CN101917952B - 用于自动cpr的系统 - Google Patents

Abstract

一种方法，其用于向患者的胸部施加多个按压力，测量对应于多个按压力中的每个的位移，以及基于所述按压力和所述位移确定胸部的特性。一种系统，其具有向患者的胸部施加按压力的力施加设备，测量对应于每个按压力的胸部的位移的测量设备，以及基于对应于每个按压力的胸部的位移确定胸部的特性的控制设备。

Description

用于自动CPR的系统

技术领域

本发明大体涉及一种用于自动执行心肺复苏(CPR)的系统和方法。更特别地，计算胸部的粘弹性特性以便确定要施加于患者的合适按压力。 

背景技术

心脏停搏是现今世界上最常见的死因之一。心肺复苏(“CPR”)是在获得专业救护之前用于对遭受心脏停搏的患者的临时初步处置的优选方法。CPR包括按压患者的胸腔以便使血液流通过身体。 

手动CPR强度大且耗费体力。很少有人能够长时间地执行质量好的CPR，而较差质量的CPR对于患者的健康是有害的。另外，在救护车运送过程中难以很好地执行CPR。 

现存的设备都是机械地自动执行CPR。然而，这些设备通常存在若干困难。这些困难包括使用固定力的设备缺少个性化、由未能适当限制所施加力的设备引起的器官致死性损伤，以及由设备达到的结果比由手动CPR达到结果要更差。 

发明内容

本发明涉及这样一种方法，所述方法用于向患者胸部施加多个按压力，测量对应于多个按压力中的每个的位移，并基于按压力和位移确定胸部的特性。 

本发明涉及这样一种系统，所述系统具有向患者胸部施加按压力的力施加设备，测量对应于每个按压力的胸部的位移的测量设备，以及基于对应于每个按压力的胸部的位移确定胸部的特性的控制设备，其中，所述控制设备被进一步设计为基于所述胸部的所述特性确定达到所述胸部的最优位移的最优按压力。 

附图说明

图1示出了根据本发明的用于自动执行CPR的方法的示例性实施例； 

图2示出了根据本发明的用于自动执行CPR的系统的示例性实施例； 

图3示出了基于一组患者的测得数据的针对胸腔按压的位移-力关系； 

图4示出了三组患者所需的估计按压力； 

图5示出了患者胸部的粘弹性数学模型的横截面示意图； 

图6示出了基于图5的模型的针对平均个体的三级力脉冲的位移和速度随时间的描记图； 

图7示出了根据本发明的用于机械地执行CPR的基于反馈的学习系统。 

具体实施方式

参照下文描述以及附图可以进一步理解本发明的示例性实施例，在附图中，以相同的附图标记指示相似元件。本发明的示例性实施例描述了一种以适应每个个别患者的方式自动执行CPR的系统和方法。 

美国心脏协会(“AHA”)和欧洲复苏委员会(“ERC”)推荐以在两次通气前给予30次按压的循环执行CPR最有效地。其推荐，以每分钟90次的速率执行按压。按压通常应达到3.8至5厘米(1.5至2英尺)的深度；达到这种按压所需的力在不同患者间极大地变化，通常在250到1600牛顿的范围。通常不能根据患者的大小来估计特定患者所需的最大力，并且所述最大力在复苏期间可能会改变。因此，必须单独确定达到预定按压深度所需的最大力，并且在复苏过程中可能需要对所述最大力进行调节。图3示出了针对一组具有不同程度胸腔硬度的患者的位移-力关系。即：图3示出了针对目标组患者的以厘米为单位的不同胸腔按压深度(y轴)所需的以牛顿为单位的力的量(x轴)。粗实线300示出了该组患者的平均个体。 

图4更一般地示出了针对三类患者(例如，低硬度、平均和高硬度)的达到3.8厘米位移(线400)和5厘米位移(线410)所需的力(y轴)的估计。示例性图表示出了施加于任何一类患者(例如，低硬度、平均或高硬度)所需的力的量在很大程度上依赖于按压深度，并且施加于不同患者所需的力的量涵盖宽的范围。另外，与按压的快速最优速度相耦合的潜 在的高所需力使得长时期执行高质量的CPR很困难。 

图1示出了用于实施本发明的示例性方法100。在步骤110，将用于向胸腔施加已知按压力的设备应用于患者。设备例如可以为下面参照图2描述的示例性系统200。连接设备所涉及的特定步骤取决于设备的结构细节并且本文将不会对此进行详细讨论。 

