專利名稱：對運動的敏感性降低的cpr指導設備的制作方法
對運動的敏感性降低的CPR指導設備
本發(fā)明大體涉及醫(yī)療設備，更特別地涉及心肺復蘇(CPR)指導與訓 練設備。
心搏停止是指患者的心臟不能提供血液流動以支持生命的一種威脅生 命的醫(yī)學狀態(tài)?？梢詫PR施于經受心搏停止的患者以使血液在該患者體 內流動。救助者通過按壓患者的胸腔并間隔配合向患者嘴里吹氣以給肺部 提供氧氣來實施CPR。 CPR也可以與其他形式的療法相結合，諸如除顫療 法。眾所周知地，在心搏停止期間，心臟的電活動可能是紊亂的(心室纖 顫，"VF")、太快的(室性心動過速，"VT")、停止的(心動停止)，或者 處于正常或緩慢的心率而不產生血液流動(無脈搏電活動)。給予遭受VF 或VT的患者去顫電擊可以停止不同步或快速的電活動，并允許返回正常 的竇性心律。在向患者遞送去顫電擊的期間，CPR被實施以促進血液流動。
研究表明，可以通過實施高質量的CPR而提高患者的生存期望。該 CPR的質量與胸外按壓的質量直接相關，而按壓的質量部分取決于按壓的 深度。即，好的胸外按壓一般是指對成年人的胸外按壓四厘米，對兒童的 大約是二點五厘米。在現(xiàn)有技術中具有很多已知的指南用于規(guī)定CPR的期 望按壓深度。參見，例如，Guidelines 2000 for Cardiopulmonary Resuscitation and Emergency Cardiovascular Care ， 102 Circulation Supp. I (2000 )。學習實 施足夠深度的胸外按壓是CPR訓練的傳統(tǒng)部分。例如，在包括人體模型的 實踐情況中， 一般會測量按壓的深度并且將該信息反饋給參與者。假設通 過對人體模型實踐胸外按壓，參與者將能夠對真正的人類患者重復相同的 動作模式。然而，研究顯示，即使在訓練后馬上重復，對實施胸外按壓的 動作模式的重復能力是缺乏的，并不令人驚訝的是，經過一段時間之后會 更糟糕。另外，由于不同人的人體解剖結構也是變化的，患者對胸外按壓 具有不同程度的抵抗力，需要不同水平的力去充分按壓胸腔。結果，通過 對人體模型的CPR訓練來學習實施一致的胸外按壓以及正確的按壓深度是難以達到的。由此期望一種設備可以在實施CPR期間通過將救助者導向至合適的胸外按壓深度來幫助CPR救助者。
已經提出各種各樣的設備來幫助救助者適當?shù)厥褂肅PR。例如，US Pat.5，496，257 (Kelley)示出了一種使用監(jiān)測按壓力的壓力傳感器和定時器的設備。US Pat. 6,125,299 (Groenke等人)示出了一種使用力傳感器來測量施加于患者胸腔的按壓力的設備。然而，這些設備只是測量施加于胸腔的力，而沒有測量按壓的實際深度。給定的力可以以不同的量按壓不同患者的胸腔，因此只測量力不能給救助者提供足夠或一致的反饋。另外，由于患者內部的胸部形態(tài)和順應性(剛度)的改變，基于力的測量值也可能是不準確的。
只使用加速度計來測量按壓深度的CPR設備可能不能充分地或者精確地解釋所測得的加速度的誤差；也不能解釋按壓起始點的偏移。此外，獲得按壓深度所必需的積分過程在很大程度上復合了所測得的加速度的所有誤差。校正所測得的加速度中的誤差是很重要的，這是由于按壓的總深度應在1.5英寸到2.0英寸這一相對窄的范圍內。U.S.公開2001/0047140(Freeman)示出了一種使用加速度計作為按壓傳感器的設備，并提及使用該加速度計測量胸腔深度。然而，F(xiàn)reeman沒有提供方法以解釋單獨使用加速度計所造成的固有誤差。因而這種技術可能會具有前述的不精確性。也參見U.S. Pat. 6，306，107 (Myklebust等人)，其描述了一種使用包含加速度計和力激活開關的壓力襯墊來確定凹陷深度的設備。
