基于脉搏血氧的心肺复苏质量反馈控制系统的制作方法
本申请涉及医疗领域，具体涉及一种用于心肺复苏的医疗设备、插件、心肺复苏质量反馈控制方法及系统。
背景技术：
心血管疾病已成为人类发病和死亡的最主要病因，每年导致全球约17，000，000人死亡，其中许多表现为心源性猝死。心源性猝死已经成为威胁人类生命健康的重要杀手，而针对这一情况最有效和直接的医疗手段就是心肺复苏(以下也简称cpr)。cpr通过增加胸内压(胸泵机制)或直接挤压心脏(心泵机制)产生血流，使氧气输送到大脑和其他生命器官，从而建立临时性的人工循环。
2010年心肺复苏指南强调：心肺复苏成功的关键是尽早进行高质量的心肺复苏，cpr按压频率为至少100次/分钟，按压深度至少5厘米，才能达到高质量的心肺复苏，在高质量cpr过程中，心输出量(co)仅仅能够达到正常心输出量的1/4或1/3。临床实践中，通常采用人工按压或机械按压，但无论采用人工还是或机械设备进行胸外心脏按压，都会由于各种原因常常导致按压频率和按压幅度不够，复苏效果差，因此在心脏复苏过程中，对心肺复苏质量进行监控显得尤为重要。虽然指南中提出呼气末二氧化碳及有创血压监测可以检测心肺复苏质量，但是由于其有创并需要专门的医疗设备等因素，导致其在实际临床工作中难以实施和推广。便捷、无创、经济、能实时反映心肺复苏质量、且能广泛推广应用的复苏质量监测反馈系统亟需开发。
技术实现要素：
本申请提供一种用于心肺复苏的医疗设备、插件、心肺复苏质量反馈控制方法及系统，以无创的方式实现心肺复苏实施质量的反馈。
根据本发明的第一方面，提供一种医疗设备，包括：
光发射接收器，其包含接收管和发光管，所述发光管发射用于透过人体组织的至少一路光信号，所述接收管接收透过人体组织的至少一路光信号，并转为至少一路电信号；
数字处理器，用于将所述电信号转换为数字信号，以及对所述数字信号进行处理以得到外周循环相关参数；其中，所述数字信号包含至少部分血流动力学特征；
输出模块，用于输出对应于所述外周循环相关参数的关联信息。
该医疗设备中，所述外周循环相关参数与所述人体组织的脉搏特征相关。
该医疗设备中，所述外周循环相关参数包括反映心肺复苏质量的参数。
该医疗设备中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第一反映参数，所述第一反映参数用于反映心肺复苏按压的频率变化特性。
该医疗设备中，所述数字处理器通过识别所述数字信号的波动成分并计算波动成分的频率，得到所述第一反映参数。
该医疗设备中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第二反映参数，所述第二反映参数用于反映心肺复苏按压的深度变化特性。
该医疗设备中，所述数字处理器通过识别所述数字信号的波动成分并对波动成分进行幅度变换得到所述第二反映参数，和/或所述数字处理器识别所述数字信号的波动成分和恒定成分，并计算对波动成分和恒定成分分别进行幅度变换后的幅度比值，以得到校正后的第二反映参数。
该医疗设备中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第三反映参数，所述第三反映参数用于反映心肺复苏按压的频率和深度的综合变化特性。
该医疗设备中，所述数字处理器通过识别所述数字信号的波动成分并计算波动成分的面积积分，得到所述第三反映参数；和/或所述数字处理器识别所述数字信号的波动成分和恒定成分，并计算波动成分的面积积分与恒定成分的面积积分的面积比值，以得到校正后的第三反映参数。
该医疗设备中，所述数字处理器通过时域计算法和频域计算法的一种或多种对所述数字信号进行处理，以得到反映心肺复苏质量的所述外周循环相关参数；所述时域计算法通过识别所述数字信号的频率特征和/或幅度特征和/或面积特征计算所述外周循环相关参数，所述频域计算法是基于非零频谱的频谱识别或者是基于非零频谱与零频谱的比值的频谱识别。
该医疗设备中，所述时域计算法基于所述数字信号的波动成分、或基于所述数字信号的波动成分与恒定成分的比值识别所述数字信号的幅度特征和面积特征。
根据本发明的第二方面，提供一种医疗设备插件，包括：
外壳组件；
生理信号采集接口，位于外壳组件外表面，用于连接信号采集附件；
生理信号处理模块，位于外壳组件内部，所述生理信号处理模块通过生理信号采集接口获取采集信号，将采集信号转换为数字信号，并基于所述数字信号计算得到外周循环相关参数；
交互接口，所述生理信号处理模块通过交互接口与一主机进行信息交互。
该医疗设备插件中，所述外壳组件用于保护所述生理信号处理模块不受到外界干扰而受损，所述外界干扰包括光、电磁和外力冲击。
该医疗设备插件中，所述生理信号处理模块包括信号采样电路、数字处理器和数据通讯电路。
该医疗设备插件中，所述信号采样电路获取来自所述生理信号采集接口的电信号、并将所述电信号转换为数字信号；所述数字处理器基于所述数字信号计算所述外周循环相关参数。
该医疗设备插件中，所述交互接口和所述生理信号处理模块的工作模式至少部分受控于所述主机。
该医疗设备插件中，所述生理信号处理模块根据主机设置自动调整工作模式。
该医疗设备插件中，所述生理信号处理模块根据主机设置自动向所述主机传递计算得到的外周循环相关参数。
该医疗设备插件中，所述交互接口和所述生理信号处理模块依赖于所述主机的能源供应进行工作。
该医疗设备插件中，所述数字信号包含至少部分外周循环特征。
该医疗设备插件中，所述外周循环相关参数包括反映心肺复苏质量的参数。
该医疗设备插件中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第一反映参数，所述第一反映参数用于反映心肺复苏按压的频率变化特性。
该医疗设备插件中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第二反映参数，所述第二反映参数用于反映心肺复苏按压的深度变化特性。
该医疗设备插件中，所述反映心肺复苏质量的参数包括第三反映参数，所述第三反映参数用于反映心肺复苏按压的频率和深度的综合变化特性。
该医疗设备插件中，通过所述外周循环相关参数的波动特性和稳定水平，以及通过所述外周循环相关参数与其目标范围值的符合度反映心肺复苏质量。
根据本发明的第三方面，提供一种心肺复苏质量反馈控制方法,用于对至少两个被测信号的一个或多个进行处理、以基于所述被测信号计算外周循环相关参数；其中所述方法包括：
根据所述被测信号确认脉搏信号；
依据所述脉搏信号计算所述外周循环相关参数，以及
在显示界面上显示所述外周循环相关参数。
根据本发明的第四方面，提供一种心肺复苏质量反馈控制方法,包括：
对至少两个被测信号的一个或多个进行处理，以基于所述被测信号计算反映心肺复苏质量的外周循环相关参数；
其中，反映心肺复苏质量的外周循环相关参数包括以下参数的一个或多个：第一反映参数、第二反映参数和第三反映参数，所述第一反映参数用于反映心肺复苏按压的频率变化特性，所述第二反映参数用于反映心肺复苏按压的深度变化特性，所述第三反映参数用于反映心肺复苏按压的频率和深度的综合变化特性。
该反馈控制方法中，基于所述被测信号的实时脉搏特性识别反映心肺复苏质量的外周循环相关参数。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分和恒定成分得到所述被测信号的实时脉搏特性。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分并计算波动成分的频率，得到所述第一反映参数。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分并对波动成分进行幅度变换得到所述第二反映参数。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分和恒定成分，并计算对波动成分和恒定成分分别进行幅度变换后的幅度比值，得到校正后的第二反映参数。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分并计算波动成分的面积积分，得到所述第三反映参数。
