專利名稱：具有主動機(jī)械載體的cpr模擬人的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及能夠模擬在胸部凹陷時患者胸部的反作用力的機(jī)械載體(mechanical load)領(lǐng)域。這種機(jī)械載體能在心肺復(fù)蘇訓(xùn)練期間或者在測試用于心肺復(fù)蘇的自動裝置期間被用于心肺復(fù)蘇的模擬。更具體地，本發(fā)明涉及一種心肺復(fù)蘇模擬載體、一種心肺復(fù)蘇仿真人體模型、以及一種用于在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法。
背景技術(shù)：
心肺復(fù)蘇(CPR)是一項為了高效率和安全性而需要技巧和程序的工作。醫(yī)務(wù)人員和健康護(hù)理人員被預(yù)期能夠根據(jù)規(guī)范和準(zhǔn)則實(shí)施CPR，并且需要通過適當(dāng)?shù)姆绞竭M(jìn)行訓(xùn)練。 除了具備有關(guān)需要進(jìn)行實(shí)施的操作的正確順序方面的知識之外，CPR操作者所實(shí)施的對患者胸部的按壓還必須具有一定的強(qiáng)度、按壓深度和速度。如果按壓的力量過小、按壓的深度過淺，或者按壓的速度過慢，就不能成功實(shí)施復(fù)蘇或者需要很長的時間。從另一方面講，如果按壓的力量過大、按壓的深度過深，就會損傷患者的肋骨架或者身體的其它部分。除了 CPR的人工實(shí)施外，自動CPR裝置已經(jīng)變得越來越普及，特別是在重癥監(jiān)護(hù)室中和用于長期的復(fù)蘇。用于心肺復(fù)蘇的新裝置的實(shí)際測試需要測試載體能夠很好地模擬人類胸腔的結(jié)構(gòu)。不幸地，人類胸腔的機(jī)械特性是復(fù)雜的，并且是高度非線性的。此外，人類胸腔的機(jī)械特性在人與人之間存在非常大的差異。因此，難以設(shè)計模擬人類胸腔的測試載體。人類胸腔的粘彈性模型通過彈性和阻尼元件的并聯(lián)組合可以是接近的。彈性元件和阻尼元件在胸部按壓深度增加時尺寸都會強(qiáng)烈地增大。當(dāng)前的CPR測試裝置和訓(xùn)練人體模型所具有的機(jī)械載體與人類胸腔的機(jī)械載體嚴(yán)重偏離。簡單的類似線性彈簧的結(jié)構(gòu)在多數(shù)情況下被使用，而阻尼裝置通常是缺少的。這種簡單的載體高估了小的按壓深度的硬度，并且忽略了阻尼和摩擦。Laerdal的美國專利申請2007/(^646231公開了一種用于模擬實(shí)際情況的CPR訓(xùn)練人體模型。CPR訓(xùn)練用人體模型具有用于接收所施加的壓力和來自使用者的移動的第一部分，以及用于設(shè)置在支承面上的第二部分。第一和第二部分被彈性元件和導(dǎo)向裝置隔開， 從而在上述兩部分之間提供大體上的直線運(yùn)動。訓(xùn)練用人體模型還包括含有流體的活塞， 其沿線性運(yùn)動的方向在上述兩部分之間提供減振運(yùn)動。因此，Laerdal的專利申請?zhí)岢隽艘环N使用純被動非線性的機(jī)械裝置的解決方法。Messmore 的美國專利 no. 4，601，665 和 Schertz 等人的 no. 5，509，810 描述了一種訓(xùn)練用人體模型，其用于教學(xué)目的，例如教授醫(yī)學(xué)學(xué)生、健康護(hù)理人員等等。這些訓(xùn)練用人體模型被設(shè)計成模擬疾病的典型癥狀，例如身體的噪音和顫動。醫(yī)學(xué)學(xué)生的任務(wù)是檢測癥狀、分析癥狀、以及最后確定患者可能是患上了哪種疾病。因此，醫(yī)學(xué)學(xué)生可以在實(shí)施醫(yī)療診斷中通過考慮所有它看到的、聽到的或者感覺到的所有癥狀來訓(xùn)練它的技能。在US 4，601，665和US 5, 509,810中所描述的訓(xùn)練用人體模型不能產(chǎn)生實(shí)際的反作用力，并且不適合作為CPR訓(xùn)練用人體模型。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明希望提供一種通用心肺復(fù)蘇模擬載體，其能夠模擬發(fā)生在不同體質(zhì)的患者身上的或者在長期的心肺復(fù)蘇過程中的各種載體。能夠以足夠精確的方式模擬人類胸腔復(fù)雜且高度非線性的力學(xué)性能的心肺復(fù)蘇模擬載體也將是所希望的。使心肺復(fù)蘇模擬載體能夠精確地表現(xiàn)人類胸腔生命力學(xué)模型的彈性和/或阻尼部分也同樣將是所希望的。為了更好地解決這些關(guān)注中的一個或多個，提出了一種心肺復(fù)蘇模擬載體。心肺復(fù)蘇模擬載體或者心肺復(fù)蘇模擬載體裝置能夠在胸部凹陷(胸部移位)時模擬患者胸部的反作用力。心肺復(fù)蘇模擬載體包括設(shè)置成產(chǎn)生反作用力中的至少一部分的主動致動器，以及被設(shè)置成將控制信號提供給主動致動器的控制器。主動致動器能夠很容易地以靈活可變的方式被控制。 由控制器所發(fā)出的控制信號促使主動致動器產(chǎn)生具有特定強(qiáng)度的反作用力。從對當(dāng)前可獲得的仿真人體模型的討論中可清楚地得知精確的非線性的機(jī)械載體是所需要的。但是僅僅通過被動裝置是難以獲得這種載體的。此外，受害人性狀大的差異要求較寬的范圍的剛性和阻尼特性是必要的。