JP2012527004A - 能動的な機械的負荷を有するｃｐｒダミー - Google Patents

能動的な機械的負荷を有するｃｐｒダミー Download PDF

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Abstract

胸部の圧迫による患者の胸部の反力をシミュレートすることができる心肺蘇生（ＣＰＲ）シミュレーション負荷であって、心肺蘇生シミュレーション負荷は、反力の少なくとも一部を発生するよう構成された能動アクチュエータ（Ｍ）と、能動アクチュエータに制御信号を提供するよう構成されたコントローラ（ＣＴＲＬ）とを有する。このようなＣＰＲシミュレーション負荷を有するＣＰＲシミュレーションダミーも提案される。さらに、シミュレーションダミーによる心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法であって、方法は、シミュレーションダミーの胸部の圧迫を計測することと、シミュレーションダミーの胸部の計測された圧迫に応じて決まる結果として生じる反力を計算することと、結果として生じる反力をシミュレーションダミーの胸部に能動アクチュエータにより適用することと、を含む。能動アクチュエータを用いて、シミュレートされた反力がより用意に調整されるとともに実際の患者の胸部の非線形挙動が正確にモデル化され得る。

Description

本発明は、胸の押下げに対する患者の胸の反力をシミュレートすることのできる機械的負荷の分野に関する。このような機械的負荷は、心肺蘇生訓練または心肺蘇生のための自動装置をテストする間の心肺蘇生シミュレーションに使用されることができる。より具体的には、本発明は、心肺蘇生シミュレーション負荷、心肺蘇生シミュレーションダミー、および心肺蘇生中の患者の胸の反力をシミュレートするための方法に関する。
心肺蘇生（ＣＰＲ）は、効率的で安全であるために技能と決められた動作を必要とする作業である。医師および医療専門家は、基準とガイドラインに従ったＣＰＲを実行することが期待されるとともに適切な方法で訓練を受ける必要がある。実行される必要のある動作の正しい順序に関する知識に加えて、ＣＰＲを施す人が実行する患者の胸の圧迫は、一定の強さ、圧迫深さ、および速度が必要となる。圧迫が弱すぎる、浅すぎる、または遅すぎる場合、蘇生は成功しないかもしれないまたは長くかかるかもしれない。他方で圧迫が強すぎるまたは深すぎる場合、患者の人体の胸郭または他の部分が損傷を受けるかもしれない。
ＣＰＲの手動適用に加えて、特に集中治療室および長期的な蘇生のために、自動ＣＰＲ装置がますます一般的になっている。心肺蘇生のための新しい装置の現実的なテストは、テスト負荷が人間の胸部の機構を非常に良く模倣することである。不幸なことに、人間の胸部の機械的な特性は複雑かつ高度に非線形である。さらに、人間の胸部の機械的な特性には非常に大きい個人間の変動がある。したがって、人間の胸部を模倣するテスト加重の設計は困難である。
人間の胸部の粘弾性モデルは、弾性と減衰要素の並列の組み合わせにより近似され得る。胸の圧迫深さが増加するとき弾性項と減衰項の両方は大きさが大きく増加する。
現在のＣＰＲ試験装置および訓練ダミーは、人間の胸部のものから大きく逸脱した機械的な負荷を有する。単純な線形バネのような構造がほとんどの場合に用いられ、減衰装置はしばしば欠けている。このような単純な負荷は、小さい圧迫深さに対して剛性を過大に見積もるとともに減衰および摩擦は無視される。
Ｌａｅｒｄａｌによる特許文献１は、現実的な状態でシミュレーションするためのＣＰＲ訓練ダミーを開示する。ＣＰＲ訓練ダミーは、加えられた圧力および使用者の動きを受け止める第１部分と支持表面で位置決めするための第２部分とを有する。第１および第２部分は、弾性要素および部分の間の基本的に直線運動を提供するための案内手段により分離される。訓練ダミーはまた、部分間の直線運動の方向に減衰された動きを提供する流体を含むピストンを有する。したがって、特許文献１は、純粋に受動的な非線形機械装置の解決方法を提案する。
Ｍｅｓｓｍｏｒｅの特許文献２およびＳｃｈｅｒｔｚ他の特許文献３は、医学生、医療専門家、その他などの教育目的のための訓練ダミーを開示する。これらの訓練ダミーは体の雑音および振動のような、典型的な病気の症状をシミュレートするよう設計される。医学生の課題は症状を見つけ、症状を分析し、どの病気で患者が苦しんでいる可能性があるかの結論を下すことである。したがって、医学生は、見る、聞く、または感じる全ての症状を考慮して医学的な診断を行うスキルを訓練することができる。特許文献２および３に記載された訓練ダミーは、現実的な反力を発生することができず、ＣＰＲ訓練ダミーとして適していない。
米国特許出願公開第２００７／０２６４６２３１号明細書 米国特許第４，６０１，６６５号 米国特許第５，５０９，８１０号
異なる体格の患者でまたは長く続く心肺蘇生で生じるような広い範囲の負荷を模倣することのできる用途の広い心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することが望ましい。心肺蘇生シミュレーション負荷が人間の胸部の複雑かつ高度に非線形な機械的特性を十分正確な方法でシミュレートすることができることも望ましい。人間の胸部の生体力学モデルの弾性および／または減衰部分を正確に表現する心肺蘇生シミュレーション負荷を可能にすることも望ましい。一つまたは複数のこれらの問題に対処するために、心肺蘇生シミュレーション負荷が提供される。
心肺蘇生シミュレーション負荷、または心肺蘇生シミュレーション負荷装置は、胸部の圧迫（胸部の変位）による患者の胸部の反力をシミュレートすることができる。心肺蘇生シミュレーション負荷は、反力の少なくとも一部を発生するよう構成された能動アクチュエータと能動アクチュエータに制御信号を提供するよう構成されたコントローラとを有する。能動アクチュエータは柔軟で可変な方法で用意に制御されることができる。コントローラにより発せられた制御信号は能動アクチュエータに特定の強さを有する反力を発生させる。現在利用可能なシミュレーションダミーの議論から、正確な非線形な機械的負荷が必要とされることが明らかである。このような負荷を受動装置のみで得ることは困難である。さらに、犠牲者の特性の大きな変動は、幅広い範囲の剛性および減衰特性が必要とされることを要求する。これは多くの受動負荷を必要とする。
能動アクチュエータは、電気機械アクチュエータ、空気圧アクチュエータ、または液圧アクチュエータにすることができる。
能動アクチュエータが妥当なサイズおよび／または出力定格を有する心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が反力の少なくとも他の部分を発生するように構成された受動機械部品をさらに有することにより対処される。能動アクチュエータ、受動機械部品および場合によりいくつかの他の要素の寄与は、結果的に全反力になる。受動機械部品が反力の一部を負担するため、能動アクチュエータは能動アクチュエータがそれ自身で全反力を発生しなければならない場合より小さくされ得る。能動アクチュエータと受動機械部品との組み合わせの場合、受動機械部品は、現在の胸部の圧迫および／または現在の圧迫速度に実質的な線形依存性を有する反力の一部を与える。能動アクチュエータは線形特性からの逸脱に寄与する。心肺蘇生シミュレーション負荷の構造およびシミュレートされるシナリオに応じて、能動アクチュエータの寄与はマイナスに、すなわち少なくとも部分的に受動機械部品の寄与に対抗することにさえなり得る。
反力が胸部の圧迫の関数として反力が制御され得る心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が胸部圧迫測定値をコントローラに提供するように構成された胸部圧迫センサまたは胸部変位センサをさらに有することにより対処される。
胸部圧迫の即時測定を考慮に入れる反力の決定がさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が胸部圧迫測定値の関数として能動アクチュエータにより作り出された反力の一部を計算するように構成された反力計算機をさらに有することにより対処される。
反力計算機は人間の胸部の機械的な挙動を再現することができることが望ましい。実施形態では、この問題は、反力計算機がモデルに基づくまたは経験的関係に基づくことにより対処される。
反力計算機は、弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算するように構成され得る。弾性項は、バネの機械的挙動を計算するために使用され得る。減衰項は、ショックアブソーバなどの減衰要素の機械的挙動を計算するために使用され得る。慣性項は、質量の機械的挙動を計算するために使用され得る。弾性挙動、減衰挙動および慣性挙動は機械システムの全体の機械的挙動を表すために有益である。弾性項、減衰項および慣性項の特定の値および式は、例えば、Ｇｒｕｂｅｒ他、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｃｈ． Ｅｎｇ．， ｍａｙ １９９３、ｖｏｌ． １１５、ｐｐ １４−２０等、文献で利用可能である。反力を計算するためにこれらの項を利用することは、心肺蘇生シミュレーション負荷により使用および生成されるパラメータの互換性および比較可能性を増加させる。
心肺蘇生シミュレーション負荷が長く持続する蘇生の間の患者の胸部の変化する機械的挙動を模倣することができるようにすることがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が能動アクチュエータで発生する反力の一部を計算するために使用されるパラメータを変化させることで反力計算機に作用するパラメータ調整器をさらに有することにより対処される。より長い時間の心肺蘇生を施すとき、患者の胸部の機械的挙動の変化が観察され得る。この挙動は、心肺蘇生の期間にわたって反力またはその一部を計算するために用いられるパラメータを変化させることによりシミュレートされ得る。パラメータ調整器は、心肺蘇生のセッションの開始を検出するとともにストロークを数えるまたは経過時間を測定し得る。これらの測定に基づいて、パラメータ調整器は、ＣＰＲ中の実際の人間の胸部の変化する機械的挙動を厳密に再現するようにパラメータを調整し得る。この目的を達成するために、パラメータ調整器は、様々な個人の機械的特性の典型的な値または時間的に変化する機械的挙動を代表する数学的関係を保存する参照テーブルまたはメモリにアクセスできる。
単一の装置が幅広い範囲の負荷を模倣できることも望ましい。実施形態では、この問題は、反力計算機がソフトウェア制御されることにより対処される。ソフトウェアを使用することにより、単一のパラメータを変化させることまたは幼児、若者、成人男性、成人女性などの保存されたモデルのセットから一つのモデルを選択することが比較的容易である。
心肺蘇生シミュレーション負荷は、サイズがコンパクトでバッテリを用いて駆動されることができることが望ましい。実施形態では、この問題は、能動アクチュエータがＤＣ回転モータであることにより対処される。ＤＣ回転モータは、モータに供給される電圧および／または電流を調整することにより制御可能である。これは単純な回路を用いることにより達成され得る。ＤＣ回転モータは、バッテリにより供給される電圧等のＤＣ電圧を必要とする。
