專利名稱：通過血管流動(dòng)測(cè)量指導(dǎo)的cpr的制作方法
M^L管流動(dòng)測(cè)量指導(dǎo)的CPR
本發(fā)明通常涉及心臟復(fù)蘇領(lǐng)域，更具體地說涉及通過測(cè)量脈管血流來 指導(dǎo)對(duì)心肺復(fù)蘇(CPR)的施予。
在緊急情況下以及在手術(shù)過程中，對(duì)于問題的診斷和對(duì)該問題確定適 當(dāng)?shù)闹委煼椒ㄟ@兩者而言，對(duì)患者血流狀態(tài)的評(píng)估都是必不可少的。典型 地通過觸診患者頸部并感測(cè)由于患者頸動(dòng)脈體積變化所引起的可觸知的壓 力變化來檢測(cè)患者體內(nèi)心臟脈搏的存在。當(dāng)心臟在心跳期間心室收縮時(shí)， 壓力波傳送到患者的整個(gè)外周循環(huán)系統(tǒng)。頸動(dòng)脈脈搏波隨著收縮期心室射 血而升高且在來自心臟的壓力波達(dá)到最大值時(shí)上升到峰值。當(dāng)壓力向著脈 搏末端下沉?xí)r頸動(dòng)脈脈搏再次減少。
患者體內(nèi)缺失可檢測(cè)的心臟脈搏是心臟停搏的強(qiáng)有力指標(biāo)。心臟停搏 是一種危及生命的身體狀況，在這種狀況中患者的心臟不能提供維持生命 的血流。在心臟停搏期間，心臟的電活動(dòng)可能紊亂(心室纖顫)、過快(室 性心動(dòng)過速)、缺失(心臟停搏)、或者在正?；蚓徛男穆氏率怯袟l理的 但不產(chǎn)生血流(無脈電活動(dòng))。
將要給沒有可檢測(cè)脈搏的患者提供的治療形式，部分地依賴于對(duì)患者 心臟狀況的評(píng)估。例如，護(hù)理員可以向經(jīng)受心室纖顫(VF)或者室性心動(dòng) 過速(VT)的患者施加除顫電擊，以停止非同步或快速電活動(dòng)并允許恢復(fù) 到灌注節(jié)律。具體而言，通過經(jīng)由放置在患者胸部表面上的電極向患者的 心臟施加強(qiáng)電擊來提供外部除顫。如果患者缺少可檢測(cè)的脈搏并且正在經(jīng) 受心臟停搏或者無脈電活動(dòng)(PEA)，則不能應(yīng)用除顫但護(hù)理員可以執(zhí)行心 肺復(fù)蘇(CPR)，這能使一些血液在患者體內(nèi)流動(dòng)。
在向患者提供諸如除顫或CPR的治療之前，護(hù)理員必須首先確認(rèn)患者 是處于心臟停搏狀態(tài)。通常，外部除顫僅適用于昏迷、窒息、無脈搏、且 處于VF或者VT狀態(tài)的患者。醫(yī)療指引指出應(yīng)在10秒之內(nèi)確定患者體內(nèi) 存在或缺失心臟脈搏。例如，美國心臟協(xié)會(huì)關(guān)于心肺復(fù)蘇(CPR)的協(xié)議
要求保健專業(yè)人員在五到十秒內(nèi)評(píng)估患者的脈搏。脈搏的缺少是外部胸部 按壓開始的指示。盡管對(duì)有意識(shí)的成人進(jìn)行評(píng)估脈搏看似簡單，但這卻是 基礎(chǔ)生命支持評(píng)估序列中最常見的失敗因素，這可能歸結(jié)于各種原因，例 如缺乏經(jīng)驗(yàn)、不良的界標(biāo)、或者在找到或沒有找到脈搏中的誤差。不能精
確地檢測(cè)脈搏的存在或者缺失將在向患者提供或不提供CPR或者除顫治療 時(shí)導(dǎo)致對(duì)患者不利的治療。
通常使用心電圖(ECG)信號(hào)來確定是否應(yīng)當(dāng)施加除顫電擊。然而， ECG信號(hào)不能單獨(dú)地確定護(hù)理員可能會(huì)遇到的某些節(jié)律，例如，無脈電活 動(dòng)。這些節(jié)律的診斷需要除由ECG信號(hào)所指示的心肌電活動(dòng)之外支持缺少 灌注的證據(jù)。
因而，為了使救援人員能迅速確定是否應(yīng)向患者提供治療，需要開發(fā) 一種集成的系統(tǒng)，該系統(tǒng)應(yīng)能夠迅速、方便地分析患者的脈搏、血流的數(shù) 值、以及也許是ECG信號(hào)以便正確地確定患者動(dòng)脈中是否存在脈動(dòng)血流。
在救援人員是未經(jīng)訓(xùn)練和/或無經(jīng)驗(yàn)的人的情況下或者系統(tǒng)中，例如設(shè) 計(jì)用于在美國專利No.6，575，914 (Rock等人)描述的系統(tǒng)的救援人員的情 況這種需要尤其急迫。'914號(hào)專利與本發(fā)明歸屬于相同的受讓人并且其全 部內(nèi)容以引用方式并入本文中。'914號(hào)專利公開了一種自動(dòng)體外除顫器 (AED)(在下文中，AED和半自動(dòng)體外除顫器一SAED—將統(tǒng)稱為AED)， 其能夠由首先做出反應(yīng)的很少或者根本沒有醫(yī)療訓(xùn)練的護(hù)理員使用以確定 是否向昏迷的患者施加除顫。
RockAED具有除顫器、用于發(fā)送和接收多普勒超聲信號(hào)的傳感器板、 用于獲取ECG信號(hào)的兩個(gè)傳感器板、以及接收和評(píng)估多普勒和ECG信號(hào) 以確定除顫對(duì)患者是否合適(即，是否存在脈搏)或者諸如CPR的另一治 療形式是否合適的處理器。多普勒板固定到患者頸動(dòng)脈上的皮膚以感測(cè)頸 動(dòng)脈脈搏，頸動(dòng)脈脈搏是脈動(dòng)血流充分的關(guān)鍵指標(biāo)。具體來說，RockAED 中的處理器對(duì)多普勒信號(hào)進(jìn)行分析以確定是否存在可檢測(cè)到的脈搏，并對(duì) ECG信號(hào)進(jìn)行分析以確定是否存在"可電擊的節(jié)律"。例如參見圖7以及'914 號(hào)專利第6欄第60行至第7欄第52行的相關(guān)說明。RockAED中的處理器 通過將接收到的多普勒信號(hào)與所接收的多普勒信號(hào)統(tǒng)計(jì)學(xué)上適當(dāng)?shù)拈撝迪?比較以做出是否存在可檢測(cè)脈搏的決定。根據(jù)這兩個(gè)獨(dú)立分析的結(jié)果，處