在CPR期間測量胸外按壓深度的加速度計的使用同樣是復雜的，這是由于至少兩個誤差來源信號誤差和外部加速度誤差。信號誤差包括由電子噪聲、電線或電纜的抖動、加速度計的固有誤差和加速度計本身的其他噪聲來源導致的所測得的加速度中具有的誤差。外部加速度誤差包括施加于患者和/或加速度計的除了由CPR導致的加速度之外的加速度所引入的誤差。例如，如果患者正被一輛救護車所運輸，并且救助者正施加具有按壓監(jiān)測器的人工CPR，之后加速度計將會測量由路面振動導致的加速度和由CPR導致的加速度。如果救護車經過不平的路面而顛簸，在按壓數(shù)據(jù)中可能會出現(xiàn)一個大的尖峰。加速度計本身不能對道路噪聲導致的加速度和由按壓導致的加速度進行區(qū)分。加速度計測量組合加速度而并不只是由按壓導致的加速度。因而，按壓監(jiān)測器將報告與實際胸腔位移不同的位移值。
事先的技術嘗試通過使用在CPR期間放置在患者之下的第二加速度計來克服這一問題。該第二加速度計因而響應于交通工具的共模運動，而不響應于對患者胸腔的按壓沖程。將該第二加速度計的共模信號從胸外按壓加速度計的信號中減去，將會從測量值中去除共模交通工具運動。然而，該方法需要另一加速度計，并且其連接和處理對于救助者而言將會使救助的過程變得復雜。令人期望的是不需要額外的電線和硬件就能對這樣的外部誤差因素進行解釋。
依照本發(fā)明的原理，提供一個基于深度的CPR指導系統(tǒng)和方法，其即使在移動的交通工具中也具有精確性。本發(fā)明系統(tǒng)和方法使用一個響應于胸外按壓的加速度計來產生加速度信號，當該加速度信號被雙重積分時，生成胸外按壓深度的測量值。力傳感器也響應于該胸外按壓并產生按壓力的測量值的信號。該兩個信號被相關聯(lián)或對照從而評定深度測量值的可靠性。當該深度信號可能被移動交通工具的運動影響時，該力的信號不會受影響。經過多次的按壓沖程后的深度和力的穩(wěn)定相關性指示了可靠的深度測量值。當該深度信號變得不可靠時，該力信號可能通過利用之前確定的力和深度之間的關系來被用于指示按壓深度。這一信息可被用于給救助者提供關于CPR按壓的正確性的反饋。
在附圖中


圖1是根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的CPR指導設備的示意圖2示出了救助者使用根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的CPR指導設備來對
患者實施CPR;
圖3示出了救助者使用根據(jù)本發(fā)明的另一個實施例的CPR指導設備和除顫器；
圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構建的CPR指導設備的部件的框圖；圖5示出了本發(fā)明的CPR指導設備所耦合的用于組合除顫和CPR指導的除顫器的框圖6示出了根據(jù)本發(fā)明的另一個實施例的與除顫器耦合的CPR指導設備。
7圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構建的CPR指導設備100。該CPR指導 設備100通過提供諸如胸外按壓是否具有足夠的深度和胸外按壓的速率是 否適當?shù)姆答仯瑏碛糜谥笇Ь戎邔颊邔嵤〤PR。由CPR指導設備提供 的信號對于諸如救護車在不平道路上的顛簸之類的共模運動而言是相對不 受影響的。
CPR指導設備100的殼體118的上部部分120如圖1所示。描繪患者 軀干的圖示110被包括于CPR指導設備100的上部部分120，以示出在CPR 期間患者身上的CPR指導設備100的適當位置和方向。在這一位置上，與 該上部部分120相對的設備100的下部部分與患者的軀干相接觸?？梢酝?過CPR指導設備100的殼體118的下部部分124上所具有的粘性層將CPR 指導設備附接于患者。該下部部分124配置成抵靠患者的胸腔進行放置， 從而不需要任何電耦合于患者的電極。該下部部分124可由使CPR指導設 備100與患者電絕緣的材料制成。在本發(fā)明的各種實施例中，部分124與 患者接觸面上的粘性層可由諸如水凝膠之類的提供聲耦合媒介的材料形 成。這一特征可以通過將聲音或超聲傳感器整合入設備100而獲得對患者 生理信息的良好檢測，如申請日為2006年8月3日、我們中的一人作為共 同發(fā)明人的美國專利申請60/821,371中所描述的。電纜130用于將生理信 息和由指導設備產生的指導信息耦合至其他的醫(yī)學設備，例如CPR指導設 備IOO所附接的指導指令發(fā)聲器或除顫器。
