序贯地充气，加压于人体的相应部位，可提高反搏疗效；当心外按压时，胸部气囊的下面可放置一块推板，推板下连接一按压头，当几组气囊充气后，在胸部气囊充气时，压迫推板下移。使按压头对准病人的胸骨下段冲压，提高复苏效果。

Description

本发明涉及一种新的物理疗法器械，更具体地提供了一种新型的微机化增强型体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置。

在美国心血管杂志〔32（10）656-661，1973〕中，Cohen博士曾报导过一种体外反搏装置，它是四肢序贯式反搏器，该装置以多个气囊包裹于四肢，在心脏舒张期先远后近地序贯加压于四肢，装置采用高压气源（1000-1750mmHg），通过控制电磁阀开放时间，注入额定空气入气囊，用真空泵回抽，使气囊排空，然而，不利的是，由于必须使用庞大的空气压缩机和真空泵，以及压力监测装置，以保证气囊不产生过高压力，因而体积大，噪音高，造价昂贵，操作繁琐，不能提供临床应用。

本发明者曾经介绍并使用的四肢序贯式反搏器，摒弃了高压气源及真空泵，采用低压大流量无油膜片泵，使装置体积缩小，噪音降低到62分贝以下，由于采用较粗的管道和固定的充气时间（100毫秒），并控制储气罐压力为270-300mmHg，气囊压力稳定，无需压力监测装置，操作简单，舒张压提高32%，耳脉舒张波振幅与收缩波振幅之比（D/S）等于1.32±0.19。但从临床及实验资料表明，要取得良好的反搏效果，促进侧支循环建立，必须使舒张压提升至足够高度，而这种反搏装置舒张压提高还不很显著并且充排气处理器中的心电模拟滤波器、R波检出器，R-R积分器均为模拟电路，因此充排气控制定时精度较差，范围小，没有自动延迟控制功能;装置体积较大;噪音较高;反搏床是平卧式，病人体位不舒适，临床疗效不理想。

此外，当前使用的胸外心脏按压器是一种放在胸骨下段的按压器，其按压头周期地向下冲压，使胸骨下面的心脏和大血管受压，令其中血液流向外周，以达到使病人复苏目的，然而，这种方法并不能使心脏及左胸腔内大血管中的血液充分搏出，搏出血液很有限，不能达到生理要求，而且全胸部受压时，其中静脉血驱离胸腔，加上脑缺氧及未梢血管松驰，血液大量收藏在容量血管中，以至向心回流血量减少（中心静脉压低），因此，心输出量极低，动脉血向脑灌注不多，向心肌灌注更少，此法经多年使用，临床实践证明，它使病人复苏的机会很少。

于是，本发明的首要目的在于提供一种体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置，以提高主动脉舒张压和心输出量，改善缺氧，增强病人反搏和复苏的效果。

本发明的另一个目的是提供一种具有能实时跟踪心率，从而选择适当的充排气时间的控制系统的体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置，以提高充排气控制定时精度。

本发明的再一个目的是提供一种体积小、噪音屏蔽良好、操作简便的体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置，以便于临床应用。

本发明的再一个目的是提供一种体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置的专用治疗床，以使病人体位舒适、按压器适当置位和提高疗效。

本发明的另外目的、优点及其他新颖性一部分在下面的描述中显示出来，一部分对于技术熟练的人根据下面的分析变得很明显，或者随着发明的实施可搞清楚。

为了达到上述的和其他的目的，从下肢气囊开始，由远而近地序贯施加递减的压力，以防止血液回流受阻，此外，还加用一对下腹部臀部气囊和一个胸部气囊，采用微型单板机、ADC、DAC、计数器、LED构成体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置的控制系统，控制充排气序贯处理装置和监示装置。 通过病人的心电图讯号，在微电脑的控制下，触发一个机械系统，在心脏舒张期加压于人体的下肢、下腹部臀部、胸部，使大量血液驱返主动脉，配合这股返流血液，再在胸腔外通过心脏按压器加压，则驱向脑、心、肾、胸等重要器官的血液可达到相当数量，足以维持生理需求，提高反搏或复苏的效果;在心脏收缩期，使加压部位的压力迅速解除，血管内压下降，动脉收缩压随之降低，从而使心脏收缩时面临的阻力（后负荷）减轻，心肌耗氧因而减少。

