一种胸外按压深度测量方法及心肺复苏急救与训练辅助器与流程

本专利涉及一种用于心肺复苏（cardiopulmonary resuscitation, CPR）急救操作以及CPR急救训练的辅助器，更具体的说是一种可监测CPR复苏效果、有效提高CPR复苏质量的装置。

背景技术：

心源性猝死是常见多发病。在我国每年死于心脏骤停的病例超过50万人，只有不到1%的心脏骤停患者经及时有效的急救得以存活。

CPR是抢救心脏骤停患者的最有效手段。CPR急救操作要做到：胸外按压深度5-6cm（根据美国心脏病协会最新的2015版心肺复苏指南），按压频率100-120次／分。

由于人群的个体差异性大（性别、年龄、胖瘦、骨骼密度等因素），即便是通过专业培训且具备一定急救经验的医务工作者，在实际的急救过程中也难以始终保持正确的按压深度与频率。因此研发一种能够实时对施救者按压进行反馈的辅助装置非常的必要，将使心肺复苏的训练与培训效率大幅提高，使受训者迅速掌握心肺复苏的操作要领；同时在实际的急救中，可有效提高施救者的心肺复苏质量，增大患者的成活率。

许多专利都致力于给出满意的解决方案。按压频率的监测与提示相对比较容易实现，可以通过有计时功能的设备按照固定的频率发出声音、灯光等类型的提示，使用者可根据提示掌握正确的按压频率。例如美国专利No.4,863,385可根据设定的频率提示按压的频率。

按压深度的监测与提示相对比较复杂。按压深度的监测需要检测胸外按压运动的位移。采用通常的位移传感器直接测量一般来说不可行也不是最优选择。美国专利No.5,589,639公开了一种采用力传感器的技术，用检测到的按压力来提示按压操作。然而CPR的标准是采用按压深度来评价按压质量的，所以测量按压力不能很好解决CPR效果反馈的问题。

美国专利No.8,652,077公开了一种采用磁场的测量胸外按压深度的方法。该方法实现难度较大，需要使用前标定，铁质金属对测量有影响，且设备体积与成本均不理想。

美国专利No.6,827,695、No.7,122,014采用加速度传感器结合心电信号数据进行解算，获得胸外按压深度。具体方法是：加速度数据滤波后积分获得速度，速度数据滤波后积分获得位移；通过基线的辨识（通过辨识算法或由心电信号确定）获得每次按压的起始点，进而获得相对可信的按压深度数据。国内也有相关基于加速度传感器二次积分获得胸外按压深度的相关专利，其问题在于没能给出具体的实现算法，特别是积分基线漂移如何抑制，这个问题不能很好解决则测量无法实现。美国专利No.6,827,695、No.7,122,014的问题在于没有考虑重力加速度对测量的影响，当重力加速度的方向与胸外按压的方向一致或相反时，重力加速度的影响可以通过美国专利No.6,827,695、No.7,122,014给出的方法进行滤除；而当重力加速度与胸外按压的运动方向存在一定的夹角（非0或180度），则美国专利No.6,827,695、No.7,122,014给出的方法无法滤出重力加速度的影响，给测量带来较大误差，影响使用效果。而在实际急救过程中，重力加速度与胸外按压的运动方向存在一定的夹角（非0或180度）是存在的，如病人平躺的地面非水平，则进行胸外按压时，运动方向就会与重力方向存在一定的夹角（非0或180度）。同时 ，美国专利No.6,827,695、No.7,122,014公开的技术，CPR辅助实现方式是通过贴放于病人胸骨上方的按压电极（或称之为按压探头）监测CPR操作，而信息的反馈则在另外的电路系统或设备上，监测电极与信息反馈的电路系统或设备通过导线进行连接。这就必然使得应用该技术实现的CPR辅助设备体积较大，携带不便，价格昂贵（目前专利No.6,827,695、No.7,122,014的实现均是集成到除颤仪上），给CPR急救技术在大众中的普及带来了困难。同时由于采用电极的设计方式，使用时需要将电极贴在患者胸部，从而造成了电极的洗消困难，通常采用一次性设计，增加了使用成本。因而美国专利No.6,827,695、No.7,122,014并没有很好的解决胸外按压深度的监测问题。

