專利名稱：超聲波傳感器系統(tǒng)的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及醫(yī)療設備領域，所述醫(yī)療設備用于幫助施行(delivery)重復治療，例如幫助救護者施行心肺復蘇(CPR)。
背景技術：
對于心臟驟停病人的復蘇處理通常包括清理并開放病人的氣道，對病人進行人工呼吸，并且施行胸部按壓使血液流向病人的心臟、腦和其它重要器官。如果病人具有可電擊心律，則復蘇處理還包括除顫治療。術語“基本生命支持”(BLS)涉及以下所有處理初步評估；氣道維持；呼氣換氣(人工呼吸);以及胸部按壓。當結合全部三種處理[氣道呼吸、血液循環(huán)、包括胸部按壓]時，采用術語“心肺復蘇(CPR) ”。有多種不同的異常心律，其中一些可以通過除顫治療來處理(可電擊心律)，而另一些不能(不需電擊的心律)。例如，大多數產生有效心輸出量的ECG心律被認為是不需電擊的心律(例如，正常的竇性心律、某些心動過緩以及竇性心動過速)。但是，也有一些不能產生有效心輸出量的異常ECG心律被認為是不需電擊的心律，因為在這些情況下除顫處理經常無效。這些不需電擊的心律的例子包括心臟停搏、電機械分離(EMD)以及其它無脈性電活動(PEA)。雖然病人在這些不能存活的、不需電擊的心律下不能再維持生命，但是采用電擊無助于改變這些心律。護理人員可進行除顫治療的可電擊心律的主要例子包括室性纖顫、室性心動過速以及室性顫動。對于可電擊心律或者不需電擊的心律、可灌注心律或者不需灌注的心律，使用除顫器對具有可電擊ECG心律的病人施行一次或多次電擊后，病人可能仍然不省人事。如果當前是不需灌注的心律，則護理人員可以借助于進行一段時間的CPR來向病人的心臟、腦和其它重要器官提供連續(xù)的血流和氧氣。如果在進行CPR的過程中，可電擊心律繼續(xù)存在或發(fā)展，那么在進行一段時間的心肺復蘇治療后，可采取進一步的除顫措施。只要病人仍然處于無意識狀態(tài)，沒有有效的血液循環(huán)，護理人員就可以交替使用除顫器(用于分析電心律并可能施行電擊)和進行心肺復蘇治療(CPR)。CPR通常包括進行5到15次胸部按壓的重復模式，每進行5到15次胸部按壓之后有一個停頓來做兩次人工呼吸。可以用AED來進行除顫。美國心臟協(xié)會、歐洲復蘇理事會以及其它類似機構提出了對心臟驟停病人的處理的協(xié)議，該協(xié)議包括AED的使用。這些協(xié)議限定了在復蘇過程中獲得病人的狀況以及確定要進行的適當處理的各個步驟所要遵循的次序。要使用AED的護理人員受訓以遵守這些協(xié)議。大多數自動體外除顫器實際上是半自動體外除顫器(SAED)，這種半自動體外除顫器要求護理人員按下啟動或者分析按鈕，之后，半自動體外除顫器分析病人的ECG心律，如果電心律為可電擊心律，則建議護理人員對病人施行電擊。然后護理人員負責按下控制按鈕進行電擊。進行電擊之后，SAED可自動地或者人工地重新分析病人的ECG心律，并建議進行附加的電擊或者指示護理人員檢查病人的血液循環(huán)體征(表明除顫處理起作用或者心律為不需電擊的心律)，如果通過除顫措施還不能恢復血液循環(huán)，就啟動CPR。另一方面，全自動體外除顫器在施行除顫電擊之前，不會等待使用者的介入。如同下面使用的，自動體外除顫器(AED)包括半自動體外除顫器(SAED)。以上兩種除顫器通常在啟動ECG分析和/或施行每次電擊之前發(fā)出聽得見的警告聲“請勿靠近”。即要求護理人員不要靠近病人(也就是與病人沒有身體接觸)，并且可能要求護理人員按下按鈕施行電擊。自動體外除顫器的控制通常位于復蘇設備的外殼上。通常由訓練有素的醫(yī)療或急救護理人員，例如醫(yī)生、護士、緊急救護員、消防員以及警員來使用AED。因為從發(fā)生心臟驟停到進行除顫治療之間病人的生存機會每耽擱一分鐘就下降大約10%，所以現(xiàn)場AED和受訓操作AED的護理人員的迅速可用性非常重要。受訓的臨時護理人員是沒有經驗的AED操作者。例如，心臟病人的配偶可受訓成為臨時護理人員。臨時護理人員很少有機會進行除顫或CPR處理，所以在緊急情況下，他們容易對AED感到膽怯。因此，由于擔心出錯，這些臨時救護者可能不愿意購買AED或者在需要時使用AED，或者寧愿等待救護車的來到而不是使用手頭的AED。一些訓練有素的醫(yī)護工作者，例如，包括產科醫(yī)生、皮膚科醫(yī)生以及家庭護師在內的專家，同樣很少有機會進行CPR和/或除顫處理，所以做起來可能也不容易。如果訓練機會少，就會加重對能力的疑慮，導致護理人員擔心想不起來復蘇協(xié)議建議的全部步驟和/或這些步驟的正確次序。類似地，專業(yè)的和臨時的護理人員進行CPR和人工呼吸時可能都會遲疑，或者不確定什么時候進行這些步驟，特別是當受訓少并且很少有機會使用時。本領域技術人員公知并且在大量文獻中已經公開的是，在初期學習不好和技能保持差的情況下，CPR都是一項復雜的任務，并且受訓者通常在6-9個月內失去初期技能的80%。因此，很多現(xiàn)有技術的目的都是力圖改善這種不利情況。在美國專利4，019，501、4，077，400,4, 095，590,5, 496，257,6, 125，299 以及 6，306，107,6, 390，996 中描述了怎樣幫助進行胸部按壓。在美國專利4，588，383,5, 662，690,5, 913，685,4, 863，385中描述了 CPR提示系統(tǒng)。