心肺蘇生シミュレーション負荷は、実際の患者の胸部の反力をシミュレートするほど強い反力を発生できることがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が例えばＤＣ回転モータ等の回転運動を人工的な胸部の直線運動に変換するように適合されたピニオンおよびラックをさらに有することにより対処される。ピニオンおよびラック構造では、必要に応じて次の２つの目標が達成され得る：回転運動の直線運動への変換およびラックでの並びにピニオンおよびラック構造の強力な力出力を生じる歯車減速。しかし、これらの目標が達成される必要は無い。
反力が加えられた力の絶対値に近づくことが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が、力制御ループに基づいた能動アクチュエータのサーボ制御を提供するために力測定値をコントローラに提供するように構成された力センサをさらに有することにより対処される。力制御ループは、心肺蘇生シミュレーション負荷が使用者により加えられた力に反応する正確な反力を発生することを確実にする。
訓練目的のためにまたは自動心肺蘇生装置のテスト／調整のために、心肺蘇生プロセス中または心肺蘇生プロセス後の情報を使用者に提供することが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が、使用者にフィードバックを提供するフィードバックインターフェースをさらに有することにより対処される。フィードバックインターフェースは、ディスプレイ、音声出力、人工的な胸部の振動のような触覚フィードバック、または同種のものであり得る。使用者は、その人の心配蘇生の質についてフィードバックインターフェースを介して知らされ得る。使用者へのフィードバックはまた、「強く押せ」、「弱く押せ」、「深く押せ」、「速く押せ」および同類のもの等の指示も含むことができる。この目的を達成するために、心肺蘇生シミュレーション負荷は、心肺蘇生の典型的なガイドラインが保存されたメモリを有し得る。心肺蘇生を示す様々なパラメータの検出器をさらに有し得る。さらに、心肺蘇生シミュレーション負荷は、ガイドラインに推奨されたパラメータを実際のパラメータと比較するための比較器をさらに有することができる。そして、比較器の出力は「低すぎる」、「最適」、「高すぎる」のようなものにすることができる。
心肺蘇生訓練の経験をできる限り現実的にすることが望ましい。この問題または場合により他の問題に対処するために、上述の実施形態の一つに記載されたような心肺蘇生シミュレーション負荷を有する心肺蘇生シミュレーションダミーが提案される。心肺蘇生シミュレーションダミーは、実際の患者の見た目と感じをシミュレートする。このようなダミーは通常、人間の肌をまねた表面を有する胴体のようなハウジングを特徴とする。心肺蘇生シミュレーション負荷は、ハウジング内に取り囲まれる。ハウジングは、使用者がダミーの胸部を圧迫することを可能にするため、少なくとも部分的に柔軟で変形可能である。
上述の心肺蘇生シミュレーション負荷および心肺蘇生シミュレーションダミーに加えて、シミュレーションダミーを用いた心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法を達成することが望ましい。この方法が、実際の人間の胸部の複雑かつ高度に非線形な機械的特性を模倣できることも望ましい。さらに、この方法が広範囲の負荷をシミュレートするために使用され得ることが望ましい。一つまたは複数のこれらの問題に対処するために、シミュレーションダミーを用いた心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法が提示される。方法は、
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫を計測することと、
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫の計測に応じて決まる結果として生じる反力を計算することと、
− 結果として生じる反力をシミュレーションダミーの胸部に能動アクチュエータにより適用することと、を含む。
異なる技術的特徴は任意に組み合わされ得るとともにそのような組み合わせがここに開示される。特に、それに限定されないが、心肺蘇生シミュレーション負荷は、次の如何なる組み合わせも含み得る：能動アクチュエータ、コントローラ、電気機械アクチュエータ、空気圧アクチュエータ、液圧アクチュエータ、受動機械部品、胸部圧迫センサ、反力計算機（モデルに基づく、経験的関係に基づく、または他の関係に基づく）、弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算するように構成された反力計算機、パラメータ調整器、ソフトウェアで制御された反力計算機、ＤＣ回転モータ、ピニオンおよびラック構造、力センサ、およびフィードバックインターフェース。心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法に関して、上述の動作の如何なる組み合わせも可能であるとともにここに開示される。特に、それに限定されないが、次の動作の２つ以上が組み合わされ得る：
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫を計測すること；
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫の計測によって決まる結果として生じる反力を計算すること；
− 結果として生じる反力を患者の胸部に能動アクチュエータにより適用すること；
− 反力を電気機械的に、空気圧で、または液圧で発生させること；
− 反力のほかの部分を受動機械部品により発生させること；
− 結果として生じる反力またはその一部をモデルによりまたは経験的関係に基づいて計算すること；
− 弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算すること；
− 反力計算機に作用するパラメータ調整器を用いて能動アクチュエータで発生する反力の一部を計算するために使用されるパラメータを変化させること；
− ソフトウェアを用いて反力計算機を制御すること；
− 能動アクチュエータの一部としてＤＣ回転モータを使用すること；
− ピニオンおよびラック構造を使用すること；
− 力制御ループに基づいた能動アクチュエータのサーボ制御を提供するために力測定値をコントローラに提供すること；
− 使用者にフィードバックを提供すること。
様々な実施形態が次の一つまたは複数を達成し得る：
− 人間の胸部の生体力学モデルの弾性部分の正確な表現；
− 人間の胸部の生体力学モデルの減衰部分の正確な表現；
− サーボおよびソフトウェア制御により、単一の装置が広範囲の負荷を模倣することを可能にする；
− サーボおよびソフトウェア制御により、負荷特性がテスト／シミュレーション／訓練の間に（実施中に生じるように）変化するように構成され得る；
− ＣＰＲダミーの胸部に取り付けられるようにサイズが十分小さい；
− 新しいモデル／データが利用可能になった場合に用意に適合するように、装置がモデルに基づいている；
− コストが十分低くできる；
− 使用者（の訓練）へのフィードバックの可能性。
本発明のこれらのおよび他の態様は以下に記述される実施形態を参照して明らかになるとともに説明される。
図１は、ここに開示された教示により提案された心肺蘇生シミュレーションダミーおよび心肺蘇生シミュレーション負荷を通る概略断面図を示す。 図２は、ここに開示された教示により提案された心肺蘇生シミュレーション負荷の概略ブロック図を示す。 図３は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の機械的および電気的な構成部品の斜視図を示す。 図４は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の制御チェーンの概略ブロック図を示す。 図５は、ここに開示された教示による反力をシミュレートする方法のフローチャートを示す。 図６は、人工的な胸部の圧迫深さと、受動機械部品および能動アクチュエータにより生成された反力および全反力との間の関係を示す。 図７は、人工的な胸部の圧迫深さと、受動機械部品および能動アクチュエータにより生成された反力および全反力との間の別の関係を示す。
冒頭部から正確な非線形な機械的負荷が必要とされることが明らかであり、さらにこのような負荷を受動装置のみで得ることは非常に困難である。犠牲者の特性の大きな変動は、多くの受動負荷を必要とする。これは現実的ではなく好ましい解決方法は一つの能動装置を有することである。
従来の装置とは異なり、能動およびサーボ制御要素を有する機械的負荷が提案されるとともに以下により詳細に記載される。
図１は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーションダミーおよび埋め込まれたＣＰＲシミュレーション負荷の概略断面図を示す。ＣＰＲシミュレーションダミーは、医師、医学生、医療専門家、または一般人にＣＰＲをいかに施すかを教えるために使用され得る。
ＣＰＲシミュレーションダミーの他の応用は、自動ＣＰＲ装置の較正および／または試験であり得る。図１では、シミュレートされたＣＰＲを施す人は、ＣＰＲシミュレーションダミーの上面に、例えば約２０秒間に３０ストローク等の周期的な方法で、下方への力を与える。図１に示されたＣＰＲシミュレーションダミーは、ハウジング１０２とグランド板１０３とを有する。ＣＰＲシミュレーションダミーの上面は、ＣＰＲを施している人が上面を圧迫できるように変形可能である。ＣＰＲシミュレーションダミー内では、この動きは、機械装置に、図１の場合力を３つの機械的部品に分配するためのビーム１１８に伝達される。３つの機械的部品の最も左は、例えばシリンダ−ピストン装置または２重円筒の形態等のダンパ１１７である。ダンパは、主に圧迫される速度の関数である反力を作り出す。機械的部品の第２は、バネ１１６または類似の弾性要素である。バネは、主に圧迫深さの関数である反力を作り出す。機械的部品の最も右は、電気モータ１１２、伝達要素１１３、ピニオン１１４、およびラック１１５を有する能動アクチュエータである。電気モータ１１２は、伝達要素１１３を介してピニオン１１４に伝達されるトルクを作り出す。ピニオン１１４は、ピニオンおよびラック構造を形成するようラック１１５にかみ合う。ピニオンおよびラック構造は、電気モータ１１２の回転運動を直線運動に変換する。同様の方法で、電気モータ１１２により作り出されたトルクは直線力に変換可能である。ダンパ１１７、バネ１１６および能動アクチュエータ１１２、１１３、１１４、１１５の反力はビーム１１８に伝達され、それらが組み合わされてＣＰＲを施している人にフィードバック力として伝達される。受動部品（ダンパ１１７およびスプリング１１６）と能動部品（能動アクチュエータ１１２、１１３、１１４、１１５）との組み合わせは、必要とされる強さの反力（約１０００Ｎ）を発生させることを可能にする一方、能動アクチュエータを比較的小さくする。能動アクチュエータは反力を柔軟な方法で制御することを可能にする。
