对运动的敏感性降低的cpr指导设备的制作方法

专利名称：对运动的敏感性降低的cpr指导设备的制作方法
对运动的敏感性降低的CPR指导设备
本发明大体涉及医疗设备，更特别地涉及心肺复苏(CPR)指导与训 练设备。
心搏停止是指患者的心脏不能提供血液流动以支持生命的一种威胁生 命的医学状态。可以将CPR施于经受心搏停止的患者以使血液在该患者体 内流动。救助者通过按压患者的胸腔并间隔配合向患者嘴里吹气以给肺部 提供氧气来实施CPR。 CPR也可以与其他形式的疗法相结合，诸如除颤疗 法。众所周知地，在心搏停止期间，心脏的电活动可能是紊乱的(心室纤 颤，"VF")、太快的(室性心动过速，"VT")、停止的(心动停止)，或者 处于正常或缓慢的心率而不产生血液流动(无脉搏电活动)。给予遭受VF 或VT的患者去颤电击可以停止不同步或快速的电活动，并允许返回正常 的窦性心律。在向患者递送去颤电击的期间，CPR被实施以促进血液流动。
研究表明，可以通过实施高质量的CPR而提高患者的生存期望。该 CPR的质量与胸外按压的质量直接相关，而按压的质量部分取决于按压的 深度。即，好的胸外按压一般是指对成年人的胸外按压四厘米，对儿童的 大约是二点五厘米。在现有技术中具有很多已知的指南用于规定CPR的期 望按压深度。参见，例如，Guidelines 2000 for Cardiopulmonary Resuscitation and Emergency Cardiovascular Care ， 102 Circulation Supp. I (2000 )。学习实 施足够深度的胸外按压是CPR训练的传统部分。例如，在包括人体模型的 实践情况中， 一般会测量按压的深度并且将该信息反馈给参与者。假设通 过对人体模型实践胸外按压，参与者将能够对真正的人类患者重复相同的 动作模式。然而，研究显示，即使在训练后马上重复，对实施胸外按压的 动作模式的重复能力是缺乏的，并不令人惊讶的是，经过一段时间之后会 更糟糕。另外，由于不同人的人体解剖结构也是变化的，患者对胸外按压 具有不同程度的抵抗力，需要不同水平的力去充分按压胸腔。结果，通过 对人体模型的CPR训练来学习实施一致的胸外按压以及正确的按压深度是难以达到的。由此期望一种设备可以在实施CPR期间通过将救助者导向至合适的胸外按压深度来帮助CPR救助者。
已经提出各种各样的设备来帮助救助者适当地使用CPR。例如，US Pat.5，496，257 (Kelley)示出了一种使用监测按压力的压力传感器和定时器的设备。US Pat. 6,125,299 (Groenke等人)示出了一种使用力传感器来测量施加于患者胸腔的按压力的设备。然而，这些设备只是测量施加于胸腔的力，而没有测量按压的实际深度。给定的力可以以不同的量按压不同患者的胸腔，因此只测量力不能给救助者提供足够或一致的反馈。另外，由于患者内部的胸部形态和顺应性(刚度)的改变，基于力的测量值也可能是不准确的。
只使用加速度计来测量按压深度的CPR设备可能不能充分地或者精确地解释所测得的加速度的误差；也不能解释按压起始点的偏移。此外，获得按压深度所必需的积分过程在很大程度上复合了所测得的加速度的所有误差。校正所测得的加速度中的误差是很重要的，这是由于按压的总深度应在1.5英寸到2.0英寸这一相对窄的范围内。U.S.公开2001/0047140(Freeman)示出了一种使用加速度计作为按压传感器的设备，并提及使用该加速度计测量胸腔深度。然而，Freeman没有提供方法以解释单独使用加速度计所造成的固有误差。因而这种技术可能会具有前述的不精确性。也参见U.S. Pat. 6，306，107 (Myklebust等人)，其描述了一种使用包含加速度计和力激活开关的压力衬垫来确定凹陷深度的设备。
在CPR期间测量胸外按压深度的加速度计的使用同样是复杂的，这是由于至少两个误差来源信号误差和外部加速度误差。信号误差包括由电子噪声、电线或电缆的抖动、加速度计的固有误差和加速度计本身的其他噪声来源导致的所测得的加速度中具有的误差。外部加速度误差包括施加于患者和/或加速度计的除了由CPR导致的加速度之外的加速度所引入的误差。例如，如果患者正被一辆救护车所运输，并且救助者正施加具有按压监测器的人工CPR，之后加速度计将会测量由路面振动导致的加速度和由CPR导致的加速度。如果救护车经过不平的路面而颠簸，在按压数据中可能会出现一个大的尖峰。加速度计本身不能对道路噪声导致的加速度和由按压导致的加速度进行区分。加速度计测量组合加速度而并不只是由按压导致的加速度。因而，按压监测器将报告与实际胸腔位移不同的位移值。