從最早的1974年的商業(yè)版本開始，AED總是在活動掛圖或者張貼上包括語音提示和圖形指令，以提供救護者要進行的一系列復雜動作的正確的時間和次序，以及除顫電極的放置。美國專利申請09/952，834以及美國專利6，334，070和6，356，785描述了具有更高水平的提示的除顫器，這些提示包括顯示在CRT上或者印刷標簽上的采用圖形指令形式的視覺提示，利用背光或者發(fā)射標記例如發(fā)光二極管。AED從1970年代開始就利用在除顫電極之間測得的電阻來確定AED的狀態(tài)以及適當的信息，并發(fā)送給救護者(例如，如果單元上最初的提示已經發(fā)出并且電阻仍然大于一些特定閾值，則“貼上電極”；或者確定病人是否有多余動作，如美國專利4，610，254)。美國專利5，700, 281描述了一種設備，利用電極的電阻來確定AED的狀態(tài)用于發(fā)送信息例如“貼上電極”。這些專利中具體實施的改進的提示在更加遵守要求救護者成功挽救心臟驟停病人的復雜協(xié)議這一方面向救護者提供了一些好處，但是在測試AED (—般采用這些病人的要素)時發(fā)現(xiàn)，救護者仍然只能獲得不高于大約50%的性能水平。研究方法如下沒有一個對象之前有經驗，或者經過AED的訓練，以消除由于先前的AED訓練可能產生的偏見。測試對象被提供以模擬使用方案，這個方案比之前的研究更準確地相似于一個臨時救護者(Iayrescuer)在心搏停止救護時將會遇到的情況。使用四種全功能除顫器Physio-Control LifePak CR Plus> ZOLLAED Plus、Philips/Laerdal HeartStartOnSite>以及Cardiac Science PowerHeart0測試對象被帶到一個模擬辦公室，然后被告知有一個人(用人體模型模擬)剛剛摔倒在地板上，呈現(xiàn)完全昏迷狀態(tài)，很可能死去。測試對象被告知使用AED或者辦公室中的任何其它物品，假裝是一個真實的緊急事件?；诓扇〉膭幼鞯臄盗吭u估每個人，這些動作包括生存步驟環(huán)節(jié)(8個步驟檢查反應、尋求幫助、打開氣道、檢查呼吸、給予呼吸、檢查血液循環(huán)、解除衣物、安裝AED電極)。結果發(fā)現(xiàn)，有11個臨時救護者的 Medtronic (Minnesota) Lifepak CR Plus 小組平均完成 3. 5± I. 4 個步驟；有 11 個臨時救護者的 Cardiac Science (California)PowerHeart 小組平均完成 3· 4±1· 9 個步驟；有12個臨時救護者的Philips (Massachusetts)HeartStart小組平均完成3. 8± I. 3個步驟；有11個臨時救護者的ZOLL(Massachusetts)AEDPlus小組平均完成5. 0±1. 3個步驟。即使是顯示出比其它設備統(tǒng)計數據更好的ZOLL設備也僅僅獲得63 %的適應性比例。此外，測試對象中不到10%的人能夠至少在一分鐘時間內維持推薦的每分鐘100次按壓。近來已經認識到，良好的CPR對于挽救更多的心搏停止病人是必要的(Cir cu I at i on. 2005; 111:428-434)。在引用的研究中，研究者發(fā)現(xiàn)在所有部分的總數的36. 9%中，按壓速度低于80次按壓每分鐘(cpm)，有21. 7%的按壓速度低于70cpm。美國心臟協(xié)會在準則里推薦的按壓速度大于lOOcpm。在研究中，更高的胸部按壓速度于自發(fā)的血液循環(huán)的初始回復顯著相關(對于初始的生還者和未幸免者的平均胸部按壓速度分別為90±17cpm和79±18cpm ；P=0. 0033)。此外，該研究由訓練有素的救護者進行，包括護士、醫(yī)師，研究表明按壓速度不佳的問題很廣泛。帶有CPR反饋的AED，例如上述的ZOLL和Philips，具有若干種按壓速度提示。在期望的速度為100次按壓每分鐘(如美國心臟協(xié)會的準則所推薦)時提示的形式是嗶嗶聲或者音調。ZOLL AEDPlus還具有附加的特點在救護者開始按壓的速度開始按壓速度音調，然后逐漸增加按壓音調速度直到期望的速度lOOcpm。在一些情況下，這個方法有用，但是因為按壓音調速度于救護者的按壓同步，所以音調可能出現(xiàn)與救護者的按壓速度不協(xié)調的情況，實際上會使救護者搞混亂并很快地降低速度。AED以前僅僅關注于除顫，盡管AED向心室纖顫和某些心動過速病人提供了最好的治療，但是它對出現(xiàn)無脈性電活動(PEA)或者心搏停止的60%的心搏停止病人不能提供醫(yī)療幫助。雖然AED在家庭中越來越普及，但是仍有許多其它健康問題，例如急救、以及與慢性疾病(例如哮喘、糖尿病以及AED不起作用的心臟病)有關的事故。經過除顫電擊后，心臟處于以下兩種狀態(tài)中之一或者電擊起作用，心臟處于無知覺、肌肉萎縮的狀況，有極少的心肌ATP能量儲備，為心律起搏器動作和有效心輸出所必須；或者電擊不起作用。令人驚訝的是，即時有，除顫治療也極少將心室纖顫轉變?yōu)檎５?、具有有效血液動力學輸出的正弦心律。在成功的除顫電擊后要求進行良好的CPR以使病人存活。雖然自動胸部按壓設備(例如美國專利No. 6，752，771所述)已經與心動周期同步，但是提供人工CPR的救護者一般以固定的速度按壓胸部，與受損的心臟(例如出現(xiàn)無脈性電活動(PEA))的心動周期不同步。PEA的情況是，心臟有電活動，但是沒有足夠的健康肌纖維來有效收縮。病人通常射血分數很低，即，在收縮期間心臟中的大部分血液仍停留在心室中，而不是噴射到大動脈和冠狀動脈中。