図２は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の概略ブロック図を示す。図２の左上角には、ＣＰＲシミュレーションダミーのハウジングが描かれる。ＣＰＲシミュレーションダミーのハウジングと能動アクチュエータＭとの間の力の伝達が点線として、概略的な方法で描かれる。圧迫センサＤＳは、ＣＰＲシミュレーションダミーの上面の瞬間的な圧迫の測定を実行する。力センサＦＳは、能動アクチュエータとＣＰＲを施している人との間に伝達される力を計測する。圧迫センサＤＳにより提供される圧迫または変位の測定値および力センサＦＳにより提供される力の測定値は、反力計算機ＲＦＣに供給される。反力計算機の可能な実装の詳細は図４に関連して説明される。反力計算機ＲＦＣは、能動アクチュエータの反力のための目標値を提供する。反力のための目標値は反力のための設定値とみなすことができる。反力の目標値はコントローラＣＴＲＬに提供される。コントローラＣＴＲＬへのほかの入力は、力センサＦＳにより提供される。コントローラＣＴＲＬは、能動アクチュエータのための、反力計算機ＲＦＣにより提供された反力（設定点）の目標値および力センサＦＳにより現在計測された力の値に基づく制御信号を決定する。コントローラＣＴＲＬはまた、提案されたＣＰＲシミュレーション負荷のより精巧な実装において、圧迫センサＤＳからの値を受信するとともに処理することもできる。
コントローラＣＴＲＬにより決定された制御信号はサーボアンプＡＭＰに伝達される。サーボアンプＡＭＰの役割は、低電力の制御信号を、能動アクチュエータを駆動する十分な電力を有する能動アクチュエータ駆動信号に変換することである。
図２のＣＰＲシミュレーション負荷はまた、ＣＰＲ持続中の反力を調整するためのオプションの部品も示す。この目的を達成するために、圧迫センサＤＳの出力がタイマＴＭＲおよび／またはカウンタＣＮＴに提供される。図２には示されていないが、力センサＦＳの出力、またはセンサＤＳおよびセンサＦＳの両方の出力を使用することも可能である。ＣＰＲを施している人の最初のストロークにより、ＣＰＲセッションの開始がタイマＴＭＲおよび／またはカウンタＣＮＴにより検出される。ＣＰＲセッションの開始を決定する基準は、所定の閾値を超える圧迫深さおよび／または力であり得る。ＣＰＲを扱う医学研究から患者の胸部の機械的特性がＣＰＲの過程において変化することが知られている。これらの変動はまた、定量的な方法で決定されている。患者の胸部の機械的特性の変動を記述する関係はメモリＭＥＭに保存される。調整器ＡＤＪは、メモリＭＥＭに経過時間および／またはＣＰＲセッションの開始からのストローク数を送ることにより問い合わせを行う。メモリＭＥＭは、経過時間および／またはストローク数の後の患者の胸部の機械的特性を記述するパラメータセットを送信することにより応答する。ＣＰＲシミュレーション負荷のより精巧な実装において、調整器ＡＤＪはまた、圧迫センサＤＳおよび／または力センサＦＳにより提供される値も受信し得る。特定の状況下で、過剰な圧迫深さおよび／または力は、肋骨骨折など、患者の胸部に損傷をもたらすかもしれない。このような損傷は、胸部の機械的特性の永続する変動につながる。調整器ＡＤＪは、値を観察するとともにそれらを例えば、肋骨骨折が恐らく起こる等の閾値と比較し得る。調整器ＡＤＪはまた、その機械的な特性の変動を差し引くために、圧迫深さおよび／または力の平均値を決定してもよい。
圧迫センサＤＳおよび力センサＦＳから得られた圧迫深さおよび反力の計測値はそれぞれ、ユーザーインターフェースＵＩＦにも供給され得る。ユーザーインターフェースＵＩＦは、測定値を解釈するとともにそれらを心肺蘇生の公式ガイドラインに推奨された値と比較する。ユーザーインターフェースは次に、視覚、可聴式または触覚のアドバイスを、ＣＰＲを施している人に出力し得る。例えば、アドバイスは、人にストローク周波数を増加するようまたは圧迫深さを増加するよう指示する可聴音声出力であり得る。可聴出力はまたＣＰＲの最適なリズムを示す周期的なビープ音であってもよい。視覚出力のユーザーインターフェースＵＩＦの場合、ユーザーインターフェースは、ＣＰＲを施している人にまたは施されているＣＰＲの質について指導者に知らせるための液晶ディスプレイ、発光ダイオード（ＬＥＤ）、電球、アナログ表示器、または同様なものを有し得る。
図３は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷のいくつかの主要な部品の斜視図を示す。電気モータ１１２、伝達要素１１３、ピニオン１１４、およびラック１１５は図１から既に知られている。伝達要素１１３は、第１プーリ３１２、ベルト３１３、および第２プーリ３１４を有するベルト伝達装置として示される。第１プーリ３１２および第２プーリ３１４は、所定のギア比を実装するために異なる直径を有し得る。電気モータ１１２に取り付けられているのは、制御信号に従って電気モータを駆動するサーボアンプ３２２である。
ＤＣ回転モータにより作り出されたトルクはギヤベルトおよび対応するプーリを介してピニオンおよびラック構造に伝達される。電気モータ１１２の回転運動は、ピニオン１１４およびラック１１５により直線上下運動に変換される。ラック１１５は滑りブロック３３３に取付けられる。滑りブロック３３３は案内軸３３４およびロッド３３６に形成された溝内を転がるボールベアリング３３５により案内される。したがって、動きはボールベアリングおよび案内軸により拘束される。滑りブロック３３３はまた、２つのダンパ３３１、３３２にも接続される。ベース板３０３に取付けられた構造は、十分な安定性を提供するとともにＣＰＲシミュレーション負荷をＣＰＲシミュレーションダミーに接続する。滑りブロック３３３の上面に取付けられているのは力センサＦＳであり、そこにはＣＰＲを施している人により発生された力および反力が伝達される。規格外の金属部品が成形プラスチック部品に置き換えられると、低コストの大量生産が可能である。図３に示されるＣＰＲシミュレーション負荷が実現されている。装置の最初のテストは良好な機能を示している。この装置は堅い、平均、弱い胸部の３つのモード間を切り替えることができる。将来の装置には、より広いモードの選択が予想され得る。
機械的な構造に関しては、完全な装置は限られた体積（すなわちＣＰＲシミュレーションダミー）に適合すべきであり、胸部圧迫深さは少なくとも６ｃｍであるべきであるとともに、１０００Ｎまでの反力が必要とされる。さらなる境界条件は定住量と低電力消費（バッテリ供給が可能であるべき）である。一つの可能な解決方法では、回転ＤＣモータが使用される。モータのサイズを減らすために、モータと受動バネおよび／またはダンパの組み合わせが使用され得る。モータは、必要な反力を正確にモデル化するために必要な追加的なブレーキまたは加速力を供給する。図２に見られるように、特定の設計のために製造された幾つかの部品とともに、大部分は標準的な部品が使用される。
ここで図４を参照すると、ＣＰＲシミュレーション負荷の制御チェーンが示される。圧迫深さは、適切なセンサ４０１によりモータ角度を計測することにより決定される。モータ角度は次に変換ブロック４０２により実際の圧迫深さＰＯＳ．Ｘに変換される。変換ブロック４０２は、モータ角度の定数因子との単純な掛け算を実行することができ、角度センサ４０１または後続のブロックに組み込まれてもよい。角度センサ４０１および変換ブロック４０２は、図２から知られる圧迫センサＤＳを形成する。
圧迫深さを示す信号または値は、弾性力計算ブロック４０３および時間微分ブロック４０４に提出される。弾性力計算ブロック４０３は、患者の胸部の弾性構成に対応する反力の部分を計算する。弾性力部分の計算は、例えば、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであり得る。公式に基づく方法の例を取り上げると、反力の弾性部分は次のように表される：
Ｆｅｌａｓ＝ｋ（ｘ）．ｘ
ここでｘは時間ｔでの位置である。パラメータｋ（ｘ）は位置に依存する弾性定数である。ｋ（ｘ）のモデルは、例えば、Ｇｒｕｂｅｎ他、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｃｈ． Ｅｎｇ．， ｍａｙ １９９３、ｖｏｌ． １１５、ｐｐ １４−２０等、文献に見られる。
同様の方法で、反力の粘性または減衰部部分が、時間微分ブロック４０４および減衰力計算ブロック４０５により決定される。時間微分ブロック４０４は、位置の時間微分、すなわち速度を提供する。減衰力は主に速度に依存する。減衰力計算ブロック４０５は、例えば、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであり得る。
公式に基づく方法が使用された場合、減衰は次のように表され得る：
Ｆｄａｍｐ＝μ（ｘ）．ｖ
ここでｖは時間ｔでの速度であり、Ｆｄａｍｐは反力の粘性部分であり、パラメータμ（ｘ）は位置に依存する減衰定数である。この場合もやはり、μ（ｘ）のモデルは文献に見られる。標準的な多項式は、適切な位置においてｋ（ｘ）およびμ（ｘ）に十分な４次までが適合する。点線の箱４０６は、ＣＰＲシミュレーション負荷のどの部分が、場合によって、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであるかを示す。
反力の弾性部分Ｆｅｌａｓおよび反力の粘性部分Ｆｄａｍｐは加算器４０７で加算される。図４との関連で、反力の如何なる慣性部分も反力の弾性部分および減衰部分と比較して無視できることが見られる。計算に反力の慣性部分が含まれる場合、別の時間微分ブロックが時間微分ブロック４０４の出力に接続され得る。第２時間微分ブロックの出力に接続された慣性力計算ブロックは、次に、定数因子または反力の弾性および減衰部分のための公式と同様の公式に基づく反力の慣性部分を計算できる。加算器４０７の出力は、測定された圧迫深さおよびその時間微分を与えられた実際の患者から予想される反力の値を表す。
加算器４０７の出力は、差分ブロック４０８に伝達される。差分ブロック４０８の他の入力は力センサＦＳにより提供される。この力センサＦＳは、歪ゲージ力センサであり得る。差分ブロック４０８の出力は加えられた力と計算された反力との間の差であり、誤差信号とみなされ得る。誤差信号はＰＩＤコントローラ４０９に供給される。ＰＩＤコントローラは通常、制御ループの早く正確な制御を可能にする。ＰＩＤコントローラ４０９の出力は、能動アクチュエータのために駆動信号を提供するサーボアンプ４１０の入力に供給される。
能動アクチュエータ（場合により、バネおよび／またはダンパと併用で）は、ＰＩＤコントローラの誤差信号を最小化することにより、必要な反力を供給する。サンプリングレートは約１００Ｈｚ以上であることが推奨される。
上述のサーボループは、加えられた力および計算された反力（すなわち、モデルに基づいて推定された反力）を等しくすることに基づいている。これはループ内に３つのパラメータ、すなわち、加えられた力、位置および速度を必要とする。主制御変数は力であるが、位置は間接的に重要であるとともに必要な反力を決定する。
図５は心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法のフローチャートを示す。動作５０１でスタートし、方法はシミュレーションダミー胸部の圧迫を計測するための動作５０２に進む。動作５０３では、シミュレーションダミー胸部の計測された圧迫に応じて結果的に生じる反力が計算される。動作５０４は、能動アクチュエータによりシミュレーションダミー胸部に結果的に生じる反力を適用することに対応する。方法は動作５０５で終了する。方法は、追加的な動作または動作５０２、５０３、５０４の一つの部分である従属動作を含んでもよい。
