JP2001104259A - 心肺蘇生術により引き起こされる心電図における信号外乱を低減するためのシステム - Google Patents

心肺蘇生術により引き起こされる心電図における信号外乱を低減するためのシステム

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JP2001104259A JP2000256369A JP2000256369A JP2001104259A JP 2001104259 A JP2001104259 A JP 2001104259A JP 2000256369 A JP2000256369 A JP 2000256369A JP 2000256369 A JP2000256369 A JP 2000256369A JP 2001104259 A JP2001104259 A JP 2001104259A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 適応性ディジタルフィルタリングを用いて心
臓圧迫の間のＥＣＧにおける外乱を低減させるシステム
を提供する。 【解決手段】 本発明は、心肺蘇生術により引き起こさ
れる心電図における信号外乱を低減するためのシステム
に関する。前記システムは、ＣＰＲの結果として圧迫の
深さや肺膨張などのようなパラメータから生じた１つ以
上の信号を測定するための測定装置を有する。前記パラ
メータ信号は、信号外乱と相関する１つ以上の基準信号
を形成する。１つ以上の適応性フィルタは、ＥＣＧ信号
を構成する信号から、信号をフィルタリング除去する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、請求項１の序文に
述べられているように、心肺蘇生術により引き起こされ
る心電図（electrocardiogram：ＥＣＧ）における信号
外乱（signal disturbances）を低減させるためのシス
テムに関する。
【０００２】
【従来の技術】突然の心臓病死を治療する３つの主な手
段は、心肺蘇生術（cardio-pulmonaryresuscitation：
ＣＰＲ）、除細動器（defibrillator）によるショッ
ク、および投薬である（刊行物［１］"Advisory Statem
ents of the International Liaison committee on Res
uscitation (ILCOR). Circulation 1997;95:2172-218
4"、および、刊行物［２］"Guidelines for Cardiopulm
onary Resuscitation and Emergency Cardiac Care". J
ournal of the American Medical Association, Octobe
r 28 1992, Vol.268 No 16:2171-2302 を参照）。
【０００３】突然の心臓病死と蘇生の試みとの場合にお
ける行動に関する標準的な過程は、最初に、除細動器が
到着するまでＣＰＲを施し、かつ次に、患者の脈拍がは
っきりするかまたはＡＬＳ（Advanced Life Support）
チームが到着するまで、除細動器によるショックとＣＰ
Ｒとを交互に行う。次に、呼吸路の確保および薬物の使
用は、除細動器とＣＰＲとを交互に用いることに包含さ
れる。蘇生への第１段階は、自発的な心臓の活動と十分
な血圧とを回復させることである。このことは、しばし
ば、ＲＯＳＣ（Return of Spontaneous Circulation）
と称される。
【０００４】除細動器−ＣＰＲによる治療を手引きする
議定書には、除細動器が到着するとすぐに、最初に３度
のショック、続いて１分間のＣＰＲ、次に３度の新たな
ショックなどを施すべきである、と書かれている
［１］。ショックを施すために、最初にＥＣＧが測定さ
れ、解析され、かつ、“治療（Treat）”または“非治
療（Notreat）”として分類される必要がある。自動ま
たは半自動形式の除細動器は、このことを自動的に行
い、かつ、この形式の除細動器は、しばしば、ＡＥＤ
（Automated External Defibrillator）と称される。こ
の分類を行うソフトウェアの一部は、通常は、ＶＦアル
ゴリズムと称される。律動（rhythm）の終結後に、除細