許多研究報道，胸部按壓的不連續(xù)性(例如在ECG分析中常見的)能夠顯著降低自發(fā)血液循環(huán)的恢復率和24小時生存率。這些研究包括〃Adverseeffects ofinterrupting precordial compression during cardiopulmonaryresuscitation〃bySato et al. (Critical Care Medicine, Volume 25 (5), 1997 年 5 月，pp 733-736)、"Adverse Outcomes of Interrupted Precordial Compression DuringAutomatedDefibrillation^by Yu et al. (Circulation, 2002)、 以及 ^PredictingOutcome ofDefibrillation by Spectral Characterization and NonparametricClassificationof Ventricular Fibrillation in Patients With Out-of-HospitalCardiac Arrest〃byEftestol et al. (Circulation, 2002)。在自動化、機械按壓系統(tǒng)的背景下，早就認識到將心臟按壓、換氣周期與心動周期同步的好處° M. R. Pinsky, "Hemodynamic effects of cardiaccycle-specific increasesin intrathoracic pressure",應用生理學期刊(卷 60 (2)，第 604 - 612 頁，1986 年 2 月)、美國專利No. 4，273，114,No. 4，326，507、以及No. 6，752，771描述了將按壓周期與心動周期同步的機械按壓系統(tǒng)。美國專利申請2004/0162587描述了基于監(jiān)測的血液灌注調整胸部按壓的機械按壓系統(tǒng)。在美國專利No. 4，491，423中，描述了一種復蘇輔助計時器，提供基于病人的年齡調節(jié)的、聽得見的按壓速度。

發(fā)明內容
—般,在第一方案,本發(fā)明的特征在于一種醫(yī)療設備，用于幫助使用者對病人人工施行重復治療(例如心臟復蘇中的胸部按壓或者換氣)，所述設備包括反饋設備，配置為產生反饋提示，幫助所述使用者對施行所述重復治療計時(timing);至少一個傳感器或電路元件，配置為檢測實際施行時間(time)，即所述使用者實際施行所述重復治療的時間；以及處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為將所述實際施行時間與代表期望施行時間的信息作比較，以確定所述反饋設備產生所述反饋提示的提示時間。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。人工施行重復治療包括人工施行胸部按壓，作為心臟復蘇的一部分。所述實際施行時間和所述期望施行時間包括實際施行階段和期望施行階段。通過在實際施行時間與期望施行時間之間形成差別來比較所述實際施行時間與所述期望施行時間。所述提示時間在多個治療施行中及時地(in time)逐漸改變，以逐漸改變實際施行時間。所述反饋提示是聽得見的或看得見的。所述重復治療還包括換氣，作為心臟復蘇的一部分。所述反饋提示具有所述使用者可區(qū)別的至少兩個階段，第一階段對應于所施行的治療的第一階段，所述反饋提示的第二階段對應于所施行的治療的第二階段。所述重復治療包括胸部按壓，用于心臟復蘇，所述反饋提示的第一階段對應于所述救護者的按壓運動的上行運動，所述反饋提示的第二階段對應于所述救護者的按壓運動的下行運動。所述反饋提示包括聽得見的聲音，所述第一階段與所述第二階段的頻率或幅度不同、或者頻率和幅度都不相同。所述反饋提示包括上行運動提示，用于胸部按壓，所述上行運動提示的頻率變化，所述頻率在施行按壓之前的上行運動期間隨著所述救護者身體的上升而增加。所述反饋提示還包括下行運動提示，所述下行運動提示的頻率變化，所述頻率在施行按壓期間隨著時間變化。所述下行運動提示的持續(xù)時間比所述上行運動提示的短。所述下行運動提示的音量增加，大約在所施行的按壓的底部達到音量最大點。所述處理器配置為確定提示時間與實際施行時間之間的等待時間，并利用所述等待時間和所述期望施行時間來確定所述提示時間。所述處理器配置為維持提示時間與實際施行時間之間的相似時間關系。所述相似時間關系具有在所述實際施行時間之前發(fā)生的所述提示時間。所述處理器配置為利用跟蹤濾波器，基于所述使用者施行所述重復治療的過往表現(xiàn)來預測實際施行時間。所述跟蹤濾波器包括卡爾曼濾波器。所述處理器配置為補償提示時間與實際施行時間之間的滯后關系。所述跟蹤濾波器配置為限制實際施行時間與期望施行時間的短暫偏離的影響。低通濾波器提供對施行時間的短暫偏離的影響的限制。所述期望施行時間是基于所述病人經測量后的生理機能來選擇。所述經測量后的生理機能包括所述病人的ECG。所述期望施行時間是除了所述ECG中的T波之外的時間。所述經測量后的生理機能為心臟的PEA，并且所述期望施行時間被選擇為產生相對于所述PEA定相(phased)的實際胸部按壓時間，以改善血液動力學輸出。所述經測量后的生理機能為所述心臟的低級機械活動，并且所述期望施行時間被選擇為產生相對于所述低級機械活動定相的實際胸部按壓時間，以改善血液動力學輸出。