KR102439035B1 - 제세동 훈련 시스템 - Google Patents

Abstract

어댑터(3) 및 상기 어댑터(3)와 제세동 유닛(2)을 상호연결하는 케이블(1)을 포함하며, 라이브 제세동 유닛(2)을 사용할 수 있게 하는, 제세동 훈련 시스템. 케이블(1)은 환자 임피던스를 시뮬레이션하는 임피던스를 갖고 제세동 유닛(2)에 의해 형성된 전기 충격 펄스를 흡수하는 저항 케이블이다.

Description

제세동 훈련 시스템

본 발명은 제세동기 사용 훈련 시스템에 관한 것이다. 성공적인 소생에 있어, 시간과 정확성은 중요한 요소이기 때문에, 제세동기 사용에 대한 훈련은 의료진에게 매우 중요하다. 소생이 필요하다고 판단되면, 제세동을 가능한 한 빨리 하는 것이 중요하고, 제세동기 패드를 환자의 가슴에 정확하게 위치시키는 것이 중요하다.

본 발명의 목적은 마네킹에 대한 보다 현실에 가까운 훈련 방법을 제공하는 것이다.

시중에 출시된 제세동기 훈련 시스템에는 몇 가지가 있는데, 이들은 훈련 전용으로, 실제 제세동 충격(쇼크) 상태의 환자에게는 사용할 수 없는 것들이다. KR20130015751과 IN20110260214(2602/CHE/2011)에 몇 가지 예들이 기재되어 있다. 이러한 훈련용 제세동기들은 실제로 충격을 줄 수 없고, 단지 충격을 시뮬레이션하는 것들이기 때문에 사용하기에 매우 안전하다. 그러나, 그 외 다른 모든 측면에서는 훈련용 제세동기들도 실제(또는 라이브) 제세동기와 유사해야 한다. 이는, 실제의 각각의 모델에 대한 훈련용 제세동기가 있는 것이 이상적이라는 것을 의미한다. 그러나 이렇게 되면 가령 병원이 훈련용 제세동기를 구입하는데 지나치게 많은 미용을 들이게 된다.

게다가, 특히 병원에서는, 준의료진들이 실제 소생 사고 시 훈련용 제세동기를 사용할 수 있는 위험이 있다. 물론, 이 경우 훈련용 제세동기는 아무 소용이 없을 것이고, 이로 인해 소중한 시간만 허비할 수 있다.

게다가, 관련 당사자들이 그들이 사용하는 것이 훈련용 제세동기가 아니라는 사실을 모른 채 실제 제세동기를 훈련에 사용할 위험이 있다. 실제 제세동기는 높은 에너지 충격을 발생시킬 가능성이 있기 때문에, 잘못 사용할 경우 사람들에게 부상을 입히거나, 훈련 중 마네킹 등과 같은 기기에 손상을 초래할 수 있다.

또한, 실제 제세동기로 훈련하는데 사용될 수 있는 종래의 훈련 장비도 있다.

어떤 제세동기들에는 훈련 모드가 제공된다. 그러나, 이는 모든 제세동기 모델에 적용되는 것은 아니다. 게다가, 훈련 시 제세동기가 실수로 충격 모드로 설정되어 사람들이 부상을 당하거나, 실제 소생 사고 시 제세동기가 훈련 모드로 설정되어 환자가 충격을 받지 못하는 경우 등의 위험이 있다.

일 예로, US2014/0315173에서는 마네킹의 가슴을 두르도록 배치되는 비전도성 벨트를 기재하고 있다. 이 벨트는 마네킹이 손상되지 않도록 제세동 충격을 수행하도록 구성된 것이다.

그러나, 이 벨트에 결합된 패드나 접촉 부위에는 여전히 충격이 전달된다. 이는, 훈련을 받지 않은 사람들의 경우에는, 기기를 제대로 취급하지 않으면 부상당할 수 있는 위험이 여전히 있다는 것을 뜻한다. 또한, 마네킹을 둘러 감싸도록 벨트가 채워지기 때문에, 훈련 시 실제 상황과 같은 인상을 주는 효과가 줄어들 수 있다.

WO2012/127340에서는 제세동기와 한 세트의 전극 패드들 사이에 연결될 수 있는 어댑터를 기재하고 있다. 분류 저항기(shunt resistor)가 어댑터 내부에 마련되거나 별도의 연결을 통해 상기 어댑터에 연결될 수 있다. 계전기(relay)가 상기 저항기(resistor)에 전기 충격을 전도한다. 충격 전압이 패드들을 향해 유출될 것을 대비해, 선택적으로 상기 어댑터 내에 안전 저항기(safety resistor)를 추가로 배치할 수 있다.