如圖2所示，通過將CPR指導設備100放置在患者210的胸骨上，救 助者220準備以傳統(tǒng)的使用兩只手并將其中一只放置于另一只之上的方式 來施加胸外按壓。然而，替代于直接將手放置于患者210上，救助者的手 放置于CPR指導設備100上并且經由該CPR指導設備100對患者210施 加胸外按壓。由救助者220按照由傳統(tǒng)的CPR協(xié)議所規(guī)定的實施胸外按壓。 如以下將要詳細描述地，CPR指導設備100通過加速度計測量每次按壓的 深度，并且通過力傳感器測量每次按壓的力。將兩個信號相關聯(lián)以提供對 于諸如移動交通工具的運動的外部運動進行校正的按壓深度信號。
在圖3的示例中，除顫器310通過電極316與患者210附接。該除顫 器310,眾所周知地，可被用于將除顫電擊遞送遭受心搏停止的患者210。更具體地，為了讓經受諸如不具有自發(fā)循環(huán)的VF或VT之類的心律不齊的患者恢復正常心率和收縮功能，該除顫器可將高壓脈沖遞送給心臟。除顫器的種類有很多，包括手動除顫器、可植入除顫器和自動外部除顫器(AED)。 AED與手動除顫器的區(qū)別在于AED可以自動分析心電圖(ECG)節(jié)律來確定是否需要除顫。在大多數(shù)AED設計中，當AED建議進行電擊時，使用者被促使按下電擊按鈕來將除顫電擊地送給患者。
電極316被救助者220放置于患者210的胸腔兩邊，由此從患者的心臟獲得ECG信號。然后除顫器310分析該ECG信號以獲得心律不齊的征兆。如果檢測到VF，則該除顫器310給救助者220發(fā)信號建議進行電擊。當檢測到VF或者其他電擊性節(jié)律之后，救助者220之后按下除顫器310上的電擊按鈕來遞送除顫脈沖以使患者210復蘇。CPR指導設備100通過電纜130與除顫器310相耦合，由此為除顫器310提供由CPR指導設備100中包含的傳感器(如果存在的話)所獲取的生理信息。電纜為指導設備100中的電部件提供能量，并將按壓深度信號耦合于除顫器310，由此它們可用于通過除顫器310的擴音器發(fā)出可聽的CPR指令。
圖4是根據(jù)本發(fā)明的CPR指導設備100的一個示例中所包括的各部件的框圖。CPR指導設備100中所包括的CPR按壓傳感器352感應與施加于患者210的胸外按壓相關的特征。在該示例中，CPR按壓傳感器352是用于檢測和測量CPR指導設備100在實施胸外按壓期間的加速度的加速度計。如之前所描述的，該所測得的加速度用于測定救助者220施加的胸外按壓深度的充分性。該加速度計傳感器352產生響應于感測胸外按壓的輸出信號，該信號耦合于計算與控制單元354，用于與設備100的力傳感器360產生的力信號來進行比較或者相關聯(lián)。加速度計傳感器和力傳感器360都經受了救助者的按壓沖程，由此該兩個設備都產生響應于每次胸外按壓的用于處理的輸出信號。
計算與控制單元354耦合以接收來自加速度計傳感器352和力傳感器360兩者的輸出信號。該計算與控制單元354包括現(xiàn)有技術公知的處理和計算電路，其如在此以引用的方式進行合并的前述的Myklebust等人的專利中所描述的，根據(jù)加速度計傳感器產生的信號用于確定胸外按壓的深度。如其所描述的，計算與控制單元354被編程為用于執(zhí)行加速度信號的雙重積分以計算CPR指導設備100的位移(按壓的深度)。計算得到的位移深 度可以與標準按壓深度，例如，1.5-2.0英寸，進行對照，以確定對胸腔的 按壓是否具有足夠深度。如果胸腔的按壓深度被認為在適當?shù)纳疃确秶?外，通過電纜130將PHYINFO信號耦合至CPR反饋設備356，該設備利 用該信號向救助者發(fā)出可聽的或可視的指令，例如，"按壓更深"或者"按 壓更淺"。