所述經測量后的生理機能包括所述心臟的心律狀態(tài)，所述處理器還配置為根據心律狀態(tài)中的至少一些變化改變提示時間。在決定是否使反饋提示相對于所述病人的潛在血液循環(huán)活動定相時考慮所述心律狀態(tài)。所述經測量后的生理機能包括特定生理事件的時間，并且所述提示時間被選擇為產生所述生理事件的時間與所述實際施行時間之間的期望時間關系。所述生理事件為所述心臟的機械收縮。所述期望施行時間緊跟著向所述心臟施行的起搏刺激，使得在因為所述起搏刺激獲得改善的心肌調節(jié)的期間內發(fā)生胸部按壓。在本發(fā)明的第二方案，本發(fā)明的特征在于一種醫(yī)療設備，用于幫助使用者對病人人工施行重復治療，所述設備包括反饋設備，配置為產生反饋提示，幫助所述使用者對施行所述重復治療計時；其中所述重復治療包括施行所述治療的所述使用者一部分上的精神性活動；以及處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為產生具有至少兩個階段的反饋提示，第一階段對應于所述精神性活動的第一階段，第二階段對應于所述精神性活動的第二階段。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述人工重復治療為人工心臟復蘇中的胸部按壓，所述精神性活動的第一階段包括所述使用者的上行運動，所述精神性活動的第二階段包括所述使用者的下行運動。在第三實施例中，本發(fā)明的特征在于一種醫(yī)療設備，用于幫助使用者對病人人工施行胸部按壓，作為心臟復蘇的一部分，所述設備包括反饋設備，配置為產生反饋提示，幫助所述使用者對施行所述胸部按壓計時；處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為確定所述反饋設備產生所述反饋提示的提示時間，其中，所述反饋提示具有所述使用者可區(qū)別的至少兩個階段，第一階段對應于所述救護者的運動的上行運動階段，所述反饋提示的第二階段對應于所述救護者的按壓運動的下行運動。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述反饋提示包括聽得見的聲音，所述第一階段與所述第二階段的頻率或幅度不同、或者頻率和幅度都不相同。所述反饋提示包括上行運動提示，用于胸部按壓，所述上行運動提示的頻率變化，所述頻率在施行按壓之前的上行運動期間隨著所述救護者身體的上升而增加。所述反饋提示還包括下行運動提示，所述下行運動提示的頻率變化，所述頻率在施行按壓期間隨著時間變化。所述下行運動提示的持續(xù)時間比所述上行運動提示的短。所述下行運動提示的音量增加，大約在所施行的按壓的底部達到音量最大點。在第四方案，本發(fā)明的特征在于一種醫(yī)療設備，用于幫助使用者對病人人工施行胸部按壓和換氣，作為心臟復蘇的一部分，所述設備包括反饋設備，配置為產生反饋提示，幫助所述使用者對施行所述胸部按壓和換氣計時；處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為確定所述反饋設備產生所述反饋提示的提示時間，其中，所述反饋提示為聽覺的提示，用于胸部按壓的反饋提示與用于換氣的反饋提示是不同的聲音。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。按壓提示與換氣提示之間聲音的不同是音調(tone)的不同。用于按壓的反饋提示音調與用于換氣的反饋提示音調至少在一些場合下重疊。所述換氣反饋提示是逐漸變化的聲音，其持續(xù)時間與多個按壓反饋提示重疊，所述多個按壓反饋提示實質上持續(xù)時間較短。在第五方案，本發(fā)明的特征在于一種心臟復蘇設備，用于幫助使用者對病人人工施行重復胸部按壓，所述設備包括反饋設備，配置為產生非口頭的反饋提示，向所述使用者提供反饋，關于至少一個按壓參數幫助所述使用者；至少一個傳感器或電路元件，配置為確定所述使用者關于所述按壓參數的表現(xiàn)；以及處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為將所述使用者關于所述按壓參數的實際表現(xiàn)與關于所述按壓參數的期望表現(xiàn)作比較，以確定非口頭的反饋提示，幫助所述使用者獲得更接近所述期望表現(xiàn)的表現(xiàn)。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述按壓參數為下列參數的其中一個或者其中多個的組合按壓深度、按壓速度、占空因數、放松胸部的速度、按壓期間的胸廓內壓力、按壓期間的胸膜壓力、胸骨位置、速度或加速度、胸腔壁或胸骨應變或變形。所述處理器配置為將施行所述重復胸部按壓與至少一個按壓參數相聯(lián)系的生理模型。在第六方案，本發(fā)明的特征在于一種在心臟復蘇中自動施行胸部按壓的方法，包括在按壓施行時間將病人放入用于自動施行胸部按壓的設備中；檢測向所述病人施行電性起搏刺激的計時；以及選擇所述按壓施行時間，以與電性起搏刺激的選擇階段同步。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。施行按壓的所述設備與施行電性起搏的設備分離。所述設備通過所述病人身上的電極檢測電性起搏刺激的計時。在第七方案，本發(fā)明的特征在于一種在施行重復胸部按壓時施行第二重復治療的方法，包括檢測所述重復胸部按壓的計時；以及在與所述重復胸部按壓的選擇階段同步的時間，施行所述第二重復治療。