此外一个供体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置临床应用的专用反搏床按人体正常生理弯曲设计凹凸面，床头可升降，床上、床下设有消音罩，并配置定位心脏按压器的工具，从而使噪音减少，疗效提高，病人体位舒适。

发明进一层的方面，依据其目的和意义，揭示一个将体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置有效地使用于心脏骤停病人和有心搏的器官缺血性病人的方法。对于心脏骤停病人，使用该装置，通过机内电脑的控制，以每分钟30-80次的频率发出脉冲讯号，每一脉冲讯号触发一个按压周期，并在每一按压周期，触发机械系统，在心脏舒张期，对包扎在人体小腿、大腿、下腹部臀部、胸部的气囊由远端至近端序贯地压力递减地充气，驱动血液返回躯干及供给脑、心、肾、肺、肝等主要器官，并维持有效的，接近生理状态的血液循环。在心脏收缩期使所有气囊同时排气，接着再对胸前及下腹部臀部气囊序贯地充气，驱使血液流向并贮备于下半身，以供下一按压周期使用，如此浪潮式循环往复，从而达到维持足够的心输出量和回心血量，提高复苏效果。

对于心跳恢复后舒张期返流波不够高的病人及器官缺血性病人，本联合装置在电脑控制下先检出病人的QRS波，以R波为讯号，触发一个机械系统，在心脏舒张期对包扎在人体小腿、大腿、下腹部臀部的气囊，必要时还可加上胸部气囊或上肢气囊序贯地、压力递减地充气，使血液大量驱返至主动脉，产生另一组“脉搏”，灌注至脑、心冠状动脉、肾、肺、肝等器官，改善其血液供给及促进血管狭窄区侧支循环的形成。气囊在下一心动周期心脏收缩时迅速排空，使血管内压下降，心脏后负荷减轻，心肌耗氧减少。

下文展示和描述了本发明的一个最佳实施例，简单地作为最适宜于实行本发明的一个方式的说明，发明的若干细节允许作各种的、明显的形态方面的修改，都不脱离本发明。所以附图和叙述都看作一般的说明而不作为限制。

附图的简述：

图1是本发明的一种配置胸部气囊的体外反搏器和胸外心脏按压器联合装置的系统框图。

图2a是下腹部臀部气囊结构示意图。

图2b是下腹部臀部气囊用于人体的示意图。

图3a是一种带有按压头的硬质胸外心脏按压器结构示意图。

图3b是一种带有按压头的软质胸外心脏按压器结构示意图。

图3c是一种不带按压头的软质胸外心脏按压器结构示意图。

图4是联合装置系统电路框图。

图5是一种专用反搏床示意图。

图6是用于心跳骤停病人的控制脉冲时序图。

图7是用于器官缺血性病人的控制脉冲时序图。

现在。伴随附图来详细说明本发明的一个最佳实施例。

参照图1，本联合装置用于器官缺血性病人的反搏时，以心电放大器〔2〕或耳脉波放大器〔3〕的心电R波或耳脉波为讯号，通过单板计算机〔1〕预先调定的程序自动控制延时，经由功率放大器〔31〕触发配气箱〔4〕中的四个充气电磁阀〔5a〕、〔5b〕、〔5c〕、〔5d〕，使之序贯地开放，使与气泵〔6〕相连的贮气缸〔7〕中的正压气体以额定时间分别通过充气电磁阀〔5a〕、〔5b〕、〔5c〕和〔5d〕及其管道〔8a〕、〔8b〕、〔8c〕、〔8d〕先后进入相应的包扎于人体的各组气囊、小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a〕、大腿气囊〔9b〕、臀部气囊〔9c〕、以及胸部气囊〔9d〕、其中除了胸部气囊〔9d〕外、其余四组气囊每组两个对称地放置于左右侧肢体及臀部。这些气囊序贯地充气，由远端至近端加压于人体的相应部位，压力逐渐递减。使四肢及臀部的血液驱返胸腔。再使血液驱返躯干及头部。充气动作完成后，单板计算机〔1〕按操作者调定的程序控制排气时间，即在心电图下一个R波之前的适当时间触发配气箱〔4〕中分别对应于小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a′〕、大腿气囊〔9b〕、臀部气囊〔9c〕以及胸部气囊〔9d〕的四个排气阀〔10a〕、〔10b〕、〔10c〕和〔10d〕，使它们同时打开，使加压于人体的 全部气囊中的气体向大气排出，完成排气动作，血液驱返至下肢，待下一个心动周期开始，又以同样的次序进行工作，配气箱〔4〕中的正压气体靠气泵〔6〕通过管道供给，该气泵为低压高流量无油膜气泵。单板计算机〔1〕与显示器〔48〕连接，显示器〔48〕用于显示病人的心电波或耳脉波。