図６および図７は、圧迫深さＤと反力Ｆとの間の２つの機能的な関係を示す。図１および３との関連で既に述べたように、全反力は、バネおよび能動アクチュエータの寄与を加えることにより作り出される。これは、ここに開示された教示の幾つかの実施形態の実装にのみ当てはまることに注意されたい。能動アクチュエータのみを備えて、バネおよびダンパを除くことも実際には可能である。ここに開示された教示の他の実装では、能動アクチュエータ、バネおよびダンパを備えることも可能である。図６に戻ると、バネの直線状の力−変位特性は破線で示される。能動アクチュエータの力−変位特性は非線形であり、点線によって示される。全反力は、バネ力および能動アクチュエータの力を加算することにより得られる。全反力は、図６に実線として示される。バネ力曲線と全反力曲線との間の斜線領域は、能動アクチュエータの寄与に対応し、所望の全反力に到達するために能動アクチュエータにより供給される力の量である。
図７は、能動アクチュエータにより寄与された力が圧迫深さの幾つかの値に対して負の値をとり得ることを除いて図６と同様である。これは、圧迫深さＤの小さい値に対して当てはまる。グラフのこの範囲では、能動アクチュエータは実際、バネの反力に対抗することによりＣＰＲを施している人を補助している。圧迫深さの増加に伴い、所望の全反力は急激に増加するとともに能動アクチュエータの寄与もそのようになる。バネ力曲線と全反力曲線との間の斜線領域はここでは２つの区域を有し、マイナスの符号により参照される第１の区域では能動アクチュエータの寄与は負であり、プラスの符号により参照される第２の区域では能動アクチュエータの寄与は正である。能動アクチュエータの寄与の負から正への切り替えは、ＤＣモータの極の変更を実行することにより達成され得る。
本発明は、図面および上述の説明において詳細に図示されるとともに説明されてきたが、このような図示および説明は説明的または例示的と見なされるべきであって、限定的と見なされるべきではない。本発明は、開示された実施形態に限定されない。例えば、プーリ−ベルト構造またはピニオン−ラック機構の伝達機構の異なる形態を採用することができる。電気モータはまた、ＡＣモータ、トルクモータまたはリニアモータにすることもできる。電気モータの代わりに、能動アクチュエータが空気圧式または液圧式要素を採用することもできる。ＰＩＤコントローラ以外の他のタイプのコントローラ、例えば比例コントローラ、ＰＩコントローラ、または状態空間コントローラ等を使用することもできる。ここに開示された教示の幾つかの部品、特にコントローラＣＴＲＬ、反力計算機ＲＦＣおよび調整器ＡＤＪは、ソフトウェア内に実装されてもよい。しかし、ＣＰＲシミュレーション負荷のこれらのおよびその他の要素をハードウェアにより実装することも可能である。制御パラメータは、力、変位、これらの組み合わせ、または、圧力、加速度、その他などの別の適切なパラメータにすることができる。制御は、インターフェースハードウェアを有するＰＣを使用してまたは専用の制御ハードウェアにより行うことができる。ここに開示された教示によるシミュレーション負荷およびシミュレーションダミーはまた、ＡＬＳ機能を有する患者シミュレータにも適切である。
本発明は、人が効率的かつ安全な方法でＣＰＲを施す訓練を受けるアプリケーションに使用され得る。本発明はまた、自動ＣＰＲ装置のテスト、調整および較正のためにも使用され得る。
開示された実施形態に対する他の変形が、図面、説明、および添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求の範囲に記載された本発明を実施しようとする当業者により理解され、達成されることができる。請求項において、「有する、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」の語は他の要素又はステップを除外するものではなく、「１つの（ａ又ａｎ）」の不定冠詞は複数を除外するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に列記された幾つかのアイテムの機能を実行しても良く、その逆も同様である。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これら手段の組み合わせが有利に利用されることができないことを示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又は他のハードウェアの一部として供給される光記憶媒体又は固体媒体のような適切な媒体上で保存／配布されても良いが、インターネット又はその他の有線若しくは無線通信システムを介してのような、他の形態で配布されても良い。請求項におけるいずれの参照記号も、請求の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
本発明は、胸の押下げに対する患者の胸の反力をシミュレートすることのできる機械的負荷の分野に関する。このような機械的負荷は、心肺蘇生訓練または心肺蘇生のための自動装置をテストする間の心肺蘇生シミュレーションに使用されることができる。より具体的には、本発明は、心肺蘇生シミュレーション負荷、心肺蘇生シミュレーションダミー、および心肺蘇生中の患者の胸の反力をシミュレートするための方法に関する。
心肺蘇生（ＣＰＲ）は、効率的で安全であるために技能と決められた動作を必要とする作業である。医師および医療専門家は、基準とガイドラインに従ったＣＰＲを実行することが期待されるとともに適切な方法で訓練を受ける必要がある。実行される必要のある動作の正しい順序に関する知識に加えて、ＣＰＲを施す人が実行する患者の胸の圧迫は、一定の強さ、圧迫深さ、および速度が必要となる。圧迫が弱すぎる、浅すぎる、または遅すぎる場合、蘇生は成功しないかもしれないまたは長くかかるかもしれない。他方で圧迫が強すぎるまたは深すぎる場合、患者の人体の胸郭または他の部分が損傷を受けるかもしれない。
ＣＰＲの手動適用に加えて、特に集中治療室および長期的な蘇生のために、自動ＣＰＲ装置がますます一般的になっている。心肺蘇生のための新しい装置の現実的なテストは、テスト負荷が人間の胸部の機構を非常に良く模倣することである。不幸なことに、人間の胸部の機械的な特性は複雑かつ高度に非線形である。さらに、人間の胸部の機械的な特性には非常に大きい個人間の変動がある。したがって、人間の胸部を模倣するテスト加重の設計は困難である。
人間の胸部の粘弾性モデルは、弾性と減衰要素の並列の組み合わせにより近似され得る。胸の圧迫深さが増加するとき弾性項と減衰項の両方は大きさが大きく増加する。
現在のＣＰＲ試験装置および訓練ダミーは、人間の胸部のものから大きく逸脱した機械的な負荷を有する。単純な線形バネのような構造がほとんどの場合に用いられ、減衰装置はしばしば欠けている。このような単純な負荷は、小さい圧迫深さに対して剛性を過大に見積もるとともに減衰および摩擦は無視される。
Ｌａｅｒｄａｌによる特許文献１は、現実的な状態でシミュレーションするためのＣＰＲ訓練ダミーを開示する。ＣＰＲ訓練ダミーは、加えられた圧力および使用者の動きを受け止める第１部分と支持表面で位置決めするための第２部分とを有する。第１および第２部分は、弾性要素および部分の間の基本的に直線運動を提供するための案内手段により分離される。訓練ダミーはまた、部分間の直線運動の方向に減衰された動きを提供する流体を含むピストンを有する。したがって、特許文献１は、純粋に受動的な非線形機械装置の解決方法を提案する。
Ｍｅｓｓｍｏｒｅの特許文献２およびＳｃｈｅｒｔｚ他の特許文献３は、医学生、医療専門家、その他などの教育目的のための訓練ダミーを開示する。これらの訓練ダミーは体の雑音および振動のような、典型的な病気の症状をシミュレートするよう設計される。医学生の課題は症状を見つけ、症状を分析し、どの病気で患者が苦しんでいる可能性があるかの結論を下すことである。したがって、医学生は、見る、聞く、または感じる全ての症状を考慮して医学的な診断を行うスキルを訓練することができる。特許文献２および３に記載された訓練ダミーは、現実的な反力を発生することができず、ＣＰＲ訓練ダミーとして適していない。
Ａｃｔａｒ Ａｉｒｆｏｒｃｅ Ｉｎｃ．による特許文献４は、人間の胸腔の抵抗力をシミュレートする圧縮ピストンを有するＣＰＲダミーを開示する。
Ｌａｅｒｄａｌ Ｍｅｄｉｃａｌ ＡＳの特許文献５は、患者の胸部を繰り返し圧迫しその後胸部が拡張することを引き起こすまたは可能にする胸部圧迫装置と、電源装置と、胸部圧迫装置に接続されて胸部圧迫装置の動作を制御する信号処理装置とを有する蘇生システムを開示する。
特許文献６は、人体に通常適用される治療を練習する学生による使用が意図されたコンパクトな対話式の訓練ダミーシステムを開示する。このシステムは、ダミーおよび学生が圧迫することができる弾性胸部を有する。
Ｌａｅｒｄａｌ Ｍｅｄｉｃａｌ ＡＳの特許文献７は、電源、電源に接続された圧迫要素およびコントローラを有する制御可能な胸部圧迫装置を開示する。
米国特許出願公開第２００７／０２６４６２３１号明細書 米国特許第４，６０１，６６５号 米国特許第５，５０９，８１０号 国際特許出願公開第ＷＯ９２／１８９６６号明細書 欧州特許出願公開第ＥＰ１９１２９２２Ａ２号明細書 米国特許第４，９１５，６３５号 欧州特許出願公開第ＥＰ１８５４４４４Ａ１号明細書
異なる体格の患者でまたは長く続く心肺蘇生で生じるような広い範囲の負荷を模倣することのできる用途の広い心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することが望ましい。心肺蘇生シミュレーション負荷が人間の胸部の複雑かつ高度に非線形な機械的特性を十分正確な方法でシミュレートすることができることも望ましい。人間の胸部の生体力学モデルの弾性および／または減衰部分を正確に表現する心肺蘇生シミュレーション負荷を可能にすることも望ましい。一つまたは複数のこれらの問題に対処するために、心肺蘇生シミュレーション負荷が提供される。
心肺蘇生シミュレーション負荷、または心肺蘇生シミュレーション負荷装置は、胸部の圧迫（胸部の変位）による患者の胸部の反力をシミュレートすることができる。心肺蘇生シミュレーション負荷は、反力の少なくとも一部を発生するよう構成された能動アクチュエータと能動アクチュエータに制御信号を提供するよう構成されたコントローラとを有する。能動アクチュエータは柔軟で可変な方法で用意に制御されることができる。コントローラにより発せられた制御信号は能動アクチュエータに特定の強さを有する反力を発生させる。現在利用可能なシミュレーションダミーの議論から、正確な非線形な機械的負荷が必要とされることが明らかである。このような負荷を受動装置のみで得ることは困難である。さらに、犠牲者の特性の大きな変動は、幅広い範囲の剛性および減衰特性が必要とされることを要求する。これは多くの受動負荷を必要とする。
能動アクチュエータは、電気機械アクチュエータ、空気圧アクチュエータ、または液圧アクチュエータにすることができる。
能動アクチュエータが妥当なサイズおよび／または出力定格を有する心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が反力の少なくとも他の部分を発生するように構成された受動機械部品をさらに有することにより対処される。能動アクチュエータ、受動機械部品および場合によりいくつかの他の要素の寄与は、結果的に合計反力になる。受動機械部品が反力の一部を負担するため、能動アクチュエータは能動アクチュエータがそれ自身で全反力を発生しなければならない場合より小さくされ得る。能動アクチュエータと受動機械部品との組み合わせの場合、受動機械部品は、現在の胸部の圧迫および／または現在の圧迫速度に実質的な線形依存性を有する反力の一部を与える。能動アクチュエータは線形特性からの逸脱に寄与する。心肺蘇生シミュレーション負荷の構造およびシミュレートされるシナリオに応じて、能動アクチュエータの寄与はマイナスに、すなわち少なくとも部分的に受動機械部品の寄与に対抗することにさえなり得る。
