专利名称：具有主动机械载体的cpr模拟人的制作方法
技术领域：
本发明涉及能够模拟在胸部凹陷时患者胸部的反作用力的机械载体(mechanical load)领域。这种机械载体能在心肺复苏训练期间或者在测试用于心肺复苏的自动装置期间被用于心肺复苏的模拟。更具体地，本发明涉及一种心肺复苏模拟载体、一种心肺复苏仿真人体模型、以及一种用于在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法。
背景技术：
心肺复苏(CPR)是一项为了高效率和安全性而需要技巧和程序的工作。医务人员和健康护理人员被预期能够根据规范和准则实施CPR，并且需要通过适当的方式进行训练。 除了具备有关需要进行实施的操作的正确顺序方面的知识之外，CPR操作者所实施的对患者胸部的按压还必须具有一定的强度、按压深度和速度。如果按压的力量过小、按压的深度过浅，或者按压的速度过慢，就不能成功实施复苏或者需要很长的时间。从另一方面讲，如果按压的力量过大、按压的深度过深，就会损伤患者的肋骨架或者身体的其它部分。除了 CPR的人工实施外，自动CPR装置已经变得越来越普及，特别是在重症监护室中和用于长期的复苏。用于心肺复苏的新装置的实际测试需要测试载体能够很好地模拟人类胸腔的结构。不幸地，人类胸腔的机械特性是复杂的，并且是高度非线性的。此外，人类胸腔的机械特性在人与人之间存在非常大的差异。因此，难以设计模拟人类胸腔的测试载体。人类胸腔的粘弹性模型通过弹性和阻尼元件的并联组合可以是接近的。弹性元件和阻尼元件在胸部按压深度增加时尺寸都会强烈地增大。当前的CPR测试装置和训练人体模型所具有的机械载体与人类胸腔的机械载体严重偏离。简单的类似线性弹簧的结构在多数情况下被使用，而阻尼装置通常是缺少的。这种简单的载体高估了小的按压深度的硬度，并且忽略了阻尼和摩擦。Laerdal的美国专利申请2007/(^646231公开了一种用于模拟实际情况的CPR训练人体模型。CPR训练用人体模型具有用于接收所施加的压力和来自使用者的移动的第一部分，以及用于设置在支承面上的第二部分。第一和第二部分被弹性元件和导向装置隔开， 从而在上述两部分之间提供大体上的直线运动。训练用人体模型还包括含有流体的活塞， 其沿线性运动的方向在上述两部分之间提供减振运动。因此，Laerdal的专利申请提出了一种使用纯被动非线性的机械装置的解决方法。Messmore 的美国专利 no. 4，601，665 和 Schertz 等人的 no. 5，509，810 描述了一种训练用人体模型，其用于教学目的，例如教授医学学生、健康护理人员等等。这些训练用人体模型被设计成模拟疾病的典型症状，例如身体的噪音和颤动。医学学生的任务是检测症状、分析症状、以及最后确定患者可能是患上了哪种疾病。因此，医学学生可以在实施医疗诊断中通过考虑所有它看到的、听到的或者感觉到的所有症状来训练它的技能。在US 4，601，665和US 5, 509,810中所描述的训练用人体模型不能产生实际的反作用力，并且不适合作为CPR训练用人体模型。
发明内容
本发明希望提供一种通用心肺复苏模拟载体，其能够模拟发生在不同体质的患者身上的或者在长期的心肺复苏过程中的各种载体。能够以足够精确的方式模拟人类胸腔复杂且高度非线性的力学性能的心肺复苏模拟载体也将是所希望的。使心肺复苏模拟载体能够精确地表现人类胸腔生命力学模型的弹性和/或阻尼部分也同样将是所希望的。为了更好地解决这些关注中的一个或多个，提出了一种心肺复苏模拟载体。心肺复苏模拟载体或者心肺复苏模拟载体装置能够在胸部凹陷(胸部移位)时模拟患者胸部的反作用力。心肺复苏模拟载体包括设置成产生反作用力中的至少一部分的主动致动器，以及被设置成将控制信号提供给主动致动器的控制器。主动致动器能够很容易地以灵活可变的方式被控制。 由控制器所发出的控制信号促使主动致动器产生具有特定强度的反作用力。从对当前可获得的仿真人体模型的讨论中可清楚地得知精确的非线性的机械载体是所需要的。但是仅仅通过被动装置是难以获得这种载体的。此外，受害人性状大的差异要求较宽的范围的刚性和阻尼特性是必要的。