本联合装置用于心跳骤停病人的抢救时，不能再使用心电波和耳脉波，而是由电脑根据给定的预置常数〔20〕发出频率为每分钟30-80次的脉冲讯号代替心电波和耳脉波，在完成与上面所述同样的气囊充排气程序后，再由功率放大器〔31〕触发配气箱〔4〕中的充气电磁阀〔5d〕和〔5c〕，使之序贯地开放，贮气缸〔7〕中的正压气体先后进入胸部气囊〔9d〕及下腹部臀部气囊〔9c〕，加压于相应部位，使血液更有效地驱返下肢;充气动作完成后，排气阀〔10d〕、〔10c〕同时打开，胸部气囊〔9d〕及下腹部臀部气囊〔9c〕中的气体向大气排出，完成排气动作，待下一个脉冲讯号出现。又以同样次序进行工作。

图2a所示是一个下腹部臀部气囊〔9c〕，它是在根据臀部外形设计的一个能紧密包裹臀部的囊套〔11〕的夹层中左右对称地安置的两个气囊，每一个气囊平摊时，面积为300平方厘米以上，其内压为160-250mmHg。比小腿气囊〔9a〕、大腿气囊〔9b〕的内压低。囊套〔11〕通过尼龙搭扣〔12〕包扎固定于病人臀部，如图2b所示。

图3a表示一种带有按压头的硬质胸外心脏按压器的结构，其壳体是一个方形或者圆形的内装带有气囊通道〔13〕的胸部气囊〔9d〕的盒子〔14〕，其顶部和底部的中间各有一个通孔〔19〕和〔19′〕，气囊通道〔13〕穿过顶部通孔〔19〕与管道〔8D〕连接。从而使胸部气囊与充排气电磁阀〔5d〕和〔10d〕连接。胸部气囊〔9d〕底部紧贴一块推板〔15〕，推板〔15〕底部中间固定一个穿过壳体的底部中间通孔〔19′〕的连杆〔42〕，其末端固定一个按压头〔16〕。在连杆〔42〕上和推板〔15〕，连接的一端有弹簧〔17〕，在推板〔15〕和壳体之间装有调节螺钉〔18〕。在静止状态时，推板〔15〕，以及按压头〔16〕被弹簧〔17〕推向上，使胸部气囊〔9d〕处于排空状态，当胸部气囊〔9d〕充气膨胀时，推板〔15〕受压下移，按压头〔16〕随之向下移，紧贴到胸骨下段，行程2.5-5公分，压力为35-50Kg，可用调节螺钉〔18〕调节行程，从而调节压力，当胸部气囊〔9d〕进入排气状态，弹簧〔17〕使推板〔15〕和按压头〔16〕复位。胸部气囊〔9d〕摊平后一面的面积为100-150cm²，充气后压力为0.35-0.50kg/cm²。

图3b和3c分别是一种可裹扎于胸腔外加以固定的软质按压器的结构示意图。胸部气囊〔9d〕置于用诸如皮革、人造革或纤维织物制的采用尼龙搭扣形式包裹于胸腔外的囊套〔14′〕里，形成戒指状结构。其安置胸部气囊〔9d〕的囊套部位外侧有一通孔〔19″〕，气囊通道〔13〕穿过它与管道〔8d〕连接。从而使充排气电磁阀〔5d〕和〔10d〕与胸部气囊〔9d〕连通。其中，在图3b里，胸部气囊〔9d〕的下面紧贴一块推板〔15′〕，推板〔15′〕的下面连接一个按压头〔16′〕它们一起都包裹于囊套〔14′〕里，使用时，按压头〔16′〕对准病人的胸骨下段。而在图3c里，囊套〔14′〕里仅有胸部气囊〔9d〕而不置推板及按压头，使用时，胸部气囊〔9d〕经由囊套〔14′〕紧贴病人胸骨下段。