反力が胸部の圧迫の関数として反力が制御され得る心肺蘇生シミュレーション負荷を提供することがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が胸部圧迫測定値をコントローラに提供するように構成された胸部圧迫センサまたは胸部変位センサをさらに有することにより対処される。
胸部圧迫の即時測定を考慮に入れる反力の決定がさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が胸部圧迫測定値の関数として能動アクチュエータにより作り出された反力の一部を計算するように構成された反力計算機をさらに有することにより対処される。
反力計算機は人間の胸部の機械的な挙動を再現することができることが望ましい。実施形態では、この問題は、反力計算機がモデルに基づくまたは経験的関係に基づくことにより対処される。
反力計算機は、弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算するように構成され得る。弾性項は、バネの機械的挙動を計算するために使用され得る。減衰項は、ショックアブソーバなどの減衰要素の機械的挙動を計算するために使用され得る。慣性項は、質量の機械的挙動を計算するために使用され得る。弾性挙動、減衰挙動および慣性挙動は機械システムの全体の機械的挙動を表すために有益である。弾性項、減衰項および慣性項の特定の値および式は、例えば、Ｇｒｕｂｅｒ他、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｃｈ． Ｅｎｇ．， ｍａｙ １９９３、ｖｏｌ． １１５、ｐｐ １４−２０等、文献で利用可能である。反力を計算するためにこれらの項を利用することは、心肺蘇生シミュレーション負荷により使用および生成されるパラメータの互換性および比較可能性を増加させる。
心肺蘇生シミュレーション負荷が長く持続する蘇生の間の患者の胸部の変化する機械的挙動を模倣することができるようにすることがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が能動アクチュエータで発生する反力の一部を計算するために使用されるパラメータを変化させることで反力計算機に作用するパラメータ調整器をさらに有することにより対処される。より長い時間の心肺蘇生を施すとき、患者の胸部の機械的挙動の変化が観察され得る。この挙動は、心肺蘇生の期間にわたって反力またはその一部を計算するために用いられるパラメータを変化させることによりシミュレートされ得る。パラメータ調整器は、心肺蘇生のセッションの開始を検出するとともにストロークを数えるまたは経過時間を測定し得る。これらの測定に基づいて、パラメータ調整器は、ＣＰＲの間の実際の人間の胸部の変化する機械的挙動を厳密に再現するようにパラメータを調整し得る。この目的を達成するために、パラメータ調整器は、様々な個人の機械的特性の典型的な値または時間的に変化する機械的挙動を代表する数学的関係を保存する参照テーブルまたはメモリにアクセスできる。
単一の装置が幅広い範囲の負荷を模倣できることも望ましい。実施形態では、この問題は、反力計算機がソフトウェア制御されることにより対処される。ソフトウェアを使用することにより、単一のパラメータを変化させることまたは幼児、若者、成人男性、成人女性などの保存されたモデルのセットから一つのモデルを選択することが比較的容易である。
心肺蘇生シミュレーション負荷は、サイズがコンパクトでバッテリを用いて駆動されることができることが望ましい。実施形態では、この問題は、能動アクチュエータがＤＣ回転モータであることにより対処される。ＤＣ回転モータは、モータに供給される電圧および／または電流を調整することにより制御可能である。これは単純な回路を用いることにより達成され得る。ＤＣ回転モータは、バッテリにより供給される電圧等のＤＣ電圧を必要とする。
心肺蘇生シミュレーション負荷は、実際の患者の胸部の反力をシミュレートするほど強い反力を発生できることがさらに望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が例えばＤＣ回転モータ等の回転運動を人工的な胸部の直線運動に変換するように適合されたピニオンとラックをさらに有することにより対処される。ピニオンおよびラック構造では、必要に応じて次の２つの目標が達成され得る：回転運動の直線運動への変換およびラックでのおよびピニオンおよびラック構造の強力な力出力を生じる歯車減速。しかし、これらの目標が達成される必要は無い。
反力が加えられた力の絶対値に近づくことが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が、力制御ループに基づいた能動アクチュエータのサーボ制御を提供するために力測定値をコントローラに提供するように構成された力センサをさらに有することにより対処される。力制御ループは、心肺蘇生シミュレーション負荷が使用者により加えられた力に反応する正確な反力を発生することを確実にする。
訓練目的のためにまたは自動心肺蘇生装置のテスト／調整のために、心肺蘇生プロセス中または心肺蘇生プロセス後の情報を使用者に提供することが望ましい。実施形態では、この問題は、心肺蘇生シミュレーション負荷が、使用者にフィードバックを提供するフィードバックインターフェースをさらに有することにより対処される。フィードバックインターフェースは、ディスプレイ、音声出力、人工的な胸部の振動のような触覚フィードバック、または同種のものであり得る。使用者は、その人の心配蘇生の質についてフィードバックインターフェースを介してしらされ得る。使用者へのフィードバックはまた、「強く押せ」、「弱く押せ」、「深く押せ」、「速く押せ」および同類のもの等の指示も含むことができる。この目的を達成するために、心肺蘇生シミュレーション負荷は、心肺蘇生の典型的なガイドラインが保存されたメモリを有し得る。心肺蘇生を示す様々なパラメータの検出器をさらに有し得る。さらに、心肺蘇生シミュレーション負荷は、ガイドラインに推奨されたパラメータを実際のパラメータと比較するための比較器をさらに有することができる。そして、比較器の出力は「低すぎる」、「最適」、「高すぎる」のようなものにすることができる。
心肺蘇生訓練の経験をできる限り現実的にすることが望ましい。この問題または場合により他の問題に対処するために、上述の実施形態の一つに記載されたような心肺蘇生シミュレーション負荷を有する心肺蘇生シミュレーションダミーが提案される。心肺蘇生シミュレーションダミーは、実際の患者の見た目と感じをシミュレートする。このようなダミーは通常、人間の肌をまねた表面を有する胴体のようなハウジングを特徴とする。心肺蘇生シミュレーション負荷は、ハウジング内に取り囲まれる。ハウジングは、使用者がダミーの胸部を圧迫することを可能にするため、少なくとも部分的に柔軟で変形可能である。
上述の心肺蘇生シミュレーション負荷および心肺蘇生シミュレーションダミーに加えて、シミュレーションダミーを用いた心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法を達成することが望ましい。この方法が、実際の人間の胸部の複雑かつ高度に非線形な機械的特性を模倣できることも望ましい。さらに、この方法が広範囲の負荷をシミュレートするために使用され得ることが望ましい。一つまたは複数のこれらの問題に対処するために、シミュレーションダミーを用いた心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法が提示される。方法は、
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫を計測することと、
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫の計測に応じて決まる結果として生じる反力を計算することと、
− 結果として生じる反力をシミュレーションダミーの胸部に能動アクチュエータにより適用することと、を含む。
異なる技術的特徴は任意に組み合わされ得るとともにそのような組み合わせがここに開示される。特に、それに限定されないが、心肺蘇生シミュレーション負荷は、次の如何なる組み合わせも含み得る：能動アクチュエータ、コントローラ、電気機械アクチュエータ、空気圧アクチュエータ、液圧アクチュエータ、受動機械部品、胸部圧迫センサ、反力計算機（モデルに基づく、経験的関係に基づく、または他の関係に基づく）、弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算するように構成された反力計算機、パラメータ調整器、ソフトウェアで制御された反力計算機、ＤＣ回転モータ、ピニオンおよびラック構造、力センサ、およびフィードバックインターフェース。心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法に関して、上述の動作の如何なる組み合わせも可能であるとともにここに開示される。特に、それに限定されないが、次の動作の２つ以上が組み合わされ得る：
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫を計測すること；
− シミュレーションダミーの胸部の圧迫の計測によって決まる結果として生じる反力を計算すること；
− 結果として生じる反力を患者の胸部に能動アクチュエータにより適用すること；
− 反力を電気機械的に、空気圧で、または液圧で発生させること；
− 反力のほかの部分を受動機械部品により発生させること；
− 結果として生じる反力またはその一部をモデルによりまたは経験的関係に基づいて計算すること；
− 弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを計算すること；
− 反力計算機に作用するパラメータ調整器を用いて能動アクチュエータで発生する反力の一部を計算するために使用されるパラメータを変化させること；
− ソフトウェアを用いて反力計算機を制御すること；
− 能動アクチュエータの一部としてＤＣ回転モータを使用すること；
− ピニオンおよびラック構造を使用すること；
− 力測定値を力制御ループに基づいた能動アクチュエータのサーボ制御を提供するためにコントローラに提供すること；
− 使用者にフィードバックを提供すること。
様々な実施形態が次の一つまたは複数を達成し得る：
− 人間の胸部の生体力学モデルの弾性部分の正確な表現；
− 人間の胸部の生体力学モデルの減衰部分の正確な表現；
− サーボおよびソフトウェア制御により、単一の装置が広範囲の負荷を模倣することを可能にする；
− サーボおよびソフトウェア制御により、負荷特性がテスト／シミュレーション／訓練の間に（実施中に生じるように）変化するように構成され得る；
− ＣＰＲダミーの胸部に取り付けられるようにサイズが十分ん小さい；
− 新しいモデル／データが利用可能になった場合に用意に適合するように、装置がモデルに基づいている；
− コストが十分低くできる；
− 使用者（の訓練）へのフィードバックの可能性。
本発明のこれらのおよび他の態様は以下に記述される実施形態を参照して明らかになるとともに説明される。
