版权
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技术领域
本发明的各方面涉及呼吸机，并更具体地涉及具有辅助按压的自动呼吸机。
背景技术
在美国和加拿，大心脏骤停是导致死亡的首要原因，并占到了死亡事例的六分之一。疾病控制与预防中心估计，在美国每年大约有405,000人死于冠心病。这些死亡事例中的大约250,000例发生在医院机构外部。高存活率的实现取决于在心肺复苏(Cardiopulmonary Resuscitation，CPR)方面经过良好培训的公众，原因在于紧急医疗服务的到达通常需要超过五分钟，而在仅仅四分钟的心脏骤停之后，就可预见地发生不可逆转的脑损伤。
CPR是对正遭受心脏骤停的患者执行的程序。CPR包括由救助者(或者复苏器)对患者的胸部进行按压，并可在对患者进行通气或不对患者进行通气的情况下进行。胸部按压用于在患者体中产生人工血液流动。救助者反复地按压患者的胸部，以便手动地在患者的心脏中泵血，使得血液继续流通至患者的重要器官。这些按压应当以超过每分钟100次按压的速率进行。每分钟少于100次的按压降低了CPR的有效性。在公众不知道或想不起来期望的按压速率的情况下会出现问题。而且，即使救助者知道期望的速率，也难以在没有协助的情况下保持一致的按压速率。另外，由于氧饱和度下降，所以不进行通气的CPR的有效性差于进行通气的CPR的有效性。在四到六分钟的仅进行按压的CPR之后，氧气的这种下降降低了患者的存活率。
口对口式通气(Mouth-To-Mouth Ventilation，MTMV)CPR是处理医院外(out-of-hospital)心脏骤停的现行标准。在MTMV CPR期间，救助者进行一段时间的胸部按压，并接着停止按压并尝试对患者进行通气。在通气期间，救助者使患者的头部向后倾斜，抬升下巴，捏住患者的鼻子，在患者的嘴与救助者的嘴之间形成气封，并通过吹气到患者的嘴中来提供两次人工呼吸。通常，以三十次按压对两次呼吸的比例进行。MTMVCPR具有以下几个限制：(1)救助者对来自患者的疾病转移的恐惧；(2)为了对患者进行通气而导致胸部按压的中断；(3)救助者吹气到患者肺部中的不足量的气体；(4)由于利用救助者的仅约15％氧气的呼出气体而导致的无效通气。
MTMV CPR仍是公众所利用的呼吸道处理中的现行标准。然而，公众已证明了在执行标准MTMV CPR时的连续的难度和犹豫。研究表明，经常错误地执行MTMV CPR，这导致了不充分的通气。例如，漏掉或差劲地执行任何通气步骤导致了无效的通气。由此，当旁观者在不尝试对患者进行通气的情况下执行CPR时，患者具有更好的结果。此外，通过利用救助者的呼出气内在地限制了通气效果，这是因为吸入气中的氧气部分(FiO2)仅约为15％。另外，即使救助者正确地执行了MTMV CPR中的每个步骤，患者的血液流动也会受阻，这是因为救助者必须中断胸部按压处理。
MTMV CPR的替代包括使用呼吸囊-活瓣-面罩通气(Bag-Valve-Mask ventilation)的CPR、气管插管和喉罩气道(Laryngeal Mask Airway，LMA)通气。这些设备通常对于执行CPR的公众来说是不可获得的，且一些设备如果例如被公众错误地使用甚至会对患者造成危害。呼吸囊-活瓣-面罩使用面罩来在患者的口和鼻中产生气体密封。然后用手按压呼吸囊，以将21％氧气的大气空气压入到患者的肺中。呼吸囊-活瓣-面罩上的压敏阀控制气流的方向。呼吸囊-活瓣-面罩的使用仍然阻碍了患者的血液流动，这是因为救助者必须中断胸部按压，以便对患者进行通气。
气管插管包括：将管子经过患者的口腔而插入气管中。通过位于管子的裸露端部上的呼吸囊-活瓣或通过救助者呼气到裸露端部中来对患者进行通气。气管插管是包括缓慢插入次数的先进处理，并表现出超过30％的失败率。另外，气管插管的使用仍然阻碍了患者的血液流动，这是因为救助者必须中断胸部按压，以便对患者进行通气。
喉罩气道(LMA)通气包括：将诸如具有柔软的、凝胶状、无需充气的套囊的声门上气道装置(英国伯克郡沃金厄姆区Intersurgical有限公司)之类的装置插入到患者的口腔中，以进行正压通气。声门上气道装置被放置在患者的声门上气道中，以将空气提供至患者的肺部。通过位于声门上气道装置的裸露端部上的呼吸囊-活瓣或通过救助者呼气到裸露端部中来对患者进行通气。声门上气道装置的使用仍然阻碍了患者的血液流动，这是因为救助者必须中断胸部按压，以便对患者进行通气。
在医院外心脏骤停的情况下，当前的存活率为7.6％。因此，美国心脏协会(德克萨斯州达拉斯市美国心脏协会公司)(AHA)呼吁对CPR的替代方法的研究。因此，将期望研发一种克服与CPR的传统方法有关的问题和限制以提高遭受心脏骤停的患者的存活率的系统。
发明内容
