KR20190057555A - System and Method for Monitoring Mechanical Impedance During Cardiopulmonary Resuscitation - Google Patents

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Abstract

The present invention relates to a system and method for monitoring mechanical impedance during cardiopulmonary resuscitation (CPR) to monitor mechanical impedance of the thoracic cavity of a patient according to pressure when CPR is performed on a patient. The system and method may efficiently improve quality of CPR by measuring mechanical impedance of the thoracic cavity of a patient at high speed according to pressure without having a complicated process installing an electrode and a sensor and quickly providing the mechanical characteristics of the thoracic cavity of the patient to a CPR practitioner when CPR is performed on the patient.

Description

CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템 및 방법{System and Method for Monitoring Mechanical Impedance During Cardiopulmonary Resuscitation}Technical Field [0001] The present invention relates to a system and method for monitoring mechanical impedance during CPR,

본 발명은 환자에게 CPR(Cardiopulmonary Resuscitation; 심폐소생술)을 시행하는 경우에 압박에 따른 환자 흉강의 기계적 임피던스를 감시하도록 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템 및 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a system and method for monitoring mechanical impedance of CPR during CPR (Cardiopulmonary Resuscitation) for monitoring the mechanical impedance of a patient's thoracic cavity under pressure.

일반적으로 CPR 시행 건수는 심장질환의 증가, CPR 교육의 확대, 전용기기의 보급 등으로 인하여 매년 증가하고 있다. CPR은 의식이 없고 심정지 등 위급상황에 있는 환자에게 신속히 시행되기 때문에 CPR을 시행하는 도중에 환자의 상태를 확인하는 것이 어렵다.In general, the number of CPR cases is increasing every year due to the increase of heart disease, the expansion of CPR education, and the spread of dedicated devices. It is difficult to identify the patient's condition during the CPR because CPR is performed unconsciously and promptly to patients in emergency situations such as cardiac arrest.

대부분의 CPR은 정해진 지침에 따라 시행되도록 권고되고 있으나 시술자의 숙련도와 환자의 신체적 특징으로 인하여 CPR 결과에 큰 차이가 발생할 수 있고 부작용이 나타날 가능성도 높기 때문에 CPR 환자의 흉강 상태를 감시할 수 있는 기술의 개발이 요구되고 있다.Most of the CPRs are recommended to be performed according to the prescribed guidelines, but because of the proficiency of the practitioner and the physical characteristics of the patient, there is a great difference in the CPR results and the possibility of side effects is high. Has been demanded.

CPR의 효과를 높이고 환자의 생존율을 향상시키기 위하여 환자의 상태 또는 CPR의 질을 측정하려는 다양한 연구가 진행되어 왔다.Various studies have been conducted to measure the condition or CPR of a patient to improve the effect of CPR and improve the survival rate of the patient.

환자의 상태를 측정하는 가장 대표적인 방법은 카프노그래피(Capnography) 이며 CPR 진행 환자의 기도를 통해 배출되는 이산화탄소 배출량을 확인함으로써 심정지 환자의 혈액순환과 호흡이 유지되는 것을 확인할 수 있다. 그러나, 이와 같은 방법은 기도삽관이 어려워 비전문가가 수행하는 것이 불가능하고 CPR 진동으로 인해 기도가 관에 의해 손상될 위험이 있다.The most representative method for measuring the patient's condition is capnography, which confirms the blood circulation and respiration of the cardiac arrest patient by confirming the amount of carbon dioxide emitted through the airway of the CPR patient. However, this method is not possible for non-practitioners to perform because of difficulty in airway intubation, and there is a risk that the airway may be damaged by the tube due to CPR vibration.

대부분의 자동제세동기(Automatic Defibrillator)는 심전도를 측정하는 기능을 갖추고 있는데, 세동(fibrillation) 파형의 주파수 성분을 분석한 후 시술자에게 제세동 보다 CPR을 먼저 수행하도록 안내하는 경우가 있다. CPR로 인해 심실 근육에 혈류가 공급되면 심전도의 세동 파형에서 고주파 성분의 에너지가 증가하고 제세동의 성공 가능성이 높아지기 때문인데 CPR로 인한 동잡음이 크기 때문에 심전도 측정을 위해서는 CPR을 일시적으로 중단해야 한다.Most automatic defibrillators have a function to measure electrocardiogram. After analyzing the frequency components of the fibrillation waveform, the practitioner may be instructed to perform CPR first rather than defibrillation. This is because CPR causes blood flow to the ventricular muscle to increase the energy of the high frequency component in the fibrillation waveform of the electrocardiogram and to increase the probability of the defibrillation success. Since the CPR-induced dynamic noise is large, CPR must be temporarily stopped for ECG measurement.

뇌전도를 측정하는 시도도 있는데, CPR이 적절히 수행되어 뇌혈류가 증가하면 뇌전도의 신호가 커지는 현상을 이용하였다. 뇌전도의 측정은 CPR 진동에 의한 영향이 적은 환자의 두부에서 측정하는 장점이 있으나, 뇌전도 신호가 매우 작고 주변 잡음의 영향을 쉽게 받으며 신호가 복잡하고 개인의 특성, 전극의 설치위치에 따라 측정값이 다를 수 있기 때문에 뇌전도를 이용하여 환자의 상태 및 CPR 품질을 측정하는 것은 매우 어렵다.There is also an attempt to measure the electroencephalogram (CPR), which uses a phenomenon in which the signal of the electroencephalogram increases when the CPR is properly performed and the cerebral blood flow increases. The measurement of the electroencephalogram (EEG) has the advantage of measuring in the head of a patient with a small influence of the CPR vibration, but the EEG signal is very small, the influence of the ambient noise is easily received, the signal is complicated, It is very difficult to measure the patient's condition and CPR quality using the electroencephalogram.

환자상태를 측정하는 상술한 장치들은 전극 및 센서를 설치하는 과정이 복잡하고 시간이 소요되며 CPR의 영향이 환자의 상태에 반영되는데에 긴 시간이 소요될 수 있기 때문에 CPR의 질을 향상시키는 데 적용하기 어렵다.The above-described devices for measuring the patient's condition are complicated and time-consuming to install electrodes and sensors, and can be applied to improve the quality of CPR because it can take a long time for the influence of CPR to be reflected in the patient's condition it's difficult.

본 발명은 상술한 바와 같은 종래기술의 문제점을 해결하기 위하여 제안된 것으로, 환자에게 CPR을 시행하는 경우에 전극 및 센서를 설치하는 복잡한 과정을 거치지 않고서도 압박에 따른 환자 흉강의 기계적 임피던스를 고속으로 측정하여 제공함으로써 CPR 환자 흉강의 기계적 특성을 신속히 CPR 시술자에게 제공하도록 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템 및 방법을 제공함에 목적이 있다.Disclosure of Invention Technical Problem [8] The present invention has been proposed in order to solve the problems of the prior art as described above, and it is an object of the present invention to improve the mechanical impedance of a patient's thoracic cavity by pressing, The present invention also provides a system and method for monitoring mechanical impedance during CPR in which mechanical characteristics of a thoracic cavity of a CPR patient are promptly provided to a CPR practitioner.

상술한 바와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템은, CPR시에 환자의 압박부에 가해지는 힘을 측정하는 압력센서와; CPR시에 환자의 압박부에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하는 가속도센서와; 상기 압력센서로부터 인가되는 아날로그 타입의 힘 데이터를 디지털 타입으로 변환하고, 상기 가속도센서로부터 인가되는 아날로그 타입의 가속도 데이터를 디지털 타입으로 변환하는 ADC(Analog to Digital Converter)와; 내장된 프로그램에 의거하여 CPR환자 흉강의 특성 및 변화를 나타내는 기계적 임피던스를 산출하되,상기 ADC를 통해 입력된 힘 데이터와 가속도 데이터를 이용하여 상기 기계적 임피던스를 산출하는 MPU(Micro Processing Unit)와; 상기 MPU에 의해 산출된 상기 기계적 임피던스를 표시하는 표시부와; 수동 조작에 따라 구동 명령을 상기 MPU에 입력하는 입력부를 포함한다.In order to achieve the above object, a system for monitoring mechanical impedance during CPR according to the present invention comprises: a pressure sensor for measuring a force applied to a pressing portion of a patient during CPR; An acceleration sensor for measuring an acceleration due to a pressure applied to the pressing portion of the patient at the time of CPR; An ADC (Analog to Digital Converter) for converting analog type force data applied from the pressure sensor into a digital type and converting the acceleration data of the analog type applied from the acceleration sensor to a digital type; An MPU (Micro Processing Unit) for calculating a mechanical impedance representing a characteristic and a change of a CPR patient thoracic cavity based on a built-in program, using the force data and the acceleration data inputted through the ADC to calculate the mechanical impedance; A display unit for displaying the mechanical impedance calculated by the MPU; And an input unit for inputting a drive command to the MPU according to a manual operation.

