專利名稱：機械cpr系統的智能伺服的制作方法
技術領域：
本發明涉及自動心肺復蘇設備，更具體而言，涉及對胸部按壓致動器的控制。
背景技術：
心肺復蘇(CPR)是一種眾所周知的用來提高心跳驟停患者的存活機會的技術。但 是，實施持續的高質量人工心肺復蘇是很難的。由于CPR質量是存活的關鍵，因而存在很強 的動因促使人們獲取機械化的自動裝置來替代可靠性較差的長時間的人工胸部按壓。最 近，市場引入了自動CPR(A-CPR)系統。一些A-CPR系統采用氣動致動器機構，而其他A-CPR系統則由諸如伺服馬達的馬 達驅動。專利申請公開文本US 2007/0270724 Al描述了一種用于CPR的伺服馬達，其特征 在于對施加至患者的按壓波形的控制。為了達到這一目的。US 2007/0270724 Al提出了調 整設定點波形。其能夠得到改進的考慮血流和避免內傷的治療，因為能夠相對地貼近決不 可超越的上限選擇希望獲得的波形。通常，伺服馬達及其控制采用前饋部分(致動器對所命令的運動遵循得多么好， 所命令的運動即預先傳送至馬達的信號以使其準確的遵循)和擾動控制部分(消除擾動， 即，與期望運動之間的偏差，即，與所命令運動的(偶然)偏差)。所述前饋控制部分是估算 的致動器力相對于時間(或本例中的電流或電壓)的函數，其是盡可能好地(即在平均或 最大誤差范圍內)遵循期望運動所需的。在常規伺服技術中，只計算一次前饋控制，并且需 要所述系統和伺服系統的詳細模型。對于自動心肺復蘇而言，必須針對每位患者對這一部 分進行估算，而且可能產生很大的差異。最經常采用的對伺服馬達/控制的擾動校正的實 現方式是所謂的比例-積分-微分(PID)控制。對P、I和D各部分的增益的設置并非是無 價值的，過高的增益可能導致不穩定性，并且其可能需要大量的時間對增益進行優化，從而 在避免下沖和過沖的同時對擾動加以校正。

發明內容
由于CPR過程中人胸廓的機械載荷特性方面的差異和變化，對用于人和動物的自 動CPR使用伺服馬達并非是無價值的。首先，人胸廓的粘彈行為是非常復雜的，而且是非線 性的，尚缺乏具體患者的胸廓的準確模型。此外，人的粘彈屬性存在很大的變化，必須對這 一點加以考慮，因為對于不同的患者而言按壓波形將是等同的。過沖(即，比期望更深的按 壓)可能是非常危險的，會導致致命的身體損傷。而且，還已知在CPR過程中身體的粘彈屬 性會發生變化(即，胸廓會變得不那么堅硬)。最后，在復蘇的過程中幾乎沒有時間優化PID 設置以及對前饋控制進行估算，每一秒都至關緊要。對于本發明而言，已經發現，由于(例如)患者身材、致動器放置和各種其他因素 的原因，包括患者胸部和胸部按壓致動器的機械系統受到上述因素顯著的變化的影響。機 械系統至少是兩級的，這意味著其能夠發生振蕩。機械系統還容易遭受過沖。所述機械系統 的這些屬性沒有得到適當的考慮，那么振蕩和/或過沖可能非常危險地接近允許的極限，甚至超過這些極限。主要的擔心在于對胸部和胸廓造成損害(肋骨骨折，胸骨器官破裂)。 一種選擇是將設定點波形降低到這樣一種設置，即該設置得到的系統響應在過沖和允許的 極限之間存在充分的余量。但是，這樣胸部按壓作用將不會像其能夠達到的那樣有效。此 外，即使是小的過沖和振蕩都可能導致患者血流的相應不規律，并由此對血液灌注造成負 面影響。胸部和胸廓的機械屬性存在很寬的變化范圍，這取決于患者的身材。在執行心肺 復蘇的過程中所述機械屬性甚至可能發生非常顯著的變化；胸廓會變得不那么堅硬，并且 完全的胸部松弛將不再發生。