技术实现要素：

本专利针对普通大众的CPR急救操作以及急救训练的需求，设计了一种体积小、成本低、便于携带的CPR急救与训练辅助器，给出了能够滤除测量中积分基线漂移、重力加速度等干扰信号的测量方法。

本发明的技术方案如下：

一种心肺复苏急救操作与训练辅助器，由测量电路、电池、外壳、手指环4部分组成。

所述的辅助器中，电池通过电缆或电池接触弹片与测量电路相连接，为测量电路提供电源；外壳包裹测量电路、电池、电源开关；手指环与外壳相连接。

所述的测量电路采用微机电（MEMS）式加速度传感器测量人工胸外按压的加速度数据，采用单片机或数字信号处理器（DSP）等具有运算处理能力的芯片将加速度传感器的数据进行二次积分运算，并将积分漂移及重力加速度等对测量产生影响的因素进行剔除，获得胸外按压的位移数据。

所述的测量电路可采用指示灯对胸外按压深度进行提示，可采用声音、灯光或震动等方式对胸外按压频率进行提示。

在一种实现方式下，胸外按压深度的提示采用3种颜色的指示灯进行提示，当按压深度不足5cm时，指示灯为蓝色，提示使用者按压深度不足；当按压深度在5-6cm时，指示灯为绿色，提示使用者按压深度满足要求；当按压深度大于6cm时，指示灯为红色，提示使用者按压深度过大。胸外按压深度正确的判断依据美国心脏病协会发布的2015年版《心肺复苏指南》确定。

在一种实现方式下，胸外按压频率采用声音提示，提示音为“滴”、“滴”声，提示音的频率为胸外按压频率。依据美国心脏病协会发布的2015年版《心肺复苏指南》，胸外的提示按压频率在100次/分至120次/分。按压频率的计算可通过单片机或DSP的计时器功能实现，提示音可采用压电式蜂鸣器、电磁式蜂鸣器或喇叭等声音输出元件实现。

所述的测量电路可具备电池电量提示功能，通过测量电池电压，计算电池电量，通过提示灯进行电量显示，便于使用者及时充电或更换电池。

在一种实现方式下，测量电路可采用低功耗蓝牙的方式与手机、平板电脑或计算机进行通信，测量电路通过蓝牙将按压频率、按压深度等数据上传，可通过手机、平板电脑或计算机等设备记录胸外按压数据，便于数据的显示、存储与回溯。

所述的手指环可采用硅胶、橡胶等材质制成，具有一定的弹性，可以在一定程度上适应不同粗细的手指。手指环与外壳间可设计成折叠结构；当使用时，折叠手指环，使其与外壳呈90度角，手指环便可套在手指上，进行胸外按压操作或训练；当不使用时，可将手指环折回，可将辅助器悬挂于钥匙环上，便于使用者携带。

为保证佩戴的舒适性，手指环设计为可替换的。手指环与外壳的连接部分设计有凹槽，外壳的上下部分合拢时卡住手指环的凹槽，从而可以通过打开外壳的上下部分来更换不同长度的手指环，达到适应不同粗细手指的目的。

采用以上设计，本发明可以实现CPR急救操作与训练的实时提示功能，主要特点为：

1.按压深度测量准确，降低了积分漂移及重力加速度等对测量产生的不利影响；

2.具备按压深度与按压频率的实时提示功能，声音与灯光提示相结合，便于使用者准确获取信息；

3.具有手指环，可套在使用者手指上使用，辅助器与患者不直接接触，可降低辅助器清洗消毒的频率；

4.采用折叠设计，不使用时可悬挂于钥匙环上，便于使用者的携带;