理器確定是否建議除顫。
如果沒有建議除顫，則除顫器可以建議向患者施予CPR。當(dāng)除顫器是 由醫(yī)療專業(yè)人員操作時(shí)，該醫(yī)療專業(yè)人員將通常以適當(dāng)?shù)姆绞绞┯鐲PR。 然而，由于自動(dòng)除顫器可以由未經(jīng)醫(yī)療訓(xùn)練的外行操作，因此期望除顫器 能夠輔導(dǎo)外行救援人員正確地施予CPR。 CPR輔導(dǎo)可以集成到除顫器中， 如美國專利6，125，299 (Groenke等人)、美國專利6,351,671 (Myklebust等 人)和美國專利6,306,107 (Myklebust等人)所述。'299號(hào)專利和'671號(hào)專 利都描述了一種放置到患者胸部上并施加胸部按壓的力傳感器。該力傳感 器連接到除顫器上，其感測(cè)對(duì)胸部按壓所施加的力，并使用除顫器的可聽 提示指導(dǎo)救援人員"更用力"或者"更輕柔"或者"更快"或者"更慢" 地按壓。'107號(hào)專利描述了一種用加速計(jì)替代力傳感器的按壓板，其感測(cè) 胸部按壓的深度而不是其受力。當(dāng)CPR指引針對(duì)按壓的深度而不是所施加 的力(由于CPR按壓受到的胸部阻力不同，所施加的力并不總與按壓深度 相關(guān))時(shí)，該方法是優(yōu)選的。這些技術(shù)因?yàn)槠淞炕芰︶槍?duì)的是測(cè)量胸部 按壓(能使肺膨脹和收縮，從而至少使部分血液含氧)，所以對(duì)CPR輔導(dǎo) 而言是有效的。這些技術(shù)并不測(cè)量CPR的其它預(yù)期效果，而這些效果使得 至少一些血液循環(huán)。引導(dǎo)血液流向心肌可以增加心臟的電活動(dòng)，增加除顫 電擊恢復(fù)心律的可能性。引導(dǎo)血液流向腦部可以延長由于心阻塞引起不可 逆腦損傷之前的時(shí)間。因此，期望一種CPR測(cè)量系統(tǒng)，其除提供對(duì)肺的膨 脹和收縮測(cè)量外還提供對(duì)血液流向腦部的測(cè)量。
根據(jù)本發(fā)明的原理， 一種超聲換能器貼附到頸動(dòng)脈的上方并用于感測(cè) 施予CPR期間頸動(dòng)脈的血液運(yùn)動(dòng)的速度。對(duì)超聲信號(hào)進(jìn)行多普勒處理產(chǎn)生 一種或多種血流測(cè)量值，其用于指引CPR的施予。在示出的多個(gè)示例中， 血流測(cè)量值與其它測(cè)量值，例如胸部按壓的力或深度、胸部阻抗、或者ECG 數(shù)據(jù)結(jié)合使用以確定和指導(dǎo)有效應(yīng)用CPR。
在附圖中-


圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲傳感器條;
圖2a-2e示出了超聲傳感器條的換能器的不同特征和配置； 圖3a-3b示出了根據(jù)本發(fā)明原理的超聲傳感器條的換能器的傾角； 圖4a以方框圖的形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的生命體征監(jiān)測(cè)和 治療系統(tǒng)；
圖4b以方框圖的形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的具有脈搏檢測(cè)和
CPR指引的生命體征監(jiān)測(cè)和治療系統(tǒng)的一部分；
圖5示出了圖4除顫器系統(tǒng)的電極板和傳感器的應(yīng)用；
圖6a-6b示出了超聲傳感器條的換能器的順序操作的一個(gè)示例；
圖7-9示出了三個(gè)過程，其將血流感測(cè)與其它用于CPR指引的實(shí)測(cè)參
數(shù)相整合；
圖10-13示出了具有力傳感器的超聲傳感器條的多個(gè)示例，該力傳感
器用于提供超聲換能器和患者身體之間有適當(dāng)聲耦合的指」
首先參照?qǐng)D1，示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的超聲傳感器條10。該 傳感器條IO包括一排多對(duì)換能器1-5。在給定的傳感器條上可以使用任意 數(shù)目的換能器，通常數(shù)目在四到六個(gè)換能器的范圍內(nèi)。每對(duì)換能器元件(能 在連續(xù)波(CW)超聲模式下操作)包括發(fā)送元件(T。 L等)和接收元件 (R。 &等)當(dāng)發(fā)送元件發(fā)送波時(shí)，相應(yīng)的接收元件接收響應(yīng)于發(fā)送而返 回的回波。在該示例中，換能器元件未聚焦，并且單獨(dú)用以深度為1.5-2cm 和范圍為0.5-4cm的交迭進(jìn)行對(duì)準(zhǔn)，在上述范圍上發(fā)送束和接收束的孔重 疊，使得發(fā)送換能器元件產(chǎn)生的回波將由相應(yīng)的接收換能器元件接收。對(duì) 于脈搏波(PW)超聲操作而言，僅需要單個(gè)元件，該元件依次發(fā)射然后接 收。換能器封入柔性矩陣12中，該柔性矩陣12可以彎曲以符合要施加條 的皮膚表面的形狀。在所示的示例中，換能器分隔開l-2mm的距離，使得 矩陣中的換能器排可以彎曲。矩陣12保持換能器的對(duì)準(zhǔn)并且提供與身體之 間的電氣絕緣，并可以例如用硅酮或者RTV橡膠制造。從矩陣12延伸出 來的是耦合到換能器元件的作為電導(dǎo)線的電纜18，這將在下面進(jìn)行描述。 電纜18終止于連接器，該連接器連接到操作傳感器條10的監(jiān)測(cè)儀器。換 能器矩陣由襯底14所覆蓋，襯底14將傳感器條粘著于身體上。傳感器條 可以通過松緊帶、項(xiàng)圈或者Vdcro帶貼附到身體上。在所示的示例中，襯