這將需要大量的被動載體。主動致動器可以是機(jī)電致動器、氣動致動器或者液壓致動器。本發(fā)明希望提供一種心肺復(fù)蘇模擬載體，其中主動致動器具有適當(dāng)?shù)某叽绾?或額定功率。在一種實(shí)施例中，這個關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體來解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括被設(shè)置成產(chǎn)生反作用力中的至少另一部分的被動機(jī)械元件。主動致動器、 被動機(jī)械元件和可能的其它的部件的貢獻(xiàn)相加等于總的反作用力。由于被動機(jī)械元件承擔(dān)了反作用力中的一部分，因此主動致動器的尺寸相比于主動致動器必須獨(dú)自產(chǎn)生全部反作用力的情況中的要小。在主動致動器和被動機(jī)械元件聯(lián)合使用的情況下，被動機(jī)械元件可能貢獻(xiàn)反作用力中的一部分，其與當(dāng)前的胸部凹陷和/或當(dāng)前的按壓速度基本上線性地相關(guān)。主動致動器可能導(dǎo)致與線性特性的偏離。依賴于心肺復(fù)蘇模擬載體的構(gòu)造和待模擬的情況，主動致動器的貢獻(xiàn)甚至可能是負(fù)的，也就是說至少部分地抵消被動機(jī)械構(gòu)件的貢獻(xiàn)。本發(fā)明進(jìn)一步希望提供一種心肺復(fù)蘇模擬載體，為此反作用力能夠作為胸部凹陷的函數(shù)被控制。在一種實(shí)施例中，這種關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體來解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括被設(shè)置成將胸部凹陷測量值提供給控制器的胸部凹陷傳感器或者胸部位移傳感器。反作用力的確定考慮胸部凹陷的瞬時測量值將是進(jìn)一步所希望的。在一個實(shí)施例中，這種關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體來解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括反作用力計算器，其被設(shè)置成計算將由主動致動器產(chǎn)生的部分反作用力，所述部分反作用力是胸部凹陷測量值的函數(shù)。反作用力計算器能夠再現(xiàn)人類胸部的力學(xué)特性將是所希望的。在一個實(shí)施例中這種關(guān)注通過基于模型的或者基于經(jīng)驗(yàn)關(guān)系的反作用力計算器來解決。反作用力計算器可被設(shè)置成計算彈性項(term)、阻尼項或者慣性項中的至少一種。彈性項可被用于計算彈簧的機(jī)械特性。阻尼項可被用于計算阻尼元件例如減震器的機(jī)械特性。慣性項可被用于計算質(zhì)量的機(jī)械特性。彈性特性、阻尼特性和慣性特性對于描述機(jī)械系統(tǒng)總的機(jī)械特性是非常有用的。彈性項、阻尼項和慣性項的特定值和公式可在文獻(xiàn)中獲得，例如在Gruber等人于1993年5月出版的Journal of Biomech Eng.第115卷第14-20頁中。利用這些項以計算反作用力，從而增加了由心肺復(fù)蘇模擬載體使用和產(chǎn)生的參數(shù)的可變換能力和可比較性。使心肺復(fù)蘇模擬載體能夠模擬患者胸部在持久的復(fù)蘇期間變化的力學(xué)性能將是進(jìn)一步所希望的。在一個實(shí)施例中，這種關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體來解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括通過改變可變參數(shù)來作用于反作用力計算器的參數(shù)調(diào)節(jié)器，所述可變參數(shù)用于計算將由主動致動器產(chǎn)生的作用力部分。當(dāng)長時間地施行心肺復(fù)蘇時，患者胸部力學(xué)性能的變化能夠被觀察到。這種特性可以通過在心肺復(fù)蘇期間改變參數(shù)來進(jìn)行模擬，所述參數(shù)用于計算反作用力或者反作用力中的一部分。參數(shù)調(diào)節(jié)器可以檢測心肺復(fù)蘇期的開始，并且對擊壓進(jìn)行計數(shù)，或者測量消耗的時間?；谶@些測量值，參數(shù)調(diào)節(jié)器可以調(diào)整參數(shù)使得能夠接近地模擬在CPR期間實(shí)際的人類胸部的機(jī)械特性變化。為此，參數(shù)調(diào)節(jié)器可以使用查詢表或者存儲器，所述查詢表或存儲器儲存用于一系列獨(dú)特的機(jī)械特性代表值或者表示隨時間變化的力學(xué)性能的數(shù)學(xué)關(guān)系式。單個裝置能夠模擬各種載體也將是所希望的。在一個實(shí)施例中，這個關(guān)注通過軟件控制的反作用力計算器而解決。使用軟件能夠容易地改變單一參數(shù)或者按照一組儲存的模式，例如嬰兒、青少年、成年男性、成年女性，選擇一個模式。心肺復(fù)蘇模擬載體具有緊湊的尺寸，以及能夠借助于電池供電將是所希望的。