비록, WO2012/127340의 도면에는 어댑터가 크기가 다소 작은 것으로 도시되어 있지만, 저항기는, 그것이 어댑터의 내부에 마련되었을 때, 어댑터의 부피와 무게를 무겁게 만들 수 있는 최소 크기를 가져야 한다. 저항기가 어댑터의 외부에 마련되는 경우에는, 훈련자가 기억하고 연결해야 할 요소가 한가지 늘어나게 되는 셈이다.

저항기가 내장되면 어댑터의 크기가 커지는 것은, 심바이오 코퍼레이션(Symbio Corporation)이 출시하고 있는 유사 어댑터들, 그 중에서도 모델명 CS1201와 CS301 어댑터들을 보면 알 수 있다 (http://www.symbiocorp.com/).

저항기는 다수의 연속적인 충격에 노출되면 온도가 올라갈 수 밖에 없다. 훈련 시 목적은 사용자들이 다수의 훈련 이벤트들을 수행할 수 있도록 하는 것이다. 따라서, 저항기는 열을 전도해서 발산할 수 있어야 한다. 결과적으로, 어댑터는, 그 내부의 전자 구성 요소들을 손상시키지 않으면서 열을 발산할 수 있도록 일정한 최소 크기는 갖고 있어야 한다.

종래 기술의 또 다른 예로 US 6336047와 US6190177가 있다. 이 두 건 모두 본 건의 특허권자의 것이다. 이 두 건들은 제세동기의 전극들과 훈련 기기 내 센서들 간의 통신을 위한 시스템에 관한 것이다. 이 시스템은 제세동기가 마네킹에 연결되면 제세동기가 자동으로 훈련 모드로 설정되도록 하는 시스템에 관한 것으로, 마네킹을 식별하는 신호를 제세동기에 보내도록 구성된다.

US 20090029332 A1에서는 제세동기를 위한 훈련용 어댑터를 기재하고 있는데, 이 역시 그러나 제세동기 내에 훈련 모드를 필요로 한다.

종래의 일부 해결 방안에는, 실제 제세동기에 적합하게 마련된 마네킹이 포함되는데, 가슴팍 피부에 형성된 눈에 보이는 연결 단추들(stud), 및 제세동 충격으로부터의 에너지를 발산할 수 있는 부하 박스(load box)가 마네킹 내부에 형성된다. 이것은, 외적인 모습에서나 제세동 치료에 적합한 절차를 방해하는 측면에서 현실에 가깝지 않다. 마네킹 상의 단추들(stud)에 연결이 제대로 이루어지지 않으면, 기기에 손상이 가해질 위험이 있고 화재가 발생할 수도 있다. 충격을 가할 때 누군가가 단추(stud)를 만지면, 전기 충격의 위험도 있다.

따라서, 제세동기가 어댑터를 "환자"로 보고 그에 따라 작동할 수 있도록, 실제 제세동기와 함께 사용할 수 있는, 크기가 작고, 무게가 가볍고, 환자를 가장할 수 있는, 새로운 유형의 훈련용 어댑터가 요구된다.

이는, 실제 제세동 유닛 및 상기 제세동 유닛에 연결된 모듈(즉, 어댑터)이 사용 가능하고, 상기 모듈과 상기 제세동 유닛을 연결하는 케이블을 포함하는, 본 발명에 따른 제세동 훈련 시스템에 의해 달성되는데, 여기서 상기 케이블은, 환자 임피던스를 시뮬레이션하는 임피던스를 포함하고, 상기 제세동기 유닛에 의해 형성된 전기 충격 펄스들을 흡수할 수 있는 저항 케이블이다.

이러한 케이블은 저항값에 비해 상대적으로 넓은 면적을 갖기 때문에, 제세동 충격으로부터 형성된 열기는 케이블로부터 빠르게 발산되게 된다. 빠른 속도로 이어지는 몇 번의 충격 후에도 케이블의 온도는 약간만 상승할 뿐이다.

상기 케이블의 총 저항은 일반적인 인간의 충격 저항값들에 상응하는 값이어야 한다. 일반적인 충격을 발산하는데 적합한 케이블 저항의 일 예로 총 길이 100 cm에 총 저항이 약 120 옴인 경우가 있다. 상기 케이블은 2 인입(lead) 케이블이므로, 각각의 인입부(lead)는 저항이 약 60옴이고, 길이는 약 50cm가 된다.

바람직한 일 실시 예에 따르면, 본 시스템은, 상기 모듈과 훈련 마네킹 사이에 결합되도록 마련된 한 세트의 훈련 패드들을 포함하고, 상기 훈련 마네킹은 상기 훈련 패드들과 통신할 수 있는 전자 회로를 갖고, 상기 모듈은 상기 저항 케이블로부터 상기 훈련 패드들을 차단하는 갈바닉(galvanic) 차단부(isolation)를 갖고, 상기 모듈은 상기 훈련 패드들이 상기 훈련 마네킹 내의 상기 전자 회로와 통신하면 감지할 수 있는 전자 회로를 더 포함한다. 이로써, 위험 없이 마네킹 상에서 매우 현실에 가까운 훈련이 수행될 수 있다.