希望獲得一種自動心肺復蘇設備，其能夠降低乃至消除胸部按壓運動中的過沖和 振蕩，而不管胸部-致動器機械系統的動態行為如何。還希望獲得一種能夠適應包括患者 胸部和胸部按壓致動器的機械系統的動態行為的變化的自動心肺復蘇設備。為了更好地解決這些顧慮中的一個或多個，本發明的第一方面提出了一種自動心 肺復蘇設備，其包括胸部按壓致動器；根據致動器驅動器的操作參數向胸部按壓致動器提 供時變驅動信號的致動器驅動器，所述操作參數決定包括胸部按壓致動器和患者胸部的系 統的動態行為；提供與胸部按壓致動器的功能相關的生理參數的測量值的生理參數傳感 器；以及對致動器驅動器的操作參數的自適應控制，其中，所述自適應控制接收所述測量 值，并關于與預定條件的相符性對所述測量值進行評估。為了更好地解決上述顧慮中的一個或多個，本發明的第二方面提出了一種自動心 肺復蘇方法，其包括a)將操作參數設置至安全的初始值，所述操作參數決定包括患者的胸部和自動心 肺復蘇設備的胸部按壓致動器的系統的動態行為，b)所述自動心肺復蘇設備執行至少一次胸部按壓，c)采集與復蘇相關的生理參數的測量值，d)關于與預定條件的相符性對所述測量值進行評估，e)采用對所述測定值的評估結果根據自適應控制方案對所述操作參數進行修改。為了更好地解決上述顧慮中的一個或多個，本發明的第三方面提出了一種從自適 應控制傳送至自動心肺復蘇設備的致動器驅動器的信號。所述信號包括對致動器驅動器的 修改操作參數的指令，所述操作參數決定包括患者的胸部和自動心肺復蘇設備的胸部按壓 致動器的系統的動態行為。為了更好地解決上述顧慮中的一個或多個，本發明的第四方面提出了一種計算機 程序，所述計算機程序能夠使處理器執行根據本發明的第三方面的方法。本發明的不同實施例可以解決下述問題中的一個或幾個-對于大范圍的患者都非常正確地遵循任意(實際的)位移對時間按壓形狀(在 CPR過程中保持一致而無變化)；-模仿眾所周知的(人工)復雜CPR按壓波形；-在一些實施例中不需要人胸廓(載荷)的準確機械模型；-伺服控制是自適應的，S卩，自動地遵循載荷(即，身體)的變化；-伺服系統針對不同的患者身形、體重和屬性自動做出調整；-設置時間非常短，因為其過程是自動化的；
-在CPR的開始和進行期間允許采用患者的機械參數進行針對所述患者的CPR個 性化(包括在反饋環路中采用這些參數)；-通過對按壓深度和形狀的謹慎控制，能夠使胸廓和器官損傷最小化；-對啟動過程進行優化，以避免發生與CPR相關的身體損傷的可能性或者使該可 能性最小化。還希望提供一種能夠對影響機械設備的響應的擾動做出反應的自動心肺復蘇設 備。在實施例中，通過致動器驅動器解決了這一問題，所述致動器驅動器包括控制器，所述 控制器接收測量值和對應的期望值，并為所述胸部按壓致動器生成閉環控制信號。希望能 夠修改操作參數，所述操作參數是可容易地更改的，并且對機械系統的動態行為或響應具 有一定程度的影響。在實施例中，通過這種方式解決這一問題，即，受到自適應控制的所述 致動器驅動器的操作參數包括控制器增益和所述期望值中的至少一個。希望提供一種允許對所述機械系統的動態行為進行安全、有意義且快速的評估的 自動心肺復蘇設備。在實施例中，通過包括迭代學習控制的自適應控制來解決這些問題中 的一個或多個，所述迭代學習控制接收測量值和對應的期望值，并基于先前的控制信號以 及測量值和期望值之間的差以迭代方式生成胸部按壓致動器的控制信號。希望所述迭代學習控制收斂于這樣一種解決方案，該解決方案確保胸部-致動器 機械系統的實際輸出和期望波形之間具有高度的一致性。在實施例中，通過關于時間對測 量值和期望值之間的差進行微分解決這一問題。隨著測量值和期望值之間的差變得越來越 恒定，所述微分的結果也趨近于零。希望迭代學習控制是穩定的。這一問題是通過由下述迭代學習法則定義的迭代學 習控制解決的uk+l(t) = uk(t) + r~ek(t)