動器は、自らがショック伝達（shock delivery）のため
の用意をし、ショック伝達の用意ができたことを報告
し、かつ、使用者がショックボタンを操作するのを待機
する。この手順には時間がかかり、３度のショックを施
すのに約１分かかる。この時間の間に、患者はＣＰＲを
受けられず、かつ、この時間の間に、生命器官（特に
脳）が、血液供給の欠如に起因して、さらに損傷を受け
る［１］。
【０００５】さらに、この手順は、ＣＰＲが終結した後
にショックが約２０秒間伝達されていることを必要とす
る。動物実験では、ＲＯＳＣを達成できる可能性が、Ｃ
ＰＲの終結から時間が経過するとともに急速に減少する
ことが示されている。ＲＯＳＣを達成する最適な選択
は、ＣＰＲに続いて無遅延でショックを伝達することで
ある（刊行物［３］by Sato Y, Weil MH, Sun S et a
l., "Adverse effects ofinterrupting precordial com
pressions during cardiopulmonary resuscitation" in
Crit Care Med 1997;25:733-736 を参照）。
【０００６】ＣＰＲの実行は、ＥＣＧ信号に外乱の影響
を及ぼす。この外乱は、律動的（rhythmic）信号の形式
をとり、かつ、心臓の圧迫（compressions）または膨張
（inflations）と同時に発生する。心臓の圧迫が毎分当
たり８０〜１００の割合で施される際に、これらの律動
的外乱によって、ＶＦアルゴリズムは、前記律動がＶＦ
（心室性細動（ventricle fibrillation））またはＶＴ
（心室性頻拍（ventricle tachycardia））である場合
に、概して不正確な終結を引き出してしまう。このこと
は、律動的外乱をポンピング律動（pumping rhythm）と
して（すなわち、除細動器によるショックの必要性がな
いと）解釈するアルゴリズムにより引き起こされる。し
たがって、ＣＰＲが終結した後にのみＶＦアルゴリズム
を用いることが、標準的な手順となる（刊行物［１］を
参照）。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題および課題を解決するた
めの手段】本発明は、序文で述べたように、適応性（ad
aptive）ディジタルフィルタリングの使用によって心臓
圧迫の間のＥＣＧにおける外乱を低減させるシステムに
関するものであり、その特徴については、請求項１から
理解することができる。本発明のさらなる特徴について
は、残りの従属請求項から現れる。これにより、以下の
利点が得られる。 ・ ＣＰＲが実行されている間にＶＦアルゴリズムが終
結できるので、このことは、ショック伝達のために用い
られる時間の短縮につながり、これにより、ＣＰＲのた
めにより多くの時間を残すことができる。 ・ 同じ理由により、ＣＰＲの終結に続いて、ショック
をより迅速に伝達することができ、これは、ＲＯＳＣの
可能性を直接的に高める重要なことである。 ・ 分類以外の目的のためにＶＦの信号解析を実行する
ことが可能である。有用な可能性としては、心臓の特徴
を測定することであり、これにより、ＣＰＲがどれだけ
有効であるのかを示すことができる。
【０００８】
【発明の実施の形態】以下に、本発明について、図面を
参照してより詳細に説明する。システムの構成要素につ
いては、図１において参照番号１より示されるＥＣＧ測
定システムと、図１にさらに示されるように、基準測定
システム２と、アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）
３と、プロセッサおよびフィルタシステム４と、信号出
口５と、電極６とに分割することができる。
【０００９】前記システムについては、（ａ）除細動器
内に統合されて、（ｂ）自動ＣＰＲ機構に接続された機
能単位（functional unit）として、（ｃ）フィルタリ
ングされたＥＣＧを独立型（stand-alone）除細動器に
伝達することができる自給式（self-contained）システ
ムとして、用いることができる。
【００１０】以下に、上記のシステムの構成要素につい
て、より詳細に説明する。
【００１１】ＥＣＧ測定システム１について ＥＣＧ測定システム１は、測定結果をＡＤＣ３へ伝達す
る１つ以上のバッファ／増幅器の他に、患者２５（図５