보다 바람직한 일 실시 예에 따르면, 상기 모듈은 또한 제세동 충격을 측정하는 측정 회로를 갖고, 상기 모듈은 또한, 상기 측정된 충격 이전에 그리고 상기 측정된 충격에 대한 응답으로, 상기 제세동 유닛에 ECG 피드백을 제공하는 피드백 회로를 갖는다. 이는 현실에 가까운 훈련으로 더욱 개선한다.

보다 바람직한 일 실시 예에 따르면, 본 시스템은, 상기 모듈에 충격이 전달되면, 상기 마네킹에 충격이 전달되었다는 사실을 통신하고, 이에 따라 상기 마네킹으로 하여금 충격 조건에 임상적으로 적합하게 반응하도록 하는 통신 유닛을 포함하고, 상기 마네킹은 훈련 세션에 대한 완전한 기록을 저장하기 위한 저장부를 선택적으로 갖는다. 이는 상기 훈련을 더욱 개선한다.

또 다른 일 실시 예에 따르면, 상기 모듈은 상기 제세동 유닛에 결합된 ECG 발생 회로를 포함하고, 상기 ECG 발생 회로는 상기 피드백 회로에 결합되고, 상기 ECG 발생 유닛은 상기 어댑터, 마네킹 또는 무선 유닛을 근원지로 발생된 ECG를 발생시킨다. 이는 현실에 가까운 훈련을 보다 높은 수준으로 개선한다.

상기 모듈이 리모콘 장치와 통신하기 위한 무선 통신 회로를 포함하면, 훈련자는 훈련 기기를 물리적으로 방해할 필요 없이 훈련 상황을 제어할 수 있다.

상기 리모콘 장치가 제세동 충격에 대한 정보를 수신하고, 상기 리모콘 장치 내 복수의 의료 시나리오 중 선택된 의료 시나리오를 바탕으로 상기 피드백 회로로 환자 반응 ECG 데이터를 제공할 수 있으면, 훈련자는 훈련 상황을 보다 잘 제어할 수 있다. 이는 기설정된 것들 중 시나리오를 더 빨리 선택할 수 있는 가능성도 제공한다.

바람직하게는, 상기 모듈로부터 상기 제세동 유닛이 분리되도록 하는 신속한 커넥터(quick connector)가 제공된다. 이로써, 제세동기는 용이하게 연결 및 분리될 수 있다. 후자는 특히 필요 시 실제 소생을 위해 제세동기 역시 필요할 때 특히 중요하다.

훈련 패드들이 마네킹 내부의 전극들과 정전 용량 또는 유도 결합을 형성하도록 구성되는 경우, 상기 마네킹은 가슴에 단추(stud)나 가시적 연결부를 필요로 하지 않는다. 이는 현실에 가까운 훈련을 더욱 개선한다.

마네킹 내부의 전극들을 마네킹의 피부 밑에 배치함으로써, 상기 마네킹 가슴 표면 상에 가시적인 접촉부가 더욱 보이지 않도록 할 수 있다.

또 다른 일 실시 예에 따르면, 본 시스템은 상기 어댑터와 마네킹 사이에 연결되는 비전도성 케이블을 포함한다. 이로써, 수동/비전자적 마네킹에 대한 안전한 훈련 및 인간 대상에 대한 훈련 옵션이 제공 가능하다.

바람직하게는, 상기 어댑터는 제세동기 임피던스 측정 신호의 존재 여부를 탐지하고, 상기 신호가 존재하면 상기 어댑터를 파워-업하는 파워-업 회로를 갖는다. 이로써, 실수로 작동시킬 수도 있는 외부 스위치가 필요 없게 되고, 모듈을 부주의하게 켜놓아서 배터리가 닳는 것을 방지할 수 있다.

이에 대한 대안으로서의 일 실시 예에 따르면, 상기 어댑터는 상기 어댑터의 배향과 이동을 탐지할 수 있는 가속도계를 포함하고, 기설정된 수준이 넘는 배향의 변화 또는 이동의 탐지는 상기 어댑터의 파워-업을 일으키도록 사용된다.

이하, 첨부된 도면을 예로서 참조하여, 본 발명을 더 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 시스템 개요를 도시한 것이다.
도 2는 본 발명에 따른 시스템의 인터페이스 구성을 개략적으로 도시한 것이다.
도 3은 본 발명에 포함된 다양한 모듈들의 블록도를 도시한 것이다.
도 4는 본 발명의 어댑터의 제세동기 인터페이스의 세부 회로도이다.
도 5는 본 발명의 시스템과 어댑터에 의해 지원되는 파형들의 예들을 도시한 것이다.
도 6은 본 발명에 따른 시스템의 마네킹 통신을 개략적으로 도시한 것이다.