아울러, 상술한 바와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법은, MPU가 압력센서에 의해 CPR환자에 가해지는 힘을 측정하고, 가속도센서에 의해 CPR환자에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하는 단계와; MPU가 힘의 최대점과 주기를 검출하여 CPR환자에 대한 압박빈도를 계산하되, 힘의 크기의 최대점과 최대점 사이의 데이터 개수(N)와, 데이터의 시간 간격을 곱하여 상기 압박빈도를 계산하는 단계와; MPU가 압박빈도에 동기화된 cos 및 sin 파형을 생성하여서, CPR과 같은 주기를 가진 cos 및 sin 파형을 생성하는 단계와; MPU가 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하되, 상기 생성한 cos 파형 및 sin 파형과 상기 측정한 힘과 가속도값을 컨벌루션(convolution) 연산함으로써 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계와; MPU가 상기 계산된 주파수 영역에서의 힘과 가속도를 이용하여 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 단계와; MPU가 상기 계산된 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 표시부에 표시하는 단계를 포함한다.According to another aspect of the present invention, there is provided a method of monitoring mechanical impedance during CPR, comprising: measuring a force applied to a CPR patient by a pressure sensor by an MPU; Measuring acceleration in accordance with the acceleration; The MPU calculates the pressure frequency for the CPR patient by detecting the maximum point and period of the force and calculates the pressure frequency by multiplying the number of data (N) between the maximum point and the maximum point of the force by the time interval of the data ; The MPU generates cos and sin waveforms synchronized to the compression frequency to generate cos and sin waveforms having the same period as CPR; The MPU calculates the magnitude and phase of the force in the frequency domain, the magnitude and phase of the acceleration, and convolates the generated cosine waveform and sine waveform with the measured force and acceleration value, Calculating magnitude and phase, acceleration magnitude and phase; Calculating the mechanical impedance of the CPR patient thoracic cavity using the force and acceleration in the calculated frequency domain; And the MPU displays the calculated mechanical impedance of the patient's thoracic cavity on the display unit.

본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법에 의하면, 상기 압박빈도에 동기화된 cos 및 sin 파형을 생성하는 단계에서 하기의 수학식1과 같은 cos 파형과 하기의 수학식2와 같은 sin 파형을 생성하는 것을 특징으로 한다.According to the method for monitoring the mechanical impedance at the time of CPR according to the present invention, at the step of generating cos and sin waveforms synchronized with the compression frequency, a cosine waveform as shown in the following Equation 1 and a sin waveform as shown in the following Equation 2 are generated .

[수학식 1][Equation 1]

Figure pat00001
Figure pat00001

[수학식 2]&Quot; (2) "

Figure pat00002
Figure pat00002

수학식1 및 수학식2에서, f1(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 cos 파형이고, f2(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 sin 파형이고, t는 시간이고, Period는 흉부압박의 주기 또는 데이터의 측정시간이고, ts는 샘플링 주기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이다.In Equation (1) and Equation (2), f1 (t) is a cosine waveform generated in synchronization with the compression period, f2 (t) is a sin wave generated in synchronization with the compression period, t is time, , Ts is a sampling period, N is the number of one week period data, and n is each data number of one week period data.

본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법에 의하면, 상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, CPR 주기에 해당하는 각속도 ω에서 압력센서에 의해 측정한 힘 F(ω)와 가속도센서에 의해 측정한 가속도 a(ω) 성분을 하기의 수학식 3 및 수학식 4와 같이 계산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다.According to the method for monitoring the mechanical impedance during CPR according to the present invention, the step of calculating the magnitude and phase of the force in the frequency domain, the magnitude and the phase of the acceleration, And calculating an acceleration a (?) Component measured by the acceleration sensor and a force F (?) According to the following equations (3) and (4).

[수학식 3]&Quot; (3) "

Figure pat00003
Figure pat00003

[수학식 4]&Quot; (4) "

수학식3, 4에서, ω는 압박주기의 각속도이고, F(ω)는 각속도 ω 성분의 힘이고, a(ω)는 각속도 ω 성분의 가속도이고, F(n)은 힘에 대한 측정 데이터이고, a(n)은 가속도에 대한 측정 데이터이다.In Equations (3) and (4), ω is the angular velocity of the compression period, F (ω) is the force of the angular velocity ω component, a (ω) is the acceleration of the angular velocity ω component, F (n) , and a (n) are measurement data on acceleration.

또한, 본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법에 의하면, 상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, 힘의 크기와 위상을 하기의 수학식 5, 6과 같이 계산하는 단계 를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.According to the method for monitoring mechanical impedance during CPR according to the present invention, the step of calculating the magnitude and phase of the force in the frequency domain and the magnitude and phase of the acceleration may be expressed by Equation 5, 6, < / RTI >

[수학식 5]&Quot; (5) "

Figure pat00005
Figure pat00005

[수학식 6]&Quot; (6) "

Figure pat00006
Figure pat00006

수학식5, 6에서, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, F(n)은 힘에 대한 측정데이터이고, f1(n)은 상기 cos 파형과 동기화된 힘 데이터이고, f2(n)은 상기 sin 파형과 동기화된 힘 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이다.F (n) is the measurement data for the force, and f1 (n) is the magnitude of the cosine waveform and f1 (n) is the magnitude of the force. F2 (n) is force data synchronized with the sinusoidal waveform, n is each data number of one week period data, and ∠F (ω) is the phase of the force.

본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법에 의하면, 상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, 가속도의 크기와 위상을 하기의 수학식 7, 8과 같이 계산하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.According to the method of monitoring the mechanical impedance during CPR according to the present invention, the step of calculating the magnitude and phase of the force in the frequency domain and the magnitude and phase of the acceleration include the magnitude and phase of the acceleration, And further comprising the step of calculating together.

[수학식 7]&Quot; (7) "

Figure pat00007
Figure pat00007

[수학식 8]&Quot; (8) "

Figure pat00008
Figure pat00008

수학식7, 8에서, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, a(n)은 가속도에 대한 측정데이터이고, a1(n)은 상기 cos파형과 동기화된 가속도 데이터이고, a2(n)은 상기 sin파형과 동기화된 가속도 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠a(ω)는 각속도의 위상이다.(N) is the measurement data for the acceleration, and a1 (n) is the measurement data for the acceleration waveform, and a1 (n) (N) is the synchronized acceleration data, a2 (n) is the acceleration data synchronized with the sine waveform, n is the data number of each one-week period data, and ∠a (ω) is the phase of the angular velocity.

아울러, 본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법에 의하면, 상기 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 단계는, 하기의 수학식9, 10과 같이 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 것을 특징으로 한다.According to the method of monitoring mechanical impedance during CPR according to the present invention, the step of calculating the mechanical impedance of the thoracic cavity of the patient with CPR calculates the mechanical impedance of the thoracic cavity of the CPR patient according to the following equations (9) and do.

[수학식 9]&Quot; (9) "

Figure pat00009
Figure pat00009

[수학식 10]&Quot; (10) "

Figure pat00010
Figure pat00010

수학식9, 10에서, ｜Z(ω)｜는 흉강의 기계적 임피던스의 크기이고, ω는 압박주기의 각속도이고, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, ∠Z(ω)는 흉강의 기계적 임피던스의 위상이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이고, ∠a(ω)는 가속도의 위상이다.Is the magnitude of the mechanical impedance of the chest cavity, ω is the angular velocity of the compression period, F (ω) | is the magnitude of the force, and | a (ω) ∠Z (ω) is the phase of the mechanical impedance of the thoracic cavity, ∠F (ω) is the phase of the force, and ∠a (ω) is the phase of the acceleration.