在一個實(shí)施例中，這種關(guān)注通過主動制動器是直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)而得以解決。直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)可通過調(diào)整電壓和/或提供給電動機(jī)的電流進(jìn)行控制。這可以通過使用簡單的電路來實(shí)現(xiàn)。直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)需要直流電壓，諸如由電池提供的電壓。心肺復(fù)蘇模擬載體能夠產(chǎn)生足夠強(qiáng)的反作用力以模擬實(shí)際患者胸部的反作用力將是進(jìn)一步所希望的。在一個實(shí)施例中，這個關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體被解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)，該結(jié)構(gòu)被設(shè)置成將例如直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動轉(zhuǎn)換成模擬胸部的線性運(yùn)動。如果需要的話，利用小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)可以實(shí)現(xiàn)兩個目的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動到線性運(yùn)動的轉(zhuǎn)換以及齒輪減速，齒輪減速導(dǎo)致在齒條以及小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)處產(chǎn)生強(qiáng)大的輸出作用力。然而，這些目標(biāo)的實(shí)現(xiàn)并不是必須地。接近所施加的作用力的絕對值大小的反作用力是所希望的。在一個實(shí)施例中，這種關(guān)注通過一種心肺復(fù)蘇模擬載體來解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括作用力傳感器，該作用力傳感器被設(shè)置成將作用力測量值提供給控制器，以便基于作用力控制回路為主動致動器提供伺服控制。作用力控制回路保證了心肺復(fù)蘇模擬載體產(chǎn)生反作用于使用者施加的作用力的真實(shí)反作用力。在心肺復(fù)蘇過程期間或之后將信息提供給使用者以便培訓(xùn)目的或測試/調(diào)整自動心肺復(fù)蘇裝置將是所希望的。在一個實(shí)施例中，這個關(guān)注通過心肺復(fù)蘇模擬載體而被解決，該心肺復(fù)蘇模擬載體進(jìn)一步包括用于將反饋提供給使用者的反饋界面。反饋界面可以是顯示器、語音輸出、諸如人造胸部的顫動的觸覺反饋或者類似物。使用者可以通過反饋界面被通知有關(guān)他或她的心肺復(fù)蘇的質(zhì)量。給使用者的反饋還可以包括諸如“按重些”、“按輕些”、“按深些”、“按快些”及類似的指令。為此，心肺復(fù)蘇模擬載體將包括存儲器，該存儲器具有儲存在其中的用于心肺復(fù)蘇的典型指南。它將進(jìn)一步包括用于表示心肺復(fù)蘇的各種參數(shù)的檢測裝置。此外，心肺復(fù)蘇模擬載體可以包括用于將指南所建議的參數(shù)與實(shí)際參數(shù)進(jìn)行比較的比較器。隨后比較器的輸出可以是類似于“太低了”、“最佳的”、“太高了”的一些輸出。盡可能地使心肺復(fù)蘇訓(xùn)練的經(jīng)歷與現(xiàn)實(shí)中的相同將是所希望的。為了解決這個或者其它可能的關(guān)注，提出了一種心肺復(fù)蘇仿真人體模型，其包括如上文中實(shí)施例中的一個所述的心肺復(fù)蘇模擬載體。心肺復(fù)蘇仿真人體模型模擬實(shí)際患者的感受。這種人體模型通常的特征是具有仿造人類皮膚的外表的軀干狀殼體。心肺復(fù)蘇模擬載體可以封裝在殼體中。殼體至少部分地是柔性且可變形的，以允許使用者按壓人體模型的胸部。除了如上文所述的心肺復(fù)蘇模擬載體和心肺復(fù)蘇仿真人體模型之外，還將希望獲得一種借助于仿真人體模型在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法。能夠模擬實(shí)際人類胸部的復(fù)雜且高度非線性的機(jī)械特性的方法也將是所希望的。此外，能夠被用于模擬各類載體的方法也將是所希望的。為了更好地解決這些或者其它關(guān)注中的一個或多個， 提出了一種借助于仿真人體模型在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法。該方法包括——測量仿真人體模型胸部的凹陷；——根據(jù)測量的仿真人體模型胸部的凹陷計算所形成的反作用力；——借助于主動致動器將所產(chǎn)生的反作用力施加至患者的胸部。不同的技術(shù)特征能夠任意組合，并且這種組合在此一道被公開。