at
5其中uk(t)是當前時間間隔期間對于胸部按壓致動器的控制信號，uk+1 (t)后續時間間隔期間對于胸部按壓致動器控制信號，Y是迭代學習增益，ek是期望值和測量值之間的差。對于適當的Y值能夠實現穩定性。希望實現這樣一種對自動心肺復蘇設備內的胸部按壓致動器的控制，S卩，其能夠 降低乃至消除胸部按壓運動中的過沖和振蕩，而不管胸部-致動器機械系統的動態行為如 何。還希望實現這樣一種對自動心肺復蘇設備中的胸部按壓致動器的控制，即，其能夠對致 動器的動作做出調整，使之適應包括患者的胸部和胸部按壓致動器的機械系統的動態行為 的變化。為了更好地解決這些問題中的一個或多個，本發明的另一方面提出了一種從自適 應控制被傳送至自動心肺復蘇系統的致動器驅動器的信號。所述信號包括對致動器驅動器 的修改操作參數的指令，所述操作參數決定包括患者胸部和自動心肺復蘇設備的胸部按壓 致動器的系統的動態行為。本發明的另一方面提出了一種能夠使處理器執行上述方法的計算機程序產品。其基本思想在于考慮了胸部-致動器機械系統的變化的動態行為。但是，不需要所述機械系統的理論模型。自動心肺復蘇應當輕柔地開始，以避免胸廓損傷。控制器設置 的自適應增益是重要的(即，最初不采用過高的增益，在復蘇過程中改變增益)。這需要對 伺服系統的前饋輸入信號做出可靠的估算。通過對控制的前饋部分的迭代學習控制對心肺 復蘇進行的自適應優化可以有助于得到滿意的系統性能。所推薦的按壓脈沖必須得到非常 準確地遵循，否則可能導致嚴重的身體損傷或者降低的灌注。此外，目前，在CPR環境下，所 述系統的自適應性和自學習性并沒有得到很好地理解。本發明的這些和其他方面將通過下文描述的實施例變得顯而易見并參考所述實 施例得到闡釋。


圖1示出了根據本發明的第一方面的自動心肺復蘇設備；圖2示出了根據本發明的第二方面的自動心肺復蘇設備；圖3示出了根據本發明的第一方面的自動心肺復蘇方法的流程圖；圖4示出了根據本發明的第二方面的自動心肺復蘇方法的流程圖；圖5示出了伺服馬達系統的控制方案；圖6示出了具有自適應PID控制的自動心肺復蘇啟動的流程圖；圖7示出了迭代學習控制系統(ILC)的控制方案；圖8示出了在PID控制器具有低比例增益的情況下，期望按壓波形和實際按壓波 形的兩個時間圖；圖9示出了在PID控制器具有高比例增益的情況下，期望按壓波形和實際按壓波 形的兩個時間圖；圖10示出了在迭代學習控制器包括常規PID控制器的情況下，期望按壓波形和實 際按壓波形的兩個時間圖。
具體實施例方式圖1示出了根據本發明的第一方面的自動心肺復蘇設備的示意性方框圖。該自動 心復蘇設備采用胸部按壓致動器102，其利用(例如)襯墊和活塞向人的胸部104施加力。 胸部104并不是自動心肺復蘇設備的部分，其由接近胸部104的機械行為的機械模型表示。 所述機械模型可以由并聯的彈簧和阻尼器表示。由生理參數傳感器106探測襯墊的運動， 以及由此產生的對胸部的按壓，所述生理參數傳感器將提供對實際胸部按壓yk的測量。借 助于用于實際胸部按壓測量的連接107將實際胸部按壓的測量結果yk提供給控制器112， 控制器112將實際胸部按壓yk與胸部按壓yd的期望波形進行比較，并確定針對胸部按壓致 動器的驅動信號uk。