底是在其皮膚接觸表面上具有膠粘劑16的膠帶或者其它天然或聚合材料。 換能器矩陣的皮膚接觸表面覆著一層能在矩陣12和身體之間提供良好聲耦 合的材料。該聲學(xué)材料可以是與膠粘劑16相同的材料，當(dāng)膠粘劑16具有 期望的聲學(xué)特性時(shí)，例如為吸附式電極的凝膠材料。聲學(xué)材料或者可包括 水凝膠材料或者粘性補(bǔ)片或者其它固體材料。
圖2a是換能器l-5的示例的側(cè)視圖。在該示例中，可以看出換能器元 件的頂端發(fā)送表面6是圓形的。在該示例中，換能器元件以25mm的曲率 半徑彎曲。圓形的發(fā)送表面能使發(fā)射的超聲發(fā)散從而能夠聲穿透更大面積 的身體，進(jìn)而增加了聲穿透靶血管的可能性并防止換能器元件之間存在任 何死區(qū)。作為使換能器形狀成圓形的替代方式，可以在平坦的發(fā)射面上使 用透鏡以能使發(fā)射的超聲發(fā)散。
圖2b示出了制于換能器1-5的電連接。換能器元件面對(duì)皮膚的發(fā)送表 面被電極22所覆蓋，為了安全起見將這些電極接地。單個(gè)電極22可以緊 接在單個(gè)元件上形成，然后借助于電纜18將電極22電連接到連接器20。 或者，電極22可以是一片連續(xù)的金屬箔或者其它柔性、導(dǎo)電材料(其覆蓋 多組或者全部的換能器元件)。元件背離皮膚表面的一側(cè)上具有信號(hào)電極 24。電纜18的導(dǎo)線連接到這些電極24以提供發(fā)送(驅(qū)動(dòng))信號(hào)并從換能 器元件返回接收的回波信號(hào)。圖2c是換能器元件的平面圖，示出了信號(hào)導(dǎo) 線連接的一個(gè)示例。在該示例中，所有的發(fā)送元件T,-T5—起進(jìn)行操作并都 電連接到電纜的一個(gè)導(dǎo)線18a上。接收元件RrR5各自進(jìn)行操作并連接到電 纜的單個(gè)導(dǎo)線18b上。這種配置使得能夠用同一發(fā)送波形同時(shí)驅(qū)動(dòng)所有發(fā) 送元件，而由在各自的接收位置處的接收元件RrRs接收所接收的回波。圖 2d是信號(hào)引線連接的另一個(gè)示例，其中由導(dǎo)線18a上的發(fā)送信號(hào)同時(shí)驅(qū)動(dòng) 所有的發(fā)送元件TrT5，而所有的接收元件RrR5電連接到一起并進(jìn)行串聯(lián)
式操作。所有接收元件RrRs在其各自位置接收的所有回波信號(hào)相結(jié)合并在 同一導(dǎo)線18b上傳導(dǎo)。圖2e是其中每個(gè)發(fā)送元件和每個(gè)接收元件都可單獨(dú) 進(jìn)行操作的配置的示例。每個(gè)發(fā)送元件TVT5都耦合到其自己的信號(hào)導(dǎo)線 18a，并且每個(gè)接收元件RrR5都耦合到其自己的信號(hào)導(dǎo)線18b。該示例可 能優(yōu)選地用于傳感器條由電池供電的儀器進(jìn)行操作時(shí)，這是因?yàn)樵谌魏螘r(shí) 刻都僅驅(qū)動(dòng)一個(gè)發(fā)送元件并且僅需要一個(gè)接收通道，從而節(jié)省電池電力。
圖3a示出了如何在矩陣12中放置換能器對(duì)的換能器元件以改善信號(hào) 接收的一個(gè)示例。多普勒超聲信號(hào)是依賴角度的。當(dāng)超聲束方向與血流方 向之間的角度為卯。時(shí)，多普勒信號(hào)處于最小值，而在血流方向直接朝向或 者遠(yuǎn)離換能器時(shí)處于最強(qiáng)。由于靠近皮膚表面30的血管，例如頸動(dòng)脈32 (其在體內(nèi)的平均深度是7mm)大致與皮膚表面平行，因此發(fā)送垂直于皮 膚表面30的超聲波的換能器定向?qū)⑴c流動(dòng)方向成大約90°的入射角。為了 降低這種正交定向的可能性，換能器元件傾斜一定角度，如圖3a所示。當(dāng) 發(fā)送元件T如圖所示的傾斜時(shí)，可以看出在波傳播方向36和血流方向34 之間形成鈍角L，如圖3b所示。在圖3b中，換能器元件T和R相對(duì)于彼 此偏移，從而使得能由較小厚度Th的矩陣12將它們保持在期望的定向中， 而不是如圖3a所示的較大厚度的矩陣，從而減小了傳感器條的厚度。
在圖3a和3b所示的示例中，元件的傾斜使得束的方向相對(duì)于換能器 排的長度尺寸側(cè)向成角度，有效地使換能器指向傳感器條的一側(cè)。這在傳 感器條10橫跨血管，例如橫跨頸動(dòng)脈32放置時(shí)很適用，如圖4b所示。橫 跨(正交于)血管放置傳感器條IO使外行用戶很可能使看不見的血管與超 聲相交叉。因而發(fā)送換能器元件的孔面向或者遠(yuǎn)離頸動(dòng)脈32的流動(dòng)方向。 當(dāng)傳感器條如圖4b中所示的那樣放置時(shí)，將由換能器對(duì)IVR3檢測(cè)最強(qiáng)的 多普勒信號(hào)，其中該換能器對(duì)T3-R3橫跨頸動(dòng)脈32放置，而其它換能器對(duì) 沒有橫跨該血管。在圖4所示的'914號(hào)專利的Rock系統(tǒng)中，換能器排通常 平行于血管的長度對(duì)準(zhǔn)。這種布置的優(yōu)點(diǎn)在于，將由多個(gè)換能器元件接收 信號(hào)，由于多個(gè)換能器橫跨血管放置而增加了信噪比。其缺點(diǎn)在于，如果 用戶誤判了血管的位置，并將換能器平行地但不是橫跨隱藏的血管放置， 則將接收到很少信號(hào)或者根本接收不到信號(hào)。圖3a、 3b和4b的示例將提 高外行用戶成功的可能性。