이하 본 발명에 대한 기재에 사용된 예들은 전적으로 본 발명의 기능들에 대한 이해를 돕기 위한 것으로, 특허 청구항들의 범위를 제한하기 위한 것이 아니다. 또한, 도면은 실제 축적과 다를 수 있으나, 본 발명의 보편성, 범위 및 특성 중 어느 것에도 영향을 미치지 않는다.

도 1은 본 발명의 시스템을 개괄적으로 도시한 것이다. 상기 시스템은 제세동기(2)에 연결된 신호 및 저항 케이블(1)을 포함한다. 케이블(1)의 타단부에는, 제세동기(2)로부터의 제세동기 충격을 측정하도록 구성된 어댑터(3)가 마련된다. 어댑터는, 케이블(1) 내 온도가 특정 값보다 높으면 경고를 내보내도록 형성된 온도 센서(13)를 포함한다. 또는, 상기 케이블의 온도는, 사용 시 측정된 흡수된 에너지를 바탕으로 계산될 수 있다.

어댑터(3)는 또한, 제세동기(2)의 제세동기 충격과 페이싱 전류(pacing current)를 측정할 수 있는 제세동기 인터페이스(4)를 포함한다. 제세동기(2)의 충격은, 인터페이스(4)에 도달하면, 저항 케이블(1)에 의해 그 에너지가 상당히 감소된다. 인터페이스(4)는 또한, 제세동기(2)에 ECG 신호를 전송할 수 있으며, 전극 연결 스위치 또한 포함한다. 이 스위치가 닫히기 전에, 제세동기(2)는 높은 인피던스 연결을 감지한다. 전극들에 의해 마네킹이 감지되면 이 스위치는 활성화된다. 스위치가 닫히면, 임피던스는 환자를 나타내게 되고, 제세동기(2)는 충격 전달 및 페이싱(pacing)을 할 수 있게 된다.

어댑터(3)는 또한, 전극들(5)과의 통신을 위한 링크 유닛(8)에 결합된 연산 유닛(7)(computational unit)을 더 포함한다. 이 연산 유닛은 마이크로콘트롤러(101) 또는 복수의 마이크로콘트롤러, 또는 nRF51822 등과 같은 시스템 온 칩(system on chip-"SoC")을 포함할 수 있다.

전극들(5)은 안전 커패시터 차단부(9)(safety capacitor isolation)에 의해 링크 유닛으로부터 분리되어, 어떠한 제세동기 충격 전압이라도 어댑터를 통해 전극들(5)에 도달하지 못하도록 한다.

마네킹에는, 시뮬레이션된 ECG를 생성하여, 이 신호를 마네킹(6)의 피부(12) 밑에 놓인 마네킹 전극들(11)을 통해 어댑터 전극들(5)로 전송할 수 있는 시뮬레이터 유닛(10)이 마련되는 것이 편리하다. 이 전극들(5)은 링크 유닛(8)과 마네킹(6) 간에 낮은 AC 전류들을 전송할 수 있는 훈련 패드들이다.

마네킹(6) 내의 시뮬레이터 유닛(10)은, 환자의 다양한 상태를 나타내는 ECG 라이브러리(library)를 더 포함할 수 있다. 상기 상태는, 마네킹 자체에 형성된 사용자 인터페이스상에서 관리자에 의해 선택될 수 있다. 그러나, 또 다른 옵션으로, 블루투스 "(RTM)"(16), 적외선 송신기(17) 또는 기타 통신 수단을 통해 어댑터(3)와 통신할 수 있는 스마트폰(14) 또는 전용 리모콘(15) 등과 같은 리모콘을 사용할 수 있다. 이 경우, 어댑터는 전극들(5)을 통해 ECG 상태 선택에 대한 정보를 마네킹에게 전달하거나, 마네킹을 넘어서 인터페이스(4)에 전송된 ECG 신호를 시뮬레이션할 수 있다. 마네킹(6)이 ECG 상태를 시뮬레이션하고 있다면, 이 상태는 링크 유닛에 의해 탐지되어 연산 유닛(7)으로 전송되어, 유사한 시뮬레이션된 ECG 신호를 인터페이스에 전송할 수 있고, 또는 시뮬레이션된 ECG 신호가 링크 유닛(8)에서 인터페이스(4)로 바로 전송될 수 있다.