特別地但并非排外地，心肺復(fù)蘇模擬載體可以包括以下的任何組合主動致動器、控制器、機(jī)電致動器、氣動致動器、液壓致動器、被動機(jī)械元件、胸部凹陷燒結(jié)物(sinter)、反作用力計算器(基于模型的、基于經(jīng)驗(yàn)關(guān)系式的、或者基于其它關(guān)系的)、被設(shè)置成計算彈性項、阻尼項或者慣性項中的至少一個的反作用力計算器、參數(shù)調(diào)節(jié)器、軟件控制的反作用力計算器、直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)、小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)、作用力傳感器，以及反饋界面。關(guān)于用于在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法，上文所述操作的任何組合都是適合的，且與此一道被公開。特別地但并非排外地，以下操作中的兩個或多個行為能夠被結(jié)合—測量仿真人體模型胸部的凹陷；——根據(jù)測量的仿真人體模型胸部的凹陷計算所形成的反作用力；——借助于主動致動器將所產(chǎn)生的反作用力施加到患者胸部；——電機(jī)地、氣動地或者液壓地產(chǎn)生該反作用力；——借助于被動機(jī)械元件產(chǎn)生該反作用力的另一部分；——借助于模型或者基于經(jīng)驗(yàn)關(guān)系式計算所產(chǎn)生的反作用力或者其中的一部分；——計算彈性項、阻尼項或者慣性項中的至少一個；——借助于作用于反作用力計算器上的參數(shù)調(diào)節(jié)器，改變被用于計算由主動致動器所產(chǎn)生的一部分反作用力的參數(shù)；——借助于軟件控制反作用力計算器；——使用直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)作為主動致動器中的一部分；——使用小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)；——將作用力測量值提供給控制器，以便基于受力控制回路為主動致動器提供伺服控制；——將反饋提供給使用者。各種實(shí)施例可以實(shí)現(xiàn)以下的一個或多個
——人類胸腔生命力學(xué)模型的彈性部分的精確表現(xiàn)；——人類胸腔生命力學(xué)模型的阻尼部分的精確表現(xiàn)；——由于服務(wù)器及軟件控制，單個裝置能夠模擬各類載體；——由于伺服控制及軟件控制，載體的性能能夠被設(shè)置成在測試/模擬/訓(xùn)練(如同實(shí)際發(fā)生的)期間變化；——尺寸足夠地小以適于安裝到CPR人體模型的胸部中；——該裝置是基于模型的，如果新模式/數(shù)據(jù)變得可用時，易于與其相匹配；——成本能夠足夠地低；——反饋至使用者(訓(xùn)練)的可能性。本發(fā)明的這些和其它方面將通過下文描述的實(shí)施例變得顯而易見并參考所述實(shí)施例得到闡釋。


圖1示出了穿過心肺復(fù)蘇仿真人體模型的截面示意圖以及如在此公開的教導(dǎo)所提出的模擬載體。圖2示出了如在此公開的教導(dǎo)所提出的心肺復(fù)蘇模擬載體的示意性框圖。圖3示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的(PR模擬載體的機(jī)械的和電的元件的透視圖。圖4示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的(PR模擬載體的控制鏈的示意性框圖。圖5示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的用于模擬反作用力的方法的流程圖。圖6示出了在模擬胸部的凹陷深度與由被動機(jī)械元件和主動致動器所產(chǎn)生的反作用力即總的反作用力之間的關(guān)系。圖7示出了在模擬胸部的凹陷深度與由被動機(jī)械元件和主動致動器所產(chǎn)生的反作用力即總的反作用力之間的另一種關(guān)系。
具體實(shí)施例方式從介紹中可清楚得知精確的非線性機(jī)械載體是需要的，而且僅僅通過被動裝置是非常難于獲得這種載體的。受害人性狀的大變化需要許多被動載體。這是不可行的，并且優(yōu)選的解決辦法是具有單個主動裝置。不同于先前裝置，提出了一種機(jī)械載體，其包含主動的且伺服控制的元件，并且在下文中對其進(jìn)行了更為詳細(xì)的描述。圖1示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的CPR仿真人體模型和嵌入式CPR模擬載體。CPR 仿真人體模型可用來訓(xùn)練醫(yī)務(wù)人員、醫(yī)學(xué)學(xué)生、健康護(hù)理人員或者普通人如何操縱CPR。CPR仿真人體模型的另一用途可以是校準(zhǔn)和/或測試自動CPR裝置。在圖1中，操縱模擬CPR的人員以周期性方式向CPR仿真人體模型的上部表面施加向下的作用力，例如大約二十秒內(nèi)三十擊。圖1中所示的CPR仿真人體模型包括殼體102和接地板103。CPR 仿真人體模型的上部表面是可變形的，使得CPR操縱人員能夠按壓該上部表面。在CPR仿真人體模型中，這種動作被傳送至機(jī)械結(jié)構(gòu)，在圖1中的情況下橫梁118，用于將作用力分配給三個機(jī)械部件。三個機(jī)械部件中最左邊的是阻尼器117，例如呈氣缸-活塞結(jié)構(gòu)或者雙缸結(jié)構(gòu)的形式。阻尼器產(chǎn)生反作用力，所述反作用力主要是其被按壓的速度的函數(shù)。