在步骤120，所述设备向胸部施加一系列初始力。正如图5所示出的，可以通过(一个或多个)机械弹簧510和(一个或多个)阻尼器520的组合来对人类胸部进行建模(例如，胸部的粘弹性模型)。弹性常数和阻尼常数强烈取决于按压深度(例如，弹性常数和阻尼常数都是非线性的)。本发明的示例性实施例可以使用胸部的模型来确定要施加于患者的合适的力。另外，示例性实施例还可以提供要施加于每位患者的随时间变化的最优胸腔按压脉冲形状。 

因此，在实施步骤120的一个示例性实施例中，可以以如图6所示的阶梯函数的模式施加力。即：图6示出了针对给定梯级力函数的位移和速度随时间的描记图。在步骤120中要施加的最大力可以被限制于预设最大值以便防止对特别脆弱的患者造成损伤。阶梯中的梯级数量也可能取决于创建模型所使用的参数的期望精度和数量而变化。上述序列提供了在特定测量时间允许施加给患者的最大力的估计。 

当由设备施加所述系列力时，在步骤130测量患者的胸腔位移。本领域技术人员将理解到，可以以各种方式实现位移测量。例如，可以通过以下方式实现测量：使用来自于简单图案或尺状图案的反射光、电位计、加速器、使用CPR设备特征、测量电动机转数，等。由于在CPR过程中胸腔形状可能会改变，因此提供胸腔表面的绝对位置的方法是优选的。 

在步骤140，使用已知的所施加力以及测得速度和位移(通常如图5所示)来计算胸部的物理特性。根据胡克定律基于最终位移以及所施加力可以估计弹性常数。随后，根据在各种外加荷载情况下的位移速度，也可以估计阻尼常数。通过将深度相关的弹性数据和阻尼数据拟合成两个多项式，其中一个多项式针对弹簧而另一个针对阻尼器，可以获得关于位移与力的简单且有效的(达到最大所施加力)通用模型。所使用的多项式具有有限项。对于弹性常数，可以使用d(位移)的n阶多项式；阶数n通常为 3到5。例如，F_s(d(t))＝k_s(d)*d(t)＝(a₀+a₁*d(t)+a₂*d(t)²+a₃*d(t)³)*d(t)。其中，d(t)等于在时间t时的实际胸腔位置与当胸腔完全放松时的位置d₀之间的差值。注意，在CPR过程中，d₀可能会缓慢变化。对于阻尼，较低阶(n＝1或2)的多项式就足够了，例如，F_d＝(b₀+b₁*d(t))*v(t)，其中，v(t)为在时间t时胸腔的速度(即：d(t)的时间导数)。根据该模型，在步骤150确定为了达到3.8到5厘米的期望位移所要使用的力脉冲。 

一旦在步骤140已经确定出模型并且在步骤150已经确定出要使用的力脉冲，在步骤160可以自动施予CPR。如上所述，由AHA和ECR推荐的CPR循环为在两次通气之前以每分钟90次的速率进行30次按压。因此，在确定出个别患者的正确模型之后，利用针对个别患者的恰当量的力可以自动执行CPR。 

在执行所推荐的按压循环之后，如果有效，在步骤170施用加强生命支持(“ALS”)协议。ALS协议的步骤可以包括检查节律、去纤颤、服用药物等。在施用ALS协议之后，可能需要另外的CPR；在步骤180，确定是否是这种情况。如果不再需要CPR(例如，由于ALS协议之后返回自发循环)，CPR过程终止且该方法结束。然而，如果需要另外的CPR，方法行进到步骤190。 

在按压过程中，胸部的机械特性可能会改变(例如，如果胸部硬度变弱，如果肋骨折断，等)。另外，完全放松情况下胸腔的位置d₀可能会改变；通常，其向内朝脊柱方向移动。在执行CPR的过程中，监测来自于在步骤140中确定的模型估计的所测位移与d₀的改变。监测d₀需要相对于固定参照点的位置测量。在步骤190，确定位移的改变是否超过预定阈值，从而指示胸部特性已经改变。例如，可以将基于原始计算模型所施加的力设计成产生3.8到5厘米的按压。然而，设备可以例如使用上述方法对实际按压进行持续监测。如果实际按压超过阈值(例如，δ₁＝最大深度的10％，即：0.5厘米)，可以确定胸部的机械特性已经改变，因此需要为患者计算新的模型。当d₀已经改变大于指定距离δ₂(例如，0.25厘米)时，必须重新计算模型和力脉冲。通常，由于能够出现胸部和器官的切断损伤，因此并不推荐将最大按压深度增加到高于特定限度(与开始位置d₀比较，即：5厘米+δ₁)。这暗示按压脉冲形状已经改变。应该注意，所述设备可以被设置成监测一 系列按压而非任何一个单独按压测量，以便从需要新模型计算中消除异常测量。 