在本發(fā)明的另一實施例中，計算與控制單元354還用于確定所施 加的胸外按壓進度(pace)(速率)，搏動信號(pacing signal)被發(fā)送至CPR 反饋設備以向救助者提供可聽的或可視的表達方式。在本發(fā)明的各種實施 例中，CPR反饋設備356是用于向救助者220提供可視反饋的可視的顯示 設備。在其他實施例中，CPR反饋設備可選地或者額外地是用于向救助者 220提供可聽反饋的音頻設備。提供可視的和/或可聽的反饋以指導救助者 220該胸外按壓的深度是否足夠，例如，太深、不夠深或者在可接受的深度 范圍內。計算與控制單元354還用于確定胸外按壓的速率，該PHYINFO 信號包括控制CPR反饋設備356來進一步指導救助者220對胸腔的按壓進 度的信號，諸如，指導救助者更快或者更慢地實施胸外按壓。
根據(jù)本發(fā)明的原理，計算與控制單元354也將來自力傳感器的力信號， 和從加速度計傳感器接收的，或者由其響應產生的加速度或深度信號進行 比較或者相關聯(lián)。由于兩個傳感器都是響應于救助者的按壓沖程，該兩個 信號將是時間上一致的。該兩個信號在不受外部運動影響時也將展現(xiàn)出彼 此相對恒定的關系。即， 一系列具有可觀深度的按壓將會伴隨著相對高量 級的力信號。當施加淺的按壓時，該深度信號將會很低，同時該力信號將 會是相對更低的量級。當救助者施加相對恒定的按壓時，加速度信號序列 將會伴有相對恒定的力信號。因而在不受外部運動影響時，加速度(深度) 和力之間具有可靠的關系。在這些高相關性的條件下，該加速度(深度) 和力之間的關系被識別并由計算與控制單元存儲以供可能的后續(xù)使用。
但是在諸如移動的救護車顛簸之類的外部運動影響存在的情況下，這 些信號的對照或者相關性將會變糟。加速度信號將會反映患者和交通工具 的上下運動，但是由于支持患者的交通工具與救助者的上下運動相一致， 因此力信號將保持充分的恒定。因而，當加速度信號將受這一外部運動影 響時，力信號完全不受影響。這一加速度信號和力信號之間的區(qū)別關系將
10在這兩個信號的比較或者相關性中被反映，使其比在靜止的情況下要差。 由此一個更低程度的相關性表示由加速度信號產生的深度測量值可能是不 可靠的。然而如上所述地，由于力和深度之間的關系會隨著個體而改變， 力信號也是不被使用的。根據(jù)本發(fā)明的其他方面，在一個實施例中在高相 關性條件下的深度/力的關系被事先確定并存儲，該信息可以諸如以查找表 的形式被使用，并由涉及根據(jù)當前產生的力信號的存儲信息來產生深度輸
出信號。該事先存儲的深度/力的關系信息被用于生成針對CPR指導的深度 估計，直到一個高相關性因素預示著可靠的深度(加速度)信號的重現(xiàn)。 總之，當深度測量值確定為不受外部運動的影響時，單獨的深度測量值用 于提供CPR反饋。但是在深度測量值被認為受外部運動影響的情況下，通 過使用事先確定的未受影響情況下的力與深度之間的關系來將力信號轉化 為所估計的深度，從而使力信號被用于至少間接地估計深度。在其他執(zhí)行 方式中，可被使用力和深度的組合或者加權平均，其中加權取決于信號的 相關性或者其他加權因素。
如前所述，CPR反饋設備356可被包括在其他醫(yī)療設備中，諸如除顫 器或者AED，或者CPR指導發(fā)聲器。該CPR反饋設備也可以或者可選擇 地被定位于CPR指導設備100本身之中，這樣可以避免對電纜130和外部 裝置的需求。同樣地，計算與控制單元354可以如圖4所示地被定位于指 導設備100中，或者可被定位于電纜130遠端的分隔的殼體或者醫(yī)療設備 內。無線配置也是可能的。
圖5示出了通過電纜130與CPR指導設備100耦合的除顫器310 (圖 3)所包含的各部件。該除顫器310設計為具有小的物理尺寸、輕的重量和 沒有受到高水平訓練的人員或者很少使用除顫器310的其他人員也可操作 的相對簡單的用戶界面。相反，護理人員或者臨床(手動)使用的一般由 急救醫(yī)療服務(EMS)響應器攜帶的除顫器類型趨向于更大、更重并且具 有更為復雜的，能夠支持大量的手動監(jiān)控和分析功能以及協(xié)議設定的用戶 界面。