现在再参看图4的联合装置系统电路框图。当反搏时，心电波经心电放大器〔2〕或耳脉波经耳脉波放大器〔3〕或预置常数〔20〕进入主电路，经其中的ADC〔21〕变为数字信号送入CPU〔22〕，心电放大器〔2〕由二级放大器组成，放大倍数有500，1000，2000三档，输出伏级的信号到包括ADC〔21〕、CPU〔22〕、EPROM〔23〕、RAM〔24〕、CTC〔25〕、LED〔26〕、计数器〔27〕、PIO〔28〕、DAC〔34〕、〔34′〕的主电路，经模数转换，滤波和检出QRS波群，定时计算和显示，为保证电路有90分贝以上的共模抑制比，采用三只运算放大器组成的前置放大器，其中一只组成主放大电路，另外两只作跟随。耳脉波放大器〔3〕是由二只运算放大器组成二级放大器。放大倍数也有500，1000和2000三档，将光敏二极管按收到的信号放大到伏级，经主电路处理后供显示用。心电放大器〔2〕和耳脉波放大器〔3〕各有一射极跟随器和主电路匹配，限制输出信号不超过5伏，以保护模数转换器ADC〔21〕。

CPU〔22〕由CTC〔25〕定时，并在EPROM〔23〕内存指令控制下对心电波或耳脉波进行数字滤波后，将数字信号存入RAM〔23〕，并从心电波或耳脉波中检出QRS波群，由CPU〔22〕按公式：

T₂＝Tr-T₁-C₂

分别求出开始充气时间T₁和开始排气时间T₂，式中

Tr-心电R-R间期

C₁′、C₁″-内置充气常数

C₁-外置充气常数

C₂-外置排气常数

充气时间T₁是指R波到充气开始的时间间隔，排气时间T₂指T₁到排气开始的时间间隔。式中的C₁和C₂均由预置常数子程序完成。C₁与控制的时滞（电的和机械的）以及病人差异等因素有关，调节C₁，可使耳脉波舒张压增高至最合适处，都系统能自动跟踪心率的变化对充气开始时间进行调整，以保持最佳充气时间。C₂是排气开始到下一个R波的时间间隔。上述公式（1）上由经验公式T＝0.4 Tr+C简化而来（跟踪误差小于10ms）。

为了准确跟踪心电R-R期间（Tr）的变化和减少随机因素的影响，先采用求 Tr平均值的方法，即先累加两次的Tr，取其平均值（Tr），然后取下次正常的Tr（偏离平均值小于120毫秒者）按式（ Tr+Tr）/2修正上次的 Tr。

在求出开始充气时间T₁和开始排气时间T₂后，由PIO〔28〕的A口送出充气和排气开始的控制信号到充排气序贯处理装置推动电磁阀组〔32〕，控制气囊的充排气。序贯处理装置包括一个以8D触发器为主的序贯控制电路〔30〕及每级电路所具有的一个功率放大器〔31〕。由CPU〔22〕计算出的心率及充排气开始时间分别送到二组三位的LED〔26〕进行数字显示;由CPU〔22〕控制计数器〔27〕并经-DAC〔34〕产生X轴扫描锯齿波，再送到监示器的X轴偏转系统〔35〕，CPU〔22〕从RAM〔24〕取出信号经PIO〔28〕的B口送到另一DAO〔34〕变成y轴模拟偏转信号，驱动监示器的Y轴偏转系统〔36〕，在功能开关〔37〕的作用下可进行动态或静态显示，也可变换扫描速度。反搏一小时定时报警信号由CPU〔22〕送到定时报警器〔38〕，然后用闪灯和音响报警。