機(jī)械部件中的第二個是彈簧116或者類似的彈性元件。彈簧產(chǎn)生反作用力，該反作用力主要是按壓深度的函數(shù)。機(jī)械部件中最右邊的是主動致動器，主動致動器包括電動機(jī)112、傳動元件113、小齒輪114和齒條115。電動機(jī)112產(chǎn)生轉(zhuǎn)矩，該轉(zhuǎn)矩通過傳動元件113傳遞至小齒輪114。小齒輪114與齒條115嚙合，以形成小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)。小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)將電動機(jī)112的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動轉(zhuǎn)換為線性運(yùn)動。按照類似的方式，由電動機(jī)112產(chǎn)生的轉(zhuǎn)矩可轉(zhuǎn)換成線性作用力。阻尼器117、彈簧116和主動致動器112，113，114，115的反作用力被傳遞至橫梁118，在該橫梁118處反作用力相互結(jié)合并作為反饋?zhàn)饔昧Ρ粋鬟f至CPR操縱人員。 被動元件(阻尼器117和彈簧116)和主動元件(主動致動器112，113，114，11 的組合使得可以在保持主動致動器相對小的同時產(chǎn)生所需強(qiáng)度的反作用力(大約1000牛頓)。主動致動器使得可以以靈活方式控制反作用力。圖2示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的CPR模擬載體的示意性框圖。在圖2的左上角示出了 CPR仿真人體模型的殼體。作用力在CPR仿真人體模型的殼體與主動致動器M之間的傳遞以虛線的形式示意性地示出。凹陷傳感器DS對CPR仿真人體模型上部表面的瞬時凹陷進(jìn)行測量。作用力傳感器FS對在主動致動器與CPR操縱人員之間傳遞的作用力進(jìn)行測量。由凹陷傳感器DS所提供的凹陷或位移測量、以及由作用力傳感器FS所提供的作用力測量被提供給反作用力計算器RFC。反作用力計算器可能的實(shí)施方式的細(xì)節(jié)將結(jié)合圖4 進(jìn)行論述。反作用力計算器RFC為主動致動器的反作用力提供期望值。反作用力的期望值能夠被認(rèn)為是反作用力的設(shè)定值。反作用力的期望值被提供至控制器CTRL。控制器CTRL 的另一輸入由作用力傳感器FS提供。控制器CTRL基于反作用力計算器RFC提供的反作用力的期望值(設(shè)定值)和作用力傳感器FS當(dāng)前測量的作用力的值來確定主動致動器的控制信號。在所提供的CPR模擬載體的更詳細(xì)地說明的實(shí)施方式中，控制器CTRL還可以接收和處理來自凹陷傳感器DS的值。由控制器CTRL確定的控制信號被傳輸至伺服放大器AMP。伺服放大器AMP的作用在于將小功率的控制信號轉(zhuǎn)換成具有足夠功率以驅(qū)動主動致動器的主動致動器驅(qū)動信號。圖2中所示的CPR模擬載體還示出了在CPR持續(xù)時間期間用于調(diào)節(jié)反作用力的可選部件。為此，凹陷傳感器DS的輸出被提供給計時器TMR和/或計數(shù)器CNT。雖然未在圖 2中示出，但是也可以使用作用力傳感器FS的輸出，或者使用傳感器DS和FS兩者的輸出。 當(dāng)CPR操縱人員第一次擊壓時，CPR操作期的啟動就被計時器TMR和/或計數(shù)器CNT檢測到。確定CPR操作期啟動的判斷依據(jù)可以是凹陷深度和/或作用力超過了預(yù)定閥值。從涵蓋了 CPR的醫(yī)學(xué)研究中可知患者胸部的機(jī)械特性在CPR操作過程中是變化的。這些變化已經(jīng)以定量方式被確定。描述患者胸部的機(jī)械特性變化量的關(guān)系式被存儲到存儲器MEM中。 調(diào)節(jié)器ADJ通過發(fā)送從CPR操作期啟動以來消耗的時間和/或擊壓次數(shù)來查詢存儲器MEM。 存儲器MEM通過發(fā)送描述在消耗的時間和/或擊壓計數(shù)之后患者胸部的機(jī)械特性的參數(shù)集作為回應(yīng)。在CPR模擬載體的更詳細(xì)說明的實(shí)施方式中，調(diào)節(jié)器ADJ也可以接收凹陷傳感器DS和/或作用力傳感器FS所提供的值。在某些情況下，過度的凹陷深度和/或作用力可能導(dǎo)致患者胸部的損傷，例如肋骨斷裂。這些損傷導(dǎo)致胸部機(jī)械特性的持續(xù)變化。調(diào)節(jié)器ADJ可以觀測這些值，并且將這些值與例如肋骨斷裂將可能發(fā)生的閥值相比較。調(diào)節(jié)器 ADJ可以確定凹陷深度和/或作用力的平均值，以便于從其中推出機(jī)械特性的變化。分別從凹陷傳感器DS和作用力FS傳感器處獲得的凹陷深度和反作用力的測定值也可以被提供至用戶界面UIF。用戶界面UIF解釋測定值，并且將所述測定值與用于心肺復(fù)蘇的官方準(zhǔn)則所建議的值相比較。用戶界面然后可以向CPR操縱人員輸出視覺的、聽覺的或者觸覺的建議。例如，所述建議可以是指示人員增加擊壓頻率或者增大凹陷深度的可聽見的語音輸出?？陕犚姷妮敵鲞€可以是指示CPR的最佳節(jié)奏的周期性蜂鳴聲。在用戶界面 UIF的可視輸出的情況下，用戶界面可以包括液晶顯示屏、發(fā)光二極管(LEDs)、發(fā)光燈泡、 模擬指示器或者類似物，以通知操縱CPR的人員或者訓(xùn)練者操縱CPR的質(zhì)量。