어댑터는, 통신 기능이 없는 마네킹에 사용되기 위한 비전도성 마네킹 케이블 및 전극들에 연결될 수 있다. 또는, 비전도성 케이블 및 전극들은 인간 훈련 대상에 안전하게 적용될 수 있다. 이러한 사용 시나리오에서 어댑터는, IR 리모콘(15)에 의한 제어 또는 무선 통신(14)을 통해, 부착된 제세동기 유닛에 ECG 를 발생시키게 된다.

어댑터는 선택적으로는 가속도계(18)를 포함할 수 있다. 이 가속도계(18)는 어댑터의 배향(orientation)과 이동을 탐지하도록 사용될 수 있고, 이동이 탐지되면 어댑터를 활성화(턴-온)하는 대체 방안으로서 사용될 수 있다.

어댑터는 편리하게는, 인터페이스(4) 내의 제세동기 임피던스 측정 신호를 탐지하고 이 유형의 신호가 탐지되면 어댑터(3)를 턴-온하는 자동 온/오프 스위치(19)를 갖는다. 임피던스 신호가 제거되면, 온/오프 스위치(19)는, 일정 시간이 지나면 어댑터(3)를 턴-오프하게 된다. 마네킹에서 전극들(5)이 제거되면, 전극 연결 스위치는 비활성화된다. 어댑터는, 외부 전력 공급원과 더불어, 배터리(110)와 같은 내부 전력 공급원 또한 포함할 수 있다.

또 다른 옵션으로는, 주기적인 시간 간격을 두고, 충격 또는 페이싱이 없었고, 전극 패드가 탐지되지 않았고, 또는 리모콘이나 BLE-유닛으로부터 명령이 주어지지 않았다면, 어댑터(3)는 전극 연결 스위치를 비활성화여 임피던스 측정 신호가 존재하는지 확인하게 된다. 그러한 신호가 없으면, 어댑터(3)는 자신을 턴-오프하게 된다.

도 2에서는 마네킹(6)과 어댑터(3) 사이의 결합을 도시하고 있다. 마네킹(6) 내의 내부 전극들 또는 패드들(11)은 마네킹의 피부(12)를 통한 정전 용량 결합에 의해 외부 전극들이나 패드들(5)에 결합된다. 이로써, 마네킹 상에는 눈에 보이는 커넥터가 존재하지 않게 되고, 학생은 전극들(5)을 바른 위치에 배치하는 실제 훈련을 받게 된다. 전극들(5)이 내부 전극들(11)과 정전 용량 결합을 형성하도록 배치되지 않으면, 마네킹에 대한 연결도 탐지되지 않는다. 그러면, 어댑터(3)는 제세동기(2)에 ECG 신호를 제공하지 않게 되고 제세동은 가능하지 않게 된다. 어댑터는, 전극들이 제대로 위치되지 않았다는 것을 청각 또는 시각 신호를 통해 신호를 주도록 구성될 수 있다. 전극들은, 가령 전극들을 마네킹 피부에 부착하도록 접착제를 사용하는 것에 의해 실제 전극들과 가능한 한 유사하도록 형성된다.

어댑터(3)는 하나의 훈련 패드(5)에 반송파 신호(carrier signal)를 전송한 후, 마네킹(6)으로부터 전송되는 데이터가 있는지 듣는다. 이 데이터는 바람직하게는 비동기식 직렬 통신의 형태를 갖는다. 훈련 시 학생들이 훈련 패드들을 안전하게 만질 수 있도록 하기 위해, 훈련 패드들은 커패시터 차단부(9)(capacitor isolation)에 의해 어댑터의 나머지 부분으로부터 차단된다. 마네킹 연결이 탐지되지 않으면, 어댑터는 매 1초마다 등의 일정한 간격을 두고 마네킹 연결을 확인하게 된다. 이러한 확인은 125 ms의 브레이크 신호(반송파 신호만) 및 데이터 메시지 요청으로 이루어진다.

연결이 이루어진 후에는, 연결을 수용하기 전에 연결 수준을 확인하게 된다. 이는, 마네킹으로부터 50 ms 반송파 신호를 요청하고 연결 수준을 확인함으로써 이루어질 수 있다.

위와 같은 탐지 및 마네킹 연결 확인에 있어서 가능한 절차는 도 6에 도시되어 있다.