事先的技术尝试通过使用在CPR期间放置在患者之下的第二加速度计来克服这一问题。该第二加速度计因而响应于交通工具的共模运动，而不响应于对患者胸腔的按压冲程。将该第二加速度计的共模信号从胸外按压加速度计的信号中减去，将会从测量值中去除共模交通工具运动。然而，该方法需要另一加速度计，并且其连接和处理对于救助者而言将会使救助的过程变得复杂。令人期望的是不需要额外的电线和硬件就能对这样的外部误差因素进行解释。
依照本发明的原理，提供一个基于深度的CPR指导系统和方法，其即使在移动的交通工具中也具有精确性。本发明系统和方法使用一个响应于胸外按压的加速度计来产生加速度信号，当该加速度信号被双重积分时，生成胸外按压深度的测量值。力传感器也响应于该胸外按压并产生按压力的测量值的信号。该两个信号被相关联或对照从而评定深度测量值的可靠性。当该深度信号可能被移动交通工具的运动影响时，该力的信号不会受影响。经过多次的按压冲程后的深度和力的稳定相关性指示了可靠的深度测量值。当该深度信号变得不可靠时，该力信号可能通过利用之前确定的力和深度之间的关系来被用于指示按压深度。这一信息可被用于给救助者提供关于CPR按压的正确性的反馈。
在附图中


图1是根据本发明的一个实施例的CPR指导设备的示意图2示出了救助者使用根据本发明的一个实施例的CPR指导设备来对
患者实施CPR;
图3示出了救助者使用根据本发明的另一个实施例的CPR指导设备和除颤器；
图4示出了根据本发明的原理构建的CPR指导设备的部件的框图；图5示出了本发明的CPR指导设备所耦合的用于组合除颤和CPR指导的除颤器的框图6示出了根据本发明的另一个实施例的与除颤器耦合的CPR指导设备。
7图1示出了根据本发明的原理构建的CPR指导设备100。该CPR指导 设备100通过提供诸如胸外按压是否具有足够的深度和胸外按压的速率是 否适当的反馈，来用于指导救助者对患者实施CPR。由CPR指导设备提供 的信号对于诸如救护车在不平道路上的颠簸之类的共模运动而言是相对不 受影响的。
CPR指导设备100的壳体118的上部部分120如图1所示。描绘患者 躯干的图示110被包括于CPR指导设备100的上部部分120，以示出在CPR 期间患者身上的CPR指导设备100的适当位置和方向。在这一位置上，与 该上部部分120相对的设备100的下部部分与患者的躯干相接触。可以通 过CPR指导设备100的壳体118的下部部分124上所具有的粘性层将CPR 指导设备附接于患者。该下部部分124配置成抵靠患者的胸腔进行放置， 从而不需要任何电耦合于患者的电极。该下部部分124可由使CPR指导设 备100与患者电绝缘的材料制成。在本发明的各种实施例中，部分124与 患者接触面上的粘性层可由诸如水凝胶之类的提供声耦合媒介的材料形 成。这一特征可以通过将声音或超声传感器整合入设备100而获得对患者 生理信息的良好检测，如申请日为2006年8月3日、我们中的一人作为共 同发明人的美国专利申请60/821,371中所描述的。电缆130用于将生理信 息和由指导设备产生的指导信息耦合至其他的医学设备，例如CPR指导设 备IOO所附接的指导指令发声器或除颤器。
如图2所示，通过将CPR指导设备100放置在患者210的胸骨上，救 助者220准备以传统的使用两只手并将其中一只放置于另一只之上的方式 来施加胸外按压。然而，替代于直接将手放置于患者210上，救助者的手 放置于CPR指导设备100上并且经由该CPR指导设备100对患者210施 加胸外按压。由救助者220按照由传统的CPR协议所规定的实施胸外按压。 如以下将要详细描述地，CPR指导设备100通过加速度计测量每次按压的 深度，并且通过力传感器测量每次按压的力。将两个信号相关联以提供对 于诸如移动交通工具的运动的外部运动进行校正的按压深度信号。
