NO310137B1 - System for å måle og analysere HLR parametere for anvendelse med og av en ekstern defibrillator - Google Patents

Description

Foreliggende oppfinnelse angår system for å måle og analysere Hjerte-Lunge-Redning (HLR) parametere for anvendelse med og av en ekstern defibrillator, som angitt innledningen til krav 1.

Med ekstern defibrillator menes alle typer defibrillatorer som benytter elektroder som festes på pasientens brystkasse, slik som for eksempel nevn i PCT publikasjonen WO 99/24244. Defibrillatorens betjeningsorganer er vanligvis noen få trykknapper og indikatorer.

Ved opplæring og trening i bruk av en defibrillator som måler og analyserer HLR parametre med dertil talemeldinger vil ikke defibrillatoren kunne kobles på mennesker fordi HLR skal bare utføres på livløse personer. I all opplæring av HLR benyttes derfor egne dukker som er spesiallaget for formålet. Mange av disse dukkene har sensorer som registrerer HLR-parametre. Ved å kommunisere disse parametrene fra dukken til en reell defibrillator vil opplæring og trening kunne foregå under realistiske betingelser.

Bruk av defibrillator ved hjertestans har i en årrekke vært anerkjent som eneste kurative behandling. Defibrillering innebærer avlevering av en relativt høyenergi elektrisk puls s (defibrillator-sjokk) gjennom elektroder tilkoplet pasientens brystkasse. Elektrodene finnes i mange forskjellige utførelser men i hovedsak kan de deles inn i to: "Paddles" er elektroder som holdes manuelt på brystkassen. "Pads" er elektroder med lim som festes på brystkassen og som benytter en elektrisk ledende polymer for å skape god elektrisk kontakt med huden.

Eksterne defibrillatorer benytter elektrodene både til å avlevere det elektriske sjokket, til å måle pasientens EKG og til eventuell impedansmåling. Hensikten med impedansmålingen er å fastslå graden ev elektrisk kobling mellom elektrodene. Dersom impedansen er nær null, tyder dette på kortslutning mellom elektrodene. Motsatt, dersom impedansen er høy, tyder dette på at elektrodene ikke har tilstrekkelig kontakt. Noen defibrillatortyper benytter impedansmåling til å dimensjonere spenning og tid for utlading av defibrillatorsjokket slik at avlevert energi til pasienten blir tilnærmet lik ønsket energi.

Defibrillering kan i sin natur innebære fare for de som behandler pasienten dersom de skulle berøre pasienten eller på andre måter komme i kontakt med elektrodene. Derfor innbefatter rutinene for bruk at alle må være klar av pasienten før sjokk kan gis. En defibrillator vil avgi talemeldinger for å få bruker og en eventuell assistent til å følge rutinene.

Tradisjonelt har defibrillering vært en behandling som kun ble utført på sykehus av høyt utdannet personell. De siste ti årene har det blitt utviklet automatiserte defibrillatorer som er blitt svært mye enklere å betjene og dermed har blitt tatt i bruk utenfor sykehus, i første rekke av ambulansetjenesten. Vi ser også en tydelig trend der defibrillatoren brukes av legfolk før ambulansetjenesten kommer fram til pasienten. Med legfolk menes her først og fremst brannfolk, politifolk, vakter, crew i passasjerfly. Felles for denne gruppen er at de er ikke-medisinske av profesjon.

Utviklingen går i retning av at såkalte risikopasienter, f. eks pasienter som venter på hjerteoperasjon, kan ha en defibrillator i hjemmet, og som kan betjenes av personer i familien eller i nærmiljøet ved en akutt situasjon. Sammen med opplæring av familien i HLR gir skaper dette en ekstra god og målrettet beredskap, og som dessuten gir en ekstra trygghet for pasienten.