这将需要大量的被动载体。主动致动器可以是机电致动器、气动致动器或者液压致动器。本发明希望提供一种心肺复苏模拟载体，其中主动致动器具有适当的尺寸和/或额定功率。在一种实施例中，这个关注通过一种心肺复苏模拟载体来解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括被设置成产生反作用力中的至少另一部分的被动机械元件。主动致动器、 被动机械元件和可能的其它的部件的贡献相加等于总的反作用力。由于被动机械元件承担了反作用力中的一部分，因此主动致动器的尺寸相比于主动致动器必须独自产生全部反作用力的情况中的要小。在主动致动器和被动机械元件联合使用的情况下，被动机械元件可能贡献反作用力中的一部分，其与当前的胸部凹陷和/或当前的按压速度基本上线性地相关。主动致动器可能导致与线性特性的偏离。依赖于心肺复苏模拟载体的构造和待模拟的情况，主动致动器的贡献甚至可能是负的，也就是说至少部分地抵消被动机械构件的贡献。本发明进一步希望提供一种心肺复苏模拟载体，为此反作用力能够作为胸部凹陷的函数被控制。在一种实施例中，这种关注通过一种心肺复苏模拟载体来解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括被设置成将胸部凹陷测量值提供给控制器的胸部凹陷传感器或者胸部位移传感器。反作用力的确定考虑胸部凹陷的瞬时测量值将是进一步所希望的。在一个实施例中，这种关注通过一种心肺复苏模拟载体来解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括反作用力计算器，其被设置成计算将由主动致动器产生的部分反作用力，所述部分反作用力是胸部凹陷测量值的函数。反作用力计算器能够再现人类胸部的力学特性将是所希望的。在一个实施例中这种关注通过基于模型的或者基于经验关系的反作用力计算器来解决。反作用力计算器可被设置成计算弹性项(term)、阻尼项或者惯性项中的至少一种。弹性项可被用于计算弹簧的机械特性。阻尼项可被用于计算阻尼元件例如减震器的机械特性。惯性项可被用于计算质量的机械特性。弹性特性、阻尼特性和惯性特性对于描述机械系统总的机械特性是非常有用的。弹性项、阻尼项和惯性项的特定值和公式可在文献中获得，例如在Gruber等人于1993年5月出版的Journal of Biomech Eng.第115卷第14-20页中。利用这些项以计算反作用力，从而增加了由心肺复苏模拟载体使用和产生的参数的可变换能力和可比较性。使心肺复苏模拟载体能够模拟患者胸部在持久的复苏期间变化的力学性能将是进一步所希望的。在一个实施例中，这种关注通过一种心肺复苏模拟载体来解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括通过改变可变参数来作用于反作用力计算器的参数调节器，所述可变参数用于计算将由主动致动器产生的作用力部分。当长时间地施行心肺复苏时，患者胸部力学性能的变化能够被观察到。这种特性可以通过在心肺复苏期间改变参数来进行模拟，所述参数用于计算反作用力或者反作用力中的一部分。参数调节器可以检测心肺复苏期的开始，并且对击压进行计数，或者测量消耗的时间。基于这些测量值，参数调节器可以调整参数使得能够接近地模拟在CPR期间实际的人类胸部的机械特性变化。为此，参数调节器可以使用查询表或者存储器，所述查询表或存储器储存用于一系列独特的机械特性代表值或者表示随时间变化的力学性能的数学关系式。单个装置能够模拟各种载体也将是所希望的。在一个实施例中，这个关注通过软件控制的反作用力计算器而解决。使用软件能够容易地改变单一参数或者按照一组储存的模式，例如婴儿、青少年、成年男性、成年女性，选择一个模式。心肺复苏模拟载体具有紧凑的尺寸，以及能够借助于电池供电将是所希望的。在一个实施例中，这种关注通过主动制动器是直流旋转电动机而得以解决。直流旋转电动机可通过调整电压和/或提供给电动机的电流进行控制。这可以通过使用简单的电路来实现。直流旋转电动机需要直流电压，诸如由电池提供的电压。