도 3에서는 도 1에서와는 다른 개략적인 도시 방법으로 어댑터(3)를 도시하고 있다. 연산 유닛(7)은, 보호 회로 및 연결 제어부(20)를 통해 저항 또는 제세동 케이블(1)에 결합되어, 인터페이스(4)의 일부를 형성한다. 보호 회로 및 연결 제어부(20)는 도 4에 도시되어 있는데, 이에 대해서는 이하 더 상세히 설명할 것이다. 당업자라면, 도 3에 도시된 블록들 중 적어도 일부, 또는 본 명세서의 나머지 부분들에서 논의된 바와 같이, 연산 유닛(7)에 결합된 부분은 연산 유닛(7) 자체 내에 실제로 포함되어 있을 수 있다는 것을 이해할 것이다. 실제로 시장에는 기능이 다른 몇 가지의 종류의 마이크로콘트롤러 및 SoC 장치들이 출시되어 있다. 당업자라면 비용을 최소로 유지하면서도 원하는 사양을 달성할 수 있는 장치를 선택할 수 있을 것이다. 당업자라면 적합한 연산 유닛에 대한 선택 과정은 본 발명의 범위에서는 중요하지 않다는 것 또한 이해할 것이다. 따라서, 본 명세서에 기재된 실시 예들은 보편성의 상실 및 본 발명의 범위에 대한 제한없이 논의된 것이다.

제세동 연결 탐지기(21)는, 제세동기가 어댑터에 연결되었는지 탐지하기 위해, 연산 유닛(7) 및 보호 회로 및 연결 제어부(20)에 결합된다. 앞서 설명한 바와 같이, 제세동기의 임피던스 탐지가 온/오프 스위치를 활성화한다.

연산 유닛(7)과 보호 회로 및 연결 제어부(20)에 또한 결합되는 것으로, 페이싱 및 충격 측정용 유닛(22)과 ECG 발생기(23)가 있다. ECG 발생기(23)는 제세동기에 전송될 수 있는 시뮬레이션된 ECG 신호를 발생시킬 수 있다. 제세동기(2)가 실제 제세동기이기 때문에, ECG신호는 가능한 실제 인간 ECG 신호를 시뮬레이션해야 한다. 제세동기는. 수신한 ECG 신호를 바탕으로, "환자"에 적합한 충격 방안(regime)을 판단하게 된다. 어댑터(3)는 또한 실제 인간에 대한 대표 임피던스를 시뮬레이션함으로써, 모든 관련 측면에서 제세동기가 실제 인간을 "볼" 수 있도록 한다.

제세동기(2)가 어댑터(3)에 연결되면, 처음에는, 환자가 존재하지 않는다는 것을 나타내는 높은 임피던스를 제세동기(2)는 보게 된다.

전극 패드들(5)이 마네킹(6)에 제대로 부착되거나, 적외선 리모콘 또는 블루투스 "(RTM)" 유닛으로부터의 명령들이 전극 패드들(5)이 마네킹 상에 위치한다고 말하면, 어댑터(3)는 제세동기(2)에게 보다 낮은 (환자) 임피던스를 제공하게 된다. 그런 다음, 어댑터는 또한 ECG 신호를 제세동기(2)에게 제시하게 된다. 제세동기에 제시된 ECG는 어댑터를 근원지로 해서 발생되거나, ECG는 어댑터에 의해 마네킹으로부터 스트리밍될 수 있다.

제세동기는 어댑터(3)에 의해 제공되는 임피던스를 측정하는 것으로 가정하는데, 이때의 임피던스는 2 kHz와 100 kHz 사이의 주파수 및 10 uA 정도의 낮은 전류를 갖는 AC 신호의, 환자의 임피던스로 인식된다. 어댑터는 또한 540 Hz 신호를 사용하는 AED(Automatic External Defibrillator, HeartStart FR2 "(RTM)")로부터 임피던스 측정 신호를 탐지할 수 있을 것이다.

앞서 기술한 바와 같이, 어댑터(3)는, 연결되면 제세동기에 ECG 신호를 발생시킨다. ECG 신호는 마이크로콘트롤러(7)에 의해 펄스 폭 변조(Pulse Width Modulation, PWM) 신호로서 생성되어 저주파 필터링되고 10 Ω의 연결된 저항기에서 감쇠될 수 있다. 페이싱 캡쳐(pacing capture) 시, ECG 발생기는 페이싱에 대한 응답을 생성하게 된다.

페이싱 시, 페이싱 펄스에 대한 인식된 즉각적 반응이 있고, 기타 ECG 소스들에도 페이싱된 ECG가 보여지는 것이 중요하다. 이를 위해서는 페이싱 펄스의 탐지에서부터 모든 ECG 소스들 상에 페이싱 QRS (Q파, R파, 및 S파)가 생성될 때까지 시스템을 통한 반응 시간이 요구된다. 수준을 포함한 페이싱 펄스 이벤트는 링크 유닛(8) 연결부로 보고되게 된다.

앞서 설명한 바와 같이, ECG 신호는 어댑터(3) 또는 마네킹(6)으로부터 제공될 수 있다. 3번째 옵션으로, ECG 신호는 블루투스 "(RTM)"을 통한 스마트폰 등의 무선 장치로부터 스트리밍될 수 있다.

충격 에너지는, 낮은 전압 직렬 저항기에 전압을 샘플링함으로써 측정이 가능하다.