在图3的示例中，除颤器310通过电极316与患者210附接。该除颤 器310,众所周知地，可被用于将除颤电击递送遭受心搏停止的患者210。更具体地，为了让经受诸如不具有自发循环的VF或VT之类的心律不齐的患者恢复正常心率和收縮功能，该除颤器可将高压脉冲递送给心脏。除颤器的种类有很多，包括手动除颤器、可植入除颤器和自动外部除颤器(AED)。 AED与手动除颤器的区别在于AED可以自动分析心电图(ECG)节律来确定是否需要除颤。在大多数AED设计中，当AED建议进行电击时，使用者被促使按下电击按钮来将除颤电击地送给患者。
电极316被救助者220放置于患者210的胸腔两边，由此从患者的心脏获得ECG信号。然后除颤器310分析该ECG信号以获得心律不齐的征兆。如果检测到VF，则该除颤器310给救助者220发信号建议进行电击。当检测到VF或者其他电击性节律之后，救助者220之后按下除颤器310上的电击按钮来递送除颤脉冲以使患者210复苏。CPR指导设备100通过电缆130与除颤器310相耦合，由此为除颤器310提供由CPR指导设备100中包含的传感器(如果存在的话)所获取的生理信息。电缆为指导设备100中的电部件提供能量，并将按压深度信号耦合于除颤器310，由此它们可用于通过除颤器310的扩音器发出可听的CPR指令。
图4是根据本发明的CPR指导设备100的一个示例中所包括的各部件的框图。CPR指导设备100中所包括的CPR按压传感器352感应与施加于患者210的胸外按压相关的特征。在该示例中，CPR按压传感器352是用于检测和测量CPR指导设备100在实施胸外按压期间的加速度的加速度计。如之前所描述的，该所测得的加速度用于测定救助者220施加的胸外按压深度的充分性。该加速度计传感器352产生响应于感测胸外按压的输出信号，该信号耦合于计算与控制单元354，用于与设备100的力传感器360产生的力信号来进行比较或者相关联。加速度计传感器和力传感器360都经受了救助者的按压冲程，由此该两个设备都产生响应于每次胸外按压的用于处理的输出信号。
计算与控制单元354耦合以接收来自加速度计传感器352和力传感器360两者的输出信号。该计算与控制单元354包括现有技术公知的处理和计算电路，其如在此以引用的方式进行合并的前述的Myklebust等人的专利中所描述的，根据加速度计传感器产生的信号用于确定胸外按压的深度。如其所描述的，计算与控制单元354被编程为用于执行加速度信号的双重积分以计算CPR指导设备100的位移(按压的深度)。计算得到的位移深 度可以与标准按压深度，例如，1.5-2.0英寸，进行对照，以确定对胸腔的 按压是否具有足够深度。如果胸腔的按压深度被认为在适当的深度范围之 外，通过电缆130将PHYINFO信号耦合至CPR反馈设备356，该设备利 用该信号向救助者发出可听的或可视的指令，例如，"按压更深"或者"按 压更浅"。在本发明的另一实施例中，计算与控制单元354还用于确定所施 加的胸外按压进度(pace)(速率)，搏动信号(pacing signal)被发送至CPR 反馈设备以向救助者提供可听的或可视的表达方式。在本发明的各种实施 例中，CPR反馈设备356是用于向救助者220提供可视反馈的可视的显示 设备。在其他实施例中，CPR反馈设备可选地或者额外地是用于向救助者 220提供可听反馈的音频设备。提供可视的和/或可听的反馈以指导救助者 220该胸外按压的深度是否足够，例如，太深、不够深或者在可接受的深度 范围内。计算与控制单元354还用于确定胸外按压的速率，该PHYINFO 信号包括控制CPR反馈设备356来进一步指导救助者220对胸腔的按压进 度的信号，诸如，指导救助者更快或者更慢地实施胸外按压。
根据本发明的原理，计算与控制单元354也将来自力传感器的力信号， 和从加速度计传感器接收的，或者由其响应产生的加速度或深度信号进行 比较或者相关联。由于两个传感器都是响应于救助者的按压冲程，该两个 信号将是时间上一致的。该两个信号在不受外部运动影响时也将展现出彼 此相对恒定的关系。即， 一系列具有可观深度的按压将会伴随着相对高量 级的力信号。当施加浅的按压时，该深度信号将会很低，同时该力信号将 会是相对更低的量级。当救助者施加相对恒定的按压时，加速度信号序列 将会伴有相对恒定的力信号。因而在不受外部运动影响时，加速度(深度) 和力之间具有可靠的关系。在这些高相关性的条件下，该加速度(深度) 和力之间的关系被识别并由计算与控制单元存储以供可能的后续使用。