根据本发明的一个方面，一种用于同时执行患者的通气和复苏的系统包括氧气源、至少一个吸气控制阀、呼吸装置、至少一个呼气控制阀、至少一个指示器以及至少一个计时器。所述一个吸气控制阀可布置在所述氧气源与所述患者之间。所述呼吸装置可布置在所述吸气控制阀的下游并可用于与所述患者的呼吸道的至少一部分形成气体密封，使得包括氧气的空气可以从所述氧气源流动至肺部。所述至少一个呼气控制阀可用于选择性地驱动呼出阀。所述至少一个指示器用于指示救助者应当何时执行胸部按压，且所述至少一个指示器在所述吸气控制阀和所述呼气控制阀的驱动的同时以固定的定时或定期性间隔(例如，以每分钟100次指示的频率)连续地指示。所述至少一个计时器用于使所述至少一个吸气控制阀、所述至少一个呼气控制阀和所述指示器的驱动同步，由此能够在所述患者进行吸气和呼气时在所述指示器产生的所述连续周期性指示的指导下向患者提供连续的按压。
根据本发明的另一方面，一种用于辅助患者的复苏的部件套件包括指示器、计时器和自动体外除颤器。所述指示器用于指示救助者应当何时执行胸部按压，且所述指示器在人类患者的试图复苏期间在AED的操作的同时以固定的定时或定期性间隔(例如，以每分钟100次指示的频率)连续地产生可听或可视指示。所述计时器用于以预定间隔驱动所述指示器。
根据本发明的又一方面，一种用于执行患者的自动通气以及连续的胸部按压的系统包括氧气源、至少一个吸气控制阀、呼吸装置、至少一个呼气控制阀、至少一个指示器以及开关。所述一个吸气控制阀可布置在所述氧气源与所述患者之间。所述呼吸装置可布置在所述吸气控制阀的下游，所述呼吸装置用于与所述患者的呼吸道的至少一部分形成气体密封的或大体上气体密封的密封，使得包括氧气的空气可以从所述氧气源流动至肺部。所述呼气控制阀可用于选择性地驱动呼出阀。所述至少一个计时器用于使所述至少一个吸气控制阀和所述呼气控制阀的驱动同步。所述开关用于激活所述至少一个计时器。响应于激活所述开关，所述至少一个计时器用于根据预定设定选择性地驱动所述至少一个吸气控制阀和所述呼气控制阀。可选择地，所述指示器可以在所述吸气控制阀和所述呼气控制阀的所述选择性驱动操作的同时以固定的定时或定期性间隔连续地产生可听或可视指示。
附图说明
图1是根据本发明的一个方面的用于患者的自动通气和辅助按压的系统的俯视图。
图2A是根据本发明的一个方面的在吸气周期期间用于患者的自动通气的系统的示意图。
图2B是根据本发明的一个方面的在吸气周期期间图1A的系统的示意图。
图3是声门上气道装置的俯视图。
图4是用于患者的自动通气和辅助按压的电学控制系统的示意图。
图5是包括自动体外除颤器和指示器的部件套件的立体图。
图6是描绘了改变若干参数的系统的峰值压力与吸气时间的最优化关系的曲线图。
图7是描绘了使用无辅助按压和节拍器辅助按压的试验受试者的平均按压速率的曲线图。
具体实施方式
在胸部按压期间，按压之中的向下推的部分增大了胸内压，并将血液推压出心脏。这使血液流通全身。在推的部分之后，胸部减压，且在胸腔内产生了负压。该减压将静脉血液拉入到心脏中，使得随后的胸部按压将继续使血液流通。如果在减压阶段出现正压通气，则胸腔内的负压减小。这减少了返回至心脏的静脉血液的量并降低了按压的有效性。因此，此处披露的一些方面被设计成在向下的按压阶段期间施加正压通气并且使减压阶段大体上不受限制。
另外，本发明的各方面帮助公众通过将难以训练MTMV CPR的情况替换为如下系统和方法来执行复苏，该系统和方法易于使用并且在使救助者专注于胸部按压的同时执行连续和自动的通气，使得向重要器官维持了连续的血液流动和氧气的输送。
图1图示了根据本发明的一个方面的用于患者的自动通气和辅助按压的系统。系统10包括控制盒12、气源14和呼吸装置16。如将参考图2至图4更详细地描述，控制盒12包括计时器、电池、吸气控制阀、呼气控制阀和指示器。控制盒12使用于胸部按压和系统10中气体流动的指示器同步并对它们进行控制。气源14包括压缩氧气罐42、供应调节器44和压力表46。供应调节器44从罐42接收气体并降低压力以向系统10提供大体上恒定的输出压力。在一个非限制性的示例中，供应调节器44将压力从约3000psi减小至约50psi。压力表46布置在供应调节器44的上游，以指示罐42中剩余的气体的压力。预期地，可在供应调节器44的下游布置压力表，以指示由系统10接收的压力。进一步预期地，可仅使用下游的压力表。呼吸装置16包括安全阀62、呼出阀64和连接器66。呼吸装置16用于使得气体可在安全阀62、呼出阀64与连接器66之间流动。安全阀62可以是当呼吸装置16内部的压力到达预定阈值时进行驱动的弹簧承载阀(spring-loaded valve)。呼出阀64可以是在呼气期间使空气从呼吸装置16流动至大气的单向阀。连接器64用于与诸如LMA或呼气面罩之类的通气装置相连接。