5.手指环可替换，适应不同粗细手指的佩戴。

附图说明

图1是本发明CPR辅助器的构成图。

图2A是本发明CPR辅助器在手指环未折叠状态下的外观图。

图2B是本发明CPR辅助器在手指环折叠状态下的外观图。

图3A是上壳结构图。

图3B是下壳结构图。

图3C是面板结构图。

图3D是电源开关接触结构图。

图4是手指环外观图。

图5是测量电路构成框图。

图6是单片机程序流程图。

图7是按压深度测量算法流程图。

图8A是未经初始点修正处理的胸外按压位移曲线。

图8B是经过初始点修正处理的胸外按压位移曲线。

具体实施方式

下面结合附图给出实施例说明本发明的具体构成、实现原理。

图1是本发明CPR辅助器的内部构成图，其包括外壳1、测量电路2、手指环3、电池4四个部分构成。

图3是外壳1结构图，外壳1又由上壳11，下壳12，面板13、电源开关接触件14四个部分构成。

图4是手指环外观图，手指环3两端均设计有手指环安装凹槽31。

图5是测量电路2的构成框图，测量电路2由电源开关21、单片机22、3轴加速度传感器23、供电电路24、电源状态指示电路25、按压深度指示电路26、压电式蜂鸣器27、蓝牙通信电路28构成。

上壳11与下壳12通过分布在边缘的卡扣与卡槽连接，实现上壳11与下壳12的安装与闭合。面板13安装于上壳11上，面板13与上壳11可通过粘接剂粘接在一起。

测量电路2通过螺丝安装在电路安装柱111上，从而固定在上壳11上；电源开关接触件14与测量电路2上的电源开关21固定在一起，通过拨动电源开关接触件14就可以控制电源开关21的开启；电池4固定于电池卡扣121上，从而可将电池固定在下壳12上；电路板上设计有电池接触弹片，当上壳11与下壳12闭合后，固定在下壳12上的电池4正好与接触到电池接触弹片，从而为固定在上壳11上的测量电路2供电。

手指环3与外壳1的连接通过手指环安装凹槽31与上壳半圆缺口112及下壳半圆缺口122实现。上壳11与下壳12分离时，将手指环安装凹槽31放置于上壳半圆缺口112处，闭合上壳11与下壳12，形成的圆形缺口直径略大于凹槽直径，保证手指环可牢固固定于外壳1上，同时可以圆形缺口为轴心旋转，从而可使手指环处于图2A所示的未折叠状态与图2B所示的折叠状态。

外壳1可使用ABS等塑料材质加工制造；为了让手指环3具有一定弹性，可以选择硅胶、橡胶等材质加工制造手指环。面板13有两处透光窗口，分别为电源状态指示灯窗口131和按压深度指示灯窗口132，可使电源状态指示灯与按压深度指示灯发出的光透过；面板13可采用透明亚克力材质加工，在透明亚克力材质的面板13上丝印图案，使除去电源状态指示灯窗口131和按压深度指示灯窗口132的部分不透光。

测量电路2是实现本发明辅助器的核心部件。单片机22采集3轴加速度传感器23的加速度数据，经单片机22内部运行的按压深度测量算法计算得到胸外按压深度数据，单片机22依据此数据控制按压深度指示电路26，使其点亮对应颜色的指示灯以提示使用者；单片机22利用内部的计时器功能产生频率为100次／分至120次／分的方波信号，该信号用以控制压电式蜂鸣器27，使其发出对应频率的“滴”、“滴”声，提示使用者正确的按压频率；供电电路24将电池4提供的电压转换为稳定的3V电压，为测量电路2供电；蓝牙通信电路28与单片机22直接通过串口通信，单片机22将数据通过串口发送到蓝牙通信电路28，蓝牙通信电路28再将数据转发至手机、平板电脑或PC机；同时手机、平板电脑或PC机的指令也可通过蓝牙发送至蓝牙通信电路28，再由蓝牙通信电路28将指令转发至单片机22。