본 발명에 의하면, 환자에게 CPR을 시행하는 경우에 전극 및 센서를 설치하는 복잡한 과정을 거치지 않고서도 압박에 따른 환자 흉강의 기계적 임피던스를 고속으로 측정하여 제공함으로써 CPR 환자 흉강의 기계적 특성을 신속히 CPR 시술자에게 제공하므로, CPR 시술에 도움을 주어서 CPR의 질을 효율적으로 향상시키게 된다.According to the present invention, the mechanical impedance of the patient's chest cavity can be measured and provided at a high speed without the complicated process of installing the electrode and the sensor when the CPR is applied to the patient, so that the mechanical characteristics of the CPR patient's chest cavity can be rapidly , Which helps to improve the quality of CPR by helping CPR procedures.

도 1은 본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템을 예시한 블럭도이다.
도 2는 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템에서의 감시 처리 과정을 예시한 순서도이다.
도 3은 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템에서의 감시 처리 과정을 설명하기 위하여 예시한 그래프이다.
도 4 및 도 5는 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템의 특성 평가를 예시한 그래프이다.
도 6은 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템의 잡음 영향 평가를 예시한 그래프이다.
도 7은 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템을 CPR 보조기구에 적용하는 경우를 설명하기 위하여 예시한 도이다.1 is a block diagram illustrating a mechanical impedance monitoring system for CPR according to the present invention.
2 is a flowchart illustrating a monitoring process in the mechanical impedance monitoring system according to the present invention.
FIG. 3 is a graph illustrating a monitoring process in the mechanical impedance monitoring system according to the present invention.
4 and 5 are graphs illustrating the evaluation of the characteristics of the mechanical impedance monitoring system according to the present invention.
6 is a graph illustrating noise impact evaluation of a mechanical impedance monitoring system according to the present invention.
7 is a diagram illustrating a case where the mechanical impedance monitoring system according to the present invention is applied to a CPR auxiliary mechanism.

이하 첨부 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다. 이하에서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다. 또한, 본 명세서의 설명 과정에서 이용되는 숫자는 하나의 구성요소를 다른 구성요소와 구분하기 위한 식별기호에 불과하다.Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. Hereinafter, detailed description of known related art will be omitted if it is determined that the gist of the present invention may be unnecessarily blurred. In addition, numerals used in the description of the present invention are merely an identifier for distinguishing one component from another.

또한, 본 명세서 및 청구범위에 사용된 용어는 사전적인 의미로 한정 해석되어서는 아니되며, 발명자는 자신의 발명을 최선의 방법으로 설명하기 위해 용어의 개념을 적절히 정의할 수 있다는 원칙에 입각하여, 본 발명의 기술적 사상에 부합되는 의미와 개념으로 해석되어야 한다.In addition, the terms used in the specification and claims should not be construed in a dictionary meaning, and the inventor may, on the principle that the inventor can properly define the concept of a term in order to explain its invention in the best way, And should be construed in light of the meanings and concepts consistent with the technical idea of the present invention.

따라서, 본 명세서에 기재된 실시예 및 도면에 도시된 구성은 본 발명의 바람직한 실시예에 불과할 뿐이고, 본 발명의 기술적 사상을 모두 표현하는 것은 아니므로, 본 출원 시점에 있어 이를 대체할 수 있는 다양한 균등물과 변형예들이 존재할 수 있음을 이해하여야 한다.Therefore, the embodiments described in the present specification and the drawings are only exemplary embodiments of the present invention, and not all of the technical ideas of the present invention are presented. Accordingly, various equivalents It should be understood that water and variations may exist.

본 발명의 바람직한 실시예에 대하여 구체적으로 설명하되, 이미 주어진 기술적 부분에 대해서는 설명의 간결함을 위해 생략하거나 압축하기로 한다.The preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings, in which the technical parts already given are omitted or compressed for simplicity of explanation.

본 발명은 CPR 수행시 압박부에서 측정한 힘과 가속도를 이용하여 흉강의 특성 및 변화를 나타내는 기계적 임피던스를 측정하여 CPR 시술자에게 CPR환자의 흉강 상태 정보로서 제공하도록 구현된다.The present invention is implemented to measure the mechanical impedance representing the characteristics and changes of the thoracic cavity by using the force and acceleration measured by the compression unit during the CPR, and to provide the CPR operator with the thoracic state information of the CPR patient.

본 발명에 따른 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템(100)은, 도 1에 예시된 바와 같이, 압력센서(110), 가속도센서(120), ADC(Analog to Digital Converter)(130), MPU(Micro Processing Unit)(150), 표시부(160) 및 입력부(170)를 포함하여 이루어진다.1, the mechanical impedance monitoring system 100 for CPR according to the present invention includes a pressure sensor 110, an acceleration sensor 120, an ADC (Analog to Digital Converter) 130, an MPU Processing unit 150, a display unit 160, and an input unit 170.

압력센서(110)는 CPR시에 환자의 압박부에 가해지는 힘(압박력)을 측정하여 ADC(130)에 출력한다. 가속도센서(120)는 CPR시에 환자의 압력부에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하여 ADC(130)에 출력한다.The pressure sensor 110 measures the force (pressing force) applied to the pressing portion of the patient at the time of CPR and outputs it to the ADC 130. [ The acceleration sensor 120 measures the acceleration due to the pressure applied to the pressure portion of the patient during CPR and outputs the measured acceleration to the ADC 130. [

ADC(130)는 압력센서(110)로부터 인가되는 아날로그 타입의 힘 데이터를 디지털 타입으로 변환하여 MPU(150)에 인가하고, 가속도센서(120)로부터 인가되는 아날로그 타입의 가속도 데이터를 디지털 타입으로 변환하여 MPU(150)에 인가한다.The ADC 130 converts the analog type force data applied from the pressure sensor 110 into a digital type and applies it to the MPU 150. The ADC 130 converts the acceleration data of the analog type applied from the acceleration sensor 120 into a digital type And applies it to the MPU 150.

입력부(170)는 사용자의 구동 명령을 입력하기 위한 것으로, 사용자의 조작에 따라 구동 명령을 MPU(150)에 입력한다.The input unit 170 is for inputting a drive command of the user, and inputs a drive command to the MPU 150 according to a user's operation.

MPU(150)는 자체에 내장되어 있는 프로그램에 의거하여 CPR환자 흉강의 특성 및 변화를 나타내는 기계적 임피던스를 산출한다. MPU(150)는 입력부(170)로부터의 구동 명령에 따라 구동하여 흉강의 기계적 임피던스를 산출하기 위한 제반 처리를 수행한다. MPU(150)는 ADC(130)를 통해 힘 데이터와 가속도 데이터를 인가받아서, 해당 힘과 가속도를 이용하여 CPR환자 흉강의 특성 및 변화를 나타내는 기계적 임피던스를 산출하여 표시부(160)에 출력함으로써 CPR 환자 흉강의 기계적 임피던스를 감시할 수 있게 한다.The MPU 150 calculates the mechanical impedance representing the characteristics and the change of the CPR patient's thoracic cavity based on the program built in the MPU 150 itself. The MPU 150 is driven in accordance with a drive command from the input unit 170 to perform various processes for calculating the mechanical impedance of the thoracic cavity. The MPU 150 receives the force data and the acceleration data through the ADC 130 and calculates the mechanical impedance representing the characteristics and the change of the CPR patient thoracic cavity using the force and the acceleration and outputs the calculated mechanical impedance to the display unit 160, And to monitor the mechanical impedance of the thoracic cavity.