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述第二重復治療包括電磁起搏刺激。所述起搏刺激為閾值下的，配置為改善心肌的調節(jié)。所述起搏刺激為閾值上的，配置為產生心臟收縮。所述胸部按壓通過人工施行。所述胸部按壓通過自動設備施行。所述反饋提示為非口頭提示。在第八方案，本發(fā)明的特征在于一種醫(yī)療設備，用于幫助使用者對病人人工施行重復治療，所述設備包括視覺顯示器，用于產生視覺的、非口頭的反饋圖形，向所述使用者提供所述重復治療施行得怎么樣的圖形指示；至少一個傳感器，用于感測關于所述治療施行得怎么樣的至少一個參數；以及處理器、存儲器、和關聯(lián)電路，配置為處理至少一個傳感器的至少一個輸出，以控制所述視覺顯示器上所述圖形指示的外觀。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述重復治療包括胸部按壓，作為心臟復蘇的一部分。所述重復治療包括換氣，作為心臟復蘇的一部分。所述圖形指示包括至少一個第一圖形要素，通常在逐次按壓的基礎上關于單個按壓大約施行得怎么樣向所述使用者提供反饋。所述圖形指示還包括至少一個第二圖形要素，關于過去的按壓對冠狀動脈灌注壓力的累積影響的估計向所述使用者提供反饋。所述第一圖形要素為條形要素的邊界的顏色或其它圖形方案，所述第二圖形要素為具有顏色或其它圖形方案的所述條形要素中的百分比區(qū)域。有至少兩個傳感器和至少兩個參數，所述圖形指示包括第一圖形要素，包括第一指示器，沿著第一軸移動，傳達第一參數的值；以及第二圖形要素，包括第二指示器，沿著第二軸移動，傳達第二參數的值，所述第二軸垂直于所述第一軸。至少有三個參數，其中所述圖形指示還包括第三圖形要素，位于所述第一軸與所述第二軸的交點，其中所述第三圖形要素配置為傳達第三參數的值。在第九方案，本發(fā)明的特征在于一種超聲波傳感器系統(tǒng)，用于測量血流，所述傳感器系統(tǒng)包括超聲波探測器，位于導管的端部，所述探測器和所述導管配置為插入食道中或者在所述食道的開口處，其中，所述探測器配置為提供并測量超聲波能量，向后朝向脊柱，位于頸椎骨C3-C6附近的位置，測量從椎骨和血管反射的超聲波能量；以及處理器、存儲器以及關聯(lián)電路，配置為處理所述探測器的輸出，通過超聲波多普勒流測量方法，估計動脈或靜脈中的血流。在優(yōu)選實施例中，可合并以下特征的一個或多個。所述傳感器結合心臟復蘇設備，根據所述傳感器的輸出確定的估計的血流用于確定提供給使用者的反饋提示的計時。所述傳感器配置為插入食道，向所述頸椎骨提供超聲波能量，以估計椎骨動脈中的血流。在第十方案，本發(fā)明的特征在于一種超聲波傳感器系統(tǒng)，用于測量血流，所述傳感器系統(tǒng)包括超聲波探測器，位于導管的端部，所述探測器和所述導管配置為插入食道中或者在所述食道的開口處，其中，所述探測器為圓錐形，使得所述探測器在食道肌區(qū)域中的所述食道的上端，設置在咽的底部，所述探測器的寬端剛好在下咽上，其中，所述探測器配置為橫向地提供并測量超聲波能量，以及其中，所述傳感器配置為在聲束中提供超聲波能量，所述聲束指向向上的角度，與一般頸動脈以及內頸靜脈相交；以及處理器、存儲器以及關聯(lián)電路，配置為處理所述探測器的輸出，通過超聲波多普勒流測量方法，估計動脈或靜脈中的血流。在優(yōu)選實施例中，所述處理器可配置為處理所述超聲波探測器的輸出，以對于所述頸動脈和所述頸靜脈估計血流速度。所述處理器可配置為計算脈動指數作為峰值大動脈速度與最小心臟舒張速度除以一個心動周期的平均速度后的差。所述處理器可配置為計算阻力指數作為峰值大動脈速度與最小心臟舒張速度除以所述峰值大動脈速度后的差。本發(fā)明具有如下多個優(yōu)點(其中一些優(yōu)點只出現(xiàn)在一些方案中和一些實施例中)因為心臟處于除顫電擊后的早期恢復階段，通常具有節(jié)律性電活動，但是機械輸出減少，所以通過使胸部按壓與恢復中的心臟的正常(如果是低級的)機械活動同步，本發(fā)明增強了心臟的恢復。本發(fā)明可幫助向處于非灌注性、纖顫心律的病人以及血液動力學不穩(wěn)定的、或者無效心律(例如PEA)病人提供有效的CPR。
9CN 102920587 A書
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本發(fā)明將胸部按壓與受損心臟的活動同步的能力可改善灌注。如果沒有本發(fā)明， 就會在心室充盈過程中進行胸部按壓，從而使效率下降，心臟中血液的體積小，幾乎沒有或 沒有血液噴射到大動脈或冠狀動脈中。此時的按壓可增加胸廓內壓力和/或心臟舒張壓 力，進一步減緩心室充盈。本發(fā)明在PEA過程中可提高CPR的效率，因為可將按壓計時，從而在心臟收縮的特 定階段(例如等容收縮)進行按壓。心臟收縮節(jié)律在CPR過程中可自發(fā)地轉換為PEA，并且在PEA過程中同步施行胸 部按壓(如同當前通常所進行的)關于循環(huán)血液動力學實質上不是最理想的。在恢復的早 期階段，例如在電擊后的PEA過程中，心臟實際上收縮到一定程度，同步按壓相位調整可對 心肌造成附加壓力，并且使射血分數更低。本發(fā)明提供對心臟從一個節(jié)律狀態(tài)到另一個節(jié) 律狀態(tài)的變化的檢測，還可以向救護者提供反饋，即救護者的CPR動作(例如換氣和胸部按 壓)的相位與心、肺的潛在電和機械活動同步(夾帶(entrain))。這對于減少打斷胸部按 壓的需要以及改善血液動力學都是有利的。