现参考图2A和2B，示出了用于患者的自动通气的系统的示意图。该系统包括气源102、两个吸气控制阀104、呼吸装置106、呼气控制阀108和流量控制阀110。气源102连接到两个吸气控制阀104和呼气控制阀108。流量控制阀110布置在气源102与呼气控制阀108之间的流动路径上。
气源102包括加压氧气罐122、供应调节器124和压力表126。加压氧气罐122在压力下储存大体上纯的氧气。氧气罐122内的氧气的压力在使用期间下降，这是因为气体被提供至系统但不再返回至罐。在一个方面，使用了医用级压缩氧气瓶，例如M09B型(加拿大Riverside Luxfer Medical公司)碳纤维压缩氧气瓶。碳纤维氧气罐通常轻于标准铝或钢医用级氧气瓶。另外，碳纤维涂覆瓶可以利用比标准瓶高的包括约3000psi的压力的使用压力。被加载至约3,000psi的M09B期望地包括足够的氧气，以便以超过一个小时的连续使用的方式向系统提供氧气。这些特性增加了系统的可携带性并使系统更加紧凑。
供应调节器124布置在氧气罐122的下游，并控制由加压氧气罐122提供至系统的气体的压力。供应调节器124之后的压力低于氧气罐122的压力并保持大体上恒定而不管氧气罐122的压力如何变化。在一个方面，可使用诸如286MB-25LY(中国上海捷锐公司)之类的便携式复苏医疗服务级调节器，以将罐压力例如降低至约50psi。压力表126布置在供应调节器124的上游，并提供氧气罐122的压力读数。
两个吸气控制阀104布置在气源102的下游。在一个方面，吸气控制阀104是具有关闭状态和开启状态的三端口、双态电磁阀。吸气控制阀104正常地处于关闭状态。当处于关闭状态时，吸气控制阀104防止来自气源102的气体的流动，并将来自呼吸装置106的气体排出。当处于开启状态时，吸气控制阀104被驱动，并使气体从气源102向呼吸装置106流动。在一个方面，吸气控制阀104为E315F-2W012(俄亥俄州辛辛那提市Clippard仪器公司)电磁阀。E315F-2W012电磁阀通常小且重量轻，并具有大约10ms的快速激活时间。在一个方面，吸气控制阀104布置在诸如E315M-02(俄亥俄州辛辛那提市Clippard仪器公司)之类的双排歧管(double manifold)上。两个吸气控制阀104被用来在保持快速响应时间和低峰值吸气压的同时增大吸气的供氧流速。在一个实验中，使用单个吸气阀导致了高于26cm H2O的峰值吸气压，但是使用两个吸气阀导致了低于26cm H2O的峰值吸气压。如在此所使用，cm H2O的测量是相对于大气压的。预期地，可以使用多于或少于两个的吸气控制阀104。进一步预期地，可以使用不同类型的电磁阀。
呼吸装置106包括安全阀162、声门上气道装置164和呼出阀166。安全阀162位于吸气控制阀104的下游和声门上气道装置164的上游。安全阀162用于在该阀门处的压力增加至超过预定阈值的情况下进行驱动并从系统释放气体。这可以通过帮助确保峰值吸气压不超过预定限值来使肺损伤和胃胀的风险最小化。例如，在单一胸部按压期间施加约50psi的压力的呼吸导致了高的峰值吸气压。如果安全阀162用于例如在大约23cm H2O下进行驱动，那么可将该系统安全地使用在具有各种肺大小、人体体质和年龄等的患者上。在一个方面，安全阀162为2K8082(伊利诺伊州McGaw Park Allegiance公司)。如下面将进行的更多与图2有关的说明，声门上气道装置164用于插入到患者的口腔中并在患者的肺部与系统之间传输气体。
呼出阀166是使气体从声门上气道装置164流动至呼气控制阀108的单向阀。呼出阀166用于使从患者的肺部排出的气体从系统逸出。在一个方面，呼出阀166是低阻力的菌形阀(mushroom-style valve)，例如来自BIO-MED2018(康涅狄格州吉尔福德市Bio-Med Devices公司)。预期地，也可以使用其他类型的阀门。
呼气控制阀108被用来控制呼出阀166的操作。在一个方面，呼气控制阀108是具有关闭状态和开启状态的三端口、双态电磁阀。呼气控制阀108正常地处于关闭状态。当处于关闭状态时，呼气控制阀108防止来自气源102的气体的流动，并排出气体以对呼出阀166进行减压。当处于开启状态时，呼气控制阀108被驱动并使气体从气源102向呼吸阀106流动。在一个方面，呼气控制阀108是如上所述的E315F-2W012。
流量控制阀110布置在供应调节器124与呼气控制阀108之间。流量控制阀110降低呼出阀166受到的压力。在一个方面，流量控制阀110将压力降低至约26cm H2O，即呼出阀166的工作压力。