MPU(150)는 압력센서(110)로부터의 힘 데이터와 가속도센서(120)로부터의 가속도 데이터에 의거하여 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 감시하도록 처리하는 경우에, 도 2의 순서도에 예시된 바와 같은 과정을 통해 처리한다.When the MPU 150 processes to monitor the mechanical impedance of the CPR patient's chest cavity based on the force data from the pressure sensor 110 and the acceleration data from the acceleration sensor 120, Process.

MPU(150)는 압력센서(110)에 의해 CPR환자에 가해지는 힘(압박력)을 측정하여 ADC(130)를 통해 입력받고, 가속도센서(120)에 의해 CPR환자에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하여 ADC(130)를 통해 입력받는다(S110).The MPU 150 measures the force (pressing force) applied to the CPR patient by the pressure sensor 110 and receives the input through the ADC 130. The MPU 150 measures the acceleration due to the pressure applied to the CPR patient by the acceleration sensor 120 And receives the input through the ADC 130 (S110).

이처럼 MPU(150)가 힘과 가속도를 측정하는 경우 전원 등에서 유입된 다양한 잡음이 발생할 수 있기 때문에 이동평균필터(moving average filter)를 사용하여 힘과 가속도를 측정한다.When the MPU 150 measures the force and the acceleration, various noise introduced from the power source may be generated. Therefore, the force and the acceleration are measured using a moving average filter.

그리고, MPU(150)는 힘의 최대점과 주기를 검출하여 CPR환자에 대한 압박빈도를 계산하는데, 압박빈도는 힘의 크기의 최대점과 최대점 사이의 데이터 개수(N)와, 데이터의 시간 간격을 곱하여 계산된다(S120).The MPU 150 calculates the pressure frequency for the CPR patient by detecting the maximum point and period of the force. The frequency of the pressure is determined by the number of data (N) between the maximum point and the maximum point of the magnitude of the force, (S120).

그후에, MPU(150)는 압박빈도에 동기화된 cos 및 sin 파형을 생성하여서, CPR과 같은 주기를 가진 cos 및 sin 파형을 생성하되, 수학식1과 같은 cos 파형과 수학식2와 같은 sin 파형을 생성한다(S130).Thereafter, the MPU 150 generates cos and sin waveforms synchronized with the compression frequency to generate cos and sin waveforms having the same period as CPR, and generates a cosine waveform and a sine waveform as shown in Equation 1 and Equation 2, respectively, (S130).

Figure pat00011
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Figure pat00012
Figure pat00012

(수학식1 및 수학식2에서, f1(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 cos 파형이고, f2(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 sin 파형이고, t는 시간이고, Period는 흉부압박의 주기 또는 데이터의 측정시간이고, ts는 샘플링 주기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이다)(T) is a sine wave generated in synchronism with a compression period, t is a time, and Period is a sinusoidal waveform generated in synchronization with a compression period, Ts is the sampling period, N is the number of one-week period data, and n is each data number of one week period data)

그리고, MPU(150)는 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하되, 상술한 S130에서 생성한 cos 파형 및 sin 파형과 상술한 S110에서 측정한 힘과 가속도값을 컨벌루션(convolution) 연산함으로써 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산한다(S140).The MPU 150 calculates the magnitude and phase of the force in the frequency domain, the magnitude and the phase of the acceleration, and calculates the cosine waveform and sin waveform generated in S130 and the force and acceleration values measured in S110 described above, the magnitude and phase of the force in the frequency domain, and the magnitude and phase of the acceleration are calculated (S140).

S140에서의 연산을 살펴보면 수학식 3 내지 수학식 8과 같이 연산을 진행한다, In operation S 140, the operation is performed as shown in Equations (3) to (8)

먼저, CPR 주기에 해당하는 각속도 ω에서 압력센서(110)에 의해 측정한 힘 F(ω)와 가속도센서(120)에 의해 측정한 가속도 a(ω) 성분을 수학식 3 및 수학식 4와 같이 계산한다.First, the force F (?) Measured by the pressure sensor 110 and the acceleration a (?) Component measured by the acceleration sensor 120 at the angular velocity? Corresponding to the CPR cycle are calculated as shown in equations (3) and .

Figure pat00013
Figure pat00013

Figure pat00014
Figure pat00014

(수학식3, 4에서, ω는 압박주기의 각속도이고, F(ω)는 각속도 ω 성분의 힘이고, a(ω)는 각속도 ω 성분의 가속도이고, F(n)은 힘에 대한 측정 데이터이고, a(n)은 가속도에 대한 측정 데이터이다.)(Ω) is the acceleration of the angular velocity ω component, and F (n) is the acceleration of the angular velocity ω component of the measurement data for the force , And a (n) is the measurement data for acceleration.

그리고, 힘의 크기와 위상을 수학식 5, 6과 같이 계산하고, 가속도의 크기와 위상을 수학식 7. 8과 같이 계산한다.Then, the magnitude and phase of the force are calculated as shown in Equations (5) and (6), and the magnitude and phase of the acceleration are calculated as shown in Equation 7.8.

Figure pat00015
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Figure pat00016
Figure pat00016

(수학식5, 6에서, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, F(n)은 힘에 대한 측정데이터이고, f1(n)은 cos 파형과 동기화된 힘 데이터이고, f2(n)은 sin 파형과 도이기화된 힘 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이다.)(N) is the measurement data for the force, and f1 (n) is the magnitude of the cosine waveform and f1 (n) is the magnitude of the force. (N) is the sinusoidal waveform and the stimulated force data, n is the data number of each of the one-week period data, and ∠F (ω) is the phase of the force.

Figure pat00017
Figure pat00017

Figure pat00018
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(수학식7, 8에서, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, a(n)은 가속도에 대한 측정데이터이고, a1(n)은 cos파형과 동기화된 가속도 데이터이고, a2(n)은 sin파형과 동기화된 가속도 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠a(ω)는 가속도의 위상이다.)(N) is the measurement data for the acceleration, a1 (n) is the amplitude of the cosine waveform, and a1 (n) is the acceleration data. (N) is the synchronized acceleration data, a2 (n) is the acceleration data synchronized with the sine waveform, n is the respective data number of the one week period data, and ∠a (ω) is the phase of the acceleration.

상술한 바와 같이 MPU(150)에 의해 S140에서 계산된 힘과 가속도의 위상 ∠F(ω), ∠a(ω)은 힘 F(t)와 해당 힘 F(t)의 이동평균필터 결과인 cos 함수의 위상차를 의미하는데, 이동평균필터의 특징에 따라 위상의 크기가 달라질 수 있다.As described above, the phases ∠F (ω) and ∠a (ω) of the force and the acceleration calculated by the MPU 150 at S140 are calculated as the moving average filter result of the force F (t) and the corresponding force F It means the phase difference of the function. The size of the phase can be changed according to the characteristic of the moving average filter.

그 후에, MPU(150)는 S140에서 산출된 힘 F(ω)과 가속도 a(ω)를 이용하여 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는데 수학식8, 9와 같이 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산한다(S150).Thereafter, the MPU 150 calculates the mechanical impedance of the CPR patient's thoracic cavity using the force F (?) And the acceleration a (?) Calculated in S140, and calculates the mechanical impedance of the CPR patient's thoracic cavity as shown in Equations 8 and 9 (S150).

Figure pat00019
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Figure pat00020
Figure pat00020

(수학식9, 10에서, ｜Z(ω)｜는 흉강의 기계적 임피던스의 크기이고, ω는 압박주기의 각속도이고, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, ∠Z(ω)는 흉강의 기계적 임피던스의 위상이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이고, ∠a(ω)는 가속도의 위상이다.)(Ω) | is the magnitude of the mechanical impedance of the chest cavity, ω is the angular velocity of the compression period, F (ω) | is the magnitude of the force, and | a (ω) ∠Z (ω) is the phase of the mechanical impedance of the chest cavity, ∠F (ω) is the phase of the force, and ∠a (ω) is the phase of the acceleration.