図１は、ここに開示された教示により提案された心肺蘇生シミュレーションダミーおよび心肺蘇生シミュレーション負荷を通る概略断面図を示す。 図２は、ここに開示された教示により提案された心肺蘇生シミュレーション負荷の概略ブロック図を示す。 図３は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の機械的および電気的な構成部品の斜視図を示す。 図４は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の制御チェーンの概略ブロック図を示す。 図５は、ここに開示された教示による反力をシミュレートする方法のフローチャートを示す。 図６は、人工的な胸部の圧迫深さと、受動機械部品および能動アクチュエータにより生成された反力および全反力との間の関係を示す。 図７は、人工的な胸部の圧迫深さと、受動機械部品および能動アクチュエータにより生成された反力および全反力との間の別の関係を示す。
冒頭部から正確な非線形な機械的負荷が必要とされることが明らかであり、さらにこのような負荷を受動装置のみで得ることは非常に困難である。犠牲者の特性の大きな変動は、多くの受動負荷を必要とする。これは現実的ではなく好ましい解決方法は一つの能動装置を有することである。
従来の装置とは異なり、能動およびサーボ制御要素を有する機械的負荷が提案されるとともに以下により詳細に記載される。
図１は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーションダミーおよび埋め込まれたＣＰＲシミュレーション負荷の概略断面図を示す。ＣＰＲシミュレーションダミーは、医師、医学生、医療専門家、または一般人にＣＰＲをいかに施すかを教えるために使用され得る。
ＣＰＲシミュレーションダミーの他の応用は、自動ＣＰＲ装置の較正および／または試験であり得る。図１では、シミュレートされたＣＰＲを施す人は、ＣＰＲシミュレーションダミーの上面に、例えば約２０秒間に３０ストローク等の周期的な方法で、下方への力を与える。図１に示されたＣＰＲシミュレーションダミーは、ハウジング１０２とグランド板１０３とを有する。ＣＰＲシミュレーションダミーの上面は、ＣＰＲを施している人が上面を圧迫できるように変形可能である。ＣＰＲシミュレーションダミー内では、この動きは、機械装置に、図１の場合力を３つの機械的部品に分配するためのビーム１１３に伝達される。３つの機械的部品の最も左は、例えばシリンダ−ピストン装置または２重円筒の形態等のダンパ１１７である。ダンパは、主に圧迫される速度の関数である反力を作り出す。機械的部品の第２は、バネ１１６または類似の弾性要素である。バネは、主に圧迫深さの関数である反力を作り出す。機械的部品の最も右は、電気モータ１１２、伝達要素１１３、ピニオン１１４、およびラック１１５を有する能動アクチュエータである。電気モータ１１２は、伝達要素１１３を介してピニオン１１４に伝達されるトルクを作り出す。ピニオン１１４は、ピニオンおよびラック構造を形成するようラック１１５にかみ合う。ピニオンおよびラック構造は、電気モータ１１２の回転運動を直線運動に変換する。同様の方法で、電気モータ１１２により作り出されたトルクは直線力に変換可能である。ダンパ１１７、バネ１１６および能動アクチュエータ１１２、１１３、１１４、１１５の反力はビーム１１８に伝達され、それらが組み合わされてＣＰＲを施している人にフィードバック力として伝達される。受動部品（ダンパ１１７およびスプリング１１６）と能動部品（能動アクチュエータ１１２、１１３、１１４、１１５）との組み合わせは、必要とされる強さの反力（約１０００Ｎ）を発生させることを可能にする一方、能動アクチュエータを比較的小さくする。能動アクチュエータは反力を柔軟な方法で制御することを可能にする。
図２は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷の概略ブロック図を示す。図２の左上角には、ＣＰＲシミュレーションダミーのハウジングが描かれる。ＣＰＲシミュレーションダミーのハウジングと能動アクチュエータＭとの間の力の伝達が点線として、概略的な方法で描かれる。圧迫センサＤＳは、ＣＰＲシミュレーションダミーの上面の瞬間的な圧迫の測定を実行する。力センサＦＳは、能動アクチュエータとＣＰＲを施している人との間に伝達される力を計測する。圧迫センサＤＳにより提供される圧迫または変位の測定値および力センサＦＳにより提供される力の測定値は、反力計算機ＲＦＣに供給される。反力計算機の可能な実装の詳細は図４に関連して説明される。反力計算機ＲＦＣは、能動アクチュエータの反力のための目標値を提供する。反力のための目標値は反力のための設定値とみなすことができる。反力の目標値はコントローラＣＴＲＬに提供される。コントローラＣＴＲＬへのほかの入力は、力センサＦＳにより提供される。コントローラＣＴＲＬは、能動アクチュエータのための、反力計算機ＲＦＣにより提供された反力（設定点）の目標値および力センサＦＳにより現在計測された力の値に基づく制御信号を決定する。コントローラＣＴＲＬはまた、提案されたＣＰＲシミュレーション負荷のより精巧な実装において、圧迫センサＤＳからの値を受信するとともに処理することもできる。
コントローラＣＴＲＬにより決定された制御信号はサーボアンプＡＭＰに伝達される。サーボアンプＡＭＰの役割は、低電力の制御信号を、能動アクチュエータを駆動する十分な電力を有する能動アクチュエータ駆動信号に変換することである。
図２のＣＰＲシミュレーション負荷はまた、ＣＰＲ持続中の反力を調整するためのオプションの部品も示す。この目的を達成するために、圧迫センサＤＳの出力がタイマＴＭＲおよび／またはカウンタＣＮＴに提供される。図２には示されていないが、力センサＦＳの出力、またはセンサＤＳおよびセンサＦＳの両方の出力を使用することも可能である。ＣＰＲを施している人の最初のストロークにより、ＣＰＲセッションの開始がタイマＴＭＲおよび／またはカウンタＣＮＴにより検出される。ＣＰＲセッションの開始を決定する基準は、所定の閾値を超える圧迫深さおよび／または力であり得る。ＣＰＲを扱う医学研究から患者の胸部の機械的特性がＣＰＲの過程において変化することが知られている。これらの変動はまた、定量的な方法で決定されている。患者の胸部の機械的特性の変動を記述する関係はメモリＭＥＭに保存される。調整器ＡＤＪは、メモリＭＥＭに経過時間および／またはＣＰＲセッションの開始からのストローク数を送ることにより問い合わせを行う。メモリＭＥＭは、経過時間および／またはストローク数の後の患者の胸部の機械的特性を記述するパラメータセットを送信することにより応答する。ＣＰＲシミュレーション負荷のより精巧な実装において、調整器ＡＤＪはまた、圧迫センサＤＳおよび／または力センサＦＳにより提供される値も受信し得る。特定の状況下で、過剰な圧迫深さおよび／または力は、肋骨骨折など、患者の胸部に損傷をもたらすかもしれない。このような損傷は、胸部の機械的特性の永続する変動につながる。調整器ＡＤＪは、値を観察するとともにそれらを例えば、肋骨骨折が恐らく起こる等の閾値と比較し得る。調整器ＡＤＪはまた、その機械的な特性の変動を差し引くために、圧迫深さおよび／または力の平均値を決定してもよい。
圧迫センサＤＳおよび力センサＦＳから得られた圧迫深さおよび反力の計測値はそれぞれ、ユーザーインターフェースＵＩＦにも供給され得る。ユーザーインターフェースＵＩＦは、測定値を解釈するとともにそれらを心肺蘇生の公式ガイドラインに推奨された値と比較する。ユーザーインターフェースは次に、視覚、可聴式または触覚のアドバイスを、ＣＰＲを施している人に出力し得る。例えば、アドバイスは、人にストローク周波数を増加するようまたは圧迫深さを増加するよう指示する可聴音声出力であり得る。可聴出力はまたＣＰＲの最適なリズムを示す周期的なビープ音であってもよい。視覚出力のユーザーインターフェースＵＩＦの場合、ユーザーインターフェースは、ＣＰＲを施している人にまたは施されているＣＰＲの質について指導者に知らせるための液晶ディスプレイ、発光ダイオード（ＬＥＤ）、電球、アナログ表示器、または同様なものを有し得る。
図３は、ここに開示された教示によるＣＰＲシミュレーション負荷のいくつかの主要な部品の斜視図を示す。電気モータ１１２、伝達要素１１３、ピニオン１１４、およびラック１１５は図１から既に知られている。伝達要素１１３は、第１プーリ３１２、ベルト３１３、および第２プーリ３１４を有するベルト伝達装置として示される。第１プーリ３１２および第２プーリ３１４は、所定のギア比を実装するために異なる直径を有し得る。電気モータ１１２に取り付けられているのは、制御信号に従って電気モータを駆動するサーボアンプ３２２である。
ＤＣ回転モータにより作り出されたトルクはギヤベルトおよび対応するプーリを介してピニオンおよびラック構造に伝達される。電気モータ１１２の回転運動は、ピニオン１１４およびラック１１５により直線上下運動に変換される。ラック１１５は滑りブロック３３３に取付けられる。滑りブロック３３３は案内軸３３４およびロッド３３６に形成された溝内を転がるボールベアリング３３５により案内される。したがって、動きはボールベアリングおよび案内軸により拘束される。滑りブロック３３３はまた、２つのダンパ３３１、３３２にも接続される。ベース板３０３に取付けられた構造は、十分な安定性を提供するとともにＣＰＲシミュレーション負荷をＣＰＲシミュレーションダミーに接続する。滑りブロック３３３の上面に取付けられているのは力センサＦＳであり、そこにはＣＰＲを施している人により発生された力および反力が伝達される。規格外の金属部品が成形プラスチック部品に置き換えられると、低コストの大量生産が可能である。図３に示されるＣＰＲシミュレーション負荷が実現されている。装置の最初のテストは良好な機能を示している。この装置は堅い、平均、弱い胸部の３つのモード間を切り替えることができる。将来の装置には、より広いモードの選択が予想され得る。
機械的な構造に関しては、完全な装置は限られた体積（すなわちＣＰＲシミュレーションダミー）に適合すべきであり、胸部圧迫深さは少なくとも６ｃｍであるべきであるとともに、１０００Ｎまでの反力が必要とされる。さらなる境界条件は定住量と低電力消費（バッテリ供給が可能であるべき）である。一つの可能な解決方法では、回転ＤＣモータが使用される。モータのサイズを減らすために、モータと受動バネおよび／またはダンパの組み合わせが使用され得る。モータは、必要な反力を正確にモデル化するために必要な追加的なブレーキまたは加速力を供給する。図２に見られるように、特定の設計のために製造された幾つかの部品とともに、大部分は標準的な部品が使用される。
ここで図４を参照すると、ＣＰＲシミュレーション負荷の制御チェーンが示される。圧迫深さは、適切なセンサ４０１によりモータ角度を計測することにより決定される。モータ角度は次に変換ブロック４０２により実際の圧迫深さＰＯＳ．Ｘに変換される。変換ブロック４０２は、モータ角度の定数因子との単純な掛け算を実行することができ、角度センサ４０１または後続のブロックに組み込まれてもよい。角度センサ４０１および変換ブロック４０２は、図２から知られる圧迫センサＤＳを形成する。
圧迫深さを示す信号または値は、弾性力計算ブロック４０３および時間微分ブロック４０４に提出される。弾性力計算ブロック４０３は、患者の胸部の弾性構成に対応する反力の部分を計算する。弾性力部分の計算は、例えば、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであり得る。公式に基づく方法の例を取り上げると、反力の弾性部分は次のように表される：