现参考图3，示出了声门上气道装置164。声门上气道装置164包括连接器220、牙垫222、胃通气孔224和袖套226。袖套226界定了行至连接器220的孔228并用于将气体传输至患者的肺部或传输出患者的肺部。连接器220用于与诸如呼吸囊-活瓣之类的供气装置连接。替代地，救助者可直接将气体呼出到连接器220中。牙垫222是声门上气道装置164的半刚性部分，其在被患者咬住时防止孔228被压扁。袖套226在患者的声门上区(supraglottic area)处形成气体密封或大体上密封，使得经过孔228的气体进入肺部。在一些方面，气封是气体密封的或大体上气体密封的，并抑制或防止空气移动到患者的肺部中或移动出患者的肺部，除非空气穿过诸如孔228之类的预定路径。在其它方面，气封不是完全地密封的，并使一些空气通过。换言之，即使气封可能不是完全地气体密封的，气封也使得患者的肺部仍可以接收到足够的氧。
有利地，声门上气道装置164可被轻松地插入到患者的口腔中。当被正确地放置时，声门上气道装置164可被用来通过例如使用呼吸囊-活瓣来执行正压通气。与MTMV CPR相比，声门上气道装置164的使用帮助防止了救助者与患者之间的体液的传输。另外，相对容易传授声门上气道装置164的正确使用。实际上，美国心脏协会已将诸如声门上气道装置164之类的LMA的使用添加到基本CPR和高级心脏生命支持(Advanced Cardiovascular Life Support)协议中，以作为MTMV CPR的替代选择。而且，声门上气道装置164比上面讨论的其它通气方法更加一致和迅速地有利保护了气道。
现参考图4，根据一个方面示出了用于具有患者的辅助按压的自动通气的电学控制系统300。该系统包括电池302、辅助按压机构304、自动通气机构306和开关308。开关包括开启位置和关闭位置。在处于关闭位置时，没有电流过电路。在处于开启位置时，开关308使电力从电池302流动至辅助按压机构304和自动通气机构306。在一个方面，电池302是能够对系统300进行供电并连续使用超过8.5小时的12伏特、350毫安时的锂聚合物电池。
辅助按压机构304包括计时器342、音响指示器344和视觉指示器346。音响指示器344和视觉指示器346电连接到计时器342的输出。计时器342用于以预定间隔输出用于指示救助者何时施加胸部按压的电信号。在一个方面，计时器以大约每分钟100拍(1.67赫兹)输出方波模式。当电信号被输出时，音响指示器344输出能够被救助者听到的声音。在一个方面，如同节拍器的功能，音响指示器344在控制阀104和108的选择性驱动的同时以固定频率(例如，每分钟100次或1.67赫兹)输出连续并有规律地重复的声音(或可视)模式。这可例如通过使用蜂鸣器来完成，该蜂鸣器输出约90分贝的响声，以便在救助者要施加胸部按压时发送信号给救助者。而且，当电信号被输出时，视觉指示器346可输出能够被救助者看见的可视信号。在一个方面，视觉指示器346是向救助者发信号以施加胸部按压的发光二极管。预期地，还可仅使用一种类型的指示器或使用多于两种类型的指示器。
自动通气机构306包括计时器362、吸气控制阀364和呼气控制阀366。计时器362用于以预定间隔输出电信号，以将吸气控制阀364和呼气控制阀366从关闭状态切换至开启状态。在一个方面，计时器362发送方波模式的约12伏特的输出信号，该输出信号使控制阀364和366处于开启状态约420毫秒并处于关闭状态约3.84秒。这些时间可被选择成使得救助者在开启状态期间执行单一的胸部按压并在关闭状态期间执行另外六次胸部按压。
在一些方面，计时器342和362被有效地连接，以使辅助按压机构304和自动通气机构306的操作同步。预期地，辅助按压机构304可处于不具有自动通气机构306的系统中。可替代地，自动通气机构306可处于不具有辅助按压机构304的系统中。此外或可替代地，辅助按压机构304和自动通气机构306可共用单个计时器。
现参考图2A至2B，对系统100的吸气和呼气的周期进行说明。在吸气期间，控制阀104和108处于开启位置。呼气控制阀108将正压力施加至呼出阀166的下游侧，以便防止呼出阀166进行操作。两个吸气控制阀104将气体从气源102传递至呼吸装置106。在吸气周期期间，在指示器344和346产生的可听或可视指示的指引下，救助者以固定和连续的频率(例如，每分钟100次)对患者的胸部进行胸部按压。换句话说，当控制阀104和108被选择性地驱动以将气体提供至呼吸装置106并将从人类患者呼出的空气从呼吸装置106排出至大气时，指示器344和346中的一者或两者产生可听指示(例如，输出短暂的蜂鸣器声音)或可视指示(例如，短暂地激活发光二极管)。在预定时段后，控制阀104和108被切换至关闭状态，且呼气周期开始。当处于关闭状态时，吸气控制阀104和呼气控制阀108均不将气体从气体供应部102传输至呼吸装置106。另外，当处于关闭状态时，吸气控制阀104和呼气控制阀108均将空气从呼吸装置106排出至大气。呼气控制阀108与呼出阀166之间的气体压力的最终下降使呼出阀166进行操作，从而允许快速和完整的呼气。当没有施加压力时，患者的肺部通过声门上气道装置164排空，并迫使气体进入到系统中。呼出的气体流经呼出阀166和呼气控制阀108，其中在呼出阀166和呼气控制阀108处，呼出的气体逃逸至大气。在呼气周期期间，在指示器344和346产生的指示的引导下，救助者继续以固定和连续的频率施加胸部按压。由于机器在吸气周期与呼气周期之间自动地进行切换而不需要救助者的任何输入，所以可在不中断的情况下在控制阀104和108的操作的同时施加连续的胸部按压。