心肺复苏模拟载体能够产生足够强的反作用力以模拟实际患者胸部的反作用力将是进一步所希望的。在一个实施例中，这个关注通过一种心肺复苏模拟载体被解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括小齿轮和齿条结构，该结构被设置成将例如直流旋转电动机的旋转运动转换成模拟胸部的线性运动。如果需要的话，利用小齿轮和齿条结构可以实现两个目的旋转运动到线性运动的转换以及齿轮减速，齿轮减速导致在齿条以及小齿轮和齿条结构处产生强大的输出作用力。然而，这些目标的实现并不是必须地。接近所施加的作用力的绝对值大小的反作用力是所希望的。在一个实施例中，这种关注通过一种心肺复苏模拟载体来解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括作用力传感器，该作用力传感器被设置成将作用力测量值提供给控制器，以便基于作用力控制回路为主动致动器提供伺服控制。作用力控制回路保证了心肺复苏模拟载体产生反作用于使用者施加的作用力的真实反作用力。在心肺复苏过程期间或之后将信息提供给使用者以便培训目的或测试/调整自动心肺复苏装置将是所希望的。在一个实施例中，这个关注通过心肺复苏模拟载体而被解决，该心肺复苏模拟载体进一步包括用于将反馈提供给使用者的反馈界面。反馈界面可以是显示器、语音输出、诸如人造胸部的颤动的触觉反馈或者类似物。使用者可以通过反馈界面被通知有关他或她的心肺复苏的质量。给使用者的反馈还可以包括诸如“按重些”、“按轻些”、“按深些”、“按快些”及类似的指令。为此，心肺复苏模拟载体将包括存储器，该存储器具有储存在其中的用于心肺复苏的典型指南。它将进一步包括用于表示心肺复苏的各种参数的检测装置。此外，心肺复苏模拟载体可以包括用于将指南所建议的参数与实际参数进行比较的比较器。随后比较器的输出可以是类似于“太低了”、“最佳的”、“太高了”的一些输出。尽可能地使心肺复苏训练的经历与现实中的相同将是所希望的。为了解决这个或者其它可能的关注，提出了一种心肺复苏仿真人体模型，其包括如上文中实施例中的一个所述的心肺复苏模拟载体。心肺复苏仿真人体模型模拟实际患者的感受。这种人体模型通常的特征是具有仿造人类皮肤的外表的躯干状壳体。心肺复苏模拟载体可以封装在壳体中。壳体至少部分地是柔性且可变形的，以允许使用者按压人体模型的胸部。除了如上文所述的心肺复苏模拟载体和心肺复苏仿真人体模型之外，还将希望获得一种借助于仿真人体模型在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法。能够模拟实际人类胸部的复杂且高度非线性的机械特性的方法也将是所希望的。此外，能够被用于模拟各类载体的方法也将是所希望的。为了更好地解决这些或者其它关注中的一个或多个， 提出了一种借助于仿真人体模型在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法。该方法包括——测量仿真人体模型胸部的凹陷；——根据测量的仿真人体模型胸部的凹陷计算所形成的反作用力；——借助于主动致动器将所产生的反作用力施加至患者的胸部。不同的技术特征能够任意组合，并且这种组合在此一道被公开。特别地但并非排外地，心肺复苏模拟载体可以包括以下的任何组合主动致动器、控制器、机电致动器、气动致动器、液压致动器、被动机械元件、胸部凹陷烧结物(sinter)、反作用力计算器(基于模型的、基于经验关系式的、或者基于其它关系的)、被设置成计算弹性项、阻尼项或者惯性项中的至少一个的反作用力计算器、参数调节器、软件控制的反作用力计算器、直流旋转电动机、小齿轮和齿条结构、作用力传感器，以及反馈界面。关于用于在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法，上文所述操作的任何组合都是适合的，且与此一道被公开。