Ｆｅｌａｓ＝ｋ（ｘ）．ｘ
ここでｘは時間ｔでの位置である。パラメータｋ（ｘ）は位置に依存する弾性定数である。ｋ（ｘ）のモデルは、例えば、Ｇｒｕｂｅｎ他、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｃｈ． Ｅｎｇ．， ｍａｙ １９９３、ｖｏｌ． １１５、ｐｐ １４−２０等、文献に見られる。
同様の方法で、反力の粘性または減衰部部分が、時間微分ブロック４０４および減衰力計算ブロック４０５により決定される。時間微分ブロック４０４は、位置の時間微分、すなわち速度を提供する。減衰力は主に速度に依存する。減衰力計算ブロック４０５は、例えば、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであり得る。
公式に基づく方法が使用された場合、減衰は次のように表され得る：
Ｆｄａｍｐ＝μ（ｘ）．ｖ
ここでｖは時間ｔでの速度であり、Ｆｄａｍｐは反力の粘性部分であり、パラメータμ（ｘ）は位置に依存する減衰定数である。この場合もやはり、μ（ｘ）のモデルは文献に見られる。標準的な多項式は、適切な位置においてｋ（ｘ）およびμ（ｘ）に十分な４次までが適合する。点線の箱４０６は、ＣＰＲシミュレーション負荷のどの部分が、場合によって、モデルに基づいている、公式に基づいている、または参照テーブルに基づいているものであるかを示す。
反力の弾性部分Ｆｅｌａｓおよび反力の粘性部分Ｆｄａｍｐは加算器４０７で加算される。図４との関連で、反力の如何なる慣性部分も反力の弾性部分および減衰部分と比較して無視できることが見られる。計算に反力の慣性部分が含まれる場合、別の時間微分ブロックが時間微分ブロック４０４の出力に接続され得る。第２時間微分ブロックの出力に接続された慣性力計算ブロックは、次に、定数因子または反力の弾性および減衰部分のための公式と同様の公式に基づく反力の慣性部分を計算できる。加算器４０７の出力は、測定された圧迫深さおよびその時間微分を与えられた実際の患者から予想される反力の値を表す。
加算器４０７の出力は、差分ブロック４０８に伝達される。差分ブロック４０８の他の入力は力センサＦＳにより提供される。この力センサＦＳは、歪ゲージ力センサであり得る。差分ブロック４０８の出力は加えられた力と計算された反力との間の差であり、誤差信号とみなされ得る。誤差信号はＰＩＤコントローラ４０９に供給される。ＰＩＤコントローラは通常、制御ループの早く正確な制御を可能にする。ＰＩＤコントローラ４０９の出力は、能動アクチュエータのために駆動信号を提供するサーボアンプ４１０の入力に供給される。
能動アクチュエータ（場合により、バネおよび／またはダンパと併用で）は、ＰＩＤコントローラの誤差信号を最小化することにより、必要な反力を供給する。サンプリングレートは約１００Ｈｚ以上であることが推奨される。
上述のサーボループは、加えられた力および計算された反力（すなわち、モデルに基づいて推定された反力）を等しくすることに基づいている。これはループ内に３つのパラメータ、すなわち、加えられた力、位置および速度を必要とする。主制御変数は力であるが、位置は間接的に重要であるとともに必要な反力を決定する。
図５は心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法のフローチャートを示す。動作５０１でスタートし、方法はシミュレーションダミー胸部の圧迫を計測するための動作５０２に進む。動作５０３では、シミュレーションダミー胸部の計測された圧迫に応じて結果的に生じる反力が計算される。動作５０４は、能動アクチュエータによりシミュレーションダミー胸部に結果的に生じる反力を適用することに対応する。方法は動作５０５で終了する。方法は、追加的な動作または動作５０２、５０３、５０４の一つの部分である従属動作を含んでもよい。
図６および図７は、圧迫深さＤと反力Ｆとの間の２つの機能的な関係を示す。図１および３との関連で既に述べたように、全反力は、バネおよび能動アクチュエータの寄与を加えることにより作り出される。これは、ここに開示された教示の幾つかの実施形態の実装にのみ当てはまることに注意されたい。能動アクチュエータのみを備えて、バネおよびダンパを除くことも実際には可能である。ここに開示された教示の他の実装では、能動アクチュエータ、バネおよびダンパを備えることも可能である。図６に戻ると、バネの直線状の力−変位特性は破線で示される。能動アクチュエータの力−変位特性は非線形であり、点線によって示される。全反力は、バネ力および能動アクチュエータの力を加算することにより得られる。全反力は、図６に実線として示される。バネ力曲線と全反力曲線との間の斜線領域は、能動アクチュエータの寄与に対応し、所望の全反力に到達するために能動アクチュエータにより供給される力の量である。
図７は、能動アクチュエータにより寄与された力が圧迫深さの幾つかの値に対して負の値をとり得ることを除いて図６と同様である。これは、圧迫深さＤの小さい値に対して当てはまる。グラフのこの範囲では、能動アクチュエータは実際、バネの反力に対抗することによりＣＰＲを施している人を補助している。圧迫深さの増加に伴い、所望の全反力は急激に増加するとともに能動アクチュエータの寄与もそのようになる。バネ力曲線と全反力曲線との間の斜線領域はここでは２つの区域を有し、マイナスの符号により参照される第１の区域では能動アクチュエータの寄与は負であり、プラスの符号により参照される第２の区域では能動アクチュエータの寄与は正である。能動アクチュエータの寄与の負から正への切り替えは、ＤＣモータの極の変更を実行することにより達成され得る。
本発明は、図面および上述の説明において詳細に図示されるとともに説明されてきたが、このような図示および説明は説明的または例示的と見なされるべきであって、限定的と見なされるべきではない。本発明は、開示された実施形態に限定されない。例えば、プーリ−ベルト構造またはピニオン−ラック機構の伝達機構の異なる形態を採用することができる。電気モータはまた、ＡＣモータ、トルクモータまたはリニアモータにすることもできる。電気モータの代わりに、能動アクチュエータが空気圧式または液圧式要素を採用することもできる。ＰＩＤコントローラ以外の他のタイプのコントローラ、例えば比例コントローラ、ＰＩコントローラ、または状態空間コントローラ等を使用することもできる。ここに開示された教示の幾つかの部品、特にコントローラＣＴＲＬ、反力計算機ＲＦＣおよび調整器ＡＤＪは、ソフトウェア内に実装されてもよい。しかし、ＣＰＲシミュレーション負荷のこれらのおよびその他の要素をハードウェアにより実装することも可能である。制御パラメータは、力、変位、これらの組み合わせ、または、圧力、加速度、その他などの別の適切なパラメータにすることができる。制御は、インターフェースハードウェアを有するＰＣを使用してまたは専用の制御ハードウェアにより行うことができる。ここに開示された教示によるシミュレーション負荷およびシミュレーションダミーはまた、ＡＬＳ機能を有する患者シミュレータにも適切である。
本発明は、人が効率的かつ安全な方法でＣＰＲを施す訓練を受けるアプリケーションに使用され得る。本発明はまた、自動ＣＰＲ装置のテスト、調整および較正のためにも使用され得る。
開示された実施形態に対する他の変形が、図面、説明、および添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求の範囲に記載された本発明を実施しようとする当業者により理解され、達成されることができる。請求項において、「有する、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」の語は他の要素又はステップを除外するものではなく、「１つの（ａ又ａｎ）」の不定冠詞は複数を除外するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に列記された幾つかのアイテムの機能を実行しても良く、その逆も同様である。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これら手段の組み合わせが有利に利用されることができないことを示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又は他のハードウェアの一部として供給される光記憶媒体又は固体媒体のような適切な媒体上で保存／配布されても良いが、インターネット又はその他の有線若しくは無線通信システムを介してのような、他の形態で配布されても良い。請求項におけるいずれの参照記号も、請求の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (14)

  1. 患者の胸部の圧迫による前記胸部の反力をシミュレートすることができる心肺蘇生シミュレーション負荷であって、
    前記シミュレーション負荷が、
    前記反力の少なくとも一部を発生するよう構成された能動アクチュエータと、
    前記能動アクチュエータに制御信号を提供するよう構成されたコントローラと、を有する、
    心肺蘇生シミュレーション負荷。
  2. 前記能動アクチュエータは、電気機械アクチュエータ、空気圧アクチュエータ、または液圧アクチュエータである、
    請求項１に記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  3. 前記反力の少なくとも他の部分を発生するように構成された受動機械部品をさらに有する、
    請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  4. 胸部圧迫測定値を前記コントローラに提供するように構成された胸部圧迫センサをさらに有する
    請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  5. 前記胸部圧迫測定値の関数として前記能動アクチュエータにより作り出された前記反力の一部を計算するように構成された反力計算機をさらに有する、
    請求項４記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  6. 前記反力計算機がモデルに基づくまたは経験的関係に基づいている、
    請求項５記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  7. 前記反力計算機は、弾性項、減衰項または慣性項の少なくとも一つを含む、
    請求項５記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  8. 前記反力計算機がソフトウェア制御される、
    請求項５記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  9. 前記能動アクチュエータがＤＣ回転モータである、
    請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  10. 前記ＤＣ回転モータの回転運動を胸部の直線運動に変換するように構成されたピニオンおよびラックをさらに有する、
    請求項９記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  11. 力制御ループに基づいた前記能動アクチュエータのサーボ制御を提供するために力測定値を前記コントローラに提供するように構成された力センサをさらに有する、