圖4a是根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)建的生命體征監(jiān)測(cè)器和治療系統(tǒng)的方框 圖。中央處理和控制單元160控制系統(tǒng)的各種功能塊和部件并處理生命體 征數(shù)據(jù)。中央處理和控制單元執(zhí)行對(duì)被監(jiān)測(cè)的生命體征和由系統(tǒng)完成的治 療適當(dāng)?shù)奶幚砗涂刂扑惴?。中央處理和控制單元可以通過有線或無線的 LAN連接或者Bluetooth連接與其它設(shè)備相連。中央處理和控制單元160 和系統(tǒng)的其它電子部件由電源子系統(tǒng)162提供電力，該電源子系統(tǒng)可以包
括電池、交流輸電線路、電源以及其它電源管理和控制功能塊。臨床醫(yī)生
借助于用戶界面164與該系統(tǒng)交互，用戶界面可以包括諸如顯示器、音頻 輸入和輸出、鍵盤和打印機(jī)的元件。通過ECG和處理子系統(tǒng)166對(duì)患者的 ECG進(jìn)行監(jiān)測(cè)和處理，該子系統(tǒng)可以執(zhí)行諸如阻抗、換氣和心率失常分析 的功能。該系統(tǒng)包括用于其它生命體征測(cè)量和處理的元件168，這些生命體 征例如SP02、 ETC02、 IBP、 NIBP等等。該系統(tǒng)包括治療功能塊170，例 如起搏和除顫、高壓系統(tǒng)以及患者隔離。由CPR測(cè)量子系統(tǒng)180測(cè)量CPR 的完成性能，下面將對(duì)此做出更加充分地描述。
圖4b以方框圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明原理的生命體征監(jiān)測(cè)和治療系統(tǒng) 的局部，該系統(tǒng)使用傳感器條10來幫助指導(dǎo)CPR的施予。圖4b中的傳感 器條10用導(dǎo)線連接到發(fā)送元件TVTs和接收元件RrR5，發(fā)送元件共同連接 而接收元件具有各自的輸出，如在前的圖2c所示。傳感器條10連接到除 顫器110，除顫器是治療功能塊170中的一個(gè)，且包括附圖中示出的下列元 件。發(fā)送發(fā)生器40產(chǎn)生用于傳感器條的發(fā)送元件的發(fā)送波形。發(fā)送波形顯 示出在3-7MHz范圍內(nèi)的標(biāo)稱頻率，并且在該示例中具有5MHz的標(biāo)稱頻 率，該標(biāo)稱頻率對(duì)于血管超聲應(yīng)用而言是典型的。發(fā)送波形經(jīng)由放大器42 放大并施加到發(fā)送換能器元件TrT5。接收換能器元件R,-Rs耦合到多路復(fù) 用器44，該多路復(fù)用器將由一個(gè)接收換能器元件接收的信號(hào)與其輸出相耦 合。選定的接收信號(hào)經(jīng)由低噪聲放大器46放大并經(jīng)由r.f,帶通濾波器48濾 波。該接收的信號(hào)經(jīng)由混頻器52和54混頻下至基帶，其由發(fā)送波形所參 考的參考信號(hào)正交(in quadrature)驅(qū)動(dòng)。解調(diào)的正交信號(hào)在附圖中標(biāo)記為 I和Q，并且包括多普勒流動(dòng)矢量的正交檢測(cè)成分。I和Q信號(hào)經(jīng)由低通濾 波器56和58進(jìn)行濾波，然后經(jīng)由低音噪聲濾波器(thump filter)或者壁濾 波器62和64進(jìn)行濾波，該濾波器62和64使流速成分通過以濾除DC (靜 態(tài)組織)成分和來自血管壁的成分。經(jīng)過濾波的正交成分經(jīng)由多普勒濾波 器66和68進(jìn)行濾波并施加到雙模數(shù)轉(zhuǎn)換器70的兩個(gè)輸入，該轉(zhuǎn)換器將多 普勒信號(hào)數(shù)字化。通過快速傅立葉變換(FFT)處理器72將多普勒信號(hào)轉(zhuǎn) 換成多普勒頻譜。用于多普勒信號(hào)的FFT處理是本領(lǐng)域所公知的，例如在 Oppenheim和Schafer (Prentice Hall， 1989)撰寫的"Discrete—Time Signal Processing"中描述了不同的實(shí)施例。在典型實(shí)施例中，多普勒采樣的連續(xù)
重疊序列載入滑動(dòng)采樣窗寄存器，該寄存器以零填充并且進(jìn)行處理以在圍
繞零(DC)為中心且以由發(fā)送間隔速率確定的土1/2多普勒采樣頻率為邊
界的多普勒頻譜中產(chǎn)生多普勒頻率信號(hào)fD，其通常在千赫范圍內(nèi)。如果不 是由FFT處理器來完成，則由檢測(cè)器74檢測(cè)多普勒信號(hào)的幅度以產(chǎn)生功率 多普勒輸出信號(hào)。