ａおよび図５ｂを参照）に接続された少なくとも２つの
電極６と、入口を過電圧から保護するネットワークとか
らなる。除細動器において、これは、通常は、標準設計
の一部である。
【００１２】基準測定システム２について 基準測定システム２は、心臓圧迫の深さを概算するため
のセンサおよび信号処理部２ａと、場合によってはさら
に、肺膨張を概算するためのセンサおよび信号処理部２
ｂと、場合によってはさらに、測定システムと患者との
間の差動電圧を概算するためのセンサおよび信号処理部
２ｃとからなる。圧迫の深さを概算するために、幾つか
の技術を用いることができる。ＣＰＲの場合には、標準
的な除細動器のポジションに配置された２つの電極間の
インピーダンスが変化する。電極間に加えられたほぼ一
定の交流により、インピーダンスの変化は、電極間にお
いて測定された電圧変化により示される。電圧の変化
は、ＣＰＲの間に変化する電極間の電流路により、心臓
圧迫および肺膨張の双方を表す。
【００１３】あるいはまた、信号処理および変換を介し
て心臓圧迫の間における胸部の運動を辿る加速時計が、
心臓圧迫の深さを表す。あるいはまた、例えば、自動Ｃ
ＰＲ機構２８に接続された線形ポジション送信器（line
ar position transmitter）が、圧迫の深さを示す。同
様に、空気量を測定するためのセンサ、または、呼吸路
の圧力を測定するためのセンサが、肺膨張のための信号
を表すこともできる。この形式の信号は、通常は、自動
ＣＰＲ機構２８（図５ｂを参照）から利用可能である。
測定システムと患者との間の差動電圧を概算するための
前記センサは、抵抗および増幅器であってもよい。この
接続については、ＥＣＧ増幅器のトポロジーに応じて、
幾つかの方法で実施することができる。図２ａは、アー
ス電極との接続概略図を示している。ここでは、患者と
測定システムとの間における電荷の等化（charge equal
ization）が、最初に抵抗７を介して進行し、抵抗７の
電圧は、増幅器２ｃ’により測定される。次に、この電
圧は、患者２５と各々の電荷６との間のインピーダンス
における電荷の等化と不均衡とにより引き起こされる信
号外乱と相関づけられる。
【００１４】図２ｂは、患者がアースと接続されていな
い場合の接続概略図を示している。患者と測定システム
との間における電荷の等化は、抵抗７を介して進行し、
かつ次に、抵抗８，９を介して、さらに電極６を介し
て、患者２５に分配される。次に、抵抗７を通る電圧
は、患者２５と各々の電荷６との間のインピーダンスに
おける電荷の等化と不均衡とにより引き起こされる信号
外乱と相関づけられる。
【００１５】ＡＤＣ３について ＡＤＣ３は、各々のアナログチャンネルを、プロセッサ
およびフィルタシステム４が読み取ることができるディ
ジタルチャンネルに変換する。除細動器２６において、
ＡＤＣ３は、通常は、標準設計の一部を形成する。
【００１６】プロセッサおよびフィルタシステム４につ
いて プロセッサおよびフィルタシステム４は、ＡＤＣ３から
生データを受け取り、かつ、フィルタリングされたデー
タを前方へ送る。適応性ディジタルフィルタリングが、
フィルタリング方法（図３を参照）として用いられる。
この方法は、外乱を受けている信号の度数分布（freque
ncy distribution）と重複する度数分布を有する外乱を
低減させることができるという特別な特徴を有する。さ
らに、この方法は、時間を伴っての信号外乱の変化に適
合する。ＣＰＲにより引き起こされる外乱は、このよう
な性質のものである。
【００１７】適応性ディジタルフィルタにおける主な構
成要素は、以下の通りである。 − 一次信号１０は、ディジタル形式の信号外乱を有す
るＥＣＧであり、かつ、以下の式によって表され得る。 ｄ（ｋ）＝ｓ（ｋ）＋ｎ（ｋ） ここで、ｓ（ｋ）は望ましい信号（純粋なＥＣＧ）であ
り、ｎ（ｋ）は外乱である。 − 図３において参照番号１１により示される出力信号
ｅ（ｋ）は、フィルタリング後における初期ＥＣＧ信号
の概算値である。 − 図３において参照番号１２により示される出力信号
ｙ（ｋ）は、初期の信号外乱の概算値である。 − 基準信号ｒ（ｋ）は、フィルタ入力信号と称され、
かつ、図３における参照番号１３により示される。この
基準信号ｒ（ｋ）は、外乱と相関する。 − ディジタルフィルタ１４は、通常は、多数のタップ