此处披露的系统和方法通常比传统的MTMV CPR更有效。另外，通过使用本发明的各方面，通常可容易地训练公众插入LMA并执行连续的胸部按压和有效的通气这两者，而标准的MTMV CPR则可能难以进行训练。此外，公众中的多数救助者不能够通过使用MTMV CPR对患者进行正确地通气，并因而应当执行仅胸部按压的CPR，以避免浪费试图施加常常无效的通气的紧迫时间。在示例研究中，尽管仅在进行实验前几分钟已由认证的AHA教练使用标准AHA培训技术训练了如何执行MTMV CPR，但参与者中的三分之一仍不能够应用任何成功的呼吸。而且，能施加成功的呼吸的参与者的平均的分钟量(Minute Volume)仅约为628mL，这不足以确保执行MTMV CPR所需的约63.43秒的平均非按压时间。
此外，本发明的各方面因为通气中所使用的体积和压力的可变性质而可被用于从儿科到成年人的各种各样的患者和临床情形。因为使用该系统的通气产生的峰值压力低于安全阀设定，所以具有正常的肺应变性(lung compliance)的平均和更大尺寸的成年人通常接收约250mL的全潮气量(full tidal volume)。当达到期望的峰值吸气压(其与适合于患者尺寸的潮气量相对应)时，较小的患者将松开安全阀。具有僵硬的和/或患病的肺的患者可在施加全潮气量之前使安全阀松开，这被视为本发明的益处而不是限制，至少因为安全阀被设计成在产生危险的肺气压伤(pulmonary barotrauma)或胃胀之前传递最大的潮气量。
自动体外除颤器(Automatic External Defibrillator，AED)在越来越多的公众场所中的扩散表明可以将技术性装置战略性地储存在可被公众在CPR方面利用的地方。除AED之外，根据本发明的系统也可类似地被放置在公众场所。另外，本发明的各方面可在单一系统中与普通AED组合。由于例如AED的很多部件可被本发明的各方面共用，所以组合的装置可比两个单独的装置更小和更简单。
这种共用的部件的一个示例是很多AED的语音辅助功能。此功能可被修改成包括对与本发明有关的LMA插入和方法的指导，以便进一步帮助没有经验的复苏者。也可进行软件修改，以通过使用AED的语音辅助功能来提供节拍器特征。
另外，本发明的各方面可被修改成经由使用气动技术和改进的AED算法的LMA将CPR药物注入到气管中。美国心脏协会高级心脏生命支持协议具体说明了何种药物应当何时注入。软件算法可通过使用作为AED的已有部分的心电图作为驱动程序来遵循AHA指南。AED的软件可识别心律并确定系统应当何时传送生命保障药物。因此，可在AED软件的完全控制下，系统经由LMA将诸如肾上腺素(epinephrine)之类的药物以气体加压的方式传送到气管中。此种类型的AED算法设计可首次将先进的生命支持技术应用到公众CPR。
另外，本发明的各方面可被修改成包括用于执行自动胸部按压的装置。自动胸部按压装置通过将机械力施加至患者的胸部来模仿手动胸部按压。可使用诸如气动背心(pneumatic vest)、负荷分配带(load-distributing band)和包括气动或电动活塞的驱动器之类的各种机构来完成机械胸部按压。一些这类装置包括(美国马萨诸塞州切姆斯福德市Zoll医学产品公司)、装置(之前为)(美国明尼苏达州激流市Michigan Instruments公司)以及隆德大学心脏辅助系统()(瑞典隆德Jolife AB公司)。这种装置帮助避免了救助者发生疲劳且按压质量随时间的降低。包括自动通气和自动按压的系统可例如包括通气系统100和改进的电学控制系统。该改进的电学控制系统可例如包括电池302、自动通气机构306和开关308。计时器362可与自动按压装置的按压同步，以产生如上所述的相同的通气效果。
在一些方面，系统提供了自动通气、自动除颤、自动按压和自动药物使用的组合。这类系统可被用于患者，以在较长的时段内向患者提供连续的、不间断的按压和通气。可在向医院的运输期间继续不间断的按压和通气。这包括在将患者从心脏骤停的初始位置移至救护车时、在救护车中运输患者时以及在将患者从救护车移至医院时发生的通气和胸部按压。另外，自动除颤和自动药物使用采用了先进的不必中断通气或按压的复苏技术。