功率多普勒信號(hào)耦合到包括在CPR測(cè)量子系統(tǒng)180中的分析模塊100， 其可以通過各種方式對(duì)多普勒信號(hào)進(jìn)行分析。在一個(gè)示例中，多路復(fù)用器 44每隔10msec就從不同接收換能器元件選擇信號(hào)，這描述在我們2004年 6月29日提交的申請(qǐng)?zhí)枮?0/583,966的美國專利申請(qǐng)并且現(xiàn)在己作為國際 申請(qǐng)IB2005/052127提交的專利中，其全部內(nèi)容以引用方式并入本文。該 輪詢序列在圖6a中示出。多路復(fù)用器首先選擇來自元件R,的信號(hào)，該信 號(hào)響應(yīng)于來自元件T,的發(fā)送信號(hào)。在該第一采樣期間之后，多路復(fù)用器選 擇來自元件R2的信號(hào)，該信號(hào)響應(yīng)于來自元件T2的發(fā)送信號(hào)。多路復(fù)用 器繼續(xù)選擇來自元件T3、 T4和Ts的信號(hào)，然后在圖6a的時(shí)間t6處重復(fù)所 示的序列。在該時(shí)間期間分析模塊100尋找超過給定閾值的強(qiáng)功率多普勒 信號(hào)，給定閾值例如是預(yù)定的噪聲水平。有效的功率多普勒信號(hào)認(rèn)為是以 給定信噪比超過閾值的信號(hào)。在該示例中，在對(duì)患者執(zhí)行CPR的同時(shí)除顫 器系統(tǒng)對(duì)功率多普勒信號(hào)進(jìn)行采樣。當(dāng)救援人員按壓患者胸部時(shí)，會(huì)迫使 一定量的血液從心臟射出并且將經(jīng)過血管系統(tǒng)發(fā)出壓力波，這通常使頸動(dòng) 脈中的血液產(chǎn)生脈動(dòng)流。在輪詢序列期間檢測(cè)到這種血流的開始，并且當(dāng) 分析模塊認(rèn)為是有效的功率多普勒信號(hào)時(shí)，多路復(fù)用器停止輪詢并不斷地 將該有效的多普勒信號(hào)耦合給系統(tǒng)。在該示例中，有效的多普勒信號(hào)是由 處于頸動(dòng)脈正上方的接收換能器元件R3檢測(cè)的。然后由系統(tǒng)連續(xù)地對(duì)來自 接收元件R3的信號(hào)進(jìn)行采樣，如圖6b中時(shí)間t12處開始的T3/R3周期所指 示。有效信號(hào)的多普勒頻率fD指示流速，而峰值信號(hào)指示由CPR引起的最 大瞬時(shí)流率。
受多路復(fù)用器44影響的采樣序列可以顯示為若干變更中的任意一種。 例如，如果分析模塊感測(cè)到來自所選接收元件的功率多普勒信號(hào)在強(qiáng)度上 發(fā)生衰減，則可以控制多路復(fù)用器開始對(duì)來自該所選元件兩側(cè)的接收元件 的信號(hào)進(jìn)行采樣，以試圖找到相鄰接收元件處更強(qiáng)的信號(hào)。如圖6b所示，
在時(shí)間t15處對(duì)來自換能器元件R2的信號(hào)進(jìn)行一個(gè)采樣周期的采樣，隨后 在下一個(gè)采樣周期期間對(duì)來自元件R4的信號(hào)進(jìn)行采樣。如果在這些換能器 位置中都沒有找到更強(qiáng)的多普勒信號(hào)，則多路復(fù)用器將返回到對(duì)來自時(shí)間 t17處所示的換能器元件R3的信號(hào)進(jìn)行采樣。如果在給定設(shè)備中有多個(gè)處 理通道可以利用，則可以同時(shí)對(duì)多個(gè)換能器元件進(jìn)行監(jiān)測(cè)并且將最強(qiáng)的多 普勒信號(hào)用于分析。
除了檢測(cè)速度之外，通過檢測(cè)在多次胸部按壓中重現(xiàn)的峰值速度來檢 測(cè)多普勒波形的周期。這種重現(xiàn)率的周期性指示CPR期間胸部按壓的速率。 作為這種分析的結(jié)果，通過語音和/或視頻方式輔導(dǎo)救援人員正確地施予 CPR。例如，典型的CPR方案可能要求救援人員以每分鐘100次按壓的速 率施予15次按壓。如果由分析模塊檢測(cè)到的重現(xiàn)速率小于這種期望速率， 則分析模塊將信號(hào)施加到音頻合成器102或者顯示屏以發(fā)布語音的"更快 按壓"指令。音頻合成器102將產(chǎn)生音頻信號(hào)，該音頻信號(hào)經(jīng)由放大器104 放大并施加到揚(yáng)聲器106，該揚(yáng)聲器用語音方式指示救援人員"更快按壓"。 分析模塊還會(huì)將按壓期間的血流峰值速度與每次胸部按壓要獲得的期望最 小血流速度進(jìn)行比較。例如，典型的峰值速度值大約lm/sec。分析模塊使 用的參考值可以小于該標(biāo)稱速率，并且如果沒有達(dá)到期望的參考速度，則 分析模塊可以通過用戶界面164的音頻合成器和揚(yáng)聲器發(fā)布"更用力按壓" 的命令。諸如一排LED或圖形顯示的視頻顯示器可以在視覺上示出絕對(duì)方 面或相對(duì)方面的流動(dòng)信號(hào)強(qiáng)度，和/或沿?fù)Q能器傳感器排檢測(cè)到最大流動(dòng)信 號(hào)的位置。
除了檢測(cè)峰值速度和多普勒波的周期之外，分析模塊可以產(chǎn)生由CPR 按壓引起的血流充分的其它測(cè)量值，例如平均速度、體積流率、脈動(dòng)指標(biāo) 以及流動(dòng)指數(shù)，這些描述在我們2004年9月13日提交的申請(qǐng)?zhí)枮?60/609,676的美國專利申請(qǐng)以及在2004年9月28日提交的申請(qǐng)?zhí)枮?60/613,996的美國專利申請(qǐng)中，其內(nèi)容以引用方式并入本文中。