但是在诸如移动的救护车颠簸之类的外部运动影响存在的情况下，这 些信号的对照或者相关性将会变糟。加速度信号将会反映患者和交通工具 的上下运动，但是由于支持患者的交通工具与救助者的上下运动相一致， 因此力信号将保持充分的恒定。因而，当加速度信号将受这一外部运动影 响时，力信号完全不受影响。这一加速度信号和力信号之间的区别关系将
10在这两个信号的比较或者相关性中被反映，使其比在静止的情况下要差。 由此一个更低程度的相关性表示由加速度信号产生的深度测量值可能是不 可靠的。然而如上所述地，由于力和深度之间的关系会随着个体而改变， 力信号也是不被使用的。根据本发明的其他方面，在一个实施例中在高相 关性条件下的深度/力的关系被事先确定并存储，该信息可以诸如以查找表 的形式被使用，并由涉及根据当前产生的力信号的存储信息来产生深度输
出信号。该事先存储的深度/力的关系信息被用于生成针对CPR指导的深度 估计，直到一个高相关性因素预示着可靠的深度(加速度)信号的重现。 总之，当深度测量值确定为不受外部运动的影响时，单独的深度测量值用 于提供CPR反馈。但是在深度测量值被认为受外部运动影响的情况下，通 过使用事先确定的未受影响情况下的力与深度之间的关系来将力信号转化 为所估计的深度，从而使力信号被用于至少间接地估计深度。在其他执行 方式中，可被使用力和深度的组合或者加权平均，其中加权取决于信号的 相关性或者其他加权因素。
如前所述，CPR反馈设备356可被包括在其他医疗设备中，诸如除颤 器或者AED，或者CPR指导发声器。该CPR反馈设备也可以或者可选择 地被定位于CPR指导设备100本身之中，这样可以避免对电缆130和外部 装置的需求。同样地，计算与控制单元354可以如图4所示地被定位于指 导设备100中，或者可被定位于电缆130远端的分隔的壳体或者医疗设备 内。无线配置也是可能的。
图5示出了通过电缆130与CPR指导设备100耦合的除颤器310 (图 3)所包含的各部件。该除颤器310设计为具有小的物理尺寸、轻的重量和 没有受到高水平训练的人员或者很少使用除颤器310的其他人员也可操作 的相对简单的用户界面。相反，护理人员或者临床(手动)使用的一般由 急救医疗服务(EMS)响应器携带的除颤器类型趋向于更大、更重并且具 有更为复杂的，能够支持大量的手动监控和分析功能以及协议设定的用户 界面。
ECG前端电路202与通过患者210的胸腔相连的电极316连接。该ECG 前端电路202用于对由患者心脏产生的电性ECG信号进行放大、缓冲、过 滤以及数字化而生成数字化ECG采样流。该数字化ECG采样提供给控制 器206来执行对检测到的VF、电击性VT或其他可电击节律的分析。如果检测到可电击节律，控制器206传送信号至HV (高压)递送电路208，从 而给电路208的高压电容充电，以使其准备递送电击，并且激活用户界面 214上的电击按钮以开始闪烁。救助者220然后在可听指令的建议下远离患 者210("手离开"指令)。当救助者220按下用户界面214上的电击按钮时， 去颤电击通过电极316从HV递送电路208递送到患者210。
控制器206耦合以进一步接收来自麦克风212的输入，以生成声音带。 来自麦克风212的模拟音频信号优选地被数字化以生成数字化音频采样流， 并作为事件汇总134的一部分而被存储在存储器218中。用户界面214可 包括显示器，扬声器，诸如开关按钮之类的控制按钮和用于提供用户控制 以及可视的和可听的提示的电击按钮。本发明的用户界面也可包括一个或 多个控制按钮用于选择存储于存储器218中的在救助中被执行的救助协议。 时钟216向控制器206提供实时或者计时时钟数据以给事件汇总134中的 信息提供时间戳。存储器218的实现形式可以是在板RAM、移动式存储卡 或者不同存储技术的综合，其在患者210的治疗期间用于以汇编的形式数 字化地存储事件汇总134。事件汇总134可包括数字化ECG流、音频采样、 所递送的电击的时间和能量以及前述的其他事件数据。