Gjenoppliving etter hjertestans er dessverre ikke vellykket for alle. Når hjertestans inntreffer vil utfallet blant annet være avhengig av alle ledd i kjeden som redder liv. Disse leddene er : Tidlig varsling av hjelpeapparatet, tidlig HLR, tidlig defibrillering og tidlig avansert HLR. Den behandlingen som pasienten først får er den viktigste. For pasienten er det avgjørende at ikke bare behandlingen kommer i gang så fort som mulig, men også at behandlingen er så effektiv og virkningsfull som mulig. I de tilfellene hvor hjertet ikke begynner å slå etter de 3 første sjokkene gitt med en defibrillator, skal det i følge behandlingsprotokollen gis 1 minutt med HLR. Hensikten med HLR er a tilføre hjertemuskelen blodsirkulasjon som øker den elektriske aktiviteten i hjertet, og som igjen øker sannsynligheten for at et elektrosjokk fra en defibrillator får hjertet i gang igjen. For en del pasienter er det altså avgjørende at HLR utføres effektivt og riktig. Det å betjene en automatisert defibrillator er temmelig enkelt, idet defibrillatorer i dag bruker talemeldinger til å instruere brukeren, og apparatet har normalt ikke flere enn 2 knapper som skal betjenes. Det å utføre HLR korrekt er derimot temmelig vanskelig for den uerfarne, idet dette betinger at brukeren behersker metoden og har innøvd psyko-motoriske ferdigheter.

Det er etterhvert blitt vanlig både i utlandet og i Norge at en akutt-medisinsk kommunikasjonssentral (AMK) veileder brukeren i å utføre førstehjelp herunder HLR i påvente av at ambulansen skal komme frem. Dette betinger at en telefon er tilgjengelig der hvor pasienten er, og at telefonen fortrinnsvis er høyttalende slik at brukeren kan konsentrere seg om pasienten og slippe å holde i telefonen. Det er imidlertid en klar svakhet at AMK ikke får konsis og kvantitativ tilbakemelding om hva som foregår, men må forsøke å tolke situasjonen best mulig basert på informasjon via telefonen.

EP 183462 viser et eksempel på slik kjent teknikk hvor det er beskrevet et apparat for hjelp ved hjerte-lunge-redning, hvor det er anordnet taster for å skrive inn informasjon angående pasienten. Apparatet genererer talemeldinger for å gi informasjon om hvordan man skal gjenopplive pasienten med f. eks. munn-munn-metode og hjertekompresjon. Dette apparatet er tungvint å bruke og er ikke egnet ved situasjoner hvor det kreves en hurtig handling.

Foreliggende oppfinnelse har til hensikt å tilveiebringe et system som muliggjør at en person med begrensete kunnskaper og ferdigheter kan utføre HLR mer korrekt, effektivt og effektfullt, slik at pasienten får bedre behandling og derved større sannsynlighet for å overleve.

Dette tilveiebringes ved hjelp av et system av den innledningsvis nevnte art hvis karakteristiske trekk fremgår av krav 1. Ytterligere trekk ved foreliggende oppfinnelse fremgår av de øvrige uselvstendig kravene.

Informasjonen tilveiebrakt med foreliggende oppfinnelse anvendes av en defibrillator for å gi korrigerende talebeskjeder til brukeren. I tillegg kan denne informasjonen sendes til en akuttmedisinsk kommunikasjonssentral (AMK), som tolker situasjonen og kan veilede brukeren ved gjenopplivningsforsøket. Videre vil den innsamlede informasjonen bidra til å dokumentere behandlingen, noe som igjen er viktig med tanke på kvalitetssikring og optimalisering av behandlingen.

I det påfølgende skal oppfinnelsen beskrives nærmere med henvisning til tegningene hvor:

Fig. 1 viser skjematisk en person med en defibrillator tilkoblet.

Fig. 2 viser skjematisk et prinsipielt kretsdiagram over en trykkfølsom pute. Fig. 3 viser skjematisk systemet i følge oppfinnelsen med oppkobling mot en nødsentral og et mulig skjermbilde over informasjonen overført til sentralen..

Fig. 4 viser et skjematisk blokkdiagram systemet i følge oppfinnelsen

Fig. 5 viser signaler som er målt ved gjennoppliving på gris, hvor den øvre kurven viser signalet proporsjonalt med impedansendringen og den nedre kurven viser signalet proporsjonalt med nedtrykkingen av brystkassen.

På fig. 1 er vist en trykkfølsom pute 4 samt elektroder 3 festet til pasients brystkasse. Puten 4 kan på sin overside være forsynt med en veiledningsinstruksjon (skriftmelding og figur) som forteller brukeren hvorledes puten 4 skal plasseres, for eksempel i forhold pasients brystvorter. Puten 4 utgjør en markering for hvor hendene til livredderen skal plasseres for bryst-kompresjon samt virker som en kraftmåler. Puten 4 vil gi et elektrisk signal til defibrillatoren 1, som tilsvarer påført trykk (kraft). Puten 4 er festet elektrisk ledende til pasientens brystkasse og er plassert over pasientens hjerte og danner signalreferanse (nullpunkt, jording) for defibrillatorens EKG-signal måling. En slik forbindelse forbedrer EKG-signalkvaliteten ved at signalforstyrrelser reduseres idet ladningsutjevning mellom defibrillatoren og pasienten kan foregå gjennom nullpunktet i stedet for gjennom måleelektrodene.