该反馈控制方法中，通过识别所述被测信号的波动成分和恒定成分，并计算波动成分的面积积分与恒定成分的面积积分的面积比值，得到校正后的第三反映参数。
该反馈控制方法中，基于至少一种计算方法对所述被测信号进行处理，以得到反映心肺复苏质量的外周循环相关参数。
该反馈控制方法中，所述至少一种计算方法为时域计算法和/或频域计算法。
该反馈控制方法中，所述时域计算法以识别所述被测信号的波动成分和恒定成分为基础。
该反馈控制方法中，所述时域计算法通过识别所述被测信号的频率特征和/或幅度特征和/或面积特征计算所述外周循环相关参数。
该反馈控制方法中，所述时域计算法基于所述被测信号的波动成分、或基于所述被测信号的波动成分与恒定成分的比值识别所述被测信号的幅度特征和面积特征。
该反馈控制方法中，所述频域计算法基于所述被测信号的频谱特征来计算所述外周循环相关参数。
该反馈控制方法中，所述频域计算法是基于非零频谱的频谱识别或者是基于非零频谱与零频谱的比值的频谱识别。
根据本发明的第五方面，提供一种医疗设备，包括：
血氧探头，用于探测被测者的被测部位，实时检测被测者的血氧信号；
血氧模块，耦合到血氧探头，用于采集血氧探头输出的血氧信号，基于血氧信号生成脉搏血氧波形，基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数，并输出所述与心肺复苏质量相关的外周循环参数的相关信息；
输出模块，耦合到血氧模块，用于反馈血氧模块输出的所述与心肺复苏质量相关的外周循环参数的相关信息。
该医疗设备中，与心肺复苏质量相关的外周循环参数包括脉搏血氧波形的血氧频率特征和按压产生的外周循环参数。
该医疗设备中，所述血氧模块从脉搏血氧波形中分离出恒定成分和波动成分，基于脉搏血氧波形的波动成分或者波动成分与恒定成分的比值，计算血氧频率特征和按压产生的外周循环参数。
该医疗设备中，按压产生的外周循环参数包括单次脉搏波的幅度特性和/或单次脉搏波的面积特性。
该医疗设备中，所述输出模块为显示模块，所述显示模块在显示界面上显示幅度特性和/或面积特性的波形图，并在幅度特性和/或面积特性的波形图上分别显示与胸外按压质量达标值相关的幅度分布范围界限和/或面积分布范围界限。
该医疗设备中，所述血氧模块还计算幅度特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，如果是则输出第一提示信息，所述第一提示信息用于提示用户当前的按压质量达标；
或者
所述血氧模块还计算面积特性的波动值，判断面积特性的波动值是否小于第二设定值且面积特性是否位于面积分布范围界限内，如果是则输出第二提示信息，所述第二提示信息用于提示用户当前按压质量达标。
该医疗设备中：所述幅度特性包括绝对幅度值或幅度指数，所述幅度指数为放大后的脉搏血氧波形的波动成分的单次脉搏波的绝对幅度值与对应的直流量的比值；
所述面积特性包括绝对面积值或面积指数，所述面积指数为放大后的脉搏血氧波形的波动成分的单次脉搏波的绝对面积值与对应的直流量的比值。
该医疗设备中，还包括用于连接另一医疗设备、以实现所述医疗设备与所述另一医疗设备间数据通信的交互控制接口。
该医疗设备中，所述交互控制接口还用于控制所述另一医疗设备的功能模式的自动切换，以提高所述另一医疗设备与所述被测者之间进行交互的准确性。
该医疗设备中，所述血氧模块根据所述与心肺复苏质量相关的外周循环参数的参数值和/或波动水平评估当前的心肺复苏质量，并基于评估结果、通过所述交互控制接口调整所述另一医疗设备的配置输出；
其中，所述配置输出包括以下的一种或多种：按压深度、按压频率和按压时相。
该医疗设备中，所述另一医疗设备为心肺复苏仪。
该医疗设备中，还包括：
控制模块，所述控制模块分别与交互控制接口和血氧模块信号连接，至少用于控制心肺复苏仪的按压频率和按压深度；
所述血氧模块还计算幅度特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，如果幅度特性的波动值小于第一设定值但幅度特性未进入幅度分布范围界限内，则输出第一结果信息至控制模块，所述控制模块根据第一结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度。
该医疗设备中，还包括：
控制模块，所述控制模块分别与交互控制接口、血氧模块和输出模块信号连接，至少用于控制心肺复苏仪的按压频率和按压深度；
所述血氧模块还计算面积特性的波动值，判断面积特性的波动值是否小于第二设定值且面积特性是否位于面积分布范围界限内，如果面积特性的波动值小于第二设定值但面积特性未进入面积分布范围界限内，则输出第二结果信息至控制模块，所述控制模块根据第二结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度；如果面积特性进入面积分布范围界限内且面积特性的波动值小于第二设定值时输出第三结果信息至控制模块，所述控制模块根据第三结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度，并将增加按压深度的信息反馈回血氧模块，血氧模块基于该信息反馈计算增加按压深度后的单次脉搏波的面积特性，判断增加按压深度后的单次脉搏波的面积特性是否为最大，如果不是则输出第四结果信息，如果是则输出第五结果信息，所述控制模块根据第四结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度，根据第五结果信息控制心肺复苏仪保持当前的按压深度。
该医疗设备中：所述血氧模块在判断增加按压深度后的单次脉搏波的面积特性为最大时还输出第三提示信息，所述第三提示信息用于提示用户被测者当前达到每搏心输出量的最佳按压状态。
在一种实施例中，外周循环相关参数(以下也称为外周循环参数)包括反映心肺复苏质量的参数，其进一步包括分别反映心肺复苏按压的频率变化特性、深度变化特性、以及频率和深度的综合变化特性的第一、第二和第三反映参数。
在一种实施例中，与心肺复苏质量相关的外周循环参数(以下也称为基于脉搏血氧的外周循环参数)包括脉搏血氧波形的血氧频率特征和按压产生的外周循环参数，按压产生的外周循环参数包括单次脉搏波的幅度特性和/或单次脉搏波的面积特性。
在一种实施例中，通过对包含至少部分血流动力学特征的被测信号(例如脉搏血氧波形)进行频率识别确定第一反映参数，通过对包含至少部分血流动力学特征的被测信号(例如脉搏血氧波形)进行幅度变化确定第二反映参数，通过对包含至少部分血流动力学特征的被测信号(例如脉搏血氧波形)进行面积积分确定第三反映参数。
本申请还提供一种采用上述医疗设备、医疗设备插件或系统在心肺复苏质量反馈控制过程中的用途。
本申请实施例基于包含至少部分血流动力学特征的采集信号计算外周循环相关参数，利用该参数可及时反馈包括按压深度和按压频率在内的心肺复苏实施质量；由于数字信号从体外采集得到，因此对病人没有创伤，从而以实时、便捷且无创的方式反馈心肺复苏实施质量。另外采用脉搏血氧波形作为计算外周循环参数的基础时，可采用计算血氧饱和度的原始数据，因此不需要额外的反馈设备。
本申请实施例中的可用于心肺复苏实施质量反馈的脉搏血氧插件可制作成独立的可插拔模块与床边设备一起使用，使用便捷。
附图说明
图1为本申请一种实施例的心肺复苏质量反馈控制流程图；
图2为本申请一种实施例的血氧探测示意图；
图3为原始血氧信号波形图；
图4为从原始血氧信号中分离出的波动成分的波形图；
图5为一种实施例中采用文字显示的方式反馈脉搏血氧相关的外周循环参数的示意图；
图6为一种实施例中对血氧信号进行了放大处理后的波形图；
图7为另一种实施例中心肺复苏质量反馈控制的流程图；
图8a为一种实施例中反馈基于脉搏血氧的外周循环参数的流程图；
图8b为另一实施例中反馈基于脉搏血氧的外周循环参数的流程图；
图9a为一种实施例中以可视化的方式展示面积指数分布范围和波形的示意图；
图9b为一种实施例中以可视化的方式展示幅度指数波形的示意图；
图10为一种实施例中考虑干扰因素的波动成分的波形图；
图11为一种实施例中采样频域分析法的血氧信号频谱分布图；
图12为一种实施例中心肺复苏质量反馈控制系统的结构示意图；
图13为另一种实施例中心肺复苏质量反馈控制系统的结构示意图；