그리고, MPU(150)는 S150에서 계산한 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 표시부(160)에 표시하여 CPR시술자에게 보여주고서(S160), 입력부(170)를 통해 구동 종료 명령이 입력되는지의 여부를 확인하여(S170), 구동 종료 명령이 입력되지 않았으면 상술한 S110으로 귀환하여 상술한 처리를 반복적으로 수행하고, 구동 종료 명령이 입력되었으면 처리 종료한다.Then, the MPU 150 displays the mechanical impedance of the CPR patient thoracic cavity calculated in S150 on the display unit 160 and displays it to the CPR practitioner (S160). The MPU 150 determines whether the drive end command is inputted through the input unit 170 (S170). If the drive end command has not been input, the process returns to the above-described S110 to repeat the above-described processing. If the drive end command is input, the process ends.

상술한 바와 같은 본 발명에 따른 기계적 임피던스 감시 시스템(100)은 다음과 같이 작용한다.The mechanical impedance monitoring system 100 according to the present invention as described above functions as follows.

MPU(150)는 상술한 S110에서 압력센서(110)에 의해 측정되는 도 3의 (a)에 예시된 바와 같은 힘(압박력)을 입력받음과 아울러 가속도센서(120)에 의해 측정되는 도 3의 (b)에 예시된 바와 같은 압박에 따른 가속도를 입력받는다.The MPU 150 receives the force (pressing force) as exemplified in FIG. 3A measured by the pressure sensor 110 in the above-described S110, (b) of Fig.

그리고, MPU(150)는 상술한 S120에서 힘의 최대점과 주기를 검출하여 CPR환자에 대한 압박빈도를 계산하되, 압박빈도는 힘의 크기의 최대점과 최대점 사이의 데이터 개수(N)와, 데이터의 시간 간격을 곱하여 계산된다.In step S120, the MPU 150 calculates the pressure frequency for the CPR patient by detecting the maximum point and period of the force, and the frequency of the pressure is determined by the number of data N between the maximum point and the maximum point of the force magnitude , And the time interval of the data.

그후에, MPU(150)는 상술한 S130에서 압박빈도에 동기화된 sin 및 cos 파형을 생성하여서, CPR과 같은 주기를 가진 sin 및 cos 파형을 생성하되 수학식1과 같은 cos 파형과 수학식2와 같은 sin 파형을 생성함으로써 도 3의 (c)에 예시된 바와 같이 파선으로 표시된 cos 파형과 실선으로 표시된 sin 파형을 생성한다.Thereafter, the MPU 150 generates sin and cos waveforms synchronized with the compression frequency at step S130 described above to generate sin and cos waveforms having the same period as the CPR, and generates a cosine waveform as shown in Equation 1 and a cosine waveform as shown in Equation 2 sin waveform to generate a cosine waveform represented by a broken line and a sin waveform represented by a solid line as illustrated in FIG. 3 (c).

아울러, MPU(150)는 상술한 S140에서 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하되, 상술한 S130에서 생성한 cos 파형 및 sin 파형과 상술한 S110에서 측정한 힘과 속도값을 컨벌루션(convolution) 연산을 수행하여서 수학식 3 내지 수학식 8에 의한 연산 과정을 거져 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산함으로써, 도 3의 (d)에 예시된 바와 같이, 실선으로 표시된 바와 같은 주파수 영역에서의 힘 F(ω)의 변화와, 파선으로 표시된 바와 같은 주파수 영역에서의 가속도 a(ω)의 변화를 파악한다.In addition, the MPU 150 calculates the magnitude and phase of the force in the frequency domain, the magnitude and phase of the acceleration in the above-described S140, and calculates the cosine waveform and the sin waveform generated in S130 described above, By calculating the magnitude and phase of the force in the frequency domain and the magnitude and phase of the acceleration in the frequency domain by performing a convolution operation on the velocity value and a calculation process according to Equations (3) to (8) As illustrated, the change in the force F (?) In the frequency domain and the change in the acceleration a (?) In the frequency domain as indicated by the dashed line are grasped as indicated by the solid line.

그리고, MPU(150)는 상술한 S150에서 기 산출된 힘 F(ω)과 가속도 a(ω)를 이용하여 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하되 수학식9, 10과 같이 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산함으로써, 도 3의 (e)에 예시된 바와 같이, 실선으로 표시된 바와 같은 임피던스의 크기 ｜Z(ω)｜와, 파선으로 표시된 바와 같은 임피던스의 위상∠Z(ω)을 산출하고서, S160에서 표시부(160)에 표시한다.Then, the MPU 150 calculates the mechanical impedance of the CPR patient's thoracic cavity using the force F (?) And the acceleration a (?) Previously calculated at S150 described above. The mechanical impedance of the CPR patient's thoracic cavity Of the impedance as shown by the solid line and the phase? Z (?) Of the impedance as indicated by the dashed line, as illustrated in FIG. 3 (e) On the display unit 160. [

상술한 본 발명에 따른 CPR 수행시의 기계적 임피던스 감시 시스템(100)을 다양한 역학 모델에 적용하여 실험을 시행하였는바, 시험 결과는 다음과 같다.Experiments were conducted by applying the system 100 for monitoring the mechanical impedance at the time of performing the CPR according to the present invention to various dynamics models. The test results are as follows.

먼저, 도 4의 (a)에 예시된 바와 같이 CPR 압박빈도를 100 bpm으로 하고 힘의 크기가 20 Kgf에서 100 Kgf로 증가했을 때, 질량에 의한 힘, 마찰력, 탄성력을 가진 각각의 역학모델을 가정한 데이터를 이용하여 본 발명에서 제안한 기계적 임피던스 감시 알고리즘의 특성을 평가하였다.First, as shown in FIG. 4 (a), when the CPR compression frequency is set to 100 bpm and the magnitude of the force is increased from 20 Kgf to 100 Kgf, each dynamic model having force, friction, The characteristics of the mechanical impedance monitoring algorithm proposed in the present invention were evaluated using the assumed data.

도 4의 (b)에 예시된 바와 같이 CPR 시행 시 흉부의 부하가 50 kg의 단순한 질량체인 경우, 힘과 가속도의 관계는 비례하고, 도 4의 (c)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석을 통해 힘의 크기가 증가함에 따라 힘과 가속도의 크기는 동시에 증가하는 것으로 나타났다. 속도는 가속도의 값에서 각주파수를 나누어주고 위상이 90도 늦추어지는 것으로 계산된다. 그리고, 도 4의 (d)에 예시된 바와 같이 수학식9, 10을 이용하여 얻어진 임피던스의 크기와 위상은 힘, 가속도의 증가와 상관없이 일정하며 질량체의 특성에 나타나는 것과 같이 90도의 위상이 확인되었다.As illustrated in FIG. 4 (b), when the load on the chest is a simple mass of 50 kg at the time of CPR administration, the relationship between force and acceleration is proportional, and as shown in FIG. 4 (c) As the magnitude of the force increases, the magnitude of the force and acceleration increases simultaneously. The speed is calculated by dividing each frequency by the value of the acceleration and decreasing the phase by 90 degrees. As illustrated in FIG. 4 (d), the magnitude and phase of the impedance obtained by using Equations (9) and (10) are constant regardless of the increase of the force and acceleration, and the phase of 90 degrees is confirmed .

도 4의 (e)에 예시된 바와 같이 CPR의 부하가 마찰력을 발생시키는 감쇠성분의 역학 모델인 경우, 해당 모델에서 힘과 속도의 관계는 비례하며, 가속도는 힘에 비해 위상이 90도 지연되어 측정될 것이다. 도 4의 (f)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석 결과 힘의 크기가 증가함에 따라 힘과 가속도의 크기는 동시에 증가하고, 도 4의 (g)에 예시된 바와 같이 수학식 9, 10을 이용하여 얻어진 임피던스의 크기와 위상은 힘, 가속도의 증가와 상관없이 일정하며 저항체의 특성에서 나타나는 것과 같이 0에 가까운 위상이 나타났다.As illustrated in FIG. 4 (e), when the load of the CPR is a dynamics model of the damping component that generates the frictional force, the relationship between the force and the velocity in the model is proportional and the acceleration is delayed by 90 degrees Will be measured. As illustrated in (f) of FIG. 4, as the magnitude of the force increases as a result of the frequency analysis according to Equations (5) and (6), the magnitude of the force and acceleration simultaneously increases. The magnitude and phase of the impedance obtained using Eqs. (9) and (10) are constant regardless of the increase of the force and the acceleration.