本發(fā)明可在逐次按壓的基礎上向救護者提供反饋，從而監(jiān)測CPR的質量(例如按 壓深度)以及查看按壓對病人心臟的特定效果。CPR準則必須涵蓋大眾，個別參數例如按壓 的深度和速度對于個別的病人不一定最佳。評估個別按壓有利于救護者提供更有效的CPR， 以及不用超出所需的更大的力量或速度按壓胸部，從而保存能量。本發(fā)明可調節(jié)反饋提示(feedback cue)的計時，使它們與實際按壓同步，使得救 護者不會被在不恰當的時間出現(xiàn)的不期望的提示搞混亂和不知所措。通過測量提示與啟動 按壓之間的等待時間，可將提示定時，使得提示不會脫離正常的等待時間太久。例如，當救 護者疲勞并且按壓速度下降時，提示計時可被微調為鼓勵救護者加快速度，但是進行調節(jié) 的方式是在按壓和提示的相對階段中僅有小的改變。在現(xiàn)有技術中，當只改變反饋提示的 速度時，提示和按壓啟動的相對相位會遍布空間，造成混亂。在說明書、附圖以及權利要求書中可發(fā)現(xiàn)本發(fā)明的其它特征和優(yōu)點。


圖1為系統(tǒng)方框圖。
圖2示出相對于反饋音調計時(從落后變?yōu)橥?的按壓計時的實例。
圖3為示出反饋按壓計時的不同參數的詳細時序圖。
圖4為示出用于心律復蘇動作的相位同步(夾帶)的閉環(huán)控制系統(tǒng)的方框圖。
圖5為示出滯后中繼算子的實例的示意圖。
圖6A和圖6B為示出小(minor)滯后回線的實例的示意圖。
圖7為示出可變移相器功能(function)的示意圖。
圖8為示出滯后控制器的方框圖。
圖9為示出基于參數的CPR控制反饋的方法的流程圖。
圖10為復蘇設備的方框圖，示出用于向進行胸部按壓的救護者發(fā)出聲音提示的處理。
圖11為復蘇設備的方框圖，示出利用CPR反饋提供咨詢分析的處理。
圖12A、圖12B和圖12C為換氣和按壓時用于向救護者提供反饋的圖形顯示的實例。圖13A、圖13B和圖13C為位于食道上端、用于提供生理反饋的超聲波血流傳感器的示意圖。
具體實施例方式本發(fā)明有許多不同的實施例，在此不能描述。以下描述一些優(yōu)選的可能實施例。但是，再怎么強調也不過分的是，這些是對本發(fā)明實施例的描述，而不是對本發(fā)明的描述，因此不限于在本部分所描述的具體實施例，而是以權利要求書中更寬泛的術語來描述。參照圖I，一個或多個傳感器或儀器I、2、3用于獲得病人的生理信號。某些信號可能需要預處理，以得出相關測量結果或者消除人為現(xiàn)象。例如，利用已知的技術，可從ECG信號中消除CPR人為現(xiàn)象。在一種這樣的技術中，當按壓實際發(fā)生時，傳感器3進行檢測。該傳感器可以是設置在小的彈性外殼中的加速計，該彈性外殼放在救護者的手下面。利用信號處理方法(如2003年11月6日提交的、名稱為“Method and Apparatus for EnhancementofChest Compressions During CPR”的未決美國申請NO. 10/704，366中所公開的，該申請通過參考合并于此)，通過加速信號的重積分來估計胸部位移。根據估計的位移，可確定啟動胸部按壓29的時間。也可以通過其它方式確定啟動胸部按壓的時間，包括根據經胸廓的電阻(通常由AED測量)，或者根據通過胸部按壓在ECG中產生的人為現(xiàn)象。揚聲器6以關于心動周期的期望速度和計時產生反饋音調21 (反饋提示的一種可能類型)，我們也將反饋音調21稱為按壓速度音調(CRT)。如圖2所示，算法對進行胸部按壓時救護者的計時誤差進行校正。在圖2的實例中，算法測量計算出的目標按壓時間、反饋音調21、以及實際按壓29之間的等待時間20。算法提出反饋音調(CRT)對救護者的等待時間20進行校正，當按壓與按壓的期望速度和相位同步時(附圖中在第四按壓時發(fā)生)進行檢測。雖然優(yōu)選聽覺音調作為給救護者的反饋提示，但是也可以向救護者提供其它形式的反饋提示，包括視覺信號。將輸入信號轉換為反饋音調(或其它按壓反饋提示)的算法的復雜性可變化。算法可以是簡單地檢測QRS聯(lián)合體或者ECG信號中其它感興趣的點?；蛘?，算法也可以涉及更復雜的方法，包括預測性的跟蹤算法(例如卡爾曼濾波器)、或者利用過去的讀數來預測下一次按壓應該什么時候進行的其它方法。預測的按壓時間可用于立即更新發(fā)出反饋提示的時間，或者(如圖2所示),可對多個按壓慢慢地調節(jié)反饋提示的計時,允許救護者慢慢地改變按壓的節(jié)律，使按壓進入期望的計時。參照圖3，在一些實施例中反饋提示可具有兩個階段(多于兩個階段也可以)。使用兩個階段向我們提供了這樣一個發(fā)現(xiàn)施行胸部按壓的動作主要是一個兩階段的精神性活動，救護者的后部肌群(例如豎脊肌和臀大肌)涉及按壓周期的預備性上行運動階段，而前部的內外斜肌群涉及下行運動。單階段音調的困難在于，它對應于救護者心理中的下行運動，但是在施行下行運動之前要求充分的預備動作(即按壓之前的上行運動)，因此要求救護者預測下一次按壓音調什么時候發(fā)生，使得救護者的下行運動能夠與單階段音調一致。這個困難被認為是目前在各種CPR提示設備中實施的按壓音調沒有應該的那樣有效的主要原因。