CPU〔22〕向监示装置〔39〕送去消隐信号。PIO〔28〕向监示装置〔39〕送去同步信号，监示装置〔39〕由X、Y偏转系统〔35〕、〔36〕的功放电路、同步和消隐信号放大电路〔40〕、〔41〕，高压电路及显象管组成（未示出）。在主电路控制下同步显示双踪三信号（心电信号、充排气开始信号、耳脉波信号）或双踪二信号（心电信号和充排气开始信号，）并具有冻结功能。

本联合装置的电路的主要功能，如心电数字滤波、QRS波群检出，心率计算、充排气开始的定时计算，自动排气保护、双踪信号的冻结显示功能，时基扫描锯齿都由软件完成。

一旦接通电源，系统自动消零，执行初始程序。PIO的A口置于位控状态，B口置于输出状态。2K静态随机存取存贮器中的2000-203F是系统的数据区，贮存系统各种时变参量，如心率、充排气开始时间等，2047-27FF贮存两个通道的数字信号。计算机初始化后即对由ADC转换成的数字心电信号进行二点平滑化滤波处理。由数字滤波除去50HZ的干扰信号，然后用QRS波群判别程序检出QRS波群。由计算心率的子程序计算心率，由计算充排气开始的子程序计算出充排气的定时间隔。当CTC产生定时10ms中断时，执行数字显示子程序。

信号显示内指针加1时不断更换存贮区数据，先读通道1（CH₁）数据，后读通道2（CH₂）数据，两通道隔场交替读出。由于存贮区数据不断更换，荧光屏显示动态信号。每场10毫秒，其中正程5毫秒读出数据，逆程5毫秒更换数据。当冻结时，新数停止进入存贮区，此时反复读出存贮区原来贮存的数据，实现留迹显示。

本系统的软件适合充气开始时间T₁的范围在10-850毫秒，排气开始时间T₂的范围在5-800毫秒，如要扩大范围，可通过修改软件来达到。

病人可以躺在一般的病床上使用该联合装置，最好是躺在为本发明而设计的专用的反搏床上使用该联合装置。这种专用的反搏床如图5所示，它按人体正常生理弯曲设计凹凸面。床头可升降，床下设有消音罩〔43〕，内置配气箱〔4〕，床末端还设有一个可作220°旋转也可拆卸不用的消音罩〔43′〕。床上有连接充气电磁阀和它们各自对应的气囊的管道的通孔〔44〕。反搏床供心跳骤停病人使用时，最好在病人背部对应的位置定位一块特制的托板〔45〕，其四角各引出一条带子〔46〕、用以将图2a所示的硬质按压器固定在适当的位置。即，能使按压头〔16〕准确地对准胸骨下段。然而用如图2b所示有按压头的软质按压器也是可以的，如用无按压头的软质按压器也可以，但效果较差。反搏床供有反搏的病人使用时，托板〔45〕可以卸下不用，而按压器应该使用如图3c所示的无按压头的软质按压器。

图6表示本发明联合装置应用于心跳骤停病人的控制脉冲时序。在微电脑的控制下，以每分钟30-80次的频率发出序贯控制气囊充排气的脉冲讯号，通过8D触发器，按图6所示顺序发出控制脉冲，并经 功率放大后，用来驱动对应的电磁阀，使气囊严格按照规定顺序和时间进行充气和排气。

图6中基线向上的方波表示充气的脉冲，向下的方波表示排气的脉冲，方波宽度表示充气电磁阀或排气电磁阀的开放持续时间，水平坐标每格为40ms。方波〔51〕表示电磁阀〔5a〕开放，使小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a′〕充气，方波〔52〕表示电磁阀〔5b〕开放，使大腿气囊〔9b〕充气;方波〔53〕表示电磁阀〔5c〕开放，使下腹部臀部气囊〔9c〕充气;方波〔54〕表示电磁阀〔5d〕开放，使按压器里的胸部气囊〔6d〕充气方波〔55〕表示四组排气电磁阀10a、10b、10c、10d同时开放，使五组气囊同时排气，方波〔54〕和〔55〕间的时间间隔可调，范围在50-150ms;方波〔56〕表示电磁阀〔5d〕又开放，使按压器里的胸部气囊〔9d〕充气;方波〔57〕表示电磁阀〔5c〕又开放，使下腹部臀部气囊〔9c〕充气;方波〔58〕表示胸部气囊〔9d〕和下腹部臀部气囊〔9c〕同时排气，完成一次按压周期，重复周期随方波〔55〕与〔56〕之间及方波〔58〕与不一个周期的第一个方波〔51′〕之间的时间间隔改变而变化，范围在每分钟30-80次，重复次数按需而定。