ECG前端電路202與通過患者210的胸腔相連的電極316連接。該ECG 前端電路202用于對由患者心臟產生的電性ECG信號進行放大、緩沖、過 濾以及數(shù)字化而生成數(shù)字化ECG采樣流。該數(shù)字化ECG采樣提供給控制 器206來執(zhí)行對檢測到的VF、電擊性VT或其他可電擊節(jié)律的分析。如果檢測到可電擊節(jié)律，控制器206傳送信號至HV (高壓)遞送電路208，從 而給電路208的高壓電容充電，以使其準備遞送電擊，并且激活用戶界面 214上的電擊按鈕以開始閃爍。救助者220然后在可聽指令的建議下遠離患 者210("手離開"指令)。當救助者220按下用戶界面214上的電擊按鈕時， 去顫電擊通過電極316從HV遞送電路208遞送到患者210。
控制器206耦合以進一步接收來自麥克風212的輸入，以生成聲音帶。 來自麥克風212的模擬音頻信號優(yōu)選地被數(shù)字化以生成數(shù)字化音頻采樣流， 并作為事件匯總134的一部分而被存儲在存儲器218中。用戶界面214可 包括顯示器，揚聲器，諸如開關按鈕之類的控制按鈕和用于提供用戶控制 以及可視的和可聽的提示的電擊按鈕。本發(fā)明的用戶界面也可包括一個或 多個控制按鈕用于選擇存儲于存儲器218中的在救助中被執(zhí)行的救助協(xié)議。 時鐘216向控制器206提供實時或者計時時鐘數(shù)據(jù)以給事件匯總134中的 信息提供時間戳。存儲器218的實現(xiàn)形式可以是在板RAM、移動式存儲卡 或者不同存儲技術的綜合，其在患者210的治療期間用于以匯編的形式數(shù) 字化地存儲事件匯總134。事件匯總134可包括數(shù)字化ECG流、音頻采樣、 所遞送的電擊的時間和能量以及前述的其他事件數(shù)據(jù)。
控制器206還通過電纜130與CPR指導設備100耦合，并且控制器206 通過該電纜接收PHYINFO信號?？刂破?06接收來自CPR指導設備100 的PHYINFO信號，并使該信號準備以被控制器206使用。例如，如前所 述地，由CPR指導設備100獲得的生理信息可被除顫器310使用以確定適 當?shù)膹吞K協(xié)議。例如，在將電擊遞送給患者之前，控制器206用于基于由 生理傳感器感測的信息確定患者脈沖是否出現(xiàn)在實施例中，其中該生理傳 感器是包括于設備100中的脈沖傳感器。脈沖信息以及ECG信息可被控制 器206評估以確定適當?shù)膹吞K協(xié)議。響應于加速度計傳感器352和/或力傳 感器360的CPR信號可被該控制器使用以調整CPR協(xié)議，例如通過給出 可聽的和/或可視的指令來使按壓更快、或者更慢、或者更深、或者更淺。
圖6示出了 CPR指導設備100通過電纜130與除顫器310耦合。該除 顫器310表示半自動的外部除顫器(AED)。然而，也可以使用其他類型的 除顫器。AED 310被一個表面不規(guī)則的聚合物外殼312罩住以保護外殼內 的如參照圖5描述的前述電子電路，同時也保護救助者220免遭電擊。一 對電極316通過電導線與外殼312附接。該電極316被設置于AED 310的上面的凹陷處的盒體314罩住，通過拔起把手317，可將罩住電極316的塑 料蓋移除，從而可將電極襯墊取出使用。用戶界面位于AED310的右邊。 小的就緒指示燈318通知救助者220 AED 310準備就緒。在這一實施例中， 在AED310設置好并準備好被使用后，就緒指示燈閃爍。當AED310正在 使用時，該就緒指示燈保持不變，并且當AED310需要被注意時，該就緒 指示燈關閉或者以報警顏色閃爍。