特别地但并非排外地，以下操作中的两个或多个行为能够被结合—测量仿真人体模型胸部的凹陷；——根据测量的仿真人体模型胸部的凹陷计算所形成的反作用力；——借助于主动致动器将所产生的反作用力施加到患者胸部；——电机地、气动地或者液压地产生该反作用力；——借助于被动机械元件产生该反作用力的另一部分；——借助于模型或者基于经验关系式计算所产生的反作用力或者其中的一部分；——计算弹性项、阻尼项或者惯性项中的至少一个；——借助于作用于反作用力计算器上的参数调节器，改变被用于计算由主动致动器所产生的一部分反作用力的参数；——借助于软件控制反作用力计算器；——使用直流旋转电动机作为主动致动器中的一部分；——使用小齿轮和齿条结构；——将作用力测量值提供给控制器，以便基于受力控制回路为主动致动器提供伺服控制；——将反馈提供给使用者。各种实施例可以实现以下的一个或多个
——人类胸腔生命力学模型的弹性部分的精确表现；——人类胸腔生命力学模型的阻尼部分的精确表现；——由于服务器及软件控制，单个装置能够模拟各类载体；——由于伺服控制及软件控制，载体的性能能够被设置成在测试/模拟/训练(如同实际发生的)期间变化；——尺寸足够地小以适于安装到CPR人体模型的胸部中；——该装置是基于模型的，如果新模式/数据变得可用时，易于与其相匹配；——成本能够足够地低；——反馈至使用者(训练)的可能性。本发明的这些和其它方面将通过下文描述的实施例变得显而易见并参考所述实施例得到阐释。
图1示出了穿过心肺复苏仿真人体模型的截面示意图以及如在此公开的教导所提出的模拟载体。图2示出了如在此公开的教导所提出的心肺复苏模拟载体的示意性框图。图3示出了根据在此公开的教导的(PR模拟载体的机械的和电的元件的透视图。图4示出了根据在此公开的教导的(PR模拟载体的控制链的示意性框图。图5示出了根据在此公开的教导的用于模拟反作用力的方法的流程图。图6示出了在模拟胸部的凹陷深度与由被动机械元件和主动致动器所产生的反作用力即总的反作用力之间的关系。图7示出了在模拟胸部的凹陷深度与由被动机械元件和主动致动器所产生的反作用力即总的反作用力之间的另一种关系。
具体实施例方式从介绍中可清楚得知精确的非线性机械载体是需要的，而且仅仅通过被动装置是非常难于获得这种载体的。受害人性状的大变化需要许多被动载体。这是不可行的，并且优选的解决办法是具有单个主动装置。不同于先前装置，提出了一种机械载体，其包含主动的且伺服控制的元件，并且在下文中对其进行了更为详细的描述。图1示出了根据在此公开的教导的CPR仿真人体模型和嵌入式CPR模拟载体。CPR 仿真人体模型可用来训练医务人员、医学学生、健康护理人员或者普通人如何操纵CPR。CPR仿真人体模型的另一用途可以是校准和/或测试自动CPR装置。在图1中，操纵模拟CPR的人员以周期性方式向CPR仿真人体模型的上部表面施加向下的作用力，例如大约二十秒内三十击。图1中所示的CPR仿真人体模型包括壳体102和接地板103。CPR 仿真人体模型的上部表面是可变形的，使得CPR操纵人员能够按压该上部表面。在CPR仿真人体模型中，这种动作被传送至机械结构，在图1中的情况下横梁118，用于将作用力分配给三个机械部件。三个机械部件中最左边的是阻尼器117，例如呈气缸-活塞结构或者双缸结构的形式。阻尼器产生反作用力，所述反作用力主要是其被按压的速度的函数。机械部件中的第二个是弹簧116或者类似的弹性元件。弹簧产生反作用力，该反作用力主要是按压深度的函数。机械部件中最右边的是主动致动器，主动致动器包括电动机112、传动元件113、小齿轮114和齿条115。电动机112产生转矩，该转矩通过传动元件113传递至小齿轮114。小齿轮114与齿条115啮合，以形成小齿轮和齿条结构。小齿轮和齿条结构将电动机112的旋转运动转换为线性运动。按照类似的方式，由电动机112产生的转矩可转换成线性作用力。阻尼器117、弹簧116和主动致动器112，113，114，115的反作用力被传递至横梁118，在该横梁118处反作用力相互结合并作为反馈作用力被传递至CPR操纵人员。 被动元件(阻尼器117和弹簧116)和主动元件(主动致动器112，113，114，11 的组合使得可以在保持主动致动器相对小的同时产生所需强度的反作用力(大约1000牛顿)。主动致动器使得可以以灵活方式控制反作用力。图2示出了根据在此公开的教导的CPR模拟载体的示意性框图。