圖4a和4b的系統(tǒng)具有可以與多普勒血流傳感器結(jié)合使用以判斷CPR 效果的其它傳感器。圖4b中示出了按壓板80，其放置在患者的胸部并且該 抵靠該按壓板CPR施加按壓。按壓板包括如US6，351671號(hào)美國專利所示 的壓力傳感器，或者優(yōu)選地包括如US6，306，107號(hào)美國專利所描述的加速
計(jì)。每當(dāng)在板80上施加按壓就產(chǎn)生一次信號(hào)，該信號(hào)由放大器82放大并 由檢測(cè)器84所檢測(cè)。檢測(cè)到的胸部按壓信號(hào)然后用于與從多普勒血流信號(hào) 導(dǎo)出的信息相結(jié)合。例如，按壓信號(hào)的每次發(fā)生都應(yīng)當(dāng)與傳感器條感測(cè)的 有效多普勒流動(dòng)信號(hào)在時(shí)間上相關(guān)聯(lián)。因而，按壓信號(hào)可以用于時(shí)間門控 (time gate)多普勒信號(hào)的分析或者用于關(guān)聯(lián)和確認(rèn)分析模塊感測(cè)的按壓周 期率。如果存在ECG信號(hào)，其也可以用作時(shí)間門控。力的幅度或者二次積 分的加速度信號(hào)是對(duì)按壓力或所施加按壓的按壓深度的測(cè)量，并且可以用 于確定是否發(fā)布"更用力按壓"或者"更輕柔按壓"的命令。例如，當(dāng)流 速或者體積流率低可能指示救援人員應(yīng)當(dāng)更用力地按壓時(shí)，按壓信號(hào)可以 顯示該救援人員己經(jīng)對(duì)患者按壓的像安全完成所盡可能的用力或者深了 。 然后分析模塊可以在考慮到這種按壓信息的情況下扣留"更用力按壓"命 令。
圖4b的系統(tǒng)還具有胸部電極92、 94，其帖附到患者的胸部并用于感測(cè) 患者的ECG信號(hào)和胸部的生物阻抗，并輸送除顫電擊。ECG和阻抗信號(hào)經(jīng) 由ECG、阻抗模塊96進(jìn)行處理并耦合到分析模塊，在這里它們可以用于幫 助CPR輔導(dǎo)。例如，如在'671號(hào)專利中所解釋的，當(dāng)胸部被按壓時(shí)以及再 次當(dāng)釋放按壓力時(shí)阻抗信號(hào)將顯示出變化。這些阻抗變化的發(fā)生時(shí)間可以 用于關(guān)聯(lián)或者時(shí)間門控多普勒信號(hào)分析以確定或改善對(duì)這些信號(hào)的檢測(cè)和 CPR輔導(dǎo)命令的適合程度。
圖5示出了患者的輪廓并且示出了除顫器110，以及將傳感器條10正 確放置在橫跨頸動(dòng)脈的頸部、位于胸部中央的按壓板80、和放置在除顫的 慣用位置中的電極92、 94。對(duì)本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來說顯而易見的是，分 析模塊可以將來自所有這些傳感器的信號(hào)相關(guān)聯(lián)或者結(jié)合以更好地產(chǎn)生用 于CPR的輔導(dǎo)命令。還可能將傳感器條10和上面的除顫電極92結(jié)合成放 置在患者頸部上的一個(gè)電極，如美國專利公布2003/0199929中所述。
圖7示出了使用例如圖4中所示的具有多普勒流量傳感器10和CPR 按壓板80的除顫系統(tǒng)的方法。在該示例中，如步驟120所示，除顫器將啟 動(dòng)CPR輔導(dǎo)模式。可以將除顫器預(yù)先設(shè)置成以CPR間隔自動(dòng)開始，或者 當(dāng)沒有建議電擊時(shí)或在已經(jīng)施予電擊后可以使除顫器進(jìn)入CPR模式。分析 技術(shù)同樣是公知的，使用該分析技術(shù)可以使除顫器在分析ECG信號(hào)之后自
動(dòng)改變模式。例如，公知的是ECG信號(hào)的幅度與成功除顫的可能性相關(guān)聯(lián)。 同樣高速率的ECG復(fù)合波已經(jīng)證明與除顫的成功相關(guān)，并且已經(jīng)提出了一 種分析，其執(zhí)行ECG數(shù)據(jù)的傅立葉變換并檢査變換后數(shù)據(jù)的中值頻率以做 出該決定。因而，低幅度和低速率的ECG信號(hào)可以看作是開始CPR，并且 使系統(tǒng)切換到CPR輔導(dǎo)模式的指示。在該示例中，除顫器裝備有CPR節(jié) 拍器，該節(jié)拍器可以是以期望的CPR速率(例如100Hz)重現(xiàn)的簡單音調(diào) 或者嘟嘟聲。因而在步驟122指導(dǎo)救援人員將他或她的按壓與該音調(diào)的重 現(xiàn)相同步。在步驟124，當(dāng)施加按壓時(shí)，分析模塊將接收來自按壓板的深度 和力信號(hào)，并且實(shí)際上同時(shí)在步驟126，接收來自橫跨頸動(dòng)脈的傳感器條 IO的有效多普勒流動(dòng)信號(hào)。在步驟128中，分析模塊對(duì)這些信號(hào)迸行分析 以確定血流及其充分度。如果該信息指示需要輔導(dǎo)指令，則在步驟130發(fā) 布可聽和/或可視的輔導(dǎo)指令或者其它反饋。然后在下一次胸部按壓時(shí)，系 統(tǒng)返回到等待步驟124和126的信號(hào)。
圖8示出了具有和圖7中那些步驟一致的步驟的方法，只是在步驟125 中用阻抗變化信號(hào)代替了按壓信號(hào)。該信息用于與多普勒流動(dòng)信號(hào)相結(jié)合 以確定是否發(fā)布輔導(dǎo)指令來指導(dǎo)CPR。