（好ましくは９個）を備えたＦＩＲフィルタである。 − 適応性処理部１５は、好ましくは共役傾き（Conjug
ate Gradient：ＣＧ）形式のｓ（ｋ）に概算値ｅ（ｋ）
が収束するような方法で、フィルタのパラメータを調整
するための体系である。
【００１８】前記ディジタル適応性フィルタにおける方
法は、以下の通りである。出力信号ｅ（ｋ）の二乗の期
待値は、フィルタ係数に対して最小化される。次に、フ
ィルタは、信号外乱ｎ（ｋ）とほぼ等しいフィルタ出力
ｙ（ｋ）を生じさせる。
【００１９】幾つかの外乱が合計されれば、外乱の合計
と相関するように基準信号を構成することができるか、
または、複数の適応性フィルタを連続して用いて、各々
の外乱を順番に除去することができる。基準信号がフィ
ルタへ継続されれば、直流成分を除去することと、基準
信号１３の平均増幅を一次信号１０の増幅の半分にほぼ
等しい値に設定することとにより、増幅および周波数の
内容が、当該システムの予期された外乱にしたがって信
号適合部１６において適合される。次に、システムが除
細動器２６（図５ａ、図５ｂ、図５ｃ）または信号出口
５（図１）に統合されれば、出力信号はＶＦアルゴリズ
ムへ直接的に進行する。
【００２０】フィルタの解法（filter solution）がシ
ステムのプロセッサの性能に対して複雑過ぎなければ、
ウィーナー−ホップ（Wiener-Hopf）方程式の近似解の
ための共役傾き方法を用いることによって得られる近似
解の代わりに、ウィーナー解法の関数としてフィルタ係
数を最適化することにより、最適なフィルタの解法が達
成される。
【００２１】信号出口５について 信号出口５は、除細動器２６が独立型ユニットである場
合の適用において重要である。出力信号は、ディジタル
からアナログ形式へ変換され、かつ、外部の除細動器に
対して利用可能とされる。さらに、ＥＣＧ測定システム
により用いられる電極と同じ電極を介して、除細動器に
よるショックを患者に結びつける構成要素を包含するこ
とも重要である。
【００２２】図４には、このための解法が示されてお
り、この図４は、信号出口のための基本的な回路装置の
例を示している。プロセッサおよびフィルタシステム４
から、出力信号１１は、ディジタル−アナログ変換器
（ＤＡＣ）１７へ、かつ、そこから２つのドライバ１８
ｐ，１８ｎ（これらのドライバの出力電流は１８０°の
位相差を有している）へ、かつ次に、増幅を設定しかつ
ドライバ１８ｐ，１８ｎを保護する抵抗ネットワーク１
９，２０，２１へ継続される。次に、外部の除細動器
は、端子２２を介して抵抗２１を横切って接続されるこ
とが可能になり、かつ、信号外乱が低減しているかまた
は完全に除去されているＥＣＧを測定することが可能に
なる。抵抗２１の値が本体の抵抗よりもはるかに大きい
ので、大部分の除細動器ショックは、ガス放電器２３，
２４を介して患者２５へ伝わる。
【００２３】図６は、適応性フィルタリングを用いる場
合の信号シーケンスの例を示しており、この場合には、
信号外乱が、クリーンなＶＦ信号に加えられ、かつ次
に、適応性フィルタリングの利用によってフィルタリン
グ除去（filtered out）される。図６における曲線１
は、人体からのＶＦであるＶＦｍを示しており、ここで
は信号外乱は存在しない。図６における曲線２は、豚
（pig）において測定された、ＣＰＲの間における信号
外乱を示している。図６における曲線３は、信号１，２
の合計を示し、かつ、ＣＰＲにより外乱を受けたＶＦを
表している。これは、一次信号ｄ（ｋ）である。図６に
おける曲線４は、基準信号ｒ（ｋ）を示し、この基準信
号ｒ（ｋ）は、位置検出器（position transducer）と
インピーダンス測定システムとからの信号からなってい
る。図６における曲線５は、出力ｙ（ｋ）を示し、この
出力ｙ（ｋ）は、フィルタにより概算された信号外乱を
表している。図６における曲線６は、出力ｅ（ｋ）を示
し、この出力ｅ（ｋ）は、フィルタにより概算されたＶ
Ｆ信号ｅ（ｋ）を表している。図６における曲線７は、
初期信号ＶＦｍとｅ（ｋ）との差を示し、この差は、概
算された信号における誤差をも表している。
【００２４】産業上の応用 前記システムについては、除細動器の統合部分（図５ａ
を参照）として用いることができ、かつ、この場合に、
前記システムは、既にこのシステムの一部である構成要
素および解法（通常は、ＥＣＧ測定システム、ＡＤＣ、