在图2的左上角示出了 CPR仿真人体模型的壳体。作用力在CPR仿真人体模型的壳体与主动致动器M之间的传递以虚线的形式示意性地示出。凹陷传感器DS对CPR仿真人体模型上部表面的瞬时凹陷进行测量。作用力传感器FS对在主动致动器与CPR操纵人员之间传递的作用力进行测量。由凹陷传感器DS所提供的凹陷或位移测量、以及由作用力传感器FS所提供的作用力测量被提供给反作用力计算器RFC。反作用力计算器可能的实施方式的细节将结合图4 进行论述。反作用力计算器RFC为主动致动器的反作用力提供期望值。反作用力的期望值能够被认为是反作用力的设定值。反作用力的期望值被提供至控制器CTRL。控制器CTRL 的另一输入由作用力传感器FS提供。控制器CTRL基于反作用力计算器RFC提供的反作用力的期望值(设定值)和作用力传感器FS当前测量的作用力的值来确定主动致动器的控制信号。在所提供的CPR模拟载体的更详细地说明的实施方式中，控制器CTRL还可以接收和处理来自凹陷传感器DS的值。由控制器CTRL确定的控制信号被传输至伺服放大器AMP。伺服放大器AMP的作用在于将小功率的控制信号转换成具有足够功率以驱动主动致动器的主动致动器驱动信号。图2中所示的CPR模拟载体还示出了在CPR持续时间期间用于调节反作用力的可选部件。为此，凹陷传感器DS的输出被提供给计时器TMR和/或计数器CNT。虽然未在图 2中示出，但是也可以使用作用力传感器FS的输出，或者使用传感器DS和FS两者的输出。 当CPR操纵人员第一次击压时，CPR操作期的启动就被计时器TMR和/或计数器CNT检测到。确定CPR操作期启动的判断依据可以是凹陷深度和/或作用力超过了预定阀值。从涵盖了 CPR的医学研究中可知患者胸部的机械特性在CPR操作过程中是变化的。这些变化已经以定量方式被确定。描述患者胸部的机械特性变化量的关系式被存储到存储器MEM中。 调节器ADJ通过发送从CPR操作期启动以来消耗的时间和/或击压次数来查询存储器MEM。 存储器MEM通过发送描述在消耗的时间和/或击压计数之后患者胸部的机械特性的参数集作为回应。在CPR模拟载体的更详细说明的实施方式中，调节器ADJ也可以接收凹陷传感器DS和/或作用力传感器FS所提供的值。在某些情况下，过度的凹陷深度和/或作用力可能导致患者胸部的损伤，例如肋骨断裂。这些损伤导致胸部机械特性的持续变化。调节器ADJ可以观测这些值，并且将这些值与例如肋骨断裂将可能发生的阀值相比较。调节器 ADJ可以确定凹陷深度和/或作用力的平均值，以便于从其中推出机械特性的变化。分别从凹陷传感器DS和作用力FS传感器处获得的凹陷深度和反作用力的测定值也可以被提供至用户界面UIF。用户界面UIF解释测定值，并且将所述测定值与用于心肺复苏的官方准则所建议的值相比较。用户界面然后可以向CPR操纵人员输出视觉的、听觉的或者触觉的建议。例如，所述建议可以是指示人员增加击压频率或者增大凹陷深度的可听见的语音输出。可听见的输出还可以是指示CPR的最佳节奏的周期性蜂鸣声。在用户界面 UIF的可视输出的情况下，用户界面可以包括液晶显示屏、发光二极管(LEDs)、发光灯泡、 模拟指示器或者类似物，以通知操纵CPR的人员或者训练者操纵CPR的质量。图3示出了根据在此公开的教导的CPR模拟载体的一些主要部件的透视图。从图 1中已经可得知具有电动机112、传动装置113、小齿轮114和齿条115。所示出的传动装置 113是皮带传动装置，其包括第一带轮312、皮带313和第二带轮314。第一和第二带轮312， 314可以具有不同的直径，以便于实现一定的齿轮传动比。安装至电动机112的是伺服放大器322，其根据控制信号来驱动电动机。由直流电旋转电动机所产生的转矩通过齿轮带和相应的带轮被传递至小齿轮和齿条结构。电动机112的旋转运动通过小齿轮114和齿条115被转换为线性的上下运动。 齿条115被安装到滑块333上。滑块333由导轴334和滚珠轴承335所引导，滚珠轴承335 在形成于杆336上的凹槽中运动。因此，运动被滚珠轴承和导轴所限制。滑块333也连接至两个阻尼器331，332。