圖9結(jié)合了圖7和8所示的傳感器，并使用來自所有三個(gè)源的信息以 在引導(dǎo)CPR中做出決定。該方法使用步驟125中的阻抗變化信號(hào)、步驟124 中的按壓信號(hào)以及步驟126中的多普勒流動(dòng)信號(hào)。如在圖4中最初討論中 所示的那樣，多普勒流動(dòng)信號(hào)可以在沒有這些其它信號(hào)的情況下用于指導(dǎo) 有效的CPR。
由此可以看出，超聲流動(dòng)信息可以單獨(dú)用于指導(dǎo)CPR，或者將該流動(dòng) 新息與諸如按壓力或深度、患者阻抗以及ECG的一種或者多種生理參數(shù)相 結(jié)合以幫助指導(dǎo)CPR。也可以使用或者替代使用諸如血壓等其它生理參數(shù)。
如前所述，前面示例中的傳感器條用粘貼或機(jī)械方式貼附到橫跨頸動(dòng) 脈的患者頸部。重要的是，在換能器元件和皮膚表面之間建立良好的聲耦 合，以用于可靠地發(fā)送和接收超聲信號(hào)。這通常是通過在與換能器元件相 對(duì)的皮膚表面上使用親水性膠粘劑、聲耦合凝膠或者這兩者的組合來提供 的。然而如果將傳感器條放松，則聲路徑可能會(huì)中斷，這可能是由于患者 的運(yùn)動(dòng)、皮膚表面上有阻礙膠粘劑貼附的汗水或者灰塵、或者膠粘劑變干 所發(fā)生。當(dāng)發(fā)生這種情況時(shí)，希望將這種情況提醒給救援人員或者護(hù)理員，
以便可以糾正該問題。圖10示出了用力傳感器150監(jiān)測(cè)傳感器條貼附的示 例。在該示例中，力傳感器150位于襯底14 (在該實(shí)施例中是橡皮膏條) 和包括超聲換能器T和R的矩陣12之間。當(dāng)將矩陣12可靠地保持在適當(dāng) 位置時(shí)，矩陣12向皮膚表面30施加力，輕微地將皮膚壓下，如圖所示。 這種向下的壓力是由所貼附的橡皮膏條14的張力所施加的。所包括的力分 別在圖ll中示出。力傳感器測(cè)量由橡皮膏條14的張力T施加的力F,。力 傳感器具有重量Wfs而超聲換能器1具有重量WUT。超聲換能器1在其上 表面上承受力F,+WFS。皮膚表面30承受力F!+Wfs+Wut。在典型的實(shí) 施例中，橡皮膏條14施加的力遠(yuǎn)大于力傳感器150和超聲換能器1的重量 Wfs和Wut。因而，力傳感器150產(chǎn)生的力測(cè)量F,很近似于貼附機(jī)構(gòu)和設(shè) 備重量施加給皮膚的力。
力傳感器可以包括若干公知傳感器技術(shù)中的任意一種。例如，力傳感 器可以包括導(dǎo)電橡膠，在該橡膠的兩側(cè)嵌入或者放置有電極。力傳感器可 以是壓電傳感器或者其可以是應(yīng)變計(jì)。來自應(yīng)變計(jì)的信號(hào)可以由包括在電 纜18中的電線傳導(dǎo)，信號(hào)從該電線耦合到除顫器。除顫器中的處理器對(duì)該 力信號(hào)進(jìn)行監(jiān)測(cè)并且如果該力信號(hào)下降到可接受的水平以下，就發(fā)布可聽 或可見的警報(bào)。
圖12示出了使用力傳感器來測(cè)量傳感器條10的聲學(xué)接觸的另一個(gè)示 例。在該示例中，力傳感器是在橡皮膏條14上或者其中的應(yīng)變計(jì)152，如 圖所示，其可以在換能器元件之上或者兩側(cè)。當(dāng)橡皮膏條貼附到患者的皮 膚并進(jìn)行監(jiān)測(cè)以確保在傳感器條使用中時(shí)保持所需的張力水平時(shí)，來自應(yīng) 變計(jì)的信號(hào)將指示橡皮膏條的張力。
圖13示出另一種示例，其中傳感器150包括在矩陣12中并與換能器 元件T和R相鄰。這種實(shí)施方式的優(yōu)點(diǎn)在于在鄰近換能器與皮膚表面相接 觸的點(diǎn)處直接測(cè)量接觸力。
應(yīng)當(dāng)領(lǐng)會(huì)到的是，在本發(fā)明所構(gòu)建的設(shè)備中還可以使用測(cè)量壓力而不 是力的傳感器。
監(jiān)測(cè)換能器的聲路徑的另一種方法是通過信號(hào)處理測(cè)量來自聲路徑中 氣穴的近場(chǎng)反射。這些氣穴在超聲信號(hào)中將自身表現(xiàn)為強(qiáng)近場(chǎng)回波。然而， 這也可以僅用接收換能器來執(zhí)行。
權(quán)利要求
1、一種用于在CPR施予中對(duì)護(hù)理員進(jìn)行輔導(dǎo)的系統(tǒng)，包括超聲換能器組件，其可貼附到身體上，并產(chǎn)生表示血管中血流的血流信號(hào)；處理器，其響應(yīng)于所述血流信號(hào)，確定在所述CPR施予期間的流動(dòng)特性；以及用戶界面，其耦合到所述處理器，并響應(yīng)于對(duì)流動(dòng)特性的確定，在所述CPR施予中幫助所述護(hù)理員。
2、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，還包括用于由膠粘劑、橡皮帶、Velcro 或者機(jī)械裝置中的至少一種將所述超聲換能器組件貼附到所述身體的裝 置。
3、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中，所述超聲換能器組件包括用于發(fā) 送超聲波進(jìn)入身體的換能器和用于接收響應(yīng)于所述發(fā)送的超聲波而返回的 回波的換能器。
4、 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，還包括多個(gè)接收換能器元件，用于接收 響應(yīng)于所述發(fā)送的超聲波而返回的回波。
5、 如權(quán)利要求4所述的系統(tǒng)，其中，每個(gè)接收換能器元件的孔與發(fā)送 換能器元件的孔重疊。