도 4의 (h)에 예시된 바와 같이 CPR의 부하가 탄성체로 이루어진 모델인 경우, 힘은 압박거리에 비례하며, 가속도는 힘의 위상에 비해 180도 늦게 측정될 것이다. 도 4의 (i)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석 결과 힘의 크기가 증가함에 따라 힘과 가속도의 크기는 동시에 증가하고, 도 4의 (j)에 예시된 바와 같이 수학식9, 10을 이용하여 얻어진 임피던스의 크기와 위상은 힘, 가속도의 증가와 상관없이 일정하지만 탄성체의 특성과 같은 -90의 위상이 나타났다.If the load of the CPR is a model of an elastic body as illustrated in Figure 4 (h), the force is proportional to the pressing distance, and the acceleration will be measured 180 degrees behind the phase of the force. As illustrated in FIG. 4 (i), as the magnitude of the force increases as a result of the frequency analysis according to Equations (5) and (6), the magnitude of the force and acceleration simultaneously increases. The magnitude and phase of the impedance obtained using Equations 9 and 10 are -90, which is the same as the characteristic of the elastic body, regardless of the increase of the force and the acceleration.

그리고, 도 5의 (a)에 예시된 바와 같이 힘의 크기가 50 Kgf이고 CPR의 압박빈도를 80 bpm에서 120 bpm으로 증가했을 때, 질량에 의한 힘, 마찰력, 탄성력을 가진 각각의 역학 모델을 이용하여 본 발명에서 제안한 기계적 임피던스 감시 알고리즘의 특성을 평가하였다.As illustrated in FIG. 5 (a), when the magnitude of the force is 50 Kgf and the compression frequency of the CPR is increased from 80 bpm to 120 bpm, each of the dynamic models having mass force, frictional force, and elasticity The characteristics of the mechanical impedance monitoring algorithm proposed in the present invention were evaluated.

도 5의 (b)에 예시된 바와 같이 CPR 시행 시 흉부의 부하가 50 Kg의 단순한 질량체인 경우, 힘이 일정하게 유지되면 가속도의 크기 또한 일정하게 유지된다. 도 5의 (c)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석을 시행했을 때, 실제 입력된 힘이 일정하였음에도 분석된 힘이 약간 증가하는 것으로 나타났는데, 이것은 CPR 주기가 지속적으로 짧아지고 있음에도 주파수 분석을 시작할 때의 주기를 기준으로 적분하여 더 넓은 범위의 값이 포함되기 때문이다. 도 5의 (d)에 예시된 바와 같이 수학식9, 10을 이용하여 얻어진 임피던스의 크기는 압박빈도가 증가함에 따라 증가하였고 위상은 90도에서 일정하게 유지되었는데 이것은 질량체의 역학적 모델에서 예상되는 것이다.As illustrated in FIG. 5 (b), when the load on the chest is a simple mass of 50 Kg during CPR, the magnitude of the acceleration is also kept constant when the force is kept constant. As shown in FIG. 5 (c), when the frequency analysis according to Equations 5 and 6 was performed, the analyzed force slightly increased even though the actual input force was constant. This indicates that the CPR cycle is continuously short This is due to the inclusion of a wider range of values, integrated on the basis of the frequency at the beginning of the frequency analysis. As illustrated in Figure 5 (d), the magnitude of the impedance obtained using equations (9) and (10) increased as the frequency of compression increased and the phase remained constant at 90 degrees, which is expected in the mechanical model of the mass .

도 5의 (e)에 예시된 바와 같이 CPR의 부하가 감쇠성분인 역학적 모델인 경우, 힘과 속도의 관계는 비례하며, 가속도는 박동수가 증가할수록 커지고 힘에 비해 위상이 90도 늦게 측정된다. 도 5의 (f)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석 결과 압박빈도가 증가함에 따라 가속도의 크기는 증가하였다. 도 5의 (g)에 예시된 바와 같이 수학식9, 10을 이용하여 얻어진 임피던스의 크기는 비교적 일정하게 유지되었으며 위상의 크기는 0에 가깝게 나타났는데 이것은 감쇠성분의 역학적 모델에서 예상되는 것이다.As illustrated in FIG. 5 (e), when the CPR load is a damping component, the relationship between force and velocity is proportional, and the acceleration increases as the heart rate increases and the phase is measured 90 degrees later than the force. As illustrated in (f) of FIG. 5, frequency analysis according to Equations (5) and (6) shows that the magnitude of the acceleration increases as the frequency of pressing increases. As illustrated in FIG. 5 (g), the magnitude of the impedance obtained using Equations (9) and (10) was kept relatively constant and the magnitude of the phase was close to zero, which is expected in the dynamic model of the damping component.

도 5의 (h)에 예시된 바와 같이 CPR의 부하가 순수한 탄성체 성분인 역학적 모델인 경우, 힘은 압박거리 비례하며, 가속도는 박동수 증가할 때 더욱 커지고 힘에 비해 위상이 180도 늦게 나타난다. 도 5의 (i)에 예시된 바와 같이 수학식5, 6에 의한 주파수 분석 결과 압박빈도가 증가함에 따라 가속도의 크기가 증가하는 것이 나타났다. 도 5의 (j)에 예시된 바와 같이 수학식9. 10에 의해 얻어진 임피던스의 크기는 감소되지만, 위상은 -90에서 일정하게 유지되었는데 이러한 특징은 탄성체 성분의 역학적 모델에서 예상되는 것이다.As illustrated in FIG. 5 (h), when the load of the CPR is a dynamic model, which is a pure elastic component, the force is proportional to the pressing distance, and the acceleration becomes larger as the pulse rate increases and the phase becomes 180 degrees later than the force. As illustrated in FIG. 5 (i), frequency analysis according to Equations (5) and (6) shows that the magnitude of the acceleration increases as the frequency of pressing increases. As illustrated in (j) of FIG. Although the magnitude of the impedance obtained by 10 was reduced, the phase remained constant at -90, which is expected in the epidermal model of the elastomer component.

한편, 상술한 본 발명에 따른 CPR 수행시의 기계적 임피던스 감시 시스템(100)에 의해 산출한 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스가 힘과 가속도의 측정값에 포함될 수 있는 잡음에 의해 어떠한 영향을 받는지를 평가하였는바, 평가 결과는 다음과 같다.Meanwhile, it was evaluated how the mechanical impedance of the CPR patient thoracic cavity calculated by the mechanical impedance monitoring system 100 at the time of performing the CPR according to the present invention is affected by the noise included in the measured values of the force and acceleration The results of the evaluation of the bar are as follows.

도 6의 (a), (b)에 예시된 바와 같이 힘과 속도의 측정 값에 포함시킨 잡음의 평균 크기가 신호 크기의 25% 이며 힘과 속도 및 다른 잡음에 대해 서로 독립적으로 발생하는 경우에, 잡음의 최대 크기는 신호 크기의 50% 까지 발생하였다. 잡음 크기에 따른 발생확률은 최대값까지 동일하게 설정되었으며 실제 잡음이 가우시안(Gaussian) 분포를 가지기 때문에 실제보다 엄격한 조건으로 설정하였다. 도 6의 (c), (g), (h)에 예시된 바와 같이 임피던스의 평균 값은 잡음이 발생하지 않았을 때와 거의 동일하다. 그리고, 도 6의 (d), (e)에 예시된 바와 같이 잡음의 평균 크기가 신호 크기의 50%이고 최대값이 신호 크기의 100%까지 발생하는 것으로 검증되었으며, 도 6의 (f), (g), (h)에 예시된 바와 같이 수학식9, 10에 의해 얻어진 임피던스의 평균 값은 거의 변하지 않았다.As illustrated in FIGS. 6 (a) and 6 (b), when the average magnitude of the noise included in the measured values of the force and velocity is 25% of the signal magnitude and occurs independently of each other for the force, velocity, and other noise , And the maximum noise size up to 50% of the signal size. The probability of occurrence according to the noise size is set equal to the maximum value, and since the actual noise has a Gaussian distribution, the condition is set to be more severe than the actual one. As illustrated in FIGS. 6C, 6G and 6H, the average value of the impedance is almost the same as when noise is not generated. 6 (d) and 6 (e), it has been verified that the average size of the noise is 50% of the signal size and the maximum value occurs up to 100% of the signal size. As shown in FIGS. 6 (f) the average value of the impedances obtained by the equations (9) and (10) as shown in (g) and (h) is hardly changed.