在一些實施例中，反饋音調的頻率和音量在不同階段(上行運動和下行運動)之間變化。頻率用作救護者在病人上方的身體的高度的聽覺象征，例如，音調的頻率上升表示上行運動。在一些實施例中，上行運動階段音調(UPT) 38持續(xù)的時間量為救護者進行上行運動的時間，使得救護者能夠正確地遵守該音調提供的非口頭指令，并且當發(fā)生下行運動階段音調(DPT) 39時能夠適當地定位，以啟動下行運動。在一些實施例中，DPT 39是持續(xù)時間較短的音調，頻率很快地下降，隨著頻率的下降音量逐漸增加，在對應于按壓下行運動的底部的點，音量達到最大值。在其它實施例中，通過提供多階段音調，該方法可應用于其它多階段重復精神性活動，包括具有超過兩個階段的重復精神性活動，多階段音調的各個階段向救護者清楚地描繪出，對于多階段音調，音調每個階段的參數被調節(jié)為有助于精神性活動每個階段的同步。每個階段的反饋音調的參數的其它可能性為有色噪聲信號的帶寬或者信號包絡的體積。例如，增加包絡攻擊的斜率能夠用于向救護者指示應當增加按壓下行運動的速度。圖4中示出用于產生反饋音調的一種可能的控制系統(tǒng)的方框圖。圖3中示出時序圖?？刂扑惴ㄕ{節(jié)反饋控制矢量F (kT+l)63(該矢量包括UPT啟動、爐、σ、Af·+、Af' ε onset、etold、￡。 )，將誤差信號e(kT)52最小化，其中T是當前采樣間隔。輸入信號X(kT)64為期望的按壓階段和速度。X (kT) 64可采取離散時間trtfl/fUfZ/f…的形式，在這些時間期望進行按壓，這些離散時間具有通過動作檢測算法實際檢測的按壓的對應時間。X (kT) 64也可以采取波形矢量的形式，描述救護者動作的期望動作參數。動作反饋信號優(yōu)選地采取一組波形的形式，即矢量V’(kT) 57，包括實際加速的估計值、速度、以及位移波形。誤差信號e(kT)52為V’ (kT) 57與期望動作X (kT) 64之間的差。估計值H’ (kT) 56也由病人的生理狀況形成，特別是通過諸如ECG I、脈沖測氧法2、有創(chuàng)血壓、以及無創(chuàng)血壓這樣的參數測量的血液動力學狀態(tài)。H’ (kT) 56被反饋，以調節(jié)X(kT)64，使得X(kT)64的速度和階段最優(yōu)化，向病人的當前生理狀態(tài)提供最大利益。再參照圖3和圖4，有若干個在反饋控制器模塊(FCM)53中計算出的間隔。參數δ (25)是UPT 38與實際進行按壓的時間之間的時間差。參數Ψ (24)是實際按壓與期望進行按壓的時間點“(30)之間的時間差。期望的按壓時間h可對應于與心動周期的心臟收縮階段相應的ECG I或脈沖測氧法2波形上的特定基準。參數例；31)是UPT 38的末端與DPT39的啟動之間的時間差，確定DPT 39啟動以及救護者的按壓下行運動動作之前的自然預測的中斷的數量。參數σ是頻率增加的斜率，測量單位是Hz/毫秒；(I/0*Af)是UPT上升要求的時間長度，其中Af (28)是UPT 38階段中頻率的總變化。圖4中閉環(huán)控制系統(tǒng)的目的是減少Ψ，使得實際按壓在期望的按壓時間30附近發(fā)生。但是，如果UPT 38離救護者實際按壓的階段太遠，則它們會出現(xiàn)混亂，它們的特性會受到不利影響。為了提供一種方式或者慢慢地調節(jié)UPT的相關階段與救護者的實際按壓，可使用移動因數β，使得ψ +1=ψ^ββ可以是利用本領域技術人員公知的傳統(tǒng)控制系統(tǒng)方法(例如比例、差分、積分(PID)、狀態(tài)空間、或者非線性控制方法)來調節(jié)值的變量。在病人的潛在心律為心搏停止(沒有心律與按壓同步)、并且系統(tǒng)僅僅試圖使救護者以正確的速度施行按壓的情況下，t0將不對應于生理基準。
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反饋控制器53(圖4)通常具有低通濾波器或者中值濾波器，將例如由于救護者與正確時間的按壓的短暫偏離導致的偽誤差信號最小化。濾波器可配置為根據系統(tǒng)的狀態(tài)切換帶寬。例如，如同在跟蹤系統(tǒng)中已知的，濾波器的帶寬可最初設定為寬，以獲得同步。但是一旦獲得同步(救護者以相對于期望的按壓時間可接受的時間誤差有規(guī)律地施行按壓)，可將帶寬切換為更窄的設置，以將救護者的短期計時誤差的效應最小化。換而言之，對于超過3個按壓，基于小于O. 2的比率Ψ/Ρ( Ψ/Ρ是期望的按壓時間與實際按壓之間可容許多大誤差的歸一化測量)，反饋系統(tǒng)的狀態(tài)可從“壞”的按壓改變?yōu)椤昂谩钡陌磯?。濾波器也可以配置為檢測同步的損失，例如，通過查找Ψ/Ρ的平均偏離或者標準偏離的突然或者調和的增加。該過程的支配方程構成為使得按壓期間P (32)被固定，并計算出未來間隔的估計值S t+1，以確定下一次UPT啟動(UPT onset)什么時候應發(fā)生
"廠 C1, =/,,十[爐…) + (1/σ*4/.)]}跟蹤算法(例如卡爾曼濾波器)可用于(δ t+1-Vt+1)的估計和預測?？柭鼮V波器通過利用反饋控制的形式來估計過程；濾波器估計一些時間的過程狀態(tài)，然后獲得測量結果形式(噪聲)的反饋。同樣地，用于卡爾曼濾波器的方程分為兩組時間更新方程和測量結果更新方程。時間更新方程用于表現(xiàn)(以時間)當前狀態(tài)和誤差協(xié)方差估計值，以獲得下一個時間步驟的先驗估計。測量結果更新方程用于反饋，即用于將新的測量結果合并到先驗估計中，以獲得改善的后驗估計。時間更新方程還可以認為是預測器方程，而測量結果更新方程可以認為是校正器方程。確實，最終估計算法類似于用于解決數值問題的預測器-校正器算法。