借助于連接101將驅動信號uk提供給胸部按壓致動器102。胸部按壓 致動器102、患者的胸部104、生理參數傳感器106以及控制器112形成了閉環控制系統。已經發現胸部104的機械屬性不僅在患者之間存在顯著變化，而且對于單個患者 而言還會隨著時間發生顯著變化。自動心肺復蘇設備必須應對各種各樣的患者身材和體 重、按壓脈沖形狀方面的大自由度以及胸廓和生命器官的低損害風險。必須在不存在用戶 干預的情況下準確地遵循期望按壓波形。具有固定設置的控制器112幾乎無法實現這一目 的。因此，圖1中所示出的自動心肺復蘇設備包括將控制器112調諧以適應患者胸廓的粘彈屬性的機構。控制器112是致動器驅動器110的部分，致動器驅動器110包括用于操作參數113 和114的一些內存。操作參數113是用作控制器112的設定點信號的期望波形yd(t)。操 作參數114是控制器112的增益g。操作參數113和114由自適應控制108加以調整，其接 收實際按壓波形yk的測量結果作為輸入，并關于實際按壓波形的質量對所述測量結果進行 分析。自適應控制108可以將實際按壓波形的某些屬性與預選值進行比較，例如，峰值按壓 深度、按壓速度等。自適應控制108可以確定實際按壓波形yk是否超過了預選值。另一個 備選方案是自適應控制108將實際按壓波形yk與預存的被認為是最佳的、接近最佳的和/ 或不希望出現的按壓波形進行比較。基于所述分析，自適應控制108通過連接109向致動器 驅動器，尤其是向存儲操作參數113和114的部分提供輸出。除了期望按壓波形yd(t)113 和控制器增益gll4以外的其他操作參數也是可能的，例如，PID控制器的積分器部分和微 分部分的增益。對具有非線性粘彈屬性的人的胸廓給出了示意性圖示。所述自動心肺復蘇設備包 括襯墊、傳送和運動轉換單元，例如從旋轉到線性、伺服馬達102、放大器(未單獨示出，但 可作為控制器112的部分)以及伺服控制110。將關于時間的胸骨的期望按壓深度和脈沖 形狀用作包括期望按壓波形yd(t)和控制器112的操作參數的前饋環路中的信號的估算的 初始輸入。將期望的和實際的按壓波形和深度進行比較，從而通過伺服系統使誤差信號最 小化到某一限度。伺服系統所需的反饋環路包含至少一個與患者相關的生理參數，優選包 含相對于時間的患者胸部位移。從患者獲取的其他參數可以是采用(例如)加速度計或其 他測量裝置(光、電裝置等)根據測量的力-位移關系獲得的胸廓粘彈屬性(例如，硬度、 阻尼等)。胸部按壓致動器102選用無刷電動馬達(例如，具有推薦的齒輪頭的Maxon EC-MAX 40型120W馬達)。其他類型的馬達(即高功率的、其他類型的，例如線性馬達)也 是可能的。圖2示出了根據第二方面的自動心肺復蘇設備的示意性方框圖。所述設備的處于 胸部按壓致動器102周圍的部分、人的胸部104以及生理參數傳感器均與圖1所示相同或 類似。但是，現在將反饋控制環合并到了自適應控制208中。實際按壓波形yk的測量結果 借助于連接107抵達自適應控制208。將實際按壓波形yk的測量結果傳遞至處于自適應控 制208內的迭代學習控制(ILC) 220。迭代學習控制對按壓k的系統輸入Uk自動更新直到 使誤差信號ek(即，測量的yk和期望按壓yd之間的偏差)最小化為止。不需要載荷的先驗 知識。將期望按壓波形yd(t)也輸入到自適應控制208和迭代學習控制220。確定期望按 壓波形yd(t)和實際按壓波形yk之間的差并生成誤差％。塊d/dt確定誤差％關于時間的 微分，并將計算值傳遞至控制信號計算器222。由用于先前的控制信號的內存/存儲器2 為控制信號計算器220提供另一輸入。控制信號計算器222基于它的兩個輸入和迭代學習 法則計算當前控制信號，所述當前控制信號存儲在用于當前控制信號的內存/存儲器224 內。所述迭代學習法則可以具有下述形式uk+1 (O = uk(t) + r~ek (0