プロセッサシステム）を利用することができるようにな
る。適応性ディジタルフィルタに加えて、このような解
法は、代表的な基準信号システムをも必要とする。この
場合には、ディジタルフォーマットでフィルタリングさ
れたＥＣＧを除細動器が用いるように、信号出口は利用
されない。
【００２５】第３の興味深い可能性は、自動ＣＰＲ機構
２８（図５ｂを参照）に解法を結びつけることである。
この形式の装置は、多くの救急車システムにおいて一般
的に用いられており、かつ、長時間にわたって質の高い
ＣＰＲを施すことができる。ＣＰＲが自動化されている
ので、除細動器は、人命救助者を高電圧にさらすという
危険を冒さずに、ＣＰＲの施与と同時にショックを伝達
することができる。したがって、ＣＰＲとショック伝達
との間に遅延がなく、ＲＯＳＣの可能性を高めるように
報告される要因が存在する。
【００２６】独立型システムは、既存の除細動器の利用
を可能にするので、多くの使用者にとって興味深い応用
である。このことは、図５ｃに示されている。この場合
には、全てのシステム構成要素が包含される。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明によるシステムの概略的な回路図であ
る。
【図２】 ２ａは、別個のアース電極を用いる場合にお
ける、患者と測定システムとの間の電圧を測定するため
の基本的な回路装置を示す図であり、２ｂは、別個のア
ース電極を用いない場合における、患者と測定システム
との間の電圧を測定するための基本的な回路装置を示す
図である。
【図３】 ディジタル適応性フィルタにおける信号の進
路の原理を示す図である。
【図４】 出力信号を外部除細動器に接続し、かつ、除
細動器によるショックを電極に結びつけるための基本的
な図である。
【図５】 ５ａは、システムが除細動器内に統合される
場合の適用を示す図であり、５ｂは、システムが、自動
ＣＰＲ機構に接続された機能単位を形成する場合の適用
を示す図であり、５ｃは、システムが、除細動器ととも
に用いられる自給式ユニットを形成する場合の適用を示
す図である。
【図６】 適応性フィルタリングを用いる場合の信号シ
ーケンスの例を示す図であり、この場合には、信号外乱
が、クリーンなＶＦ信号に加えられ、かつ次に、適応性
フィルタリングの利用によってフィルタリング除去され
る。
【符号の説明】
１ ＥＣＧ測定システム ２ 基準測定システム ２ａ 心臓圧迫の深さを概算するためのセンサおよび信
号処理部 ２ｂ 肺膨張を概算するためのセンサおよび信号処理部 ２ｃ 測定システムと患者との間の差動電圧を概算する
ためのセンサおよび信号処理部 ２ｃ’ 増幅器 ３ アナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ） ４ プロセッサおよびフィルタシステム ５ 信号出口 ６ 電極 ７〜９ 抵抗 １０ 一次信号ｄ（ｋ） １１ 出力信号ｅ（ｋ） １２ 出力信号ｙ（ｋ） １３ 基準信号ｒ（ｋ） １４ ディジタルフィルタ １５ 適応性処理部 １６ 信号適合部 １７ ディジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ） １８ｐ，１８ｎ ドライバ １９，２０，２１ 抵抗ネットワーク ２２ 端子 ２３，２４ ガス放電器 ２５ 患者 ２６ 除細動器 ２８ 自動ＣＰＲ機構
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｈ 31/00 Ａ６１Ｂ 5/04 ３１０Ｂ Ａ６１Ｎ 1/38 5/10 ３１０Ｚ (72)発明者 ビヨルン・テルジェ・ホルテン ノルウェー・4044・ハフルスフヨルド・グ ランネス・テラッセ・64 (72)発明者 スヴェン・オレ・アーセ ノルウェー・4011・シュタヴァンガー・ト ルスグト・19

Claims (15)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 心肺蘇生術（ＣＰＲ）により引き起こさ
    れるＥＣＧにおける信号外乱を低減するためのシステム
    であって、 ＣＰＲの関数として生じる基準信号を測定するための１
    つまたは幾つかの装置の他に、ＥＣＧ信号を測定するた
    めの装置は、計算ユニットへの別個の入口に接続され、
    ここで、前記基準信号は、ＥＣＧにおける信号外乱の原