需要说明，蓝牙通信电路28非本发明辅助器的必要构成部件，无蓝牙通信电路28，本发明辅助器可以正常工作。加入蓝牙通信电路28后，本发明辅助器可实现扩展功能，如将胸外按压的数据显示、存储到手机、平板电脑或PC机上，并可在手机、平板电脑或PC机上回溯数据。

当选用具有运算功能的蓝牙芯片构成蓝牙通信电路28时，蓝牙通信电路28可以替代单片机22实现其运算与控制外围电路的功能，在这种情况下，蓝牙通信电路28集成了单片机22的功能，单片机22不再必须，但单片机22上运行的算法需要移植到蓝牙通信电路28上以实现本发明辅助器的功能。

在一种实现下，单片机22可采用51系列单片机，如C8051F330，其接口丰富，有UART串口可方便与蓝牙通信电路28的连接，有SPI接口可方便与3轴加速度传感器23的连接，内部集成计时器可产生控制压电蜂鸣器28的信号，有数字I/O接口可控制电源状态指示电路25、按压深度指示电路26。

在一种实现下，3轴加速度传感器23可采用ADXL362，该芯片集成了数字采样功能，输出为数字信号，可通过SPI接口与单片机22连接；该芯片采用低功耗设计，适合用于电池供电的电路。

在一种实现下，压电式蜂鸣器27采用无源式压电蜂鸣器，该类蜂鸣器具有低功耗的特点，从而可以降低测量电路2的功耗。

在一种实现下，电池4采用一次性锂离子纽扣电池，如型号为CR2032的一次性锂离子纽扣电池，输出电压为3V，持续输出电流可达2mA，峰值电流可达10mA，满足本发明辅助器的供电需要。

测量电路2中单片机22运行的程序流程如图6。开机后，程序首先进行初始化，包括设置系统时钟频率、I/O端口、串口及SPI端口参数等；接下来进行3轴加速度传感器23的自检，写入ADXL362的自检寄存器，可以通过读取数据判断ADXL362工作状态是否正常，若自检不正常说明ADXL362无法给出可信的测量结果，需要再次自检；当自检通过后，启动单片机22的计时器，产生固定频率的方波信号（100次／分至120次／分），驱动压电式蜂鸣器27，实现按压频率提示功能；紧接着进入按压深度测量算法，实时测量当前时刻的位移值，按压深度测量算法在完成了1次胸外按压后，自动计算出该周期的最大位移与最小位移的差值，该差值就是这次胸外按压的按压深度，据此数据点亮相应颜色的按压深度提示灯提示使用者。

按压深度测量算法的流程如图7。第一步，读取当前3轴加速度数据；第二步，剔除重力加速度在3个轴的分量，得到胸外按压运动加速度在3轴上的分量；第三步，计算胸外按压运动的合成加速度；第四步，对合成加速度进行二次积分运算，得到初步的当前时刻位移；第五步，进行按压初始点辨识，若满足初始点要求，则记录下当前位移值作为本次按压的初始点；第六步，进行按压峰值点判断，若满足按压峰值点判断要求，则记录下当前位移值作为本次按压的峰值点，并计算出本次按压的按压深度值，本次按压的按压深度值为峰值点值减去初始点值。

下面将对按压深度测量算法的6个步骤进行详细描述。

第一步，读取当前3轴加速度数据。ADXL362的输出为数字信号，采样周期可调，需要注意的是为达到满意的计算精度，加速度数据的采样频率不宜过低，应高于50Hz，否则会造成计算误差较大。同时ADXL362的输出数据可选择8位或12位精度，为降低误差，优选12位精度输出。ADXL362的输出范围应选择大于±1g。