Fig. 2 viser prinsippene ved trykkputen, hvor trykkputen består av en indre kjerne 7 av et elektrisk ledende skum eller elektrisk ledende silikon eller andre praktiske kraftsensorer. Siden som er vendt mot pasientens legeme består av en metall folie 5, for å sikre en jevn fordeling av strømmen over arealet, med et elektrisk ledende klebemiddel mot pasientens hud. Oversiden av trykkputen består av en metallfolie 6, for å sikre jevn strøm, med nevnte påtrykket skriftmelding.

Fordi trykk på puten endrer på impedansen gjennom puten, vil en tilnærmet konstant påtrykket strøm gi variabel spenning inn til defibrillatorens (1) prosessorenhet 20.1 sin enkleste form vil en tilnærmet konstant strøm kunne oppnås ved hjelp av en serieimpedans som er vesentlig større enn impedansen gjennom trykkputen.

Standard defibrillator-elektroder 3 anvendes av impedansystemet 13 for å måle thorax (brystkassens) impedans, av EKG målesystemet 12, og av høyspenningssystemet 14 for å levere det elektriske sjokket til pasienten. Thoraximpedansen måles normalt ved å tilføre en tilnærmet konstant vekselstrøm mellom defibrillator-elektrodene 3 og samtidig måle vekselspenningen mellom elektrodene 3, som er proporsjonal med impedansen (impedans ganger tilført strøm er lik spenningen). Den foretrukne frekvensen er 30 kHz, men frekvenser fra 0,1 kHz til 100 kHz kan anvendes. Frekvensen på 30 kHz er foretrukket fordi impedansen som kan måles ved denne frekvensen er nær den impedansen som bestemmer strømmen ved utlading av defibrillator-sj okket. En endring av impedanssignålet, det vil si endringen i vekselspenningen målt mellom elektrodene gitt en tilnærmet konstant vekselstrøm mellom elektrodene, brukes for å beregne HLR-parametere. Ved lungeinnblåsing øker thoraximpedansen ved at strømvegen forlenges. Ved brystkompresjon viser forsøk på gris at thoraximpedansen også øker, men at økningen er vesentlig mindre enn ved lungeinnblåsning. Når HLR utføres etter retningslinjene, vil det gis 2 innblåsninger, hver med varighet 1,5 til 2 sekunder, etterfulgt av en kort pause idet livredderen endrer posisjon, så 15 brystkompresjoner hvor raten skal være rundt 100/min, så igjen en kort pause idet livredderen endrer posisjon for å gi lungeinnblåsning. Ved å utnytte dette mønsteret av sekvensielle handlinger, hvor de sekvensielle handlingene er karakteristisk forskjellige, kan en analyse av impedanssignalet i defibrillatoren 1 avlede følgende HLR-parametere: Innblåsingsforekomst og innblåsingstid, brystkompresjonforekomst og brystkompresjonsrate, jfr. fig. 3 hvor en skjerm 10 viser henholdsvis EKG, innblåsing, kompresjon over tid; og jfr fig. 5 øverste kurve som illustrerer hvordan lungeinnblåsing og brystkompresjon påvirker impedansen mellom elektrodene.

Defibrillatoren 1 har også driver og sensorelektronikk for den trykkfølsomme puten (elektroden) 4, idet defibrillatoren 1 er koblet til elektrodene 3 og nevnte pute 4 via en ledning 2. Signalet fra den trykkfølsomme puten 4 forsterkes og filtreres før det tilføres en analog/digitalomformer for videre analyse og utledning av HLR-data slik som kompresjonsrate og kompresjonskraft.

Defibrillatoren 1 inneholder en algoritme, som f. eks. kan være en tabell over standardiserte parametere, som basert på sammenligning med målte HLR-parametere aktiverer en taleavgivelseinnretning som gir melding om HLR-feil og som medvirker til øket kvalitet på HLR ved å gi melding om riktig brystkompresjons-størrelse, innblåsingstid, overgang fra innblåsing til brystkompresjon og tilbake til innblåsing osv..