    因に関連する測定値を表し、 前記計算ユニットは、信号外乱と基準信号との間の相関
    の関数として、信号外乱の概算値を計算するように設計
    され、 前記計算ユニットは、ＥＣＧ信号と、概算された信号外
    乱との間の差を表す出力を生成することを特徴とするシ
    ステム。
  2. 【請求項２】 前記計算ユニットは、１つ以上の適応性
    ユニットを利用することを特徴とする請求項１に記載の
    システム。
  3. 【請求項３】 圧迫の深さを基準信号として測定するた
    めの前記装置は、胸部の運動を辿るように設計された加
    速度計からの信号から決定された圧迫の深さを概算する
    計算ユニットであることを特徴とする請求項１または請
    求項２に記載のシステム。
  4. 【請求項４】 圧迫の深さを基準信号として測定するた
    めの前記装置は、胸部圧迫の間に胸部におけるインピー
    ダンスの変化を測定するためのシステムであることを特
    徴とする請求項１または請求項２に記載のシステム。
  5. 【請求項５】 圧迫の深さを基準信号として測定するた
    めの前記装置は、自動ＣＰＲ機構に設置された線形ポジ
    ション送信器であることを特徴とする請求項１または請
    求項２に記載のシステム。
  6. 【請求項６】 圧迫の深さを基準信号として測定するた
    めの前記装置は、自動ＣＰＲ機構内のピストンを駆動さ
    せる圧力を読み取る圧力センサであることを特徴とする
    請求項１または請求項２に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 肺膨張を基準信号として測定するための
    前記装置は、肺膨張の間に胸部におけるインピーダンス
    の変化を測定するためのシステムであることを特徴とす
    る請求項１または請求項２に記載のシステム。
  8. 【請求項８】 肺膨張を基準信号として測定するための
    前記装置は、患者の呼吸路に接続される圧力センサであ
    ることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のシ
    ステム。
  9. 【請求項９】 肺膨張を基準信号として測定するための
    前記装置は、患者の体を出入りする呼吸路に接続された
    流量計であることを特徴とする請求項１または請求項２
    に記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 肺膨張を基準信号として測定するため
    の前記装置は、患者の体を出入りする気流により始動さ
    れる熱電対であることを特徴とする請求項１または請求
    項２に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 電荷の等化を基準信号として測定する
    ための前記装置は、患者に達するアース電極（６）と、
    ＥＣＧ測定システムのアース電位との間に接続される抵
    抗（７）に接続された電圧計（２ｃ’）であることを特
    徴とする請求項１または請求項２に記載のシステム。
  12. 【請求項１２】 電荷の等化を基準信号として測定する
    ための前記装置は、アース電極（６）とＥＣＧ測定シス
    テムのアース電位との間の電位の中点値を表す地点に接
    続される抵抗（７）に接続された電圧計（２ｃ’）であ
    ることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
  13. 【請求項１３】 前記システムは、除細動器内に統合さ
    れることを特徴とする請求項１から請求項１２のいずれ
    かに記載のシステム。
  14. 【請求項１４】 前記システムは、自動ＣＰＲ機構に接
    続された機能単位を形成することを特徴とする請求項１
    から請求項１３のいずれかに記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 前記システムは、除細動器に接続する
    ことができる自給式ユニットを形成することを特徴とす
    る請求項１から請求項１４のいずれかに記載のシステ
    ム。
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