图7表示本发明联合装置应用于有心搏的病人时控制脉冲时序。装置检出病人心电图，及其QRS波触发，在电脑控制下，通过8D触发器，按图7所示顺序发出控制脉冲，并经过功率放大后，用来驱动对应的电磁阀，使气囊严格按照规定顺序和时间进行充气和排气。将图7与图6作比较，其一个按压周期仅包括小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a〕、大腿气囊〔9b〕、下腹部臀部气囊〔9c〕及胸部气囊〔9d〕序贯充气及同时排气。

在上述的本联合装置用于器官缺血性病人的反搏时，第一组充气电磁阀〔5a〕和排气电磁阀〔8a〕是通过管道〔10a〕同时与小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a′〕连通的，而作为本实施例的变换，上肢气囊〔9a〕可以去掉不用，充排气电磁阀〔5a〕和〔8a〕单独连接小腿气囊〔9a〕也可以去掉不用胸部气囊〔9d〕不用，或者把胸部气囊〔9d〕和上肢气囊〔9a′〕一起去掉不用，但使用胸部气囊〔9d〕的效果更好。

临床实验资料表明，当反搏及胸外心脏按压时，各组气囊序贯充气的时间最好相距40-120ms，贮气罐中的正压气体通过电磁阀先后进入各组气囊的充气持续时间为75-120ms，由于各组气囊大小不一，而充气时间则是相同的，所以压力有差异，其中，小腿气囊〔9a〕和上肢气囊〔9a′〕压力约为250-300mmHg，大腿气囊〔6b〕压力约为220-270mmHg，臀部气囊〔9c〕压力约为200-250mmHg，排气持续时间为100-120毫秒。

采用上述的序贯充气和压力递减的方法，可使下半身血液比较充裕地向躯干返流，舒张压可明显提高，使大多数病人的D/S（耳脉舒张波振幅/收缩波振幅）＞1.2，部分可达2-4。对心跳骤停病人当血液回流至主动脉弓时，胸外心脏按压器的胸部气囊〔9d〕充气，其充气压力为0.35-0.5kg/cm²，加压于胸外心脏按压器的按压头〔16〕，使它下降2.5-5cm，压力为35-50kg，压迫胸骨下段，从而可产生一次搏出量为40-100ml的“心搏”。

本发明的联合装置如作为体外反搏用时，临床上对冠心病、心绞痛病人反搏后症状的有效率高达90.3%;另外，对脑缺血性疾病，视网膜缺血性疾病、肾缺血及周围血管病变等都有显著效果，若在反搏的同时，从静脉滴注溶栓药物，疗效会更佳。本装置对心跳骤停病人的抢救，复苏机会较使用一般的胸外心脏按压器为多。

显然，根据上面的讲述，对本发明作各种修改和变换是完全可能的，因而根据本发明精神所作的种种变化都在本发明所附的权项范围之内。

Claims (3)

1、一种微机化增强型体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置，它包括体外反搏装置系统和胸外心脏按压器及其置于按压器内的气囊；本发明的特征在于，它还包括一个胸部气囊，胸部气囊通过管道连接在配气箱中的第四组电磁阀上，当反搏时，小腿、大腿、臀、腹部及胸部四组气囊由远端至近端序贯地充气，加压于人体的相应部位，当心外按压时，胸部气囊的下面可放置一块推板，推板下连接一按压头，当四组气囊序贯地充气后，在胸部气囊充气时，压迫推板下移、使按压头对准病人的胸骨下段冲压。

2、根据权利要求1，其特征在于所述的胸部气囊置于胸腔外的囊套里，通过尼龙搭扣再包裹于胸部。

3、根据权利要求1，其特征在于所述的推板、按压头同胸部气囊一起置于胸腔外的囊套里。

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