如果确定胸部的特性已经改变，所述方法返回到步骤120，在此重复确定患者模型的过程。如果胸部特性还未改变，所述方法在步骤160继续。在步骤160，继续进行特定数量按压(例如，200)的CPR；之后，再次执行ALS协议。如果持续需要CPR，重复上述过程。如果不再需要CPR(例如，由于在ALS协议之后返回自主循环)，CPR过程停止。 

在本发明的另一示例性实施例中，可以向患者的胸部施加单独的连续按压。之后可以使用强力拟合(brute-force fitting)直接确定模型参数(例如，胸部的弹性常数和阻尼常数)。使用这样的方法，可能需要若干次迭代(每次以增加的固定力脉冲)直到获得期望按压深度。 

图7示出了本发明的另一示例性方法。在该实施例中，向患者的胸腔施加输入(即：力F(t))并测量输出(即：位移Y(t))。之后调节力(即：控制回路的前馈分量)以便达到期望输出位移。这可以作为重复过程执行，并且可以针对许多类型的压力致动器执行。通过使用该类型的反馈，在胸腔按压过程中可以对致动器和胸部的非理想性进行校正。 

图2示出了用于对患者210(以横截面示出)机械执行CPR的示例性系统200。示例性系统200包括驱动活塞230的电动机220、测量设备240以及控制设备250。本领域技术人员将理解，控制设备250可以为能够执行所需计算并能够与电动机220和测量设备240通信的任意设备(例如，移动计算机、PDA、伺服控制器等)。 

如上所述地，系统200被放置成使得电动机220可以驱动活塞230以将按压力施加给患者210的胸部(示例性方法100的步骤110)。控制设备250指示电动机220执行一组初始按压(步骤120)。测量设备240测量所生成的位移(步骤130)。基于所施加力，控制设备250确定患者210的胸部的粘弹性特性(步骤140)以及要用以达到期望按压的适当力(步骤150)。之后控制设备250指导电动机220执行如上所述的按压(步骤160)，从而暂停通气的发生。 

测量设备240继续监测由电动机220和活塞230施加的力生成的实际位移(优选为距离固定参考点的实际位移)，并且与控制设备250通信以便 控制设备能够确定胸部的特性是否已经充分改变使得位移已经变化超过特定阈值(步骤170)。在该情况中，必须要重新评价胸部特性(步骤190)。 

示例性系统200已经具体参照使用电动机220和活塞230以向患者210的胸部施加按压力进行了描述。然而，本领域技术人员将理解，这些结构仅为示例性的，并且在不脱离本发明的较宽范围的情况下，可以使用能够提供相似力的其他结构(例如，围绕胸部收缩以提供按压的带，等)。例如，当使用包括力和位移传感器的衬垫来引导CPR时，本发明也可以被应用于手动CPR。另外，如上所述，测量设备240例如可以为记录来自于简单图案或尺状图案的反射光的设备、电位计、加速器、电动机的位置和旋转、角度传感器等。然而，本领域技术人员将理解，这些仅为示例并且测量设备240可以为能够测量患者210的胸部和/或胸部的按压的任意其他器件。 

通过应用本发明的上述示例性实施例，可以以更加接近手动CPR的方式施用自动CPR。 

对于本领域技术人员明显的是，在不脱离本发明的精神或范围的情况下，可以对本发明进行各种改动。因此，本发明旨在涵盖本发明这些落入权利要求书及其等价物的范围内的改动和变动。 

Claims (9)

1.一种系统，包括：

力施加设备，其用于向患者的胸部施加按压力；

测量设备，其用于测量对应于每个所述按压力的所述胸部的位移；以及

控制设备，其用于基于对应于每个所述按压力的所述胸部的所述位移确定所述胸部的特性，

其中，所述控制设备被进一步设计为基于所述胸部的所述特性确定达到所述胸部的最优位移的最优按压力。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制设备被进一步设计为指导所述力施加设备以向所述胸部施加所述最优按压力。

3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述测量设备被进一步设计为测量对应于所述最优按压力的所述胸部的另外的位移并且所述控制设备确定所述胸部的所述另外的位移是否超过阈值。

4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述控制设备被进一步设计为计算在所述胸部的所述另外的位移超过所述阈值时所述胸部的另外的特性。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述最优按压力对应于3.8-5厘米的所述胸部的最优位移。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述胸部的所述特性包括所述胸部的弹性常数以及所述胸部的阻尼常数。

7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述测量设备为加速器、电位计、光学测量部件、LVDT设备、反射光、一个或多个角度传感器、一个 或多个磁性传感器以及用于测量电动机的转数的设备中的一种。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述力施加设备包括活塞和按压带中的一种。

9.根据权利要求4所述的系统，其中，所述控制设备被进一步设计为基于所述胸部的所述另外的特性确定达到所述胸部的最优位移的最优按压力。 

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