该结构被安装在提供足够的稳定性的基板303上，并且将CPR模拟载体与CPR仿真人体模型相连接。安装于滑块333上部表面的是作用力传感器FS，由CPR 操纵人员施加的作用力以及反作用力被送递于作用力传感器FS上。当非标准金属部件被模制塑料部件所取代时，廉价的批量生产成为可能。图3中所示的CPR模拟载体已经被实现。该装置的首次测试显示出优良的功能性。现在的装置可以在刚硬的、平均的和柔弱的胸部三种模式之间转换。对于未来的装置，可设想更广泛的模式选择。对于该机械结构，完整的装置应该安装在有限的容积(即CPR仿真人体模型)中， 胸部按压深度应该至少为6厘米，并且反作用力需要达到1000牛。进一步的限制条件是轻的重量与低功率消耗(电池供电应该是可能的)。在一个可能的解决办法中，使用了旋转直流电动机。为了减小电动机的尺寸，可以使用电动机与被动弹簧和/或阻尼器的组合。电动机传递精确地模拟所需反作用力必要的附加制动或者加速作用力。如同可在图2看到的那样，使用的大部分是标准部件，而一些部件被制造用于该专用设计。现在转向图4，其示出了 CPR模拟载体的控制链。凹陷深度通过借助于合适的传感器401测量电动机角度来确定。电动机角度然后借助于转换模块402转换成实际的凹陷深度P0S. X。转换模块402可以将电动机角度与常数因子执行简单的乘法运算，并且可以结合有角度传感器401或者随后的模块。角度传感器401与转换模块402形成从图2中可知的凹陷传感器DS。表示凹陷深度的信号或值被提交至弹性作用力计算模块403和时间导数模块 404。弹性作用力计算模块403计算与患者胸部的弹性体质相应的反作用力部分。弹性作用力部分的计算可以例如是基于陈述性输出词汇编辑语言的(novel based)、基于公式的或者基于对照表的。采用基于公式的方法的举例，反作用力的弹性作用力部分可以由下式表达F 弹性=k(X).x这里χ是t时刻的位置。参数k(x)是随弹性常数而定的位置。k(x)的范例可以在文献中找到，例如在Gruben等人于1993年5月出版的Journal of Biomech Eng.第115 卷第14-20页中。按照类似的方式，反作用力中粘滞的或者阻尼的部分借助于时间导数模块404和阻尼作用力计算模块405来确定。时间导数模块404提供位置的时间导数，S卩，速度。阻尼作用力在很大程度上取决于速度。阻尼作用力计算模块405可以是例如基于模型的、基于公式的或者基于对照表的。如果使用基于公式的方法，那么阻尼作用力可以表达成Fpiug= μ (χ), ν这里ν是指t时刻的速度，是指反作用力的粘滞部分，并且参数μ (x)是指随阻尼常数而定的位置。μ (x)的范例也可以在文献中找到。通常，多项式适合于直到四阶的位置足以满足k(x)和μ (χ)0虚线盒子406表示(PR模拟载体视情况而基于范例、基于公式或者基于对照表的部分。反作用力的弹性部分F弹性和反作用力的阻尼部分F阻尼在加法器407处相加。在图 4的情况下可以得知与反作用力的弹性部分和阻尼部分相比，反作用力的任何惯性部分都是可以忽略的。如果反作用力的惯性部分将被包括在计算中，那么另一时间导数模块可以与时间导数模块404的输出相连接。连接至第二时间导数模块的输出的惯性作用力计算模块然后可以基于常数因子或者类似于反作用力的弹性的和阻尼部分的公式的公式来计算反作用力的惯性部分。加法器407的输出表示反作用力的值，该值将从给定了测量凹陷深度和其时间导数的实际患者处被预期。加法器407的输出被传输至差值模块408。差值模块408的另一个输入由作用力传感器FS所提供，所述作用力传感器FS可以是应变作用力传感器。差值模块408的输出是所施加的作用力与所计算的反作用力之间的差值，并且可以被认为是误差信号。该误差信号被提供给PID控制器409。PID控制器通常允许控制回路的快速且精确的控制。PID控制器409的输出被馈送至为主动致动器提供驱动信号的伺服放大器410的输入端。主动致动器(可能与弹簧和/或阻尼器结合)通过使PID控制器的误差信号最小化来传递所需的反作用力。建议的采样频率约为100赫兹或者更高。如上所述的伺服回路以使所施加的作用力和所计算的反作用力(即基于模型估计的反作用力)均衡为基准。