at在這一公式中，uk(t)是系統輸入(驅動信號)，其可以是處于時間⑴的第k次按
8壓的力或電流，ek(t)是時間t處的誤差信號。因數γ (gamma)是迭代學習法則的增益。通 過這種方式，前饋信號收斂于最佳值，并且位移非常接近地收斂于期望按壓波形yd(t)。注 意，上述方程僅用作例子；還有很多種別的算法。重要的是認識到保守地選擇初始前饋信號 和增益Y，以避免胸廓損傷。將簡單的PID控制器包括進來以對擾動加以校正。所述擾動 控制器可能不同于圖1所示的擾動控制器。對于圖2所示的系統而言，不需要對人的胸廓 模型的先驗知識，其能夠適應具有身材和體重的寬變化范圍的患者，而且其能夠應對身體 粘彈屬性方面的變化。此外，所述系統非常靈活，例如，改變至其他按壓曲線相對簡便。最 后，設置時間得到了最小化，而且是自動的。通常，從一次按壓到下次按壓，期望按壓波形yd(t)不發生變化，但是，也可以設想 將期望按壓波形yd(t)作為患者整體健康狀況的函數加以修改。例如，在患者已經進入了臨 危健康狀況時，可以增加按壓頻率和/或深度，以強化心肺復蘇。但是，對于大多數隨后的 按壓而言，期望按壓波形是一樣的。迭代學習控制算法利用這一事實，因為能夠在下一次按 壓波形當中對自動心肺復蘇設備的操作參數的任何修改進行檢查，以了解其是否成功，即， 是否降低了誤差％。因為迭代學習控制算法依賴于先前按壓循環中采用的控制信號，因而 必須存儲這些先前的控制信號。實際上，至少剛剛過去的按壓循環的控制信號應當是可用 的。如上文已經指出的，可以通過用于先前的控制信號的內存/存儲器2 實現這一目的。 一旦當前控制信號對其有效的按壓循環結束，就將所述當前控制信號2M移位到內存/存 儲器226內。同時，從內存/存儲器226中刪除舊的控制信號，因為不再需要這些控制信號 了。在圖2中通過虛線箭頭示出了從內存/存儲器224到內存/存儲器226的移位操作。圖2中的致動器驅動器210不同于圖1中的致動器驅動器110。例如，致動器驅動 器210可以包含放大器。圖3示出了根據本申請的第一方面的自動心肺復蘇方法的流程圖。所述方法開始 于塊301。在塊302中，將操作參數設置至安全的初始值。在塊303中，執行至少一次胸部 按壓。這允許對當前患者的胸部的粘彈行為進行初始確定，并且也可能對由胸部按壓致動 器和胸部形成的系統的其他屬性進行初始確定。在塊304中采集生理參數的測量值。之后， 在塊305中，相對于預定條件對所述測量值加以評估。基于評估結果在塊306中執行自適 應控制，以修改控制系統，例如，內部環路控制器的操作參數。由于經修改的操作參數的原 因，實際的系統輸出被修改。在塊307中接收測量值。在塊308中，由控制器112(參考圖 1)生成閉環控制信號。在步驟309中執行另一次胸部按壓。在分支點310中，確定是否應 當執行對操作參數的下一次更新。如果當前未規劃操作參數的更新，那么所述方法支路返 回至塊307，以便基于當前有效的操作參數繼續正常的閉環控制。如果應當更新操作參數， 那么所述方法抵達第二分支點311，在該分支點，確定是否終止心肺復蘇(例如，由于對應 的用戶命令而終止)。