图14为一种实施例中医疗设备的结构示意图；
图15为一种实施例中脉搏血氧插件的结构示意图；
图16为一种实施例中血氧模块的方框图；
图17为自主循环存在情况下的显示界面；
图18为自主循环消失情况下的显示界面；
图19为低质量心肺复苏时的显示界面；
图20为中质量心肺复苏时的显示界面；
图21为高质量心肺复苏时的显示界面。
具体实施方式
下面通过具体实施方式结合附图对本发明作进一步详细说明。
本发明提出基于包含至少部分血流动力学特征的信号来反馈控制心肺复苏质量的医疗设备、方法和插件。这里所说的包含至少部分血流动力学特征的信号可通过采集透过人体组织的吸收光的变化信号转换得到，该转换信号包含了至少部分人体组织的脉搏特征，例如以下将具体说明的脉搏血氧波形。可通过识别该信号的恒定成分和波动成分识别其实时脉搏特征，同时基于分离的波动成分、或波动成分与恒定成分的比值可得到能够反映心肺复苏质量的外周循环相关参数。
血氧饱和度测定原理包括分光光度测定和血液容积描记两部分。分光光度测定是采用波长为660nm的红光和940nm的红外光，根据氧合血红蛋白(hbo2)对660nm红光吸收量较少，而对940nm红外光吸收量较多；血红蛋白(hb)则反之。测量血氧饱和度时，分别采用红光和红外光照射生物组织，从生物组织的另一侧用光电检测器检测透过生物组织的红光和红外光，输出对应的电信号，计算红外光吸收量与红光吸收量之比值,就能确定血红蛋白的氧合程度，即血氧饱和度(sao2)。
脉搏血氧饱和度测定的另一个重要原理是必须要有血液灌注。用光束透照外周组织时,检测透照光能的衰减程度与心动周期有关。心脏收缩时，外周血容量最多，光吸收量也最大，检测到的光能最小；心脏舒张时恰好相反。光吸收量的变化反映了血容量的变化。只有变化的血容量才能改变透照光能的强弱。当660nm、940nm的光透过生物组织后，hbo2、hb对光的吸收差异很大，每个波长的吸收是皮肤颜色、皮肤构成、组织、骨筋、血液以及光程中经过的所有其他组织的函数。其吸收可看作搏动吸收与非搏动吸收之和。交流分量ac部分为搏动的动脉血所致，直流分量dc部分为恒定吸收，由非搏动的动脉血、静脉血、组织等吸收所致。灌注指数(pi)为ac占dc的百分比(pi＝ac/dc×100％)。以下分别将交流分量和直流分量描述为波动成分和恒定成分。
脉搏血氧波形原本用于计算血氧饱和度，脉搏血氧波形是指对透过生物组织的红光或红外光的电信号进行实时采集所形成的系列数据，通常情况下，数据包括采样值和时间信息。基于检测的红光和红外光透射信号，可得到红光脉搏血氧波形和红外光脉搏血氧波形，基于该两个脉搏血氧波形可计算出血氧饱和度的波形。在临床研究中，发明人发现脉搏血氧波形与心肺复苏质量也有一定相关性。但如何采用脉搏血氧波形来反馈心肺复苏质量却是必须要解决的问题。
发明人经过大量研究，发现脉搏血氧波形的波幅、曲线下面积与被测者的心输出量(co)、外周组织灌注等血流动力学指标具有相关性。进一步研究发现，通过脉搏血氧波幅及曲线下面积可反映外周循环状态，且血氧饱和度波形的频率可以反映胸外按压的频率；而在心肺复苏过程中，外周循环状态取决于人工循环的质量，而人工循环的质量又取决于胸外按压的深度和频率。由此，发明人提出基于脉搏血氧波来反馈及控制心肺复苏质量的理论。
实施例一：
根据上述设想，本申请实施例提出一种心肺复苏质量反馈控制方法，基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数，并用计算的与心肺复苏质量相关的外周循环参数来反馈心肺复苏质量。与心肺复苏质量相关的外周循环参数包括用来反馈心肺复苏过程中按压频率的参数和反馈心肺复苏过程中按压深度的参数，本实施例中，采用脉搏血氧波形的血氧频率特征来反馈心肺复苏过程中的按压频率，采用脉搏血氧波形的幅度特性和/或面积特性来反馈心肺复苏过程中的按压深度。
从数字信号处理角度出发，存在两种数据处理方法：时域分析法和频域分析法。在本具体实施例的一种具体实例中，采用时域分析法对数据进行处理，心肺复苏质量反馈控制方法的流程如图1所示，包括以下步骤：
步骤11，检测生理信号如血氧信号。当对被测者施行心肺复苏时，采用血氧探头探测处于心肺复苏过程中的被测者的被测部位，实时检测被测者的血氧信号。由于本申请实施例中在反馈心肺复苏实施质量过程中涉及到的有脉搏血氧波形的血氧频率特征、幅度特性和面积特性，不需要红光和红外光透射信号的比值，因此可采用红光脉搏血氧波形和红外光脉搏血氧波形中的任一个，为阐述方便，无论采用哪一个都称为脉搏血氧波形。如图2所示，一种具体实施例中，血氧探头的一侧安装有发光装置100,发光装置100可以是红光或红外光发光管，也可以包括红光和红外光发光管两个发光管，另一侧安装有一个光电检测器101,将检测到的透过手指动脉血管的红光或红外光转换成电信号。
步骤12，基于采集的血氧信号生成脉搏血氧波形。由于皮肤、肌肉、脂肪、静脉血、色素和骨头等对红光或红外光的吸收系数是恒定的,只有动脉血流中的hbo2和hb浓度随着血液的动脉周期性的变化,从而引起光电检测器输出的信号强度随之周期性变化,将这些周期性变化的电信号进行处理(例如放大和/或滤波等处理),即可得到原始的脉搏血氧波形。
步骤13，从脉搏血氧波形中分离出恒定成分和波动成分。如图3所示，原始信号包含波动成分sac和恒定成分sdc。一般情况下，因肢体运动、背景光干扰等因素，会导致恒定成分sdc随时间呈现漂移的现象，即数值非恒定，随时间波动。交流分量与脉动血量相关，当血流最弱时，血液吸收光量最小，透射信号最强，交流信号为最大值，当血液最充盈时，血液吸收光量最大，透射信号最弱，交流信号为最小值；直流分量为肌肉骨骼等非脉动透射量，恒定成分为信号的最小值。利用公知技术，例如：均值技术、平滑滤波技术、fir/iir滤波技术或曲线拟合技术等方法，滤除原始信号中的恒定成分sdc，得到本申请所关注的波动成分sac。分离出的波动成分的波形图如图4所示。
步骤14，基于脉搏血氧波形的波动成分计算脉搏血氧波形的血氧频率特征。由前述原理推导可知，波动成分sac与血液流量相关，其频率与cpr按压频率一致，其公式为：
其中，fcpr为cpr按压频率，
波动成分sac的频率乘以60，就是血氧频率特征，也即cpr每分按压次数。其公式为：
其中，degcpr为cpr每分钟按压次数。
本步骤中基于波动成分计算脉搏血氧波形的血氧频率特征，在另外的具体实例中，也可以基于原始的脉搏血氧波形计算血氧频率特征，因此本步骤也可以和步骤13调换执行顺序。
步骤15，基于脉搏血氧波形波动成分计算按压产生的外周循环参数，在一种具体实例中，按压产生的外周循环参数为单次脉搏波的幅度特性。由于脉搏血氧波形呈现周期性波动，因此本申请实施例中定义从波谷到波峰为一个单次脉搏波。本步骤中针对波动成分sac的单次脉搏波信号，计算单次脉搏波的绝对幅度值，用以评估cpr实施过程中的按压深度变化。可利用公知技术计算幅度值，例如：最大幅度选取法(maxamplitude)、平均幅度选取法(averageamplitude)或均方根法(rootmeansquare)等方法，提取波动成分中每个单次脉搏波的绝对幅度值。本实施例中采用均方根法提取sac波动成分的每个单次脉搏波的绝对幅度值ampcpr。其公式如下：
其中，sac(n)为单次脉搏波的第n个采样数据点，n为单次脉搏波数据的总长度，即单次脉搏波的总采样点数。ampcpr为单次脉搏波的绝对幅度值，其可以反映cpr按压过程中深度的变化状态。通常情况下，采样数据为电压值，因此可定义绝对幅度值ampcpr的单位为：pva(pulseoximetervotageamplitude)。
在另一具体实例中，与按压产生的血流动力学效应相关的外周循环参数还可以为单次脉搏波的面积特性。本步骤中针对波动成分sac的单次脉搏波信号，计算单次脉搏波的绝对面积值，用以评估cpr实施过程中的每博心输出量的变化。可利用公知技术计算单次脉搏波的绝对面积值，例如：面积积分法等方法，可适用于连续信号和离散信号。本实施例中基于血氧技术固定采样频率的特点，采用逐点累加积分的方法计算绝对面积参数。其公式如下：