전극들(5)은, 어댑터(3)의 전자 요소들에 의해 제세동기(2)로부터 분리되기 때문에, 제세동기로부터의 충격은 전극들에는 도달하지 않는다. 그러나, 충격 발생은 마네킹(6)에게 통신될 수 있다. 마네킹(6)이 이러한 신호를 수신하도록 구성된 것이면, 마네킹(6)은 제세동 충격에 대한 반응을 시뮬레이션할 수 있다.

앞서 설명한 바와 같이, 훈련 패드들(5)은 또한 적외선 수신기 및 블루투스 "(RTM)" 인터페이스(16)와 같은 리모콘 수신기(17) 뿐만 아니라 연산 유닛(7)에도 결합된다. LED, 배터리, 및 전력 공급원(25) 등의 상태 표시기(status indicators, 24), 및 어댑터(3)의 차단을 강제하기 위한 온/오프 스위치(26)를 선택적으로 포함할 수 있다.

도 4에서는 보호 회로 및 연결 제어부(20)를 더 상세히 도시하고 있다. 제세동기 보호 회로는 충격 시 전류를 취하는 양방향 다이오드 브릿지(401)를 갖는다. 이는 어댑터(3) 내 시스템의 나머지 부분으로 전압이 진입하는 것을 제한하는 보호 회로이다. 또한, 다이오드 브릿지가 개방되거나 의도한 대로 작동하지 않을 경우를 대비해 내부 회로를 보호하는 퓨즈(410)가 있다. 제세동 케이블(1)의 컨덕터들은 네트워크(440)와 네트워크(420)에 각각 연결된다. 이 경우 0.004 옴의 일반적으로 낮은 값을 갖는 전류 감지 저항기(402)는, 제세동 케이블(1)의 컨덕터들(420) 중 하나와 네트워크(430) 사이에 직렬로 배치된다. 상기 전류 감지 저항기는, 일반적으로는 상기 저항기 상의 전압 강하를 샘플링하거나 네트워크(420)와 네트워크(430) 간의 전압차를 측정함으로써 제세동 케이블(1)을 통해 유동하는 충격 에너지 및 전류를 측정하는데 사용된다. 본 실시 예에 도시된 인터페이스 회로의 MOSFET(403, 404 및 405)는, 스위치들로서 기능하고, 네트워크(440)와 네트워크(480) 사이의 전도성 경로를 생성하는데 사용된다. MOSFET(403)는 MOSFET(404 및 405)의 게이트 전압을 제어하고, 404와 405가 스위치-온되면, 네트워크(440)와 네트워크(480) 사이에는 낮은 임피던스 경로가 생성된다.

도 5에서는 제세동 충격의 선택 지지 파형들을 도시하고 있다. 충격 에너지는, 제세동 회로와 직렬인 낮은 값의 저항기에서의 전압으로 측정되는데, 여기서 이 전압은 전체 제세동 회로 내 전류를 나타낸다.

이 에너지는, 충격이 전달된 시간 동안의 I^2*R (전류^{2 *} 저항)의 적분으로 계산된다.

제세동기마다 전압 및 시간의 변수와 함께 제세동 파형이 다 다르다. 어댑터(3)는 고전압의 에드마크(Edmark)/로운(Lown) 파형들을 갖는 제세동기들에 대한 정확성은 희생하는 대신, 절단형 지수 양상 파형(truncated exponential biphasic waveform)을 갖는 새로운 제세동기들에 대한 정확성의 우선순위를 두도록 구성된다. 제세동기로부터 도출된 충격의 정확성은, 보통 15%가 넘는 등, 매우 다양할 수 있다. 어댑터는 이러한 변수를 고려하도록 구성된다.

제세동기로부터의 페이싱 펄스들은 심장 박동을 일으키기 위한, 짧은 기간 동안 이루어지는 전류 펄스들이다. 제세동기에서, 사용자는 일반적으로 속도(rate)와 전류를 설정할 수 있다. 펄스의 형태와 기간은 제세동기마다 다를 수 있다. 펄스들은 보통, 정점 값이 페이싱 전류 값에 설정되는, 절단형 지수 형태(truncated exponential shape)를 갖는다.

페이싱 전류는 연결 저항기(415) 상의 전압 강하로서 측정된다.

페이싱 펄스들에 대한 응답에 영향을 미치는, 어댑터(3)의 페이싱 한계치를 설정할 수 있다. 페이싱 한계치는 선택적으로는 블루투스 "(RTM)" 또는 적외선을 통해 리모콘에서 선택될 수 있다.