De her beskrevne algoritmer kan være i form av dataprogram som sammenligner målte parametere med standardiserte behandlingsmetoder i følge ILCOR hhv. JAMA.

Defibrillatoren skal etter retningslinjene bare benyttes på personer som er livløse. Behandlingen består av vekselvis defibrillering (sjokk) og HLR etter følgende mønster: Gi 3 sjokk, deretter 1 minutt med HLR, så 3 nye sjokk osv. HLR består i å gi 2 innblåsninger, deretter 15 brystkompresjoner, så 2 nye innblåsninger osv.

Følgende oversikt er typiske situasjoner som defibrillatoren kan måle og ved hjelp av talemeldinger søke å veilede brukeren med:

Defibrillatoren kan også starte en hørbar metronom til å veilede brukeren til å holde en bestemt kompresjonstakt. Dette kan være ønskelig dersom brystkompresjonen skaper forstyrrelser inn på EKG-signalet. Ved at det holdes en bestemt takt, er det lettere å filtrere bort forstyrrelsene idet disse da ligger innenfor et smalere spektrum.

Defibrillatoren kan også inneholde også en algoritme som beregner medianfrekvensen og den spektrale flatheten til det filtrerte EKG-signalet og kombinerer de to til en vektor, hvis positive endring i størrelse sammenlignes med en terskelverdi. Dersom den beregnede parameteren er under terskelnivået vil defibrillatoren 1 tilråde at kompresjonskraften økes noe. Terskelnivået er satt slik at det sikres raskest mulig positiv endring.

Defibrillatoren 1 kan også inneholde også en algoritme som beregner medianfrekvensen og den spektrale flatheten til det filtrerte EKG-signalet og kombinerer de to til en vektor, hvis størrelse sammenlignes med en terskelverdi. Når den beregnede vektorene er under terskelnivået vil defibrillatoren 1 tilråde HLR, ellers vil den tilråde defibrillering. Terskelnivået er satt slik at det sikres best mulig sannsynlig tilbakevending til spontan sirkulasjon.

Innsamlet data, som EKG, ventilasjonsdata, og HLR-informasjon og øvrige målt data med hensyn til pasientens tilstand og utført aktivitet på pasienten i løpet av behandlingen kan isteden for at den overføres til en kommunikasjonssentral eller i tillegg til overføringen lagres i et lager 19, hvor dataen senere kan hentes ut via f eks. en PC for nærmere vurdering av foretatte HLR'er.

Defibrillatoren 1 kan videre være utstyrt med en sender-mottaker innretning 18, som med en radiofrekvens-forbindelse kobler seg opp via f. eks en mobiltelefon eller et modem og logger seg på en datamaskin 11 (jf. fig. 3) hos AMK idet apparatet slås på. Etter tilkoblingen vil defibrillatoren 1 identifisere seg og kontinuerlig sende forskjellig data som EKG-signal, bryst kompresjonsdata og innblåsingsdata, som vises på en skjerm 10 i overvåkningssentralen. Videre vil det etableres en taleforbindelse med overvåkningssentralen slik at brukeren av defibrillatoren 1 vil kunne kommunisere via en mikrofon 16 og en høytaler 15 (jfr. fig 4) med nødstasjonens operatør 9. Defibrillatoren vil også kunne motta kommandoer fra nødsenteret. Ved en slik talekommunikasjon vil f. eks nødsentralens operatør ønske om tale medføre en sperre for alle meldinger fra defibrillatoren med unntak av de meldingene som styrer sikkerheten til pasienten.

Denne kommunikasjonen vil gjøre operatøren i stand til å tolke og veilede livredderen i hans redningsarbeid. Videre vil tilstedeværelsen av AMK operatøren gjennom talekommunikasjonen bidra til å skape større trygghet for brukeren idet han eller hun skal utføre en svært kritisk livreddende førstehjelp. Som en egen sikkerhetsforanstalting kan systemet være satt opp slik at kun operatøren av nødsentralen kan avslutte kommunikasj onen.