其中，sac(n)为单次脉搏波的第n个采样数据点，n为单次脉搏波数据的总长度，即单次脉搏波的总采样点数。areacpr为单次脉搏波的绝对面积值，其可以间接反映cpr按压过程中每搏心输出量的变化状态。通常情况下，采样数据为电压值，因此可定义绝对面积值areacpr的单位为：pvpg(pulseoximetervoltageplethysmography)，也称为电压容积。
本领域技术人员应当理解，基于脉搏血氧的外周循环参数也可以既包括幅度特性，也包括面积特性，在本步骤中都进行计算。
步骤16，反馈与心肺复苏质量相关的基于脉搏血氧的外周循环参数。反馈的方式可以是视频或/和音频提示，例如直接播放上述计算出的参数的数值，也可以先将上述参数和判断标准比较，得到上述参数是否符合要求的结果，然后将结果播放出来。
反馈的方式还可以采用文字显示的方式。如图5所示，显示血氧频率特征、单次幅度和单次面积。
对于血氧频率特征来说，指南要求按压频率≥100次/分，可以认为按压频率质量达标(此指标可根据临床大量实际应用数据进行修正)。在临床cpr应用过程中，医务人员可以通过观察显示界面上的血氧频率特征值或者脉率参数的稳定性，判断cpr按压频率是否达标或稳定，在符合指南要求的前提下，调整cpr按压频率。从而达到采用血氧频率特征来反馈和控制cpr按压频率的目的。
对于幅度特性来说，其反馈的是按压深度。一般临床中，按照指南的要求，按压深度≥5cm时可认为按压深度基本达标(此指标可根据临床大量实际应用数据进行修正)。理论上，ampcpr和按压深度呈现线性相关特性，当按压深度稳定时，ampcpr参数值稳定且波动小。临床cpr应用过程，开始阶段按压可能不稳定，此时会出现ampcpr指标数值不稳定现象，即数值波动性大；随着按压深度的稳定，ampcpr指标数值呈现相对稳定状态，即数值维持在一个较小的波动范围内，此时可认为cpr按压深度达标。
对于面积特性来说，其是每搏心输出量的间接反映，不能直接等同为每搏心输出量。理论上areacpr和每次按压的心脏射血量成线性正相关特性，当按压深度稳定、频率恒定时，areacpr参数值稳定且波动小。临床cpr应用过程中，开始阶段按压深度和频率可能不稳定，此时输出的areacpr指标数值也会呈现波动较大的特性，即数值跳变范围比较大。当按压深度和频率稳定时，areacpr指标数值会呈现相对稳定的特性，即数值变化范围集中在很小的波动范围内。此时可认为cpr实施效果稳定。
另外，发明人注意到针对不同的患者，每搏心输出量存在最大输出限制，当按压到一定程度时，如果增加深度和频率不能提升每搏心输出量，则可认为达到该患者的按压最大心输出量。根据这一特性，当areacpr处于相对稳定状态时，微调深度和频率，同时观察areacpr参数指标的变化，如果areacpr参数值已达最大值(例如areacpr参数值在≤10％或5％的范围内波动，或areacpr参数值不再随按压深度的增加而增大)，则可认为找到每搏心输出量最佳按压状态。其中最大值的判断标准为工程参数，可根据实际临床效果进行调整。
理论分析，当人体心肺功能停止后，人体的各项生理差异性也就随之减小，此时，可以近似认为人体环境基本一致，而cpr人工干预具备相对稳定的按压深度和按压频率，这就为cpr衡量指标的建立提供了理论依据。cpr按压深度和频率将会引起心输出量的变化，按压深度影响了每搏输出量，而每搏心输出量的变化则间接体现为血氧脉搏波的单次面积变化和单次血氧脉搏波的幅度变化；部分滞留血液和手指的骨骼、组织等吸收量固定的成分，则间接体现为血氧脉搏波的单次脉搏信号的直流成分。因而可采用单次脉搏波的幅度特性和/或面积特性来反馈心肺复苏实施质量。
实施例二：
实施例一中，采用绝对幅度值ampcpr和/或绝对面积值areacpr从信号绝对量的角度，对cpr实施效果进行了度量，根据此两者参数值的趋势变化和数值的稳定性，可以判断出，cpr实施是否达到了最佳状态。但绝对幅度值ampcpr和绝对面积值areacpr是从信号绝对量的角度进行分析，其参数值会受到血氧模块驱动电流变化的影响，不能量化用于其他人群(即：每个人的参数值不一致)。另外，根据血氧系统的特性，为保证血氧采样信号落在可衡量范围内，需要针对信号状态进行放大或缩小处理，即对采集的血氧信号进行放大或缩小处理，根据放大/缩小处理后的血氧信号生成脉搏血氧波形，例如调节驱动电流。而驱动电流的变化会导致信号的波动成分和恒定成分同比率变化。
本实施例中，对血氧信号进行了放大处理，如图6所示，量程范围是：0-5v，实线信号601处于量程较低范围，需要进行驱动调节，以使得信号落在合理的测量范围之内。例如进行两倍驱动调节后，如图中所示虚线信号602，其信号处于量程中间位置，调整后，原波动成分ac1调整为ac2，恒定成分dc1调整为dc2。根据驱动特性可知：ac2＝ac1*2，dc2＝dc1*2。在这种情况下，本实施例的心肺复苏质量反馈控制方法的流程如图7所示，包括以下步骤：
步骤21，检测被测者的血氧信号。检测方式同步骤11。
步骤22，对采集的血氧信号进行放大。
步骤23，基于放大后的血氧信号生成脉搏血氧波形。
步骤24，从脉搏血氧波形中分离出恒定成分和波动成分。
步骤25，基于脉搏血氧波形或其波动成分计算脉搏血氧波形的血氧频率特征。计算方式同步骤14。
步骤26，基于脉搏血氧波形波动成分计算按压产生的外周循环参数。按压产生的外周循环参数包括单次脉搏波的幅度特性和/或面积特性。本步骤中除了计算单次脉搏波的绝对幅度值和/或单次脉搏波的绝对面积值外，还计算单次脉搏波的幅度指数和/或单次脉搏波的面积指数。
单次脉搏波的幅度指数是单次脉搏波的绝对幅度值与对应的直流量的比值，其计算公式如下：
其中，sdc(n)为直流分量的第n个采样数据点，n为采样次数，ampindexcpr为单次脉搏波的幅度指数。通常情况下，采样数据为电压值，因此可定义幅度指数ampindexcpr的单位为：pvai(pulseoximetervotageamplitudeindex)。
ampindexcpr为量化参数，消除了驱动调节因素对幅度的影响，可以直观地反映出按压深度的变换特性，可排除驱动调节的干扰，具备较好的抗干扰能力。
单次脉搏波的面积指数是单次脉搏波的绝对面积值与对应的直流量的比值，其计算公式如下：
其中，areaindexcpr为单次脉搏波的面积指数。通常情况下，采样数据为电压值，因此可定义面积指数areaindexcpr的单位为：pvpi(pulseoximetervoltageplethysmographyindex)，也称为为电压容积指数。
面积指数areaindexcpr可缩小个体化差异，同时，排除驱动调节的干扰，从而具备较好的抗干扰能力。
步骤27，反馈与心肺复苏质量相关的基于脉搏血氧的外周循环参数。
可采用与实施例一中同样的方案反馈基于脉搏血氧的外周循环参数，也可采用以下方案反馈基于脉搏血氧的外周循环参数。
研究中发现幅度特性与按压深度相关，面积特性与按压深度和频率相关，而指南中对按压深度和频率有一定要求，当达到该要求时，称为心肺复苏质量基本达标。如果找到与指南中要求的基本达标值对应的幅度特性映射值和面积特性映射值，则可以将幅度特性和面积特性直接和其映射值比较，判断出心肺复苏质量是否基本达标。而该映射值构成幅度特性或面积特性的分布范围界限。
下面以面积特性中的面积指数areaindexcpr为例进行说明，通过面积指数areaindexcpr是否进入分布范围来反馈心肺复苏的质量是否基本达标，通过面积指数areaindexcpr的波动来反馈心肺复苏的质量是否达标，其反馈流程如图8所示，包括以下步骤：
步骤30，获取面积指数areaindexcpr的分布范围界限，该分布范围界限与要求的心肺复苏实施的质量有关，从而确定areaindexcpr指标的分布范围，该分布范围表征areaindexcpr指标处于此范围内时，cpr实施效果比较理想或可接受，认为基本达标。该分布范围界限可通过每次实施心肺复苏时输入，也可预先存储在系统中，每次实施心肺复苏时从存储地址读取。
正常人群中，每搏心输出量的人群分布范围是4.8-8l/min。人体心肺功能停止后，可认为人体环境相对一致。此时，进行cpr心肺复苏，可以达到正常每搏心输出量的1/3-1/4。通过动物实验、人体实验，结合每搏心输出量的分布范围，areaindexcpr指标存在人群分布范围理论值。可以通过大量的cpr案例采集数据，来确定areaindexcpr指标的理论分布范围。