现参考图5，可提供部件套件500，部件套件500包括AED 502和用于用于指示应当何时执行胸部按压的指示器504。指示器可例如是音响指示器344和/或视觉指示器346。计时器可被包括在指示器504中。指示器可被包括在AED 502自身中。
本发明的各方面使用加压氧气来通气。可替代地，忌用或不期望纯氧时可使用包含低水平氧气的气体。例如，消防员在火源面前具有使用氧气的限制能力。可使用装满大气空气的质轻罐来代替氧气。可替代地，可使用泵来压缩空气并向系统提供所需的空气。
此外，本发明的各方面可被用来施加用于心脏除颤的电击。例如，AED的用于心脏除颤的两个衬垫中的一者可被本发明的诸如LAM之类的各方面替代。LMA将被修改成将电荷运送至患者体内的期望位置。LMA的内部放置以及与内黏膜的优选接触有希望显著地提高电接触和有效性，这可增加除颤有效性或降低所需功率。
在一些方面，系统可被修改成对胸部按压进行监测，以便确定胸部按压是否是充分的和/或适时的。在一个非限制性示例中，传感器对患者的呼吸系统附近的空气压力进行监测。胸部按压通常增加胸内压力，并类似地增加呼吸系统的测量空气压力。此增加可与基线或校准曲线进行比较，以确定按压的充分性和/或时机。在另一非限制性示例中，系统包括布置在患者的胸部与救助者的手之间的压力传感器。该压力传感器可被用来例如确定按压的充分性和/或时机。在又一非限制性示例中，系统可包括例如布置在救助者的手上加速计，以确定胸部按压的充分性和/或时机。
具有受监测的胸部按压的系统还可被修改成包括动态指示器。例如，该指示器可通过如下方式来发送用于表示不充分的胸部按压的信号以通知救助者施加更大的按压力：提供不同的音频和/或视频信号；变得更大声；显示交替的颜色和/或使用语音指令。
本发明的各方面可被修改成施加各种通气模式。这还包括潮气量、减压和呼吸率的修改，即使当心脏骤停不是问题时。例如，消防员或复苏医疗服务可将本发明的系统和方法用于拔出期间或质轻呼吸机很重要的领域应用中的复苏转运。
示例
对终点变量(endpoint variable)进行了测量，以比较公众的传统MTMV CPR的有效性与使用本发明的示例系统的CPR有效性，终点变量包括：(1)每分钟的通气体积(分钟量)；(2)扣除死腔(Dead Space)通气的分钟量；(3)没有胸部按压的总时段；(4)胸部按压的总数；(5)胸部按压的速率；(6)首次按压时间；以及(7)首次通气时间。此外，还记录了MTMV CPR与自动通气和辅助按压系统之间的公众自我报告喜好。
示例系统被设计成执行用于管理与向下胸部按压阶段一样短的吸气时间(I-Time)的呼吸。在大约每分钟100次的情形下，吸气时间大约为400毫秒。声门上气道装置具有大约26cm H2O的最大推荐峰值压力。由于短的I-Time和最大的峰值压力，示例系统施加频繁的、低潮气量(Vt)的呼吸。
解剖死腔(Anatomic Dead Space)是从患者的口腔和鼻到肺部中肺泡的气道的总体积。在男性成年人中，此死腔大约为150mL。当计算实际到达患者的肺泡以参与气体交换的量时必须减去死腔体积。当根据AHA标准执行MTMV CPR时，有效分钟量为死腔加上大约1.4L。此体积包括具有约15％的吸入氧气部分的呼出空气。示例系统被设计成管理约1.4L的AHA标准的有效分钟量。然而，示例系统施加了约100％的吸入氧气部分，并因而提供了比正确地执行的MTMV CPR多6.67倍的氧。
对示例系统进行了测试，以确定在通过使用在小于约400毫秒内施加的具有小于约26cm H2O的峰值吸气压的潮气量来提供有效分钟量时所需的参数。被操作来完成此测试的变量包括供氧压力、气动阀的数目、通气路的直径、供应阀孔、吸气时间和安全阀压力设定。目标在于确定如下设定，这些设定在保持峰值压力低于约26cm H2O的同时在约400毫秒内施加最大的潮气量。
图6图示了通过使用上述变量的不同组合进行的六十种不同的试验的结果，且针对独立变量的每个组合进行了多次测试。“Vt”表示潮气量，且“peep”/“no peep”表示是否使用呼气末正压(Positive End-Exhalation Pressure)(例如，安全阀)。除非被指出包括“3个阀门”，否则所有的系统均包括两个电磁阀。例如，空心方形标记“Vt 350no peep”表示潮气量为350mL，没有使用安全阀且使用了两个电磁阀(一个用于吸气，一个用于呼气)。实心方形标记“Vt 250no peep及3个阀门”表示潮气量为250mL，没有使用安全阀且使用了三个电磁阀(两个用于吸气，一个用于呼气)。所测试的供应压力的范围为从约40psi至约110psi。使用MALLINCKRODT PURITAN BENNET BREATHLAB PTS-2000 VENTILATOR ANALYZERTM(密苏里州黑泽伍德市Mallinckrodt集团)对通气体积、流量、压力、吸气时间和呼气时间进行测量。