在该回路中需要三个参数，即所施加的作用力、位置和速度。 主要的控制变量是作用力，但是位置也是间接地重要的，因为其决定了所需要的反作用力。图5示出了在心肺复苏期间用于模拟患者胸部的反作用力的方法的流程图。开始于动作501，该方法进行至用于测量仿真人体模型胸部凹陷的动作502。在动作503，取决于仿真人体模型胸部的所测凹陷的所形成的反作用力被计算。动作504对应借助于主动致动器将所形成的反作用力施加至仿真人体模型的胸部。该方法在动作505处结束。该方法可以包括是动作502、503、504中一个的一部分的额外动作或者子动作。图6和7示出了凹陷深度D和反作用力F之间的两个函数关系。正如已经在图1 和3的情况中所提及的，通过增加弹簧和主动致动器的贡献来产生总的反作用力。注意这仅仅对于在此公开的教导中的一些实施例的实施方法来说是正确的。仅仅提供主动致动器并且省略弹簧和阻尼器实际上是可能的。在此公开的教导中的其它实施例中，提供主动致动器、弹簧和阻尼器也是可能的。重新回到图6，弹簧的线性作用力-位移特征由短划线表示。主动致动器的作用力-位移特征是非线性的并且由点划线表示。总的反作用力通过将弹性作用力和主动驱动器作用力相加而获得。在图6中总的反作用力由实线表示。弹簧作用力曲线与总的反作用力曲线之间的阴影部分对应于主动致动器的贡献，其是为了获得期望的总的反作用力而将由主动致动器提供的作用力的量。图7类似于图6，除了主动致动器所贡献的作用力对于一些凹陷深度值可能呈现为负值。这在图7中对于较小的一些凹陷深度D的值来说是成立的。在曲线图的这个范围内，主动致动器实际上帮助CPR操纵人员抵消弹簧的反作用力。伴随着不断增大的凹陷深度，所需要的总的反作用力迅速增大，并且主动致动器的贡献也一样迅速增加。弹簧作用力曲线与总的反作用力曲线之间的阴影部分现在具有两个部分，第一部分用减号标记，其中主动致动器的贡献是负值，并且第二部分用加号标记，其中主动致动器的贡献是正值。主动致动器从负值贡献到正值贡献的转换可以通过在直流电动机上进行极性变换来实现。尽管已经在附图和上述描述中详细示出和描述了本发明，但是应当将这样的图示说明和描述看作是说明性或示例性的而不是限定性的；本发明不限于所公开的实施例。例如，可以使用与带轮-皮带结构或者小齿轮-齿条机构不同的传动机构。电动机还可以是交流电动机、转矩电动机或者线性电动机。主动致动器可以使用气动或者液压元件来代替电动机。可以使用与PID控制器不同的其它类型的控制器，例如比例控制器、PI控制器或者状态空间控制器。在此公开的教导的一些部分可以软件实施，特别是控制器CTRL、反作用力计算器RFC和调节器ADJ。尽管如此，还可以借助于硬件来实现CPR模拟载体的这些或其它元件。控制参数可以是作用力、位移、这些的组合，或者其它合适参数，例如压力、加速度等等。可以使用具有硬件接口的PC或者专用的控制硬件来实现控制。根据在此公开的教导的模拟载体和仿真人体模型也适用于具有抗淋巴细胞血清(ALS)功能的患者模拟器。本发明可被用于训练人们以有效率的且安全的方式操纵CPR。本发明还可用于测试、调整和标准化自动CPR装置。通过研究附图、说明书和权利要求，本领域技术人员能够在实践所要求保护的本发明的过程当中理解并实施针对所公开的实施例的其它变体。在权利要求中，“包括”一词不排除其它元件或步骤，不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其它单元可以完成权利要求中列举的几个项目的功能。在互不相同的从属权利要求中陈述某些措施不表示不能有利地采用这些措施的组合。可以将计算机程序存储/分布在适当的介质当中， 例如，所述介质可以是光存储介质或者与其它硬件一起提供的或者作为其它硬件的部分的固态介质，但是，也可以使所述计算机程序通过其它形式分布，例如，经由因特网或者其它有线或无线电信系统。不应将权利要求中的附图标记解读为限制本发明的范围。
权利要求
1.一种能够在胸部凹陷时模拟患者胸部的反作用力的心肺复苏模拟载体，所述心肺复苏模拟载体包括被设置成产生所述反作用力中的至少一部分的主动致动器、以及被设置成将控制信号提供给所述主动致动器的控制器。