如果答案為是，那么在塊312中，所述方法結束。如果答案為否，那么 所述方法支路返回至塊304，并由此開始采集與復蘇相關的生理參數的測量值。圖4示出了根據本申請的第二方面的自動心肺復蘇方法的流程圖。所述方法開始 于塊401。就圖3中所示的方法而言，在塊402中將操作參數設置至安全的初始值，在塊403 中，執行至少一次胸部按壓。在塊404中采集與復蘇相關的生理參數的測量值。之后，在塊 405中，關于預定條件對所述測量值加以評估。在塊406中執行迭代學習控制，在塊407中 生成控制信號。在塊408中，執行根據所述控制信號的胸部按壓。在塊409中存儲當前控制信號，以便使其可以對于下一次按壓循環中執行的下一次迭代可用。在分支點410處，確 定是否應當結束心肺復蘇(例如，基于對應的用戶命令或輸入)。如果將繼續心肺復蘇，那 么所述方法分支返回至塊404。在相反的情況下，所述方法在塊412處結束。圖5示出了合并的前饋(FFW)和反饋控制的控制方案。借助于連接501將期望按 壓波形yd輸入至求和點502。求和點502的另一輸入是實際按壓波形yk。求和點502在 進入(反饋)控制器504的連接503上提供誤差信號e。在求和點506將(反饋)控制器 504的輸出加到由前饋控制器505提供的前饋控制信號fk+1上。將反饋控制信號和前饋控 制信號的和u傳送至系統507 (SYS)。系統507在連接508上與實際按壓波形yk發生作用， 連接508還具有返回至求和點502的分支。眾所周知，伺服控制試圖使誤差信號，即期望按壓波形yd和測量的或實際的按壓 波形yk(反饋信號)之間的差最小化。前饋(FFW)輸入是任選的，但是其提供了(例如)對 所命令運動的更好的遵循。所需的增益設置不應過低(遵循差)或過高(系統不穩定，可 能用力過度)。參考圖6，提出了下述流程優化針對具體患者的伺服控制以小的力和低增益設置(塊601以及“ydl，FFWl，低G”)開始CPR0可以由患者 的身形估算這些設置。可以采用默認前饋控制輸入，或者可以由來自患者的生理數據估算 最佳前饋脈沖。調整增益設置，從而使得以某一誤差e (例如平均值或最大值)遵循期望運 動，由此使誤差信號處于某一期望范圍ε (eps)——參考分支點“e>^s ”。通過增大前 饋信號，以及在有必要的情況下通過增大PID增益(塊“G = G+x”)增大力，從而使誤差信 號處于期望范圍內。重復所述流程，直到達到期望深度和按壓波形為止，期望深度和按壓波 形由誤差e低于閾值ε來指示。圖7示出了用于迭代學習控制(ILC)的伺服控制器。塊SYS還是表示主要包括胸 部和胸部按壓致動器的系統。其接收系統輸入(驅動信號)Uk作為輸入，并與測量的按壓波 形yk發生作用。經由相應的內存MEM將系統輸入uk和測量的按壓波形yk 二者提供給迭代 學習控制器。迭代學習控制器為下一循環生成系統輸入uk+1，其被存儲在另一內存MEM內， 直到其在下一循環內得到使用為止。左側的兩個內存MEM可以合并，但是為了清晰起見將 它們分別畫了出來。迭代學習控制器包括前饋部分FFW和用于校正擾動的簡單PID控制器。圖8到10示出了對于不同類型的控制器而言期望按壓波形yd和實際按壓波形yk 的不同時間圖。為了允許進行比較，期望波形yd總是相同的。圖8示出了在采用了保守增益設置的PID控制器的情況下，系統輸出yk的時間圖。 具體而言，將PID控制器的比例增益選擇為G = 5，將PID控制器的積分器部分的增益設置 為I = 0. 001，將PID控制器的微分部分的增益設置為D = O. 001。