제세동기로의 인터페이스 또는 저항 케이블은 제세동 에너지 예치부(deposit)로서의 역할을 한다. 이 제세동기로의 인터페이스 또는 저항 케이블은 케이블 전역에 거쳐 임피던스가 분산되어야 하며, 제세동 케이블로서의 역할을 할 수 있는 적합한 힘 및 차단이 이루어져야 한다. 적합한 케이블은 아래와 같은 특성을 가질 수 있다:

케이블 길이: 와이어: 100 cm +/- 3 cm

총 케이블 길이: 102.5 cm +/- 3 cm

케이블 저항: 2 x 60Ω +/- 13%

저항 부하가 케이블(1) 내에 있기 때문에, 어댑터(3)는 매우 작고 가볍게 형성될 수 있으며, 제세동 케이블과 일체형의 일부로 형성될 수 있다.

Claims (13)

1. 제세동 유닛을 실제로 사용하도록 하는 제세동 훈련 시스템으로서,
   어댑터, 및 상기 어댑터와 제세동 유닛을 상호연결하는 케이블을 포함하고, 상기 케이블은, 환자 임피던스를 시뮬레이션하는 임피던스를 갖고 상기 제세동 유닛에 의해 형성된 전기 충격 펄스들을 흡수하는 저항 케이블인 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
2. 제1항에 있어서,
   상기 어댑터와 훈련 마네킹 사이에 결합되도록 마련된 한 세트의 훈련 패드들을 더 포함하고, 상기 훈련 마네킹은 상기 훈련 패드들과 통신할 수 있는 전자 회로를 갖고, 상기 어댑터는 상기 저항 케이블로부터 상기 훈련 패드들을 차단하는 갈바닉 차단부(galvanic isolation)를 갖고, 상기 어댑터는, 상기 훈련 마네킹 내의 상기 전자 회로와 상기 훈련 패드들이 통신할 때 감지할 수 있는 전자 회로를 더 구비하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
3. 제2항에 있어서,
   상기 어댑터는 또한, 제세동 충격을 측정하는 측정 회로를 갖고, 상기 어댑터는 또한, 측정된 충격 이전에 그리고 상기 측정된 충격에 대한 응답으로, 상기 제세동 유닛에 ECG 피드백을 제공하는 피드백 회로를 갖는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
4. 제2항에 있어서,
   상기 훈련 마네킹으로 하여금 충격 상태에 임상적으로 적합하게 반응하도록 하도록, 상기 어댑터에 충격이 전달되면, 상기 훈련 마네킹에 충격이 전달되었다는 사실을 통신하는 통신 유닛을 더 포함하고,
   상기 훈련 마네킹은 훈련 세션의 완전한 기록을 저장하는 저장부를 선택적으로 구비하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
5. 제3항에 있어서,
   상기 어댑터는 상기 제세동 유닛에 결합된 ECG 발생 회로를 포함하고, 상기 ECG 발생 회로는 피드백 회로에 결합되고, 상기 ECG 발생 회로는 상기 어댑터, 상기 훈련 마네킹 또는 무선 유닛로부터 발생되는 ECG를 생성하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
6. 제1항에 있어서,
   상기 어댑터는 또한, 리모콘 장치와 통신하기 위한 무선 통신 회로를 포함하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
7. 제6항에 있어서,
   상기 리모콘 장치는 제세동 충격에 대한 정보를 수신하도록 마련되고, 상기 리모콘 장치에 저장된 복수의 의료 시나리오에서 선택된 의료 시나리오에 기초하여 피드백 회로에 환자 반응 ECG 데이터를 제공할 수 있는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
8. 제1항에 있어서,
   상기 제세동 유닛은, 상기 어댑터로부터 상기 제세동 유닛을 분리시킬 수 있는 신속 커넥터에 의해 상기 어댑터에 연결되는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
9. 제2항에 있어서,
   상기 훈련 패드들은 상기 훈련 마네킹의 내부의 전극들과 정전 용량 결합 또는 유도 결합을 형성하도록 구성된 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
10. 제9항에 있어서,
    상기 훈련 마네킹의 내부의 전극들은 상기 훈련 마네킹의 피부 밑에 배치되는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
11. 제2항에 있어서,
    상기 어댑터와 상기 훈련 마네킹 사이에 연결되는 비전도성 케이블을 더 포함함으로써, 인간 대상에 대한 훈련 및 수동/비전자적 마네킹들에 대한 훈련 옵션을 제공하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
12. 제1항에 있어서,
    상기 어댑터는 제세동기 임피던스 측정 신호의 존재 여부를 탐지하고, 상기 신호가 존재하면 상기 어댑터를 파워-업하는, 파워-업 회로를 갖는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.
13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 어댑터는 상기 어댑터의 배향과 이동을 탐지할 수 있는 가속도계를 포함하고, 배향의 변화 또는 기설정된 수준이 넘는 이동이 탐지되는 것을 상기 어댑터의 파워-업을 개시하는데 사용하는 것을 특징으로 하는 제세동 훈련 시스템.

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