如图6所示，包括三个电磁阀控制式气动阀(两个用于吸气，一个用于呼气)、被设定为约20cm H2O的弹簧控制式安全阀以及在约420毫秒内施加的约250mL的潮气量的示例系统产生了约23cm H2O的峰值吸气压。假设正常的成年人的死腔体积大约为150mL，那么有效通气量将约为每次呼吸100mL。因此，约1.4L的有效分钟通气量需要大约每分钟14次呼吸的呼吸速率。
一旦确定每分钟呼吸的次数，则使通气和胸部按压同步。内置的节拍器特征被设计成发出约每分钟100拍的声音。使吸气阶段与节拍器特征同步，以在向下的胸部按压阶段期间施加正压呼吸。这通常增加了胸部按压期间的胸内压力并提高了胸部按压的有效性。而且，这种同步在胸部按压的减压阶段期间使通气对静脉回流至心脏的负面影响最小化。通过使用此信息，示例系统被设定成每七次胸部按压施加一次呼吸。这种速率提供了在略小于一分钟的时间内提供了所需的十四次呼吸。
示例系统的其它益处在于它的质轻、紧凑性和便携性。本示例中所使用的主要模块的测量尺寸为约4英寸(10.16cm)×约2英寸(5.08cm)×约6英寸(15.24cm)且它的重量为约28.6盎司(810.8g)。其在被制造出来时是最小和最轻的呼吸机。这种质轻和紧凑的设计使示例系统对运输、存储和救助者的使用而言是理想的。另外，示例呼吸机是唯一的通过使用简单的开启/关闭开关来实现功能的呼吸机。特别是对于公众而言，这使系统非常容易使用。
使用来自公众的包括18名男性和26名女性的44名参与者对示例系统进行了测试。表1详细列出了样本组的教育水平。
表1：教育程度
教育程度 重复率 百分比 累积百分比 高中在读 11 25.0 25.0 高中毕业 5 11.4 36.4 2年制大学 3 6.8 43.2 4年制大学 16 36.3 79.5 研究生院 9 20.5 100.0 总计 44 100.00 100.0
受试者的年龄范围为14-60(平均37+/-15.0)。经CPR认证的人员(n＝12)和未经CPR认证的人员(n＝32)都参与到该研究中。在受试者参与研究之前，按照AHA指南对受试者的身体能力进行筛选。筛选过程向受试者告知CPR期间所需要的强体力活动并要求他们披露任何可能妨碍他们的参与能力的信息。没有受试者被淘汰。
使用(挪威斯塔万格市Laerdal Medical公司)假人患者模拟器进行了测量。通过使用190(新泽西州韦恩市Maquet Medical Systems公司)成人测试肺模型来更新假人的肺部系统，以模仿人类肺部约20cm H2O的顺应性并允许精确的潮气量测量。此外，假人被修改成包括连续地测量潮气量和肺部压力的MALLINCKRODT PURITAN BENNET BREATHLAB PTS-2000VENTILATOR ANALYZERTM(密苏里州黑泽伍德市Mallinckrodt集团)。为捕捉所有其它变量，对受试者进行录像，以允许以后对首次通气时间、首次按压时间、没有按压的总时间、按压的总数以及按压速率进行分析。
使用操作指南和练习视频来向受试者传授MTMV CPR以及自动通气和辅助按压CPR。在两种教学情形中，受试者都有向教练提出任何与他们的CPR尝试有关的问题的能力。还使用了无效对照剂呼吸机，该无效对照剂呼吸机与示例系统类似但施加不同的通气模式并缺少节拍器特征。总是在使用示例系统之后执行无效对照剂教学和实验的阶段，来避免使用声门上气道装置的先前练习示例系统中的结果发生偏移。
当受试者首先触摸假人或气道装置时，开始计时。对于测试的三种方法中的每种方法，受试者被要求执行CPR 3分钟。记录了每次呼吸的潮气量，以便计算所有三分钟的平均分钟量和平均非死腔分钟量。首次通气时间为施加大于约150mL的首次呼吸之前的时间。通过将三分钟内的按压总数除以用于执行胸部按压的总时间来计算胸部按压的速率。
受试者也完成了调查，以在进行所有试验之后评估参与者喜好。这些喜好包括对每种技术的满意度、使用每种技术的难度、执行每种技术的可能性、喜好排名、体液保护以及节拍器特征的重要性。
通过使用威尔科克森符号秩检验(Wilcoxon Signed Ranks test，其是对偶t检验(paired t-test)的非参数对应物)对主要终点变量和调查后喜好结果进行了比较。因为执行了多种分析，所以Alpha被设定为0.01来代替通常的0.05。因为当一者没有真正地与这种数量的统计测试一起出现时更有可能在名义5％水平上发现显著性差异，所以应用了这种“邦弗朗尼型(Bonferroni-type)”调整。为了确定群组之间的按压速率的变化，对两种方法的变化系数(CV)进行了计算。
在下面的表2中对终点变量进行了说明。
表2：终点变量