2.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，所述主动致动器是机电致动器、气动致动器或者液压致动器。
3.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括被设置成产生所述反作用力的剩余部分的被动机械元件。
4.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括胸部凹陷传感器，所述胸部凹陷传感器被设置成将胸部凹陷测量值提供给所述控制器。
5.根据权利要求4所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括反作用力计算器，所述反作用力计算器被设置成计算作为所述胸部凹陷测量值的函数并且由所述主动致动器产生的所述反作用力的所述部分。
6.根据权利要求5所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，所述反作用力计算器是基于模型的或者基于经验关系的。
7.根据权利要求5所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，所述反作用力计算器包括弹性项、阻尼项或者惯性项中的至少一种。
8.根据权利要求5所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，所述反作用力计算器是软件控制的。
9.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，所述主动致动器是直流旋转电动机。
10.根据权利要求9所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括小齿轮和齿条结构，所述小齿轮和齿条结构被设置成将所述直流旋转电动机的旋转运动转换成胸部的线性运动。
11.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括作用力传感器，所述作用力传感器被设置成将作用力测量值提供给所述控制器，从而基于作用力控制回路为所述主动致动器提供伺服控制。
12.根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体，其特征在于，还包括用于将反馈提供给使用者的反馈界面。
13.—种心肺复苏仿真人体模型，包括根据权利要求1所述的心肺复苏模拟载体。
14.一种用于借助于仿真人体模型在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法， 所述方法包括——测量仿真人体模型胸部的凹陷；——根据测量的所述仿真人体模型胸部的凹陷计算所形成的反作用力；——借助于主动致动器将所述所形成的反作用力施加至所述患者胸部。
全文摘要
一种能够在胸部凹陷时模拟患者胸部的反作用力的心肺复苏(CPR)模拟载体，所述心肺复苏模拟载体包括被设置成产生所述反作用力中的至少一部分的主动致动器(M)、以及被设置成将控制信号提供给所述主动致动器的控制器(CTRL)。包括这种CPR模拟载体的CPR仿真人体模型被同时提出。此外，一种用于借助于仿真人体模型在心肺复苏期间模拟患者胸部的反作用力的方法，所述方法包括测量仿真人体模型胸部的凹陷；根据测量的所述仿真人体模型胸部的凹陷计算所形成的反作用力；借助于主动致动器将所述所形成的反作用力施加至所述患者胸部。通过使用主动致动器，模拟的反作用力会更容易被调节，并且真实患者的胸部的非线性特征能够被准确地建模。
文档编号G09B23/28GK102422334SQ201080020655
公开日2012年4月18日 申请日期2010年4月29日 优先权日2009年5月11日
发明者F·T·M·哈尔斯费尔德, I·W·F·堡卢森, P·H·武尔莱 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司