顯然，增益5過低，因為 系統輸出yk未能很貼近地重復期望波形yd。具體而言，升和降速率過低，隨著時間的每一 按壓脈沖變寬，使得兩個相鄰的按壓脈沖就會相互合并。這可能給血液灌注帶來問題，因為 心臟沒有足夠的時間在下次按壓之前再次松弛。圖9示出了在PID控制器具有相對高的增益設置的情況下，系統輸出yk的時間圖。 盡管與圖8的背景下的增益相比積分器部分和微分部分的增益沒有發生變化，但是現在比 例增益為G= 100。就實際按壓波形對期望按壓波形的遵循而言，這一增益提供了好的結 果。但是，能夠觀察到一些激振(ringing)和近不穩定性，尤其是在按壓脈沖回到其息止位的時刻附近。圖8和圖9圖示說明了增益設置的影響。進一步增大增益能夠導致不穩定性 以及對胸廓和器官的嚴重損傷。圖10示出了基于迭代學習控制(ILC)的自動心肺復蘇設備的結果。所述機械系 統(即患者)與圖8和圖9所示的PID實例中相同。可以觀察到，在一些脈沖內，極其近 似于期望按壓曲線(為了更好地比較，在下方的時間圖內采用虛線重復繪制了期望按壓曲 線)。采用迭代學習控制，沒有必要了解機械系統的細節。能夠自動找到最佳前饋脈沖，而 且能夠快速達到期望按壓脈沖，而且比由PID控制器達到的準確度要高得多。注意，可以采 用低PID增益，而且自動遵循載荷的變化。盡管已經在附圖和上述描述中詳細示出和描述了本發明，但是應當將這樣的圖示 說明和描述看作是說明性或示例性的，而不是限定性的，本發明不限于所公開的實施例。例 如，有可能在這樣一種實施例中實現本發明，其中，開始和維持自動CPR的流程對于特定患 者而言是最佳的，其對患者施加的力是個性化的，而且其降低了 CPR損傷，并自動遵循患者 機械載荷方面的變化。可以估算伺服系統的前饋輸入。所述設備和/或方法可以嘗試遵循 最佳實踐(人工)按壓波形。寬范圍內的波形都是可能的，可以容易地引入新的波形。可 以采用用于自動CPR的伺服或自適應伺服的前饋輸入分量。通過研究附圖、說明書和權利要求，本領域技術人員能夠在實踐所要求保護的本 發明的過程當中理解并實施針對所公開的實施例的其他變體。在權利要求中，“包括”一詞 不排除其他元件或步驟，不定冠詞“一”或“一個”不排除多個。單個處理器或其他單元可 以完成權利要求中列舉的幾個項目的功能。在互不相同的從屬權利要求中陳述某些措施不 表示不能有利地采用這些措施的組合。可以將計算機程序存儲/分布在適當的介質當中， 例如，所述介質可以是光存儲介質或者與其他硬件一起提供的或者作為其他硬件的部分的 固態介質，但是，也可以使所述計算機程序通過其他形式分布，例如，經由因特網或者其他 有線或無線電信系統。不應將權利要求中的附圖標記解讀為限制本發明的范圍。
權利要求
1.一種自動心肺復蘇設備，包括-胸部按壓致動器(102)，-致動器驅動器(110，210)，其根據所述致動器驅動器的操作參數(113，114)向所述 胸部按壓致動器(10 提供時變驅動信號，所述操作參數決定包括所述胸部按壓致動器 (102)和患者的胸部(104)的系統的動態行為，-生理參數傳感器(106)，其提供與所述胸部按壓致動器(10 的功能相關的生理參數 的測量值，以及-針對所述致動器驅動器(110，210)的所述操作參數的自適應控制(108，208)，其中， 所述自適應控制接收所述測量值，并關于與預定條件的相符性對所述測量值進行評估。
2.根據權利要求1所述的自動心肺復蘇設備，其中，所述致動器驅動器(110，210)包 括控制器，所述控制器接收所述測量值和對應的期望值，并生成針對所述胸部按壓致動器 (102)的閉環控制信號。