圖3示出了根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的CPR模擬載體的一些主要部件的透視圖。從圖 1中已經(jīng)可得知具有電動機(jī)112、傳動裝置113、小齒輪114和齒條115。所示出的傳動裝置 113是皮帶傳動裝置，其包括第一帶輪312、皮帶313和第二帶輪314。第一和第二帶輪312， 314可以具有不同的直徑，以便于實(shí)現(xiàn)一定的齒輪傳動比。安裝至電動機(jī)112的是伺服放大器322，其根據(jù)控制信號來驅(qū)動電動機(jī)。由直流電旋轉(zhuǎn)電動機(jī)所產(chǎn)生的轉(zhuǎn)矩通過齒輪帶和相應(yīng)的帶輪被傳遞至小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)。電動機(jī)112的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動通過小齒輪114和齒條115被轉(zhuǎn)換為線性的上下運(yùn)動。 齒條115被安裝到滑塊333上?；瑝K333由導(dǎo)軸334和滾珠軸承335所引導(dǎo)，滾珠軸承335 在形成于桿336上的凹槽中運(yùn)動。因此，運(yùn)動被滾珠軸承和導(dǎo)軸所限制?；瑝K333也連接至兩個阻尼器331，332。該結(jié)構(gòu)被安裝在提供足夠的穩(wěn)定性的基板303上，并且將CPR模擬載體與CPR仿真人體模型相連接。安裝于滑塊333上部表面的是作用力傳感器FS，由CPR 操縱人員施加的作用力以及反作用力被送遞于作用力傳感器FS上。當(dāng)非標(biāo)準(zhǔn)金屬部件被模制塑料部件所取代時，廉價的批量生產(chǎn)成為可能。圖3中所示的CPR模擬載體已經(jīng)被實(shí)現(xiàn)。該裝置的首次測試顯示出優(yōu)良的功能性?，F(xiàn)在的裝置可以在剛硬的、平均的和柔弱的胸部三種模式之間轉(zhuǎn)換。對于未來的裝置，可設(shè)想更廣泛的模式選擇。對于該機(jī)械結(jié)構(gòu)，完整的裝置應(yīng)該安裝在有限的容積(即CPR仿真人體模型)中， 胸部按壓深度應(yīng)該至少為6厘米，并且反作用力需要達(dá)到1000牛。進(jìn)一步的限制條件是輕的重量與低功率消耗(電池供電應(yīng)該是可能的)。在一個可能的解決辦法中，使用了旋轉(zhuǎn)直流電動機(jī)。為了減小電動機(jī)的尺寸，可以使用電動機(jī)與被動彈簧和/或阻尼器的組合。電動機(jī)傳遞精確地模擬所需反作用力必要的附加制動或者加速作用力。如同可在圖2看到的那樣，使用的大部分是標(biāo)準(zhǔn)部件，而一些部件被制造用于該專用設(shè)計。現(xiàn)在轉(zhuǎn)向圖4，其示出了 CPR模擬載體的控制鏈。凹陷深度通過借助于合適的傳感器401測量電動機(jī)角度來確定。電動機(jī)角度然后借助于轉(zhuǎn)換模塊402轉(zhuǎn)換成實(shí)際的凹陷深度P0S. X。轉(zhuǎn)換模塊402可以將電動機(jī)角度與常數(shù)因子執(zhí)行簡單的乘法運(yùn)算，并且可以結(jié)合有角度傳感器401或者隨后的模塊。角度傳感器401與轉(zhuǎn)換模塊402形成從圖2中可知的凹陷傳感器DS。表示凹陷深度的信號或值被提交至彈性作用力計算模塊403和時間導(dǎo)數(shù)模塊 404。彈性作用力計算模塊403計算與患者胸部的彈性體質(zhì)相應(yīng)的反作用力部分。彈性作用力部分的計算可以例如是基于陳述性輸出詞匯編輯語言的(novel based)、基于公式的或者基于對照表的。采用基于公式的方法的舉例，反作用力的彈性作用力部分可以由下式表達(dá)F 彈性=k(X).x這里χ是t時刻的位置。參數(shù)k(x)是隨彈性常數(shù)而定的位置。k(x)的范例可以在文獻(xiàn)中找到，例如在Gruben等人于1993年5月出版的Journal of Biomech Eng.第115 卷第14-20頁中。按照類似的方式，反作用力中粘滯的或者阻尼的部分借助于時間導(dǎo)數(shù)模塊404和阻尼作用力計算模塊405來確定。時間導(dǎo)數(shù)模塊404提供位置的時間導(dǎo)數(shù)，S卩，速度。阻尼作用力在很大程度上取決于速度。阻尼作用力計算模塊405可以是例如基于模型的、基于公式的或者基于對照表的。如果使用基于公式的方法，那么阻尼作用力可以表達(dá)成Fpiug= μ (χ), ν這里ν是指t時刻的速度，是指反作用力的粘滯部分，并且參數(shù)μ (x)是指隨阻尼常數(shù)而定的位置。μ (x)的范例也可以在文獻(xiàn)中找到。通常，多項式適合于直到四階的位置足以滿足k(x)和μ (χ)0虛線盒子406表示(PR模擬載體視情況而基于范例、基于公式或者基于對照表的部分。反作用力的彈性部分F彈性和反作用力的阻尼部分F阻尼在加法器407處相加。在圖 4的情況下可以得知與反作用力的彈性部分和阻尼部分相比，反作用力的任何慣性部分都是可以忽略的。如果反作用力的慣性部分將被包括在計算中，那么另一時間導(dǎo)數(shù)模塊可以與時間導(dǎo)數(shù)模塊404的輸出相連接。