步骤31，对计算所得的单次面积指数areaindexcpr进行处理，生成单次面积指数areaindexcpr的波形数据，将单次面积指数areaindexcpr的波形图显示在显示界面上，并在面积指数areaindexcpr的波形图上显示分布范围界限，从而以可视化的方式展示面积指数areaindexcpr的分布范围以及面积指数areaindexcpr的波形，如图9所示。面积指数areaindexcpr的分布范围由最大值max和最小值min确定。
步骤32，将单次面积指数areaindexcpr和最小值min进行比较，判断是否基本达标，如果单次面积指数areaindexcpr大于最小值min，则认为基本达标，则执行步骤33，否则继续将单次面积指数areaindexcpr和最小值min进行比较。
步骤33，计算面积指数areaindexcpr的波动值。其一种计算方法可以是：计算相邻两个单次脉搏波的面积指数areaindexcpr的差值，从而得到面积指数areaindexcpr的波动值。
步骤34，判断面积指数areaindexcpr的波动值是否小于第二设定值，如果是，则认为面积指数areaindexcpr的值稳定，则执行步骤35；否则认为面积指数areaindexcpr的值不稳定，执行步骤36。
步骤35，当面积指数areaindexcpr的波动值小于第二设定值时，输出第二提示信息，第二提示信息用于提示用户当前按压质量达标，第二提示信息可以提示用户当前的面积指数areaindexcpr的波动值稳定，或提示用户当前每博心输出量稳定，或提示用户当前按压质量(例如包括按压频率和按压深度等指标)达标。
步骤36，当面积指数areaindexcpr的波动值不小于第二设定值时，输出用于提示用户当前的按压质量未达标的提示信息，或不输出信息。
在实际cpr应用中，医护人员可以根据areaindexcpr指标(血氧波形下面积合理区间)，在符合指南要求的前提下，进行按压深度和频率调整，以确保cpr实施效果进入可接受范围。针对人群个体，每搏心输出量随着cpr过程，会达到一个量的最大值，在此基础上，无论怎么改善按压深度和频率，都不会使每搏心输出量得到改善。基于此基本原理，为了达到cpr实施效果的最优化，医护人员在确保cpr实施量化指标满足理论范围的同时，可以对按压深度和按压频率进行细微调节，寻找areaindexcpr参数的最大值，同时判断areaindexcpr参数是否发生较大变化或维持，以获得最优化的cpr实施效果。例如调整深度和频率，areaindexcpr参数无明显变化，说明cpr已达到最优效果。
因此为判断心肺复苏质量是否达到最佳状态，对于自动调节按压的心肺复苏仪，在步骤35中当面积指数areaindexcpr的波动值小于第二设定值时，还可输出第三结果信息。在步骤35之后还执行步骤37。
步骤37，基于第三结果信息控制微调按压深度，例如控制稍微增大按压深度。
步骤38，计算增大按压深度后的面积指数areaindexcpr，判断面积指数areaindexcpr是否达到最大值，例如判断增大按压深度后的面积指数areaindexcpr是否随按压深度的增加而增加，如果是，则认为当前的面积指数areaindexcpr还没有达到最大值，如果面积指数areaindexcpr没有随按压深度的增加而增加，则认为当前的面积指数areaindexcpr达到了最大值。当当前的面积特性是最大值时，则执行步骤39a，当当前的面积特性不是最大值时，则执行步骤39b。
步骤39a，输出第五结果信息，第五结果信息用于控制心肺复苏仪保持当前的按压深度，还可输出第三提示信息，第三提示信息用于提示用户被测者当前达到每搏心输出量的最佳按压状态。
步骤39b，输出第四结果信息，第四结果信息用于控制心肺复苏仪适当增大按压深度。
另外，如果判断面积特性的波动值小于第二设定值但面积特性未进入面积分布范围界限内，则输出第二结果信息，基于第二结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度。
为更直观地观察面积指数areaindexcpr的波形图，还可以在波形图上对各波段进行标记，例如图9a中采用分区的方式将上升段201、稳定段202、不稳定段203和微调段204进行区分。在判断面积指数areaindexcpr的值是否稳定时，可采用滑动的时间窗的方式进行判断，衡量时间窗205内指标参数值的波动特异性，例如判断该滑动时间窗205内的面积指数areaindexcpr是否稳定。图中上升段201演示了初始按压时，面积指数areaindexcpr迅速变化不稳定的阶段，稳定段202演示了cpr质量很好的状态，不稳定段203演示了cpr质量相对较差的状态。在cpr相对稳定的状态下，还可以微调按压深度，以寻找个体化的最大心排输出点。在微调段204，面积指数areaindexcpr的值进入稳定段，在此阶段对按压深度进行微调，例如将按压深度从a点的5cm微调到b点的6cm。可以发现，a和b对参数指标的影响效果基本一致，从而可知，按压5cm已经达到了最大心排输出点。医护人员可通过直观的图示判断是否达到每搏心输出量的最佳按压状态。另外，系统也可以通过输出提示信息提醒医护人员，例如当判断当前的面积特性是最大值时，则保持当前的按压深度并输出第三提示信息，第三提示信息用于提示用户被测者当前达到每搏心输出量的最佳按压状态。
对于幅度特性，同样可采用步骤30-39所述的反馈处理方案。即找到与“按压深度≥5cm”对应的幅度特性的映射值，该映射值构成幅度分布范围界限。在显示界面上显示幅度特性的波形图，在幅度特性的波形图上显示与心脏按压深度达标值相关的幅度分布范围界限，以可视化的方式展示幅度特性的分布范围，通过观察幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，即可判断按压深度是否基本达标。
在较佳的实施例中，如图8b所示，可根据各单次脉搏波的幅度特性，计算幅度特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，如果是则输出第一提示信息，所述第一提示信息用于提示用户当前按压深度达标。如果幅度特性的波动值小于第一设定值但幅度特性未进入幅度分布范围界限内，则输出第一结果信息，基于第一结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度。
为更直观地观察幅度指数的波形图，还可以在波形图上对各波段进行标记，例如图9b中采用分区的方式将上升段301、不稳定段302、稳定段303和报警段304进行区分。如图9b演示，建立滑动时间窗305，衡量时间窗内指标参数值的波动特异性。图中上升段301演示了初始按压时，指标参数的迅速变化。如果波动较大，如图中不稳定段302所示，则提示按压深度不稳定，提示应该调整按压状态。如图稳定段303表示指标参数值稳定，差异不超过±5％(±5％，是指波动变化差值占时间窗内平均值的比例，可以根据实际要求，自行调整)时，可以认为按压深度稳定。根据指南要求，按压深度必须满足≥5cm。如果按压深度在滑动时间窗内平均状态低于5cm对应的界限，则显示报警段304，提示需要增加按压深度。
本实施例的反馈方案比较直观，使医护人员更容易知晓心肺复苏的实施质量。
实施例三：
本实施例与上述实施例的区别是采用频域分析法对数据进行处理。
在cpr复苏的过程中，有很多的干扰因素，例如：按压产生的震动、胸腔的震动、医疗器械的碰撞等等，分离出的波动成分的波形图可能如图10所示。由于这些因素的存在，通过以上方法计算得到的参数可能出现失真。根据parseval定理，信号在一个域及其对应的变换域中的能量守恒，如公式6。因此可以考虑基于频域分析技术，建立上述参数。
其中，x(k)为每个频谱成分的幅度值；m为指频谱存在m个频谱成分。