就緒指示燈之下是開/關按鈕320。該開/關按鈕被按下時AED 310被打 開來使用。為了關閉AED310，救助者220按下開/關按鈕達一秒或更長。 當救助者220可獲得信息時，信息按鈕322閃爍。救助者220按下信息按 鈕以獲取該可獲得信息，該信息隨后呈現(xiàn)為可聽的消息。當AED310從患 者210上獲得心跳信息時，警報燈324閃爍，當建議電擊時，其恒定發(fā)光， 以告知救助者220和其他人在此期間任何人都不應觸碰患者210。在AED 310告知救助者220建議進行電擊之后，電擊按鈕326被按下以遞送電擊。 位于AED 310側面的紅外端口 328用于在AED 310和電腦之間傳輸數(shù)據(jù)。 在患者210已經被救助之后，醫(yī)生期望將AED 310的事件數(shù)據(jù)下載到他或 者她的電腦來進行詳細分析時，這一數(shù)據(jù)端口會被使用。揚聲器313給救 助者220提供語音指令并引導救助者220通過使用AED 310來治療患者 210。當AED 310需要諸如電極襯墊移位或更換新電池的注意時，報警器 330發(fā)出"唧唧"聲。該報警器也可以作為節(jié)拍器基調，以CPR胸外按壓 的適當速率發(fā)出"唧唧"聲。
在另一個實施例中，CPR指導設備包括位于該設備的人體接觸表面的 用于感測患者的ECG信號的ECG電極。由CPR指導設備檢測到的ECG 信號耦合于ECG前端電路202用于處理。在一個實現(xiàn)形式中，這一實施例 中的CPR指導設備在通常的除顫器電極被拿出并使用之前施加于患者的胸 腔上。因而該指導設備的ECG傳感器可以給除顫器一個關于患者ECG波 形的"粗查"。例如，如果該ECG信號被感測和處理以確定患者呈現(xiàn)可行 的ECG信號，則該除顫器可警告救助者不建議對患者進行除顫。救助者不 需要打開除顫電極并將其施加于患者，同時除顫器可推薦諸如CPR之類的 其他形式的療法。
權利要求
1、一種CPR治療系統(tǒng)，包括CPR指導設備，其用于指導救助者對患者實施CPR，所述CPR指導設備具有包括上部部分和下部部分的殼體，所述上部部分配置為放置所述救助者的至少一只手以向所述患者遞送胸外按壓力，而所述下部部分配置為抵靠所述患者的胸腔進行放置；所述CPR指導設備還包括加速度計傳感器，其響應于所述胸外按壓力產生加速度信號；力傳感器，其響應于所述胸外按壓力產生力信號；以及其中，所述CPR治療系統(tǒng)還包括處理器，其響應于所述加速度信號和所述力信號用于將所述兩個信號進行比較以減小所述CPR指導設備和所述患者的共模運動的影響。
2、 如權利要求1所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述處理器還響應于 所述加速度信號以對所述加速度信號進行雙重積分而產生胸外按壓深度的 測量值，其中，所述處理器用于評估所述胸外按壓深度的測量值的可靠性。
3、 如權利要求2所述的CPR治療系統(tǒng)，還包括 數(shù)據(jù)存儲設備，其用于當所述深度測量值被評定為可靠時，存儲所述力信號和深度之間的關系，其中，所述系統(tǒng)用于在所述深度測量值被評估為不可靠時利用所存儲 的關系。
4、 如權利要求2所述的CPR治療系統(tǒng)，其中所述系統(tǒng)還用于當只有 所述加速度信號的可靠性低時，將深度指示為所述力信號和所述加速度信 號的組合。
5、 如權利要求2所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述比較還包括所述 加速度信號和所述力信號的相關性。
6、 如權利要求2所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述比較還包括所述 胸外按壓深度的測量值和所述力信號的相關性。
7、 如權利要求6所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，當所述深度測量值和 所述力信號的所述相關性相對高時，所述深度測量值被評估為可靠的。