連接至第二時間導(dǎo)數(shù)模塊的輸出的慣性作用力計算模塊然后可以基于常數(shù)因子或者類似于反作用力的彈性的和阻尼部分的公式的公式來計算反作用力的慣性部分。加法器407的輸出表示反作用力的值，該值將從給定了測量凹陷深度和其時間導(dǎo)數(shù)的實(shí)際患者處被預(yù)期。加法器407的輸出被傳輸至差值模塊408。差值模塊408的另一個輸入由作用力傳感器FS所提供，所述作用力傳感器FS可以是應(yīng)變作用力傳感器。差值模塊408的輸出是所施加的作用力與所計算的反作用力之間的差值，并且可以被認(rèn)為是誤差信號。該誤差信號被提供給PID控制器409。PID控制器通常允許控制回路的快速且精確的控制。PID控制器409的輸出被饋送至為主動致動器提供驅(qū)動信號的伺服放大器410的輸入端。主動致動器(可能與彈簧和/或阻尼器結(jié)合)通過使PID控制器的誤差信號最小化來傳遞所需的反作用力。建議的采樣頻率約為100赫茲或者更高。如上所述的伺服回路以使所施加的作用力和所計算的反作用力(即基于模型估計的反作用力)均衡為基準(zhǔn)。在該回路中需要三個參數(shù)，即所施加的作用力、位置和速度。 主要的控制變量是作用力，但是位置也是間接地重要的，因?yàn)槠錄Q定了所需要的反作用力。圖5示出了在心肺復(fù)蘇期間用于模擬患者胸部的反作用力的方法的流程圖。開始于動作501，該方法進(jìn)行至用于測量仿真人體模型胸部凹陷的動作502。在動作503，取決于仿真人體模型胸部的所測凹陷的所形成的反作用力被計算。動作504對應(yīng)借助于主動致動器將所形成的反作用力施加至仿真人體模型的胸部。該方法在動作505處結(jié)束。該方法可以包括是動作502、503、504中一個的一部分的額外動作或者子動作。圖6和7示出了凹陷深度D和反作用力F之間的兩個函數(shù)關(guān)系。正如已經(jīng)在圖1 和3的情況中所提及的，通過增加彈簧和主動致動器的貢獻(xiàn)來產(chǎn)生總的反作用力。注意這僅僅對于在此公開的教導(dǎo)中的一些實(shí)施例的實(shí)施方法來說是正確的。僅僅提供主動致動器并且省略彈簧和阻尼器實(shí)際上是可能的。在此公開的教導(dǎo)中的其它實(shí)施例中，提供主動致動器、彈簧和阻尼器也是可能的。重新回到圖6，彈簧的線性作用力-位移特征由短劃線表示。主動致動器的作用力-位移特征是非線性的并且由點(diǎn)劃線表示。總的反作用力通過將彈性作用力和主動驅(qū)動器作用力相加而獲得。在圖6中總的反作用力由實(shí)線表示。彈簧作用力曲線與總的反作用力曲線之間的陰影部分對應(yīng)于主動致動器的貢獻(xiàn)，其是為了獲得期望的總的反作用力而將由主動致動器提供的作用力的量。圖7類似于圖6，除了主動致動器所貢獻(xiàn)的作用力對于一些凹陷深度值可能呈現(xiàn)為負(fù)值。這在圖7中對于較小的一些凹陷深度D的值來說是成立的。在曲線圖的這個范圍內(nèi)，主動致動器實(shí)際上幫助CPR操縱人員抵消彈簧的反作用力。伴隨著不斷增大的凹陷深度，所需要的總的反作用力迅速增大，并且主動致動器的貢獻(xiàn)也一樣迅速增加。彈簧作用力曲線與總的反作用力曲線之間的陰影部分現(xiàn)在具有兩個部分，第一部分用減號標(biāo)記，其中主動致動器的貢獻(xiàn)是負(fù)值，并且第二部分用加號標(biāo)記，其中主動致動器的貢獻(xiàn)是正值。主動致動器從負(fù)值貢獻(xiàn)到正值貢獻(xiàn)的轉(zhuǎn)換可以通過在直流電動機(jī)上進(jìn)行極性變換來實(shí)現(xiàn)。盡管已經(jīng)在附圖和上述描述中詳細(xì)示出和描述了本發(fā)明，但是應(yīng)當(dāng)將這樣的圖示說明和描述看作是說明性或示例性的而不是限定性的；本發(fā)明不限于所公開的實(shí)施例。例如，可以使用與帶輪-皮帶結(jié)構(gòu)或者小齒輪-齒條機(jī)構(gòu)不同的傳動機(jī)構(gòu)。電動機(jī)還可以是交流電動機(jī)、轉(zhuǎn)矩電動機(jī)或者線性電動機(jī)。主動致動器可以使用氣動或者液壓元件來代替電動機(jī)?？梢允褂门cPID控制器不同的其它類型的控制器，例如比例控制器、PI控制器或者狀態(tài)空間控制器。在此公開的教導(dǎo)的一些部分可以軟件實(shí)施，特別是控制器CTRL、反作用力計算器RFC和調(diào)節(jié)器ADJ。盡管如此，還可以借助于硬件來實(shí)現(xiàn)CPR模擬載體的這些或其它元件?？刂茀?shù)可以是作用力、位移、這些的組合，或者其它合適參數(shù)，例如壓力、加速度等等?？梢允褂镁哂杏布涌诘腜C或者專用的控制硬件來實(shí)現(xiàn)控制。根據(jù)在此公開的教導(dǎo)的模擬載體和仿真人體模型也適用于具有抗淋巴細(xì)胞血清(ALS)功能的患者模擬器。本發(fā)明可被用于訓(xùn)練人們以有效率的且安全的方式操縱CPR。本發(fā)明還可用于測試、調(diào)整和標(biāo)準(zhǔn)化自動CPR裝置。通過研究附圖、說明書和權(quán)利要求，本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠在實(shí)踐所要求保護(hù)的本發(fā)明的過程當(dāng)中理解并實(shí)施針對所公開的實(shí)施例的其它變體。