控制器206还通过电缆130与CPR指导设备100耦合，并且控制器206 通过该电缆接收PHYINFO信号。控制器206接收来自CPR指导设备100 的PHYINFO信号，并使该信号准备以被控制器206使用。例如，如前所 述地，由CPR指导设备100获得的生理信息可被除颤器310使用以确定适 当的复苏协议。例如，在将电击递送给患者之前，控制器206用于基于由 生理传感器感测的信息确定患者脉冲是否出现在实施例中，其中该生理传 感器是包括于设备100中的脉冲传感器。脉冲信息以及ECG信息可被控制 器206评估以确定适当的复苏协议。响应于加速度计传感器352和/或力传 感器360的CPR信号可被该控制器使用以调整CPR协议，例如通过给出 可听的和/或可视的指令来使按压更快、或者更慢、或者更深、或者更浅。
图6示出了 CPR指导设备100通过电缆130与除颤器310耦合。该除 颤器310表示半自动的外部除颤器(AED)。然而，也可以使用其他类型的 除颤器。AED 310被一个表面不规则的聚合物外壳312罩住以保护外壳内 的如参照图5描述的前述电子电路，同时也保护救助者220免遭电击。一 对电极316通过电导线与外壳312附接。该电极316被设置于AED 310的上面的凹陷处的盒体314罩住，通过拔起把手317，可将罩住电极316的塑 料盖移除，从而可将电极衬垫取出使用。用户界面位于AED310的右边。 小的就绪指示灯318通知救助者220 AED 310准备就绪。在这一实施例中， 在AED310设置好并准备好被使用后，就绪指示灯闪烁。当AED310正在 使用时，该就绪指示灯保持不变，并且当AED310需要被注意时，该就绪 指示灯关闭或者以报警颜色闪烁。
就绪指示灯之下是开/关按钮320。该开/关按钮被按下时AED 310被打 开来使用。为了关闭AED310，救助者220按下开/关按钮达一秒或更长。 当救助者220可获得信息时，信息按钮322闪烁。救助者220按下信息按 钮以获取该可获得信息，该信息随后呈现为可听的消息。当AED310从患 者210上获得心跳信息时，警报灯324闪烁，当建议电击时，其恒定发光， 以告知救助者220和其他人在此期间任何人都不应触碰患者210。在AED 310告知救助者220建议进行电击之后，电击按钮326被按下以递送电击。 位于AED 310侧面的红外端口 328用于在AED 310和电脑之间传输数据。 在患者210已经被救助之后，医生期望将AED 310的事件数据下载到他或 者她的电脑来进行详细分析时，这一数据端口会被使用。扬声器313给救 助者220提供语音指令并引导救助者220通过使用AED 310来治疗患者 210。当AED 310需要诸如电极衬垫移位或更换新电池的注意时，报警器 330发出"唧唧"声。该报警器也可以作为节拍器基调，以CPR胸外按压 的适当速率发出"唧唧"声。
在另一个实施例中，CPR指导设备包括位于该设备的人体接触表面的 用于感测患者的ECG信号的ECG电极。由CPR指导设备检测到的ECG 信号耦合于ECG前端电路202用于处理。在一个实现形式中，这一实施例 中的CPR指导设备在通常的除颤器电极被拿出并使用之前施加于患者的胸 腔上。因而该指导设备的ECG传感器可以给除颤器一个关于患者ECG波 形的"粗查"。例如，如果该ECG信号被感测和处理以确定患者呈现可行 的ECG信号，则该除颤器可警告救助者不建议对患者进行除颤。救助者不 需要打开除颤电极并将其施加于患者，同时除颤器可推荐诸如CPR之类的 其他形式的疗法。
权利要求
1、一种CPR治疗系统，包括CPR指导设备，其用于指导救助者对患者实施CPR，所述CPR指导设备具有包括上部部分和下部部分的壳体，所述上部部分配置为放置所述救助者的至少一只手以向所述患者递送胸外按压力，而所述下部部分配置为抵靠所述患者的胸腔进行放置；所述CPR指导设备还包括加速度计传感器，其响应于所述胸外按压力产生加速度信号；力传感器，其响应于所述胸外按压力产生力信号；以及其中，所述CPR治疗系统还包括处理器，其响应于所述加速度信号和所述力信号用于将所述两个信号进行比较以减小所述CPR指导设备和所述患者的共模运动的影响。
2、 如权利要求1所述的CPR治疗系统，其中，所述处理器还响应于 所述加速度信号以对所述加速度信号进行双重积分而产生胸外按压深度的 测量值，其中，所述处理器用于评估所述胸外按压深度的测量值的可靠性。