对血氧信号进行频谱分析，得到其频谱分布图，如图11所示，其中，频率f1为主频或基频，其与cpr按压频率一致。除了主频，还有若干倍频，例如图11中所示，f2、f3为倍频。主频和倍频称为信号的有效频率成分，图11中fq为干扰频率。利用上述公式(6)，本实施例中对有效频率成分(包括主频f1和倍频f2、f3……fn)处的信号频谱进行计算，可得到相应的评估指标。对于一个未受干扰的稳定信号，通过时域方法和频域方法计算的信号的有效值是相等的，但工程应用中，通过频域方法计算具有更好的抗干扰能力。
下面说明采用频域分析法对血氧频率特征、单次脉搏波的幅度特性和面积特性进行计算。
1.计算脉搏血氧波形的血氧频率特征。由前述原理推导可知，f1为sac波动成分的主频率，其频率与cpr按压频率一致，其频率乘以60，就是血氧频率特征，也即cpr每分按压次数。
其中
临床cpr应用过程中，可以通过观察
2.计算脉搏血氧波形的单次脉搏波幅度特性。针对sac波动成分的有效频率成分，计算脉搏血氧波形的幅度特性，用以评估cpr实施过程中的按压深度变化。可利用公知技术计算其幅度特性，例如：最大幅度选取法(maxamplitude)、平均幅度选取法(averageamplitude)或均方根法(rootmeansquare)等方法，提取频谱幅度特性。本实施例中采用均方根法提取sac波动成分的所有频率成分fn(n＝1，2，3，…n)的绝对幅度值
其中，
在其他的具体实例中，也可以仅取主频f1的幅度特性来评估cpr实施过程中的按压深度变化。
3.针对sac波动成分的有效频率成分，计算脉搏血氧波形的单次脉搏波的面积特性，用以评估cpr实施过程中的每搏心输出量的变化，间接反映cpr实施的质量。可利用公知技术计算其面积特性，例如：面积积分法(连续信号、离散信号)等方法，计算得到每个脉搏波的面积信息。本实施例中基于血氧技术固定采样频率的特点，采用逐点累加积分的方法计算绝对面积值
同样，在采用频域分析法对数据进行处理时，在一些具体实施例中，当对血氧信号进行了放大/缩小处理后，也可计算单次脉搏波的幅度指数
其中，
其中，
此处需要说明的是，虽然该实施例中未结合面积特征对如何反馈心肺复苏质量是否达标做出详细说明，但实施例二中描述的步骤31-39同样适用于本实施例，也即当采用频域计算法时也可以通过面积指数是否进入分布范围来反馈心肺复苏的质量是否基本达标，通过面积指数的波动来反馈心肺复苏的质量是否达标。
实施例四：
基于上述方法，本申请实施例提出一种心肺复苏质量反馈控制系统，如图12所示，心肺复苏质量反馈控制系统包括数据采集单元40、波形生成单元41、基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42和反馈单元43。数据采集单元40用于采集处于心肺复苏过程中的被测者的血氧信号；波形生成单元41用于基于采集的血氧信号生成脉搏血氧波形；基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42用于基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的、基于脉搏血氧的外周循环参数；反馈单元43用于对与心肺复苏质量相关的、基于脉搏血氧的外周循环参数进行反馈处理。与心肺复苏质量相关的外周循环参数包括脉搏血氧波形的血氧频率特征和按压产生的外周循环参数。按压产生的外周循环参数可以为单次脉搏波的幅度特性和/单次脉搏波的面积特性。反馈心肺复苏实施质量时，可采用血氧频率特征和单次脉搏波的幅度特性一起评估心肺复苏实施的质量，也可以采用血氧频率特征和单次脉搏波的面积特性一起评估心肺复苏实施的质量，还可以采用血氧频率特征、单次脉搏波的幅度特性和单次脉搏波的面积特性一起评估心肺复苏实施的质量。本实施例中，以最后一种方式为例进行说明。在评估中，单次脉搏波的幅度特性可以是绝对幅度值，也可以是幅度指数，幅度指数为放大/缩小后的脉搏血氧波形的波动成分的单次脉搏波的绝对幅度值与对应的直流量的比值。单次脉搏波的面积特性可以是绝对面积值，也可以是面积指数，面积指数为放大/缩小后的脉搏血氧波形的波动成分的单次脉搏波的绝对面积值与对应的直流量的比值。
由于原始脉搏血氧波形中包含恒定成分和波动成分，因此基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元首先从脉搏血氧波形中分离出恒定成分和波动成分，基于脉搏血氧波形的波动成分计算按压产生的外周循环参数，基于脉搏血氧波形或基于脉搏血氧波形的波动成分计算血氧频率特征。
在一实施例中，反馈单元将与心肺复苏质量相关的基于脉搏血氧的外周循环参数处理成可在显示界面上显示的视频信息，以便将该参数(例如血氧频率特征、单次脉搏波的幅度特性和单次脉搏波的面积特性)显示在显示界面上。
在一较佳的实施例中，反馈单元43将按压产生的外周循环参数(例如单次脉搏波的幅度特性和面积特性)处理成可在显示界面上显示的波形数据，以方便用户观察幅度特性和面积特性的变化。
理论上幅度特性和按压深度呈现线性相关特性，当按压深度稳定时，幅度特性参数值稳定且波动小。临床cpr应用过程，开始阶段按压可能不稳定，此时会出现幅度特性指标数值不稳定现象，即数值波动性大；随着按压深度的稳定，幅度特性指标数值呈现相对稳定状态。而面积特性和每次按压的心脏射血量成线性正相关特性，当按压深度稳定、频率恒定时，面积特性参数值稳定且波动小。临床cpr应用过程中，开始阶段按压深度和频率可能不稳定，此时输出的面积特性指标数值也会呈现波动较大的特性，即数值跳变范围比较大。当按压深度和频率稳定时，面积特性指标数值会呈现相对稳定的特性，即数值变化范围集中在很小的波动范围内。因此用户可通过观察幅度特性和面积特性的变化，判断按压深度和频率是否稳定。
临床中，按照指南建议，要求按压深度大于等于5cm，由于幅度特性可直接反映按压深度，如果找到与按压深度5cm对应的一个映射值，并将其显示在幅度特性的波形图上，则可方便根据幅度特性的值判断按压深度是否达到指南的要求。根据对系列动物及人体的试验，找到幅度特性与按压幅度的对应关系，确定“按压深度≥5cm”的幅度特性的映射值，该映射值构成与心脏按压深度达标值相关的幅度分布范围界限，将与心脏按压深度达标值相关的幅度分布范围界限与幅度波形数据显示在同一幅图上。当幅度特性达到此值，且数值波动稳定时，可认为按压深度基本达标。本实施例中，以“按压深度≥5cm”为基本达标值为例进行说明，本领域技术人员应当理解，此基本达标值还可根据临床实际应用数据进行修正。
对于面积特性的波形图，同样可将与心脏按压深度达标值相关的面积分布范围界限与面积波形数据显示在面积特性的波形图上。当面积特性位于面积分布范围界限内时，认为按压深度和频率基本达标。
在评估心肺复苏实施质量时除了采用用户对幅度特性和面积特性的波形图进行人工观察外，在另一具体实施例中，还可采用自动判断和提示的方式，对心肺复苏实施质量进行反馈和控制。如图13所示，这种实施例中，心肺复苏质量反馈控制系统包括数据采集单元40、波形生成单元41、基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42、反馈单元43、第一提示单元44、第二提示单元45和控制模块46。数据采集单元40、波形生成单元41、基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42和反馈单元43与图12所示的实施例相同，第一提示单元44用于计算幅度特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，如果是则输出第一提示信息，第一提示信息用于提示用户当前按压深度达标。第一提示单元44在判断幅度特性的波动值小于第一设定值但幅度特性未进入幅度分布范围界限内时，输出第一结果信息。第二提示单元45用于计算面积特性的波动值，判断面积特性的波动值是否小于第二设定值且面积特性是否位于面积分布范围界限内，如果是则输出第二提示信息，第二提示信息用于提示用户当前按压质量达标。第二提示单元45在判断面积特性的波动值小于第二设定值但面积特性未进入面积分布范围界限内时，输出第二结果信息。第二提示单元45还在判断面积特性进入面积分布范围界限内且面积特性的波动值小于第二设定值时输出第三结果信息。控制模块46在接收到第一结果信息、第二结果信息和第三结果信息时都控制心肺复苏仪47增加按压深度。在控制模块46在根据第三结果信息控制心肺复苏仪47增加按压深度后，通知基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42计算按压深度增大后的单次脉搏波的面积特性，判断该面积特性是否为最大，如果不是，则基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42输出第四结果信息至控制模块46，控制模块46基于第四结果信息控制心肺复苏仪47适当增大按压深度，如果是，则基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42输出第五结果信息和第三提示信息，控制模块46基于第五结果信息控制心肺复苏仪47保持当前的按压深度，第三提示信息用于提示用户被测者当前达到每搏心输出量的最佳按压状态。