離散的卡爾曼濾波器時間更新方程x~k = Ax~k_t+ Buh jP； = Apk_,AT +Q離散的卡爾曼濾波器測量結果更新方程Kk=Pk-H1 (HPk-HT+R)xk=% +J5k(zk~i xk^)Pk= (I-KkH)Pk^在測量結果更新期間的第一任務是計算卡爾曼增益Kk，下一步驟是實際測量獲得的過程，然后通過合并測量結果zk，產生后驗狀態(tài)估計值。最后的步驟是獲得后驗誤差協(xié)方差估計值Pk。在每一對時間和測量結果更新之后，通過用于表現(xiàn)或者預測新的先驗估計值的之前的后驗估計值，重復該過程。這種遞歸性質是卡爾曼濾波器的一個很有吸引力的特點——它使得例如相比于維也納過濾器(設計為運算所有直接用于每次估計的數據)的實施例，實際的實施例可行性更高。卡爾曼濾波器用當前估計值的遞歸條件更換所有過去的估計值。方程"￥Κ.ι^ ( Jc )稱為預測器方程?？柭鼮V波器的其中一個主要限制在于，卡爾曼濾波器只通過高斯分布模擬線性系統(tǒng)，而高斯分布在生理設置中不常遇到。解決非高斯問題的熟知算法的非線性濾波器是
13擴展卡爾曼濾波器(EKF)。這種濾波器基于的原理是，利用泰勒級數展開式將測量結果和演化模型線性化。但是，EKF算法中的級數漸近法可導致非線性函數和感興趣的概率分布的表達式差。結果，這種濾波器會出現(xiàn)無限大?；谀M高斯分布比模擬任意的非線性函數更容易的假設，其它研究者發(fā)展了一種稱為無氣味的卡爾曼濾波器(UKF)的濾波器。已經顯示出UKF比EKF能獲得更準確的結果，特別地，UKF產生對狀態(tài)的協(xié)方差的更好的估計(EKF通常低估了這個量)。但是，UKF的限制在于，它不能用于一般的非高斯分布，即ECG譜分布中的通常情形。連續(xù)蒙特卡洛方法(又稱為粒子濾波器)克服了這個限制，允許狀態(tài)的后驗分布的完整表達，因此，能夠容易地計算任何統(tǒng)計學估計值，例如平均值、眾數、峰度以及方差。因此，粒子濾波器能夠處理任何非線性或者分布。粒子濾波器依靠重要性抽樣，結果，要求方案分布的設計能夠相當好地接近后驗分布。一般，難以設計這種方案。最普通的策略是從狀態(tài)演化(之前的轉變)的概率模型中采樣。但是，如果在之前狀態(tài)的尾部出現(xiàn)新的測量結果，或者與之前狀態(tài)相比，可能性太小，則這種策略會失效。一些實施例利用估計器/預測器軌道跟蹤技術(已知由Merwe、Doucet、Freitasz、Wan發(fā)展的無氣味的粒子濾波器(UPF))。UPF的偽代碼如下
無氣味的粒子濾波器
初始化t = O
令i=l，…N，從先前的P(Xtl)提取狀態(tài)(粒子)X0(i)并設定，
4” = ￡[4 丨]
ip =取咖]=[(4°, ο ο]Γ
= Ε[{χψ——4})Γ]=
令 t=l，2,
a)重要性采樣步驟
令i=l，…N:用UKF更新粒子
計算sigma點
預報未來粒子(時間更新)
.2
y(i)x 一 f(YKDx γ )η,Λ \ι-1 ~ Zj J
— J (Λ -i，Λ - )j=Q
2
=Σ WiWt1 -4>—Κ —! -Ut
i-o
γ ) _ UX- ΣyJjk-I
lIk-I ~Η\Α -ν At-UJ=O
合并新的觀測(測量更新
權利要求
1.一種超聲波傳感器系統(tǒng)，用于測量血流，所述傳感器系統(tǒng)包括 超聲波探測器，位于導管的端部，所述探測器和所述導管配置為插入食道中或者在所述食道的開口處； 其中，所述探測器為圓錐形，使得所述探測器在食道肌區(qū)域中的所述食道的上端，設置在咽的底部，所述探測器的寬端剛好在下咽上； 其中，所述探測器配置為橫向地提供并測量超聲波能量，以及 其中，所述傳感器配置為在聲束中提供超聲波能量，所述聲束指向向上的角度，與一般頸動脈以及內頸靜脈相交；以及 處理器、存儲器以及關聯(lián)電路，配置為處理所述探測器的輸出，通過超聲波多普勒流測量方法，估計動脈或靜脈中的血流。
2.如權利要求I所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器配置為處理所述超聲波探測器的輸出，以對于所述頸動脈和頸靜脈估計血流速度。
3.如權利要求2所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器配置為計算脈動指數作為峰值大動脈速度與最小心臟舒張速度除以一個心動周期的平均速度后的差。
4.如權利要求3所述的系統(tǒng)，其中，所述處理器配置為計算阻力指數作為峰值大動脈速度與最小心臟舒張速度除以所述峰值大動脈速度后的差。
全文摘要
一種超聲波傳感器系統(tǒng)，用于測量血流，所述傳感器系統(tǒng)包括超聲波探測器，位于導管的端部，所述探測器和所述導管配置為插入食道中或者在所述食道的開口處；其中，所述探測器為圓錐形，使得所述探測器在食道肌區(qū)域中的所述食道的上端，設置在咽的底部，所述探測器的寬端剛好在下咽上；其中，所述探測器配置為橫向地提供并測量超聲波能量，以及其中，所述傳感器配置為在聲束中提供超聲波能量，所述聲束指向向上的角度，與一般頸動脈以及內頸靜脈相交；以及處理器、存儲器以及關聯(lián)電路，配置為處理所述探測器的輸出，通過超聲波多普勒流測量方法，估計動脈或靜脈中的血流。該系統(tǒng)該能夠提供測量血液流向腦的出色方法。
文檔編號A61B8/06GK102920587SQ20121039237
公開日2013年2月13日 申請日期2006年9月11日 優(yōu)先權日2005年9月14日
發(fā)明者加里·A·弗里曼, 丹尼爾·M·利索古爾斯基 申請人:Zoll醫(yī)療公司