6、 如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中，所述超聲換能器組件顯示出厚度 尺寸，其中，所述發(fā)送和接收換能器元件都是傾斜的，并在所述組件的厚度 尺寸方面相對(duì)于彼此偏移以提供小的厚度尺寸。
7、 如權(quán)利要求4所述的系統(tǒng)，其中，所述換能器元件中的一個(gè)或者多 個(gè)包括能使所述換能器元件發(fā)射的超聲能量發(fā)散的裝置。
8、 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，還包括多對(duì)換能器元件，每對(duì)都包括發(fā) 送元件和相應(yīng)的接收元件，其布置成一排，用于由至少一對(duì)中的接收元件 接收來自在所述排的具體位置對(duì)面的血管的血流信號(hào)。
9、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器還包括多普勒處理器， 其用于根據(jù)從流動(dòng)血液返回的回波信號(hào)確定運(yùn)動(dòng)特性。
10、 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器產(chǎn)生多普勒功率信號(hào)。
11、 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器產(chǎn)生多普勒速度信號(hào)。
12、 如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器產(chǎn)生表示多普勒信 號(hào)的周期性的信號(hào)。
13、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中，所述用戶界面還包括反饋設(shè)備， 其輔導(dǎo)護(hù)理員更快或者更慢或者更用力或者更輕柔地施加CPR按壓。
14、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，還包括CPR傳感器，其耦合到所述處 理器，用于響應(yīng)于所施加的CPR按壓產(chǎn)生按壓信號(hào)，其中，所述處理器利用所確定的流量特性和所述按壓信號(hào)評(píng)估CPR的 效果。
15、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，還包括ECG電極，其耦合到所述處理 器，用于產(chǎn)生ECG信號(hào)，其中，所述處理器利用所確定的流量特性和所述ECG信號(hào)幫助所述施 予CPR。
16、 如權(quán)利要求15所述的系統(tǒng)，還包括除顫器，其耦合到所述ECG 電極。
17、 如權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，其中，所述用戶界面用于在所述除顫 器已經(jīng)確定不建議電擊之后，在所述CPR的施加中幫助所述護(hù)理員。
18、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，還包括胸部電極，其耦合到所述處理 器，用于產(chǎn)生胸阻抗信號(hào)，其中，所述處理器利用所確定的流量特性和所述胸阻抗信號(hào)幫助所述 施予CPR。
19、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用戶界面包括揚(yáng)聲器，其 在所述CPR的施予中用可聽指令幫助所述護(hù)理員。
20、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用戶界面包括顯示器，其 在所述CPR的施予中用視覺信息幫助所述護(hù)理員。
21、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述用戶界面還包括用于產(chǎn)生 CPR按壓所期望速率的周期信號(hào)的裝置。
22、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中，所述超聲換能器組件包括至少 一個(gè)以PW模式操作的換能器，用于發(fā)送超聲波進(jìn)入身體并接收響應(yīng)于所 發(fā)送的超聲波而返回的回波。
全文摘要
超聲傳感器(10)貼附到身體上以檢測(cè)血管(32)中的流動(dòng)。對(duì)來自該傳感器的信號(hào)進(jìn)行處理以產(chǎn)生CPR施予期間的流動(dòng)測(cè)量值，例如流速和流動(dòng)脈動(dòng)。該流動(dòng)測(cè)量值與在CPR期間所需的流動(dòng)特性相比較，并且其結(jié)果用于產(chǎn)生在CPR施予中指導(dǎo)護(hù)理員的可聽的指令。流動(dòng)測(cè)量值可以與其它可檢測(cè)的生理參數(shù)，例如按壓的力或深度、胸部阻抗、血壓和ECG數(shù)據(jù)相結(jié)合使用來指導(dǎo)CPR。
文檔編號(hào)A61H31/00GK101365387SQ200680042771
公開日2009年2月11日 申請(qǐng)日期2006年11月10日 優(yōu)先權(quán)日2005年11月17日
發(fā)明者B·拉朱, E·科昂-索拉爾, S·阿亞提 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司