상술한 바와 같은 본 발명에 따른 CPR 수행시의 기계적 임피던스 감시 시스템(100)은 도 3에 예시된 바와 같은 CPR 보조기구(200)에 내장함으로써 CPR 시행시에 압력센서(110)에 의해 측정되는 힘(압박력)과 가속도센서(120)에 의해 측정되는 압박에 따른 가속도에 의거하여, CPR 환자 흉강의 기계적 임피던스를 산출하여 표시부(160)를 통해 CPR 시술자에게 보여줌으로써 CPR의 질을 확인시켜 주어서 CPR 시행에 도움을 주게 된다.The mechanical impedance monitoring system 100 in the CPR performance according to the present invention as described above is built in the CPR auxiliary mechanism 200 as illustrated in FIG. 3, so that the force (Pressure force) and the acceleration due to the pressure measured by the acceleration sensor 120, the mechanical impedance of the thoracic cavity of the CPR is calculated and displayed to the CPR practitioner through the display unit 160, thereby confirming the quality of the CPR and CPR .

CPR 보조기구(200)는 CPR시술자가 손으로 잡을 수 있는 손잡이(210)와, 환자의 흉부에 밀착하는 압박판(220)을 구비하고 있는데, 압박판(220)의 내부에 압력센서(110)와 가속도센서(120)를 장착하고, 표시부(160)는 손잡이(210) 부위에 시각적으로 확인 가능하게 장착하고, ADC(130)와 MPU(150)는 손잡이(210)의 내부에 장착되며, 구동 명령을 입력하는 입력부(170)는 수동 스위치로 구현하되 손잡이(210)의 하단 부위 등과 같이 CPR시술자가 조작할 수 있는 위치에 장착한다.The CPR assist device 200 includes a grip 210 that the CPR practitioner can hold by hand and a pressure plate 220 that closely contacts the patient's chest. The pressure sensor 110 is installed inside the pressure plate 220, The ADC 130 and the MPU 150 are mounted inside the handle 210. The ADC 130 and the MPU 150 are mounted on the inside of the handle 210, The input unit 170 for inputting a command is implemented as a manual switch, and is mounted at a position where the CPR practitioner can operate such as a lower end portion of the handle 210. [

CPR 보조기구(200)의 압박판(220) 내부에 장착된 센서(110, 120)들로부터 출력되는 신호를 ADC(130)에 의해 디지털 타입의 신호로 변환하여 MPU(150)에 입력함으로써, MPU(150)가 해당 입력된 힘과 가속도 데이터에 의거하여 상술한 도 2에 예시된 바와 같은 과정을 거쳐서 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 산출하여 표시부(160)에 표시한다.A signal output from the sensors 110 and 120 mounted inside the compression plate 220 of the CPR auxiliary mechanism 200 is converted into a digital type signal by the ADC 130 and is input to the MPU 150, The controller 150 calculates the mechanical impedance of the CPR patient's thoracic cavity on the basis of the input force and the acceleration data as illustrated in FIG.

CPR시술자가 CPR 보조기구(200)를 이용하여 환자에 대해 CPR을 시행하는 경우, 입력부(170)를 통해 구동 명령을 입력하여 CPR 보조기구(200)에 내장된 기계적 임피던스 감시 시스템(100)을 구동시키고서, 압박판(220)을 환자의 흉부에 밀착한 상태로 압박을 가하여 CPR을 시행한다. 이때, CPR 보조기구(200)에 내장된 기계적 임피던스 감시 시스템(100)은, 압력센서(110)에 의해 측정되는 힘(압박력)과 가속도센서(120)에 의해 측정되는 압박에 따른 가속도에 의거하여, 상술한 바와 같이 CPR 환자 흉강의 기계적 임피던스를 산출하여 표시부(160)를 통해 CPR 시술자에게 보여줌으로써 시행중인 CPR의 질을 확인시켜 주어서 CPR 시행에 도움을 주게 된다.When the CPR practitioner performs CPR on the patient using the CPR assist device 200, a driving command is inputted through the input unit 170 to drive the mechanical impedance monitoring system 100 built in the CPR assist device 200 CPR is performed by pressing the compression plate 220 in close contact with the patient's chest. At this time, the mechanical impedance monitoring system 100 incorporated in the CPR auxiliary mechanism 200 detects the mechanical impedance based on the force (pressing force) measured by the pressure sensor 110 and the acceleration due to the pressing measured by the acceleration sensor 120 , The mechanical impedance of the thoracic cavity of the CPR patient is calculated and displayed to the CPR practitioner through the display unit 160 as described above, thereby confirming the quality of the CPR being performed, thereby helping to implement the CPR.

상술한 바와 같이, 본 발명에 대한 구체적인 설명은 실시예에 의해 이루어졌지만, 상술한 실시예는 본 발명의 바람직한 예를 들어 설명하였을 뿐이기 때문에, 본 발명이 상기의 실시예에만 국한되는 것으로 이해되어져서는 아니 되며, 본 발명의 권리범위는 후술하는 청구범위 및 그 등가개념으로 이해되어져야 할 것이다.Although the preferred embodiments of the present invention have been described for illustrative purposes, those skilled in the art will appreciate that various modifications, additions and substitutions are possible, without departing from the scope and spirit of the invention as disclosed in the accompanying claims. And the scope of the present invention should be understood as the scope of the following claims and their equivalents.

100; CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템
110; 압력센서
120; 가속도센서
130; ADC(Analog to Digital Converter)
150; MPU(Micro Processsing Unit)
160; 표시부
170; 입력부100; Mechanical impedance monitoring system during CPR
110; Pressure sensor
120; Acceleration sensor
130; ADC (Analog to Digital Converter)
150; MPU (Micro Processing Unit)
160; Display portion
170; Input

Claims (7)