第二步，剔除重力加速度在3个轴的分量，得到胸外按压运动加速度在3轴上的分量。在患者平躺于水平面上时，按压运动与重力在一个轴上或是夹角较小，直接用测量的加速度合成值减去重力不会对测量造成比较大的误差；但患者若是平躺的面与水平面有一定夹角，按压运动则会与重力方向存在夹角，尽管重力加速度的大小固定，但由于加速度是矢量并非标量，这时就不能用简单的标量减法剔除重力影响。当这一夹角达到30度，可对最终按压深度的测量结果造成15%的误差。操作者单次胸外按压操作可以看成是沿着某个轴的往复运动，尽管每次操作下，运动轴与重力的夹角未知，但在单次操作下，该夹角可以看作是固定的。从而在单次按压操作过程中，3轴加速度传感器23的测量坐标系与地面坐标系不存在转动，则重力加速度在3轴加速度传感器23的测量坐标系投影的3个分量是常值。由于单次胸外按压运动下，胸外按压运动的加速度随时间是不断变化的，利用这一原理，可以采用高通滤波的原理将重力在3轴加速度传感器23的测量坐标系的3个分量滤除。通常可将高通滤波器的截止频率设置为1Hz，ADXL362输出的3个分量分别通过高通滤波器，即可滤除重力加速度对测量的影响。需要指出的是，必须在加速度合成前分别通过高通滤波器滤波处理，才可滤除重力加速度的影响。

第三步，计算胸外按压运动的合成加速度。将通过高通滤波器的3个分量做矢量和，可得到胸外按压运动的合成加速度。

第四步，对合成加速度进行二次积分运算，得到初步的当前时刻位移。由于采用单片机作为运算平台，需进行数字积分运算，这里可采用常用的近似数字积分的方法，如欧拉法、龙格库塔法等。

第五步，进行按压初始点辨识，若满足初始点要求，则记录下当前位移值作为本次按压的初始点。由于测量、计算都存在一定误差，积分运算会将误差累计，从而产生基线漂移。图8A是未经初始点修正处理的胸外按压位移曲线。该曲线反应了直接进行二次积分运算后胸外按压位移的曲线特点。需要在每个按压周期判断出按压的起始点，对起始点进行修正，才能避免基线的不断漂移。具体做法为，设按压运动以向下运动为正，最初的起始点为即将开始向下按压，其坐标为0。则按压运动的位移先逐渐增大达到顶峰后再逐渐减小，当逐渐减小到最小值后又开始增大，则这个最小值点认为是下一周期按压运动的起始点，记下该值，并在下一周期的位移运算中减去这个值，从而修正了第二周期的初始点，达到了抑制积分漂移的目的。图8B是经过初始点修正处理的胸外按压位移曲线，积分误差将不再累积。

第六步，进行按压峰值点判断，若满足按压峰值点判断要求，则记录下当前位移值作为本次按压的峰值点，并计算出本次按压的按压深度值，本次按压的按压深度值为峰值点值减去初始点值。按压峰值点的判断为按压周期内的最大值，上一时刻的值与下一时刻的值均小于当前值，则可判定当前值为按压峰值点。找到本周期的峰值点后，即可计算本次按压的按压深度，按压深度值为峰值点值减去初始点值。

基于以上的设计，可以实现便携式CPR急救与训练辅助器，该辅助器体积可控制在40mm×30mm×10mm以内，质量可控制在10g以内，同现有的CPR辅助设备或电极相比，便携性有优势。设计了重力加速度滤除算法，可以提高胸外按压运动与重力方向存在夹角情况下的测量精度，同现有技术相比，提高了特殊条件下的测量准确性。采用可折叠、可更换的手指环设计，一方面便于辅助器的收纳，另一方面提高了辅助器的佩戴舒适性。采用佩戴在手指上的方式进行测量，避免了辅助器与患者的直接接触，降低了设备的洗消频率，可反复使用，降低了使用成本。