在權(quán)利要求中，“包括”一詞不排除其它元件或步驟，不定冠詞“一”或“一個”不排除多個。單個處理器或其它單元可以完成權(quán)利要求中列舉的幾個項目的功能。在互不相同的從屬權(quán)利要求中陳述某些措施不表示不能有利地采用這些措施的組合?？梢詫⒂嬎銠C(jī)程序存儲/分布在適當(dāng)?shù)慕橘|(zhì)當(dāng)中， 例如，所述介質(zhì)可以是光存儲介質(zhì)或者與其它硬件一起提供的或者作為其它硬件的部分的固態(tài)介質(zhì)，但是，也可以使所述計算機(jī)程序通過其它形式分布，例如，經(jīng)由因特網(wǎng)或者其它有線或無線電信系統(tǒng)。不應(yīng)將權(quán)利要求中的附圖標(biāo)記解讀為限制本發(fā)明的范圍。
權(quán)利要求
1.一種能夠在胸部凹陷時模擬患者胸部的反作用力的心肺復(fù)蘇模擬載體，所述心肺復(fù)蘇模擬載體包括被設(shè)置成產(chǎn)生所述反作用力中的至少一部分的主動致動器、以及被設(shè)置成將控制信號提供給所述主動致動器的控制器。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，所述主動致動器是機(jī)電致動器、氣動致動器或者液壓致動器。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括被設(shè)置成產(chǎn)生所述反作用力的剩余部分的被動機(jī)械元件。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括胸部凹陷傳感器，所述胸部凹陷傳感器被設(shè)置成將胸部凹陷測量值提供給所述控制器。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括反作用力計算器，所述反作用力計算器被設(shè)置成計算作為所述胸部凹陷測量值的函數(shù)并且由所述主動致動器產(chǎn)生的所述反作用力的所述部分。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，所述反作用力計算器是基于模型的或者基于經(jīng)驗(yàn)關(guān)系的。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，所述反作用力計算器包括彈性項、阻尼項或者慣性項中的至少一種。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，所述反作用力計算器是軟件控制的。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，所述主動致動器是直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)，所述小齒輪和齒條結(jié)構(gòu)被設(shè)置成將所述直流旋轉(zhuǎn)電動機(jī)的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動轉(zhuǎn)換成胸部的線性運(yùn)動。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括作用力傳感器，所述作用力傳感器被設(shè)置成將作用力測量值提供給所述控制器，從而基于作用力控制回路為所述主動致動器提供伺服控制。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體，其特征在于，還包括用于將反饋提供給使用者的反饋界面。
13.—種心肺復(fù)蘇仿真人體模型，包括根據(jù)權(quán)利要求1所述的心肺復(fù)蘇模擬載體。
14.一種用于借助于仿真人體模型在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法， 所述方法包括——測量仿真人體模型胸部的凹陷；——根據(jù)測量的所述仿真人體模型胸部的凹陷計算所形成的反作用力；——借助于主動致動器將所述所形成的反作用力施加至所述患者胸部。
全文摘要
一種能夠在胸部凹陷時模擬患者胸部的反作用力的心肺復(fù)蘇(CPR)模擬載體，所述心肺復(fù)蘇模擬載體包括被設(shè)置成產(chǎn)生所述反作用力中的至少一部分的主動致動器(M)、以及被設(shè)置成將控制信號提供給所述主動致動器的控制器(CTRL)。包括這種CPR模擬載體的CPR仿真人體模型被同時提出。此外，一種用于借助于仿真人體模型在心肺復(fù)蘇期間模擬患者胸部的反作用力的方法，所述方法包括測量仿真人體模型胸部的凹陷；根據(jù)測量的所述仿真人體模型胸部的凹陷計算所形成的反作用力；借助于主動致動器將所述所形成的反作用力施加至所述患者胸部。通過使用主動致動器，模擬的反作用力會更容易被調(diào)節(jié)，并且真實(shí)患者的胸部的非線性特征能夠被準(zhǔn)確地建模。
文檔編號G09B23/28GK102422334SQ201080020655
公開日2012年4月18日 申請日期2010年4月29日 優(yōu)先權(quán)日2009年5月11日
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