Claims (8)

1. System for å måle og analysere HLR-parametere (hjerte-lunge-redning) for anvendelse med og av en ekstern defibrillator, karakterisert ved at defibrillatoren (1) er forbundet med sensorer som er innrettet til å gi informasjon om brystkompresjon og lungeinnblåsning, og at defibrillatoren (1) har en dataprossesseringsenhet (20) som er innrettet til ut i fra informasjonen fra sensorene å avlede parametre som karakteriserer utførelsen av HLR, og at defibrillatorens dataprossesseringsenhet (20) sammenligner HLR-parameterene med tilsvarende i defibrillatoren (1) lagrete parametre som uttrykker retningslinjene for anbefalt HLR, og at defibrillatorens dataprossesseringsenhet (20) er innrettet til å generere talemeldinger som et resultat av avviket mellom utført HLR og anbefalt HLR.

2. System ifølge krav 1, karakterisert ved at defibrillatoren (1) er forsynt med en senderinnretning (18) innrettet for å sette opp en radio forbindelse for dataoverføring og taleoverføring til en nødsentral via for eksempel et modem, GSM-telefon når defibrillatoren (1) aktiveres, at defibrillatoren (1) er forsynt med en mikrofon (16) og en høytaler (15) innrettet for talekommunikasjon mellom gjenopplivningsstedet og nødsentralen, at en mikrofon og en høreenhet (9) er anordnet i nødsentralen slik at en operatør i nødsentralen kan gripe inn og veilede gjenopplivningsforsøkene ved de kritiske fasene etter elektrosjokk, og at nødsentralen er utstyrt med en skjermenhet (10) innrettet til å vise avledede parametere ved gjenopplivningsstedet.

3. System ifølge krav 1-2, karakterisert ved at en sensor for brystkompresjon utgjøres av en trykkfølsom elektrode (4) som virker som en kraftmåler, og at den trykkfølsomme elektroden (4) på sin overside er forsynt med en veiledningsinstruksjon som forteller brukeren hvorledes elektroden (4) skal plasseres, for eksempel i forhold til pasients brystvorter, og utgjør samtidig en markering for hvor hendene til livredderen skal plasseres for brystkompresjon.

4. System ifølge krav 1-3, karakterisert ved at sensor for lungeinnblåsning er et impedansmålesystem bestående av defibrillatorens elektroder (3), der defibrillatoren (1) tilfører en tilnærmet konstant vekselstrøm til pasienten, idet strømvegen er mellom defibrillatorens elektroder (3) som er festet til pasientens brystkasse, hvor strømmen gjennom impedansen mellom elektrodene genererer en spenning mellom elektrodene (3), og at defibrillatoren (1) er innrettet til å måle denne spenningens endring, hvor endringen er forårsaket av impedansendringer som skyldes lungeinnblåsning og brystkompresjon.

5. System ifølge krav 4, karakterisert ved at defibrillatoren (1) er innrettet til å analysere signaler fra nevnte impedansmålesystem for utledning av innblåsningsforekomst og innblåsningstid, brystkompresjonsforekomst og brystkompresjonsrate, idet lunge innblåsing og brystkompresjon medfører impedansendringer, og at defibrillatorens (1) dataprosseringsenhet (20) er innrettet til å skille mellom lungeinnblåsning og brystkompresjon ved de karakteristiske forskjeller i signalendringene forårsaket av brystkompresjon hhv. lungeinnblåsning.

6. System ifølge krav 4 og 5 karakterisert ved at det som eksitasjonssignal for impedansmålesystemet anvendes en vekselstrøm med frekvens mellom 0,1 og 100 kHz, fortrinnsvis er frekvensen på 30 kHz.

7. System ifølge hvilket som helst et av kravene 1-6, karakterisert ved at defibrillatorens (1) dataprosseirngsenhet (20) er innrettet til å beregne ved hjelp av en algoritme medianfrekvensen og den spektrale flatheten til defibrillatorens EKG-signal og kombinerer de to til en vektor, hvis størrelse utgjør en parameter, og at defibrillatorens (1) dataprosseirngsenhet (20) er innrettet til å sammenligne nevnte parameter med en terskelverdi, slik at når den beregnede parameteren er under terskelverdien vil defibrillatorens (1) dataprosseirngsenhet (20) tilråde HLR, ellers vil den tilråde defibrillering.

8. System i følge krav 1, karakterisert ved at - defibrillatoren (1) er innrettet til å lagre signalene fra sensorene som gir informasjon om brystkompresjon og lungeinnblåsning i et datalager (19), og at defibrillatoren (1) er innrettet til å overføre denne informasjonen til eksternt utstyr som f. eks en skriver eller datamaskin.