8、 如權利要求6所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，當所述深度測量值和 所述力信號的所述相關性相對低時，所述深度測量值被評估為不可靠的。
9、 如權利要求8所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述深度測量值和所 述力信號的所述相關性相對低時，利用事先確定的力與深度之間的關系作 為胸外按壓深度的測量值。
10、 如權利要求1所述的CPR治療系統(tǒng)，還包括輸出設備，其響應于 所述處理器生成指導指令。
11、 如權利要求10所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述輸出設備是揚 聲器，并且生成的所述指導指令是可聽的。
12、 如權利要求10所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述輸出設備是顯 示器，并且可視地顯示所述指導指令。
13、 如權利要求10所述的CPR治療系統(tǒng)，還包括具有除顫器殼體的 除顫器，且其耦合于所述CPR指導設備，其中，所述輸出設備被定位于所述除顫器殼體內。
14、 如權利要求13所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述處理器被定位 于所述除顫器殼體內。
15、 一種CPR治療系統(tǒng)，包括胸外按壓殼體，其包括上部部分和下部部分，所述上部部分配置為放 置所述救助者的至少一只手以向所述患者遞送胸外按壓力，而所述下部部分配置為抵靠所述患者的胸腔進行放置；加速度計傳感器，其位于所述殼體內并且響應于胸外按壓力生成加速度信號，所述加速度信號包括由于所述患者的胸腔運動而產生的分量，并且可以包括由于所述患者的整體運動而產生的分量；力傳感器，其定位于所述殼體內并且響應于胸外按壓力生成力信號； 處理器，其響應于所述加速度信號和所述力信號，利用所述兩個信號來生成深度信號并且檢測是否存在由于所述患者的整體運動而產生的信號分量。
16、 如權利要求15所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述處理器對所述 加速度信號進行雙重積分以生成所述深度信號。
17、 如權利要求16所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，所述處理器執(zhí)行所 述深度信號和所述力信號的相關性分析以檢測是否存在由于所述患者的整 體運動而產生的信號分量。
18、 如權利要求17所述的CPR治療系統(tǒng)，還包括數(shù)據(jù)存儲設備，其 在所述深度信號和所述力信號的相關性相對高時，對所述深度信號和所述 力信號之間的關系進行存儲。
19、 如權利要求18所述的CPR治療系統(tǒng)，其中，與所述力信號相結 合地利用所存儲的所述深度信號和所述力信號之間的關系，以在所述深度 信號和所述力信號的相關性相對低時產生經校正的深度信號。
全文摘要
CPR指導設備被設計為用于在CPR期間放置于患者的胸腔上。通過救助者對該設備的按壓，將胸外按壓遞送給患者。力傳感器和加速度計被定位于該設備內并響應于胸外按壓。當患者的身體靜止時，通過對加速度計的加速度信號進行雙重積分產生的深度信號和力信號將具有高相關性，并且這一深度信號被認為是可靠的。當患者的身體處于諸如運輸患者的車輛的運動的運動狀態(tài)時，深度信號和力信號將會具有低相關性，其中，力信號相對于這一運動是相對不受影響的。在這種情況下，力信號用于與事先確定的無運動狀態(tài)下的深度和力之間的關系相結合以生成胸外按壓深度的指示。
文檔編號A61H31/00GK101534783SQ200780042440
公開日2009年9月16日 申請日期2007年11月6日 優(yōu)先權日2006年11月14日
發(fā)明者D·奧克斯, D·鮑爾斯 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司