    請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  12. 使用者にフィードバックを提供するフィードバックインターフェースをさらに有する、
    請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷。
  13. 請求項１記載の心肺蘇生シミュレーション負荷を有する、
    心肺蘇生シミュレーションダミー。
  14. シミュレーションダミーによる心肺蘇生中の患者の胸部の反力をシミュレートする方法であって、前記方法が、
    − 前記シミュレーションダミーの前記胸部の圧迫を計測することと、
    − 前記シミュレーションダミーの前記胸部の計測された圧迫に応じて決まる結果として生じる反力を計算することと、
    − 前記結果として生じる反力を前記シミュレーションダミーの前記胸部に能動アクチュエータにより適用することと、を含む、
    方法。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101737090B1 (ko) * 2015-05-20 2017-05-18 주식회사 비티 심폐소생술 시뮬레이터의 흉부모형 장치
JP2021110914A (ja) * 2020-01-10 2021-08-02 弘也 若松 ヒトと同様の胸郭の硬さや性質を有する心肺蘇生マネキン
JP2021140625A (ja) * 2020-03-09 2021-09-16 Kddi株式会社 力覚提示システム、制御装置及びプログラム
JP2022532056A (ja) * 2019-05-06 2022-07-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 心肺機能蘇生デバイス、制御方法及びコンピュータプログラム
WO2023191158A1 (ko) * 2022-03-29 2023-10-05 (주)세이프인 기능이 뛰어난 심폐소생술 훈련인형

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9852659B2 (en) * 2006-09-01 2017-12-26 Prestan Products Llc Portable medical training device
US8323030B2 (en) 2009-04-03 2012-12-04 May Daniel C Heart compression simulation device
US8465294B2 (en) 2009-04-03 2013-06-18 Daniel C. May Heart compression simulation device
WO2010136626A1 (es) * 2009-05-28 2010-12-02 Enfavi, S.L. Dispositivo simulador de técnicas de reanimación cardio-pulmonar
WO2016030393A1 (en) * 2014-08-28 2016-03-03 Les Hopitaux Universitaires De Geneve Thorax simulator
EP2991058A1 (en) * 2014-08-28 2016-03-02 Les Hôpitaux Universitaires de Genève Thorax simulator
US20170046497A1 (en) * 2015-08-11 2017-02-16 At&T Mobility Ii Llc Sensory Density and Diversity for Living in Place
CN105213166A (zh) * 2015-09-08 2016-01-06 张志鹏 心肺复苏胸外心脏按压器
CN108024725B (zh) * 2015-09-21 2022-07-12 Zoll医疗公司 以胸部顺应性为指导的胸外按压
FR3046694A1 (fr) * 2016-01-07 2017-07-14 Air Liquide Medical Systems Dispositif mecanique de type poumon-test permettant de mimer les respirations d’un individu
CN105877990A (zh) * 2016-05-26 2016-08-24 上海金怡医疗科技有限公司 一种用于机械按压设备的可变胸围的心脏按压效果检测系统
CN106601102A (zh) * 2016-12-30 2017-04-26 苏州尚领医疗科技有限公司 一种心肺复苏实验用模拟人胸腔弹性模拟方法及装置
CN107331270A (zh) * 2017-08-16 2017-11-07 天津天堰科技股份有限公司 一种心肺复苏教学模型
US11875693B2 (en) 2018-05-01 2024-01-16 Codescribe Corporation Simulated reality technologies for enhanced medical protocol training
US11270597B2 (en) * 2018-05-01 2022-03-08 Codescribe Llc Simulated reality technologies for enhanced medical protocol training
FR3095072B1 (fr) * 2019-04-12 2021-03-05 Air Liquide Medical Systems Thorax et mannequin pour réanimation cardio-pulmonaire avec apport de CO2gazeux
CN111739394A (zh) * 2020-07-02 2020-10-02 营口巨成教学科技开发有限公司 医学教学中模拟不同骨质抗力的方法及胸外按压训练系统
KR102414720B1 (ko) * 2021-03-03 2022-07-01 (주)세이프인 훈련 강도 조절이 가능한 심폐소생술 훈련인형
MX2021002853A (es) * 2021-03-10 2022-09-12 Daniel Aragon Han Dispositivo modular de entrenamiento de reanimacion cardiopulmonar que simula caracteristicas toracicas de personas de diferente edad y de otras especies animales, y proceso de manufactura del mismo.
CN114425017B (zh) * 2022-04-06 2022-06-28 苏州尚领医疗科技有限公司 基于心肺复苏模拟器的胸腔横截面积变化率检测方法

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2646231A (en) 1949-10-26 1953-07-21 Frielinghaus Ferdinand Hot strip furnace reel
US4601665A (en) 1985-04-01 1986-07-22 Messmore Francis B Cardiac training mannikin
US4915635A (en) 1987-03-20 1990-04-10 Michael Ingenito Compact interactive training manikin system
CA2040710C (en) 1991-04-17 1997-07-22 Richard Brault Cpr manikin
US5509810A (en) 1993-02-04 1996-04-23 Rofeh Simulations Limited Interactive neonatal resuscitation training simulator and method
US7976312B2 (en) * 1996-05-08 2011-07-12 Gaumard Scientific Company, Inc. Interactive education system for teaching patient care
US6273728B1 (en) * 1997-09-04 2001-08-14 The University Of Florida Life support simulation system simulating human physiological parameters
EP1292936A2 (en) * 2000-06-05 2003-03-19 Data Spectrum Corporation Cardiac phantom
US8007451B2 (en) 2006-05-11 2011-08-30 Laerdal Medical As Servo motor for CPR with decompression stroke faster than the compression stroke
EP1913922A3 (en) 2006-10-20 2008-06-25 Laerdal Medical AS Chest compression system
CN101303812B (zh) * 2008-07-01 2010-06-09 中国人民解放军军事医学科学院卫生装备研究所 人体胸廓在心肺复苏胸外心脏按压下弹性曲线的模拟方法

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101737090B1 (ko) * 2015-05-20 2017-05-18 주식회사 비티 심폐소생술 시뮬레이터의 흉부모형 장치
JP2022532056A (ja) * 2019-05-06 2022-07-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 心肺機能蘇生デバイス、制御方法及びコンピュータプログラム
JP7325538B2 (ja) 2019-05-06 2023-08-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 心肺機能蘇生デバイス、制御方法及びコンピュータプログラム
JP2021110914A (ja) * 2020-01-10 2021-08-02 弘也 若松 ヒトと同様の胸郭の硬さや性質を有する心肺蘇生マネキン
JP7008242B2 (ja) 2020-01-10 2022-01-25 弘也 若松 ヒトと同様の胸郭の硬さや性質を有する心肺蘇生マネキン
JP2021140625A (ja) * 2020-03-09 2021-09-16 Kddi株式会社 力覚提示システム、制御装置及びプログラム
JP7264844B2 (ja) 2020-03-09 2023-04-25 Kddi株式会社 力覚提示システム、制御装置及びプログラム
WO2023191158A1 (ko) * 2022-03-29 2023-10-05 (주)세이프인 기능이 뛰어난 심폐소생술 훈련인형

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