变量 MTMV CPR 示例系统 P值 分钟量(L) 0.628±0.684 4.064±0.620 P<0.001 非死腔分钟通气量(L) 0.314±0.516 2.126±0.533 P<0.001 首次通气时间(秒) 94.11±75.93 6.70±2.47 P<0.001 按压总数 200±19 286±7 P<0.001 首次按压时间(秒) 0.00±0.00 8.95±3.10 P<0.001 无胸部按压总时间(秒) 63.43±7.39 8.82±2.79 P<0.001
如表所示，所有测量的终点变量都具有统计意义。与使用MTMVCPR相比，受试者能够通过使用示例系统提供了更大的总分钟量和非死腔分钟量(p<0.001)。与示例系统的超过约4000mL的平均分钟量相比，MTMV CPR的平均分钟量仅约为628mL。令人惊讶地，十七个参与者完全不能够通过使用MTMV CPR来提供任何成功的呼吸，而示例系统则在所有的试验期间都提供了成功的通气。
而且，受试者能够在使用示例系统时将非胸部按压的总时间限制到平均约8.8秒，而不是使用MTMV CPR的约63.4秒(p<0.001)。与使用MTMV CPR的仅约200次胸部按压相比，当使用示例系统时，受试者能够在三分钟试验期间提供平均约286次胸部按压。这增加了约43％(p<0.001)。
由于这么多的参与者不能够通过使用MTMV CPR来提供成功的呼吸，所以与使用示例系统的仅约6.70秒的首次通气的平均时间相比，使用MTMV CPR的首次通气的平均时间约为94.11秒(p<0.001)。
现参考图7，示出了用于描述试验受试者使用无辅助的MTMV CPR和使用示例系统的平均按压速率的曲线图。两者的平均速率都处于每分钟100次胸部按压的AHA指南内。然而，MTMV CPR的平均标准偏差约为每分钟13.01次按压，而节拍器辅助按压的标准偏差仅约为每分钟2.00次按压。显而易见地，在MTMV CPR期间，十六个参与者以明显低于AHA推荐标准的速率执行按压。最低的速率相当于每分钟大约72.6次胸部按压。相比之下，使用示例系统的参与者都没有以明显低于AHA推荐标准的速率执行胸部按压。另外，使用MTMV CPR的变化系数为约12.7％，而使用示例系统的变化系数仅为约2％。因此，与MTMV CPR相比，节拍器特征的使用提供了期望速率附近的更好的一致性(p<0.001)。
使用MTMV CPR的首次胸部按压的时间比使用示例系统的首次胸部按压的时间短(p<0.001)。这是因为MTMV CPR总是以胸部按压开始。然而，使用示例系统的首次胸部按压的平均时间仅为约8.95秒。此差异不显著，并且远没有示例系统提供的其他益处重要。
另外，如下面表3A和3B所示，自我报告调查结果显示出：与MTMV CPR相比，示例系统在所有五个类别上都是优选的(p<0.001)。这些类别包括满意度、易用性、使用的可能性、排名和体液保护。受试者按照1至5级对满意度、易用性和使用的可能性进行评价，1为最好(例如，1-对气道技术非常满意和5-对气道技术非常不满意)。受试者按照从1至3对喜好的顺序进行评价，1为最好。受试者也被要求对节拍器特征的有益性进行评价。约95.5％的受试者评价节拍器特征有益性为非常有帮助。其他约4.55％为无关紧要。没有受试者报告节拍器特征对充分的胸部按压时间不利。下面表中的数字表示给出的平均评价(1-5用于满意度、易用性和使用的可能性；1-3用于喜好的顺序)且百分比基于选择了给定选项的参与者的数目。
表3A：喜好和看法
表3B：喜好和看法
与MTMV CPR相比，当执行使用示例系统的CPR时，此研究中的受试者能够实施超过六倍以上的分钟量、超过七倍以上的非死腔通气量、44％以上的胸部按压、无用的非按压时间的几乎八倍的减小以及施加首次成功的呼吸所需的时间的十四倍的减小。如上所示，所有的结果都被发现具有统计意义。此外，当执行更长的CPR时，上面讨论的有利的终点变量只会提高。医院外CPR几乎总是远远长于使用的示例时间，由此使示例系统的价值更加明显。例如，在MTMV CPR组中，每分钟的CPR的非胸部按压的平均总时间约为21秒。与此形成鲜明对比的是，不管执行多长时间的CPR，使用示例系统的非胸部按压的平均总时间仅约为8.9秒。
示例系统被设定为施加每分钟十四次250mL的呼吸，或约3.5L的分钟量。令人惊讶地，测试显示出示例系统的分钟量平均约为每分钟4.06L，并额外增加了约506mL的通气量。这种增加是由胸部按压对胸部的影响造成的被动通气引起的。而且，因为声门上气道装置保持气道并在胸部按压期间允许被动的空气移动，所以仅在使用示例系统的通气期间观察到这种影响。这是意外的积极发现，进一步支持了本发明的各方面的价值。
如此处说明书中前面所述的本发明的前述具体实施例仅是出于说明的目的。在不偏离本发明的主题的情况下，可在本发明的精神和范围内进行各种变化和修改。本领域技术人员应当理解本发明不受上面的具体地示出和此处说明的实施例限制。