本实施例中的数据采集单元40、波形生成单元41、基于脉搏血氧的外周循环参数计算单元42、反馈单元43、第一提示单元44、第二提示单元45和控制模块46可集成在一个模块内，也可以分开集成在多个模块内。
实施例五：
基于上述方法和/或系统，本申请实施例提出一种医疗设备，如图14所示，其包括血氧探头51、血氧模块52和输出模块53。血氧探头51用于探测被测者的被测部位，实时检测被测者的血氧信号。血氧模块52耦合到血氧探头51，用于采集血氧探头输出的血氧信号，基于血氧信号生成脉搏血氧波形，基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数，并输出该参数的相关信息。输出模块53耦合到血氧模块52，用于反馈血氧模块输出的所述参数的相关信息。
血氧探头51可采用已有的或将来新设计的探头，只要能够检测血氧信号即可。如图2所示，血氧探头51包括发光装置100和光电检测器101，发光装置100和光电检测器101相对设置在血氧探头51的两侧。由于计算血氧饱和度的需要，发光装置100通常包括红光发光管和红外光发光管，检测时，发光装置100发出的光透过检测部位的动脉血管到达光电检测器101,光电检测器101将检测到的透过动脉血管的红光和红外光转换成电信号并输出。当检测的血氧信号用于心肺复苏实施质量评估时，可只采用红光的信号，也可只采用红外光的信号，因此发光装置100可只包括红光发光管或红外光发光管。
目前技术中，在检测血氧信号时，血氧探头51通常固定在被测者的肢体末端，例如手指或脚趾上，因此血氧探头51可以为指环、指夹或贴片。指夹为夹子形结构，轻压其一端后可张开，将手指的指腹部分伸入其中后夹住手指。其中夹子的上壁为发光装置，固定了两个并列放置的发光二极管，发射波长分别为660nm的红光和940nm的红外光，下壁为接收装置(例如光电检测器)，上壁发射的光透过身体的相应部位(一般为指腹)，由对侧的接收装置检测透射过来的信号。同理设计的贴片为软性长条形结构，跟指夹的原理一致，不同的是其发光和接收装置位于贴片的不同位置，通过贴片绕指一周后亦为发光与接收装置两侧隔指腹相对，实现上述功能。
在具体实施例中，血氧模块52和血氧探头51可以通过探头附件54连接，探头附件54可以是连接线。在有的实施例中，血氧模块52和血氧探头51也可以通过无线通信的方式实现信号连接，例如血氧探头51和血氧模块52上分别安装有无线通信模块。
血氧模块52采集血氧探头51输出的血氧信号，基于血氧信号生成脉搏血氧波形，并基于脉搏血氧波形、采用上述方法或系统所阐述的技术方案计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数。与心肺复苏质量相关的外周循环参数包括脉搏血氧波形的血氧频率特征和按压产生的外周循环参数，按压产生的外周循环参数包括单次脉搏波的幅度特性和/或单次脉搏波的面积特性。单次脉搏波的幅度特性可以是绝对幅度值，也可以是幅度指数，单次脉搏波的面积特性可以是绝对面积值，也可以是面积指数。
在本申请的各实施例中，输出模块可用于输出反映外周循环相关参数的各种关联信息。关联信息包括但不限于视频信息、音频信息和光频信息。其中视频信息例如但不限于反映外周循环相关参数的动态变化的趋势图、与心肺复苏质量达标相关的外周循环相关参数的目标范围值信息、外周循环相关参数超出其目标范围值时产生的第一报警信息、以及外周循环相关参数的动态变化超出其最优变化范围时产生的第二报警信息等等。此处的音频信息主要指基于音频变化的听觉触感，其包括但不限于具体参数值信息、参数变化趋势信息、报警提示信息、当前按压质量、按压调整提示等等，其表现形式可以是具体数值、或是起到提醒作用的蜂鸣音等。此处的光频信息主要指基于光频变化的视觉触感，其具体表现形式可以是外周循环参数信息超出目标范围时或稳定度过低时的闪烁灯形式，可以是不同颜色的指示灯相互转换以表明当前按压质量等。
在一种具体实施例中，输出模块53可以为声音播放模块，血氧模块52输出的数据是与基于脉搏血氧的外周循环参数相关的音频信息，声音播放模块播放该音频信息。例如，通过声音播放的形式通知用户目前按压的状态。
在另一种具体实施例中，输出模块53可以是显示模块，血氧模块52输出的数据是与基于脉搏血氧的外周循环参数相关的视频信息，显示模块在显示界面上以可视化方式显示与该参数相关的视频信息，该视频信息可以是以文字方式显示，也可以是以图像方式显示，例如波形图。
在一种具体实施例中，血氧模块52从脉搏血氧波形中分离出恒定成分和波动成分，基于脉搏血氧波形的波动成分计算与单次脉搏波的幅度特性和面积特性，基于脉搏血氧波形或基于脉搏血氧波形的波动成分计算血氧频率特征。将血氧频率特征、幅度特性和面积特性以及相关数据处理成视频信息输出给显示模块，将血氧频率特征以文字的方式实时显示，将幅度特性和面积特性以波形图的方式实时显示，并在幅度特性的波形图上显示与心脏按压深度达标值相关的幅度分布范围界限，在面积特性的波形图上显示与心脏按压深度达标值相关的面积分布范围界限。用户可通过观察实时显示血氧频率特征、幅度特性和面积特性的数值以及幅度特性和面积特性的波动情况判断按压质量是否达标。血氧模块还可对幅度特性和面积特性的波动值分别进行计算，当波动值小于设定阈值时输出相应的提示信息，从而使判断结果更加准确和直观。
除了采用基于脉搏血氧的外周循环参数对心肺复苏实施质量进行反馈外，在另一实施方式中，本申请的医疗设备还可与另一医疗设备连接，以提高另一医疗设备与被测者交互的准确度。此时医疗设备还包括与另一医疗设备间进行数据通信的交互控制接口，通过该交互控制接口可进一步控制另一医疗设备的功能模式的自动切换。具体地，血氧模块可根据计算得到的外周循环参数的参数值是否达标、波动值是否超出对应设定值等来评估当前的心肺复苏质量，并进一步根据评估结果调整另一医疗设备的配置输出。在本发明尤其适用于心肺复苏的情况下，所调整的配置输出包括但不限于对被测者实施的按压时相、按压深度(力度)、按压频率等等；所调整的配置输出例如保持当前按压状态、增加按压深度(力度)等等。以基于脉搏血氧的外周循环参数为基础的配置调整可使得另一医疗设备对被测者实施更为准确和有针对性的操作。
在包括交互控制接口的另一具体实施例中，所连接的医疗设备可以是心肺复苏仪，该交互控制接口可为心肺复苏仪接口，以下就连接有心肺复苏仪时如何可根据反馈的情况对心肺复苏仪进行控制使心肺复苏仪工作在被测者复苏最佳的状态做出详细说明。
请继续参考图14，医疗设备在上述基础上还包括控制模块55和心肺复苏仪接口56，控制模块55分别与心肺复苏仪接口56和血氧模块52信号连接。当心肺复苏仪为自动调节按压状态的设备时，可通过心肺复苏仪接口56连接心肺复苏仪，控制模块55通过心肺复苏仪接口56与心肺复苏仪进行通信，例如可接收心肺复苏仪传输的信息，根据初始的默认设置或血氧模块52反馈的信息控制心肺复苏仪的按压频率和按压深度。