CPR(Cardiopulmonary Resuscitation)시에 환자의 압박부에 가해지는 힘을 측정하는 압력센서와;
CPR시에 환자의 압박부에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하는 가속도센서와;
상기 압력센서로부터 인가되는 아날로그 타입의 힘 데이터를 디지털 타입으로 변환하고, 상기 가속도센서로부터 인가되는 아날로그 타입의 가속도 데이터를 디지털 타입으로 변환하는 ADC(Analog to Digital Converter)와;
내장된 프로그램에 의거하여 CPR환자 흉강의 특성 및 변화를 나타내는 기계적 임피던스를 산출하되,상기 ADC를 통해 입력된 힘 데이터와 가속도 데이터를 이용하여 상기 기계적 임피던스를 산출하는 MPU(Micro Processing Unit)와;
상기 MPU에 의해 산출된 상기 기계적 임피던스를 표시하는 표시부와;
수동 조작에 따라 구동 명령을 상기 MPU에 입력하는 입력부를 포함하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 시스템.
A pressure sensor for measuring a force applied to the pressing portion of the patient at the time of CPR (Cardiopulmonary Resuscitation);
An acceleration sensor for measuring an acceleration due to a pressure applied to the pressing portion of the patient at the time of CPR;
An ADC (Analog to Digital Converter) for converting analog type force data applied from the pressure sensor into a digital type and converting the acceleration data of the analog type applied from the acceleration sensor to a digital type;
An MPU (Micro Processing Unit) for calculating a mechanical impedance representing a characteristic and a change of a CPR patient thoracic cavity based on a built-in program, using the force data and the acceleration data inputted through the ADC to calculate the mechanical impedance;
A display unit for displaying the mechanical impedance calculated by the MPU;
And an input unit for inputting a drive command to the MPU according to a manual operation.
MPU가 압력센서에 의해 CPR환자에 가해지는 힘을 측정하고, 가속도센서에 의해 CPR환자에 가해지는 압박에 따른 가속도를 측정하는 단계와;
MPU가 힘의 최대점과 주기를 검출하여 CPR환자에 대한 압박빈도를 계산하되, 힘의 크기의 최대점과 최대점 사이의 데이터 개수(N)와, 데이터의 시간 간격을 곱하여 상기 압박빈도를 계산하는 단계와;
MPU가 압박빈도에 동기화된 cos 및 sin 파형을 생성하여서, CPR과 같은 주기를 가진 cos 및 sin 파형을 생성하는 단계와;
MPU가 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하되, 상기 생성한 cos 파형 및 sin 파형과 상기 측정한 힘과 가속도값을 컨벌루션(convolution) 연산함으로써 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계와;
MPU가 상기 계산된 주파수 영역에서의 힘과 가속도를 이용하여 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 단계와;
MPU가 상기 계산된 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 표시부에 표시하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
Measuring a force applied to the CPR patient by the pressure sensor by the MPU and measuring an acceleration due to the pressure applied to the CPR patient by the acceleration sensor;
The MPU calculates the pressure frequency for the CPR patient by detecting the maximum point and period of the force and calculates the pressure frequency by multiplying the number of data (N) between the maximum point and the maximum point of the force by the time interval of the data ;
The MPU generates cos and sin waveforms synchronized to the compression frequency to generate cos and sin waveforms having the same period as CPR;
The MPU calculates the magnitude and phase of the force in the frequency domain, the magnitude and phase of the acceleration, and convolates the generated cosine waveform and sine waveform with the measured force and acceleration value, Calculating magnitude and phase, acceleration magnitude and phase;
Calculating the mechanical impedance of the CPR patient thoracic cavity using the force and acceleration in the calculated frequency domain;
And the MPU displays the calculated mechanical impedance of the patient's thoracic cavity on the display unit.
제2항에 있어서,
상기 압박빈도에 동기화된 cos 및 sin 파형을 생성하는 단계에서 하기의 수학식1과 같은 cos 파형과 하기의 수학식2와 같은 sin 파형을 생성하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
[수학식 1]
Figure pat00021

[수학식 2]
Figure pat00022

수학식1 및 수학식2에서, f1(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 cos 파형이고, f2(t)는 압박 주기와 동기화하여 생성된 sin 파형이고, t는 시간이고, Period는 흉부압박의 주기 또는 데이터의 측정시간이고, ts는 샘플링 주기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이다.
3. The method of claim 2,
And generating a cosine waveform as shown in Equation (1) and a sin waveform as shown in Equation (2) in the step of generating cos and sin waveforms synchronized with the compression frequency.
[Equation 1]
Figure pat00021

&Quot; (2) "
Figure pat00022

In Equation (1) and Equation (2), f1 (t) is a cosine waveform generated in synchronization with the compression period, f2 (t) is a sin wave generated in synchronization with the compression period, t is time, , Ts is a sampling period, N is the number of one week period data, and n is each data number of one week period data.
제2항에 있어서,
상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, CPR 주기에 해당하는 각속도 ω에서 압력센서에 의해 측정한 힘 F(ω)와 가속도센서에 의해 측정한 가속도 a(ω) 성분을 하기의 수학식 3 및 수학식 4와 같이 계산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
[수학식 3]
Figure pat00023

[수학식 4]
Figure pat00024

수학식3, 4에서, ω는 압박주기의 각속도이고, F(ω)는 각속도 ω 성분의 힘이고, a(ω)는 각속도 ω 성분의 가속도이고, F(n)은 힘에 대한 측정 데이터이고, a(n)은 가속도에 대한 측정 데이터이다.
3. The method of claim 2,
The step of calculating the magnitude and the phase of the force in the frequency domain and the magnitude and the phase of the acceleration include calculating a relationship between a force F (?) Measured by a pressure sensor at an angular velocity? Corresponding to the CPR cycle and an acceleration a (?) is calculated as shown in Equation (3) and Equation (4) below.
&Quot; (3) "
Figure pat00023

&Quot; (4) "
Figure pat00024

In Equations (3) and (4), ω is the angular velocity of the compression period, F (ω) is the force of the angular velocity ω component, a (ω) is the acceleration of the angular velocity ω component, F (n) , and a (n) are measurement data on acceleration.
제4항에 있어서,
상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, 힘의 크기와 위상을 하기의 수학식 5, 6과 같이 계산하는 단계 를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
[수학식 5]
Figure pat00025

[수학식 6]
Figure pat00026

수학식5, 6에서, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, F(n)은 힘에 대한 측정데이터이고, f1(n)은 상기 cos 파형과 동기화된 힘 데이터이고, f2(n)은 상기 sin 파형과 동기화된 힘 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이다.
5. The method of claim 4,
The step of calculating the magnitude and phase of the force in the frequency domain and the magnitude and phase of the acceleration may further include calculating the magnitude and phase of the force as shown in Equations (5) and (6) below. A method of monitoring a mechanical impedance of a semiconductor device.
&Quot; (5) "
Figure pat00025

&Quot; (6) "
Figure pat00026

F (n) is the measurement data for the force, and f1 (n) is the magnitude of the cosine waveform and f1 (n) is the magnitude of the force. F2 (n) is force data synchronized with the sinusoidal waveform, n is each data number of one week period data, and ∠F (ω) is the phase of the force.
제4항 또는 제5항에 있어서,
상기 주파수 영역에서의 힘의 크기와 위상, 가속도의 크기와 위상을 계산하는 단계는, 가속도의 크기와 위상을 하기의 수학식 7, 8과 같이 계산하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
[수학식 7]
Figure pat00027

[수학식 8]
Figure pat00028

수학식7, 8에서, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, N은 1주기간 데이터의 수이고, a(n)은 가속도에 대한 측정데이터이고, a1(n)은 상기 cos파형과 동기화된 가속도 데이터이고, a2(n)은 상기 sin파형과 동기화된 가속도 데이터이고, n은 1주기간 데이터 중 각각의 데이터 번호이고, ∠a(ω)는 각속도의 위상이다.
The method according to claim 4 or 5,
The step of calculating the magnitude and phase of the force and the magnitude and phase of the force in the frequency domain may further include calculating the magnitude and phase of the acceleration as shown in Equations (7) and (8) below. A method of monitoring a mechanical impedance of a semiconductor device.
&Quot; (7) "
Figure pat00027

&Quot; (8) "
Figure pat00028

(N) is the measurement data for the acceleration, and a1 (n) is the measurement data for the acceleration waveform, and a1 (n) (N) is the synchronized acceleration data, a2 (n) is the acceleration data synchronized with the sine waveform, n is the data number of each one-week period data, and ∠a (ω) is the phase of the angular velocity.
제2항에 있어서,
상기 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 단계는, 하기의 수학식9, 10와 같이 CPR환자 흉강의 기계적 임피던스를 계산하는 것을 특징으로 하는 CPR시의 기계적 임피던스 감시 방법.
[수학식 9]
Figure pat00029

[수학식 10]
Figure pat00030

수학식9, 10에서, ｜Z(ω)｜는 흉강의 기계적 임피던스의 크기이고, ω는 압박주기의 각속도이고, ｜F(ω)｜는 힘의 크기이고, ｜a(ω)｜는 가속도의 크기이고, ∠Z(ω)는 흉강의 기계적 임피던스의 위상이고, ∠F(ω)는 힘의 위상이고, ∠a(ω)는 가속도의 위상이다.3. The method of claim 2,
Wherein the step of calculating the mechanical impedance of the thoracic cavity of the CPR patient calculates the mechanical impedance of the thoracic cavity of the CPR patient according to the following equations (9) and (10).
&Quot; (9) "
Figure pat00029

&Quot; (10) "
Figure pat00030

Is the magnitude of the mechanical impedance of the chest cavity, ω is the angular velocity of the compression period, F (ω) | is the magnitude of the force, and | a (ω) ∠Z (ω) is the phase of the mechanical impedance of the thoracic cavity, ∠F (ω) is the phase of the force, and ∠a (ω) is the phase of the acceleration.
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