3.根據權利要求2所述的自動心肺復蘇設備，其中，受到自適應控制的所述致動器驅 動器(110，210)的所述操作參數包括所述控制器的增益和所述期望值當中的至少一個。
4.根據權利要求1所述的自動心肺復蘇設備，其中，所述自適應控制(108，208)包括迭 代學習控制022)，其接收所述測量值和對應的期望值，并基于先前的控制信號、所述測量 值和所述期望值以迭代方式生成針對所述胸部按壓致動器(10 的控制信號。
5.根據權利要求4所述的自動心肺復蘇設備，其中，所述迭代學習控制(22 計算所述 測量值和所述期望值之間的差，并關于時間對所述差微分。
6.根據權利要求5所述的自動心肺復蘇設備，其中，由下述迭代學習法則定義所述迭 代學習控制uk+xit) = uk{t)^Y~ek{t) atj其中uk(t)是當前時間間隔期間針對所述胸部按壓致動器(102)的控制信號，uk+1(t)是后續時間間隔期間針對所述胸部按壓致動器(102)的控制信號，Y是迭代學習增益，ek(t)是所述期望值和所述測量值之間的差。
7.一種用于自動心肺復蘇的方法，包括a)將操作參數設置至安全的初始值，所述操作參數決定包括患者的胸部(104)和自動 心肺復蘇設備的胸部按壓致動器(102)的系統的動態行為，b)所述自動心肺復蘇設備執行至少一次胸部按壓，c)采集與復蘇相關的生理參數的測量值，d)關于與預定條件的相符性對所述測量值進行評估，e)采用對所述測量值的評估結果根據自適應控制方案對所述操作參數加以修改。
8.根據權利要求7所述的方法，還包括-接收所述測量值和對應的期望值，-根據所述測量值、所述期望值和所述操作參數生成針對所述胸部按壓致動器的閉環 控制信號。
9.根據權利要求7所述的方法，還包括基于先前的控制信號、所述測量值和所述期望值執行迭代學習控制，以及 基于先前的控制信號以及所述測量值和所述期望值之間的差以迭代方式生成針對胸 部按壓的控制信號。
10.根據權利要求7所述的方法，其中，所述迭代學習控制由下述迭代學習法則定義 d 其中，Uk是當前時間間隔期間針對所述胸部按壓致動器(102)的控制信號，是后續時間間隔期間針對所述胸部按壓致動器(102)的控制信號， Y是迭代學習增益，ek是所述期望值和所述測量值之間的差。
11.一種從自適應控制傳送至自動心肺復蘇設備的致動器驅動器的信號，所述信號包 括對所述致動器驅動器(110 ；210)的修改操作參數的指令，所述操作參數決定包括患者的 胸部(104)和所述自動心肺復蘇設備的胸部按壓致動器(102)的系統的動態行為。
12.一種能夠使處理器執行如權利要求7所述的方法的計算機程序產品。
全文摘要
本發明涉及用于自動心肺復蘇的設備和方法。所述設備包括胸部按壓致動器、根據致動器驅動器的操作參數向胸部按壓致動器提供時變驅動信號的致動器驅動器、提供與胸部按壓致動器的功能相關的生理參數的測量值的生理參數傳感器以及對致動器驅動器的操作參數的自適應控制。所述操作參數決定包括胸部按壓致動器和患者胸部的系統的動態行為。
文檔編號A61H31/00GK102076307SQ200980124239
公開日2011年5月25日 申請日期2009年6月19日 優先權日2008年6月26日
發明者I·W·F·堡盧森, P·H·武爾萊, S·阿亞提, T·J·德霍赫 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司