在开始实施心肺复苏时，可由控制模块55根据默认的按压频率和按压深度，控制心肺复苏仪开始工作。在心肺复苏仪工作过程中，血氧探头51检测被测者的血氧信号，血氧模块52基于血氧信号计算血氧频率特征、单次脉搏波的幅度特性和面积特性，还计算幅度特性和面积特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，判断面积特性的波动值是否小于第二设定值且面积特性是否位于面积分布范围界限内。如果幅度特性的波动值小于第一设定值但幅度特性未进入幅度分布范围界限内，则血氧模块52输出第一结果信息至控制模块55，控制模块55根据第一结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度。如果面积特性的波动值是否小于第二设定值但面积特性未进入面积分布范围界限内，则血氧模块52输出第二结果信息至控制模块55，控制模块55根据第二结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度。如果面积特性进入面积分布范围界限内且面积特性的波动值小于第二设定值，血氧模块52输出第三结果信息至控制模块55，控制模块55根据第三结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度，并将增加按压深度的信息反馈回血氧模块52，血氧模块52基于该反馈计算增加按压深度后的单次脉搏波的面积特性，判断增加按压深度后的单次脉搏波的面积特性是否为最大，如果不是则输出第四结果信息，如果是则输出第五结果信息，控制模块55根据第四结果信息控制心肺复苏仪增加按压深度，根据第五结果信息控制心肺复苏仪保持当前的按压深度。
临床应用中，医疗设备可以是床边设备，例如监护仪、除颤仪、自动复苏仪器和心电图机等，在现有的床边设备的基础上增加血氧模块，血氧模块可以是独立的模块，也可以是集成在床边设备主机上的一部分电路，血氧模块的功能可基于上述阐述的任一方法和/或系统通过计算机可执行性程序实现。可将床边设备的显示模块作为输出模块，将床边设备的主机作为控制模块，或将控制模块集成在床边设备的主机内。
实施例六：
本实施例公开一种脉搏血氧插件，可配合床边设备实现心肺复苏实施质量的反馈。如图15所示，脉搏血氧插件包括外壳61、血氧信号接口62、血氧模块(图中未示出)和输出接口(图中未示出)。外壳61具有面向用户的面板611和与主机接触的后板612，血氧信号接口62位于外壳的面板611上，用于连接血氧探头的附件64；输出接口位于外壳的后板612上，用于与主机上对应的接口631接触，输出接口具体可以是导电触点或插接口；血氧模块位于外壳61内部，血氧模块分别与血氧信号接口62和输出接口连接，血氧模块从血氧信号接口62接收血氧信号，基于血氧信号生成脉搏血氧波形，并基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数，并输出所述参数的相关信息，血氧模块通过输出接口与主机63进行通信。主机63为床边设备的主机。血氧模块基于上述任一方法和/或系统所阐述的技术方案对血氧数据进行处理后传输给主机，主机通过床边设备的显示模块进行显示，向用户反馈心肺复苏的实施质量。
在一种具体实施例中血氧模块输出的基于脉搏血氧的外周循环参数的相关信息中包括视频信息，其中包括幅度特性的波形数据，幅度特性的波形数据中包括与心脏按压深度达标值相关的幅度分布范围界限；或面积特性的波形数据，面积特性的波形数据中包括与心脏按压深度达标值相关的面积分布范围界限。血氧模块还用于计算幅度特性的波动值，判断幅度特性的波动值是否小于第一设定值且幅度特性是否位于幅度分布范围界限内，如果是则输出第一提示信息，所述第一提示信息用于提示用户当前的按压深度达标；或所述血氧模块在判断幅度特性的波动值小于第一设定值但幅度特性未进入幅度分布范围界限内时，输出第一结果信息，第一结果信息用于控制心肺复苏仪增加按压深度。血氧模块还用于计算面积特性的波动值，判断面积特性的波动值是否小于第二设定值且面积特性是否位于面积分布范围界限内，如果是则输出第二提示信息，所述第二提示信息用于提示用户当前按压质量达标；或血氧模块在判断面积特性的波动值小于第二设定值但面积特性未进入面积分布范围界限内时，输出第二结果信息，第二结果信息用于控制心肺复苏仪增加按压深度。
在一种具体实施例中，血氧模块64的结构如图16所示，包括采样电路641、数据处理电路642和接收和发送电路643。采样电路641其耦合到血氧信号接口62，用于对血氧信号接口62输入的血氧信号进行采样；数据处理电路642用于承担血氧模块的大部分功能，其耦合到采样电路641的输出端，基于采样的血氧信号生成脉搏血氧波形，并基于脉搏血氧波形计算与心肺复苏质量相关的外周循环参数，经处理后输出与上述参数相关的信息。在具体实施例中，数据处理电路642可以是微处理器mcu，可通过运行计算机可执行的程序实现其功能。接收和发送电路643连接在数据处理电路642和输出接口之间，用于通过输出接口实现数据处理电路642和主机63之间的通信。血氧模块64还可包括一些外围电路，例如用于对采集的信号进行放大处理的放大电路和/或用于对采集的信号进行滤波处理的滤波电路。外围电路还包括稳压电路，稳压电路通过输出接口从主机取电，经过稳压后向各部分电路提供电力供应。
在另一种具体实施例中，脉搏血氧插件可与主机进行无线通信，例如接收和发送电路643中包括无线通信模块，主机中也包括无线通信模块，从而实现脉搏血氧插件和主机的通信。这种实施例中，脉搏血氧插件不需要与主机接触，可远离主机放置，也不需要输出接口。
在院内病人心跳骤停或者院外病人心跳骤停送至院内的时候，常规抢救治疗过程中通常也会在第一时间给病人连接上监护仪，显示病人的心率、血压、呼吸和脉搏血氧饱和度数值。当病人心跳骤停时最有效的抢救手段是进行高质量的心肺复苏，而心肺复苏质量关键在于高质量的胸外按压。临床上衡量按压质量的参数包括按压的部位、频率、深度、按压与放松的时间比例、胸廓回弹情况等等。当按压位置不正确、深度不够，频率过快或过慢，放松不充分等等情况下，复苏质量便会受到影响。根据上述分析，可知本申请实施例采用基于脉搏血氧波形计算出的外周循环参数可以及时发现这一变化，及时反馈心肺复苏实施质量，并且血氧信号从体外测得，对病人没有创伤。当与自动体外复苏仪配合时，还可根据反馈实现自动体外复苏仪的控制。由于在病人的抢救治疗过程中，通常会检测病人的血氧饱和度，因此需要测得病人的血氧信号，因此本申请实施例不需要额外的反馈设备，使用便捷、经济。
以下实验结果说明本实施例中计算的基于脉搏血氧的外周循环参数与用于心肺复苏实施质量的评估。
在动物实验中采用自动体外复苏仪进行胸外按压，固定两个指标：按压频率和部位，然后按照按压的深度将心肺复苏分为高质量(5cm)、中质量(4cm)、低质量(3cm)，在此三种情况下输出脉搏血氧饱和度数值、波形、波幅和曲线下面积，其中波幅和曲线下面积包括即时数值和30秒内的平均值，以平均值更具有参考价值，以减少误差，如图17-21所示。自主循环存在的情况下，其脉搏血氧饱和度数值较高，波幅和曲线下面积数值也较高，如图17所示；当病人自主循环消失(心跳骤停时)，脉搏血氧饱和度数值测不出，波幅、曲线下面积显示为0或者极低数值，如图18所示；当低质量心肺复苏时，上述参数数值较低，如图19所示；中质量心肺复苏时，波幅和曲线下面积数值高于低质量心肺复苏的数值，如图20所示；高质量心肺复苏时，各参数数值较高，如图21所示。
在实际工作中，如果实时输出的相关参数值低于高质量心肺复苏的界值，则需要马上提高复苏质量以达到高质量复苏，改善病人重要器官灌注及预后，提高复苏成功率在本专利保护的情况下，可以作为目前心肺复苏领域的便捷、无创、经济、能实时反映心肺复苏质量、且能广泛推广应用的复苏监测反馈系统，对于临床医生来说可以提供直观和实时的监测反馈控制指标以提高心肺复苏质量，具有巨大的实际应用价值和广泛的应用前景，同时对医疗卫生行业的发展和人民的健康事业具有很高的社会价值。
本领域技术人员可以理解，上述实施方式中各种方法的全部或部分步骤可以通过程序来指令相关硬件完成，该程序可以存储于一计算机可读存储介质中，存储介质可以包括：只读存储器、随机存储器、磁盘或光盘等。
以上内容是结合具体的实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换。
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