3、 如权利要求2所述的CPR治疗系统，还包括 数据存储设备，其用于当所述深度测量值被评定为可靠时，存储所述力信号和深度之间的关系，其中，所述系统用于在所述深度测量值被评估为不可靠时利用所存储 的关系。
4、 如权利要求2所述的CPR治疗系统，其中所述系统还用于当只有 所述加速度信号的可靠性低时，将深度指示为所述力信号和所述加速度信 号的组合。
5、 如权利要求2所述的CPR治疗系统，其中，所述比较还包括所述 加速度信号和所述力信号的相关性。
6、 如权利要求2所述的CPR治疗系统，其中，所述比较还包括所述 胸外按压深度的测量值和所述力信号的相关性。
7、 如权利要求6所述的CPR治疗系统，其中，当所述深度测量值和 所述力信号的所述相关性相对高时，所述深度测量值被评估为可靠的。
8、 如权利要求6所述的CPR治疗系统，其中，当所述深度测量值和 所述力信号的所述相关性相对低时，所述深度测量值被评估为不可靠的。
9、 如权利要求8所述的CPR治疗系统，其中，所述深度测量值和所 述力信号的所述相关性相对低时，利用事先确定的力与深度之间的关系作 为胸外按压深度的测量值。
10、 如权利要求1所述的CPR治疗系统，还包括输出设备，其响应于 所述处理器生成指导指令。
11、 如权利要求10所述的CPR治疗系统，其中，所述输出设备是扬 声器，并且生成的所述指导指令是可听的。
12、 如权利要求10所述的CPR治疗系统，其中，所述输出设备是显 示器，并且可视地显示所述指导指令。
13、 如权利要求10所述的CPR治疗系统，还包括具有除颤器壳体的 除颤器，且其耦合于所述CPR指导设备，其中，所述输出设备被定位于所述除颤器壳体内。
14、 如权利要求13所述的CPR治疗系统，其中，所述处理器被定位 于所述除颤器壳体内。
15、 一种CPR治疗系统，包括胸外按压壳体，其包括上部部分和下部部分，所述上部部分配置为放 置所述救助者的至少一只手以向所述患者递送胸外按压力，而所述下部部分配置为抵靠所述患者的胸腔进行放置；加速度计传感器，其位于所述壳体内并且响应于胸外按压力生成加速度信号，所述加速度信号包括由于所述患者的胸腔运动而产生的分量，并且可以包括由于所述患者的整体运动而产生的分量；力传感器，其定位于所述壳体内并且响应于胸外按压力生成力信号； 处理器，其响应于所述加速度信号和所述力信号，利用所述两个信号来生成深度信号并且检测是否存在由于所述患者的整体运动而产生的信号分量。
16、 如权利要求15所述的CPR治疗系统，其中，所述处理器对所述 加速度信号进行双重积分以生成所述深度信号。
17、 如权利要求16所述的CPR治疗系统，其中，所述处理器执行所 述深度信号和所述力信号的相关性分析以检测是否存在由于所述患者的整 体运动而产生的信号分量。
18、 如权利要求17所述的CPR治疗系统，还包括数据存储设备，其 在所述深度信号和所述力信号的相关性相对高时，对所述深度信号和所述 力信号之间的关系进行存储。
19、 如权利要求18所述的CPR治疗系统，其中，与所述力信号相结 合地利用所存储的所述深度信号和所述力信号之间的关系，以在所述深度 信号和所述力信号的相关性相对低时产生经校正的深度信号。
全文摘要
CPR指导设备被设计为用于在CPR期间放置于患者的胸腔上。通过救助者对该设备的按压，将胸外按压递送给患者。力传感器和加速度计被定位于该设备内并响应于胸外按压。当患者的身体静止时，通过对加速度计的加速度信号进行双重积分产生的深度信号和力信号将具有高相关性，并且这一深度信号被认为是可靠的。当患者的身体处于诸如运输患者的车辆的运动的运动状态时，深度信号和力信号将会具有低相关性，其中，力信号相对于这一运动是相对不受影响的。在这种情况下，力信号用于与事先确定的无运动状态下的深度和力之间的关系相结合以生成胸外按压深度的指示。
文档编号A61H31/00GK101534783SQ200780042440
公开日2009年9月16日 申请日期2007年11月6日 优先权日2006年11月14日
发明者D·奥克斯, D·鲍尔斯 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司