JP2006503659A - 心肺蘇生中の胸部圧迫の深度を決定する方法 - Google Patents
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Abstract
Description
実際圧迫深度:ある瞬間の実際の圧迫深度。
実際圧迫開始点:胸部圧迫が開始された実際の位置または点。
自動回帰移動平均:過去のデータサンプルを現在のデータサンプルの修正に使用する機能。
圧迫深度波形のベースライン位置:深度波形の実際開始点が最も多く集まっている位置。
ベースライン制限装置:圧迫深度波形のベースラインの位置で作動するプロセッサまたは機能。
圧迫ピーク:圧迫深度が最大になる位置または点。
現在の圧迫深度:ある瞬間の圧迫深度。
現在の開始点:現在の圧迫の開始点。
圧迫深度:圧迫された胸部のある瞬間の深度で、リラックスした胸部位置からの相対的な深さ。
推定の実際圧迫開始点:胸部圧迫が開始された実際位置または点の推定値。
圧迫の初期開始点:一連の胸部圧迫が開始された位置または点。
測定された圧迫開始点:胸部圧迫が開始された位置または点の測定値。
移動平均:過去のデータサンプルを現在のデータサンプルの修正に使用する機能。
過去の開始点:すでに観測された圧迫開始点。
圧迫深度波形のピーク位置:深度波形の実際ピーク位置が最も多く集まっている位置。
圧迫開始点:胸部圧迫が開始された位置または点。
[(0.5*100%)+(1.1*98.75%)+(0.9*96.25%)] ÷ 3 = 0.853 インチ、
初期開始点に対する相対位置。
[(0.5*100%)+(1.1*98.75%)+(4.0*97.5%)+(0.9*96.25%)] ÷ 4 = 0.853 インチ、
初期開始点に対する相対位置。
別の言い方をすれば、この値は現在の圧迫の推定の実際開始点である。
ここで DBi > B の場合、DBi = 0
ここで、Dsは現在の開始点の深度、nrはベースラインを超えている開始点すべてを削除した後に残っている開始点の数、iは開始点の数(または加算指数)、DBiはith 番目の開始点の測定深度、ωは重み定数、Bはベースラインである。別の言い方をすれば、DBi*ωi-1 をiが1からnrまで加算し、その加算値をnrで割る。DBiがBより大きい場合、そのDBiはゼロとする。
[(0.5*100%)+(1.082*98.75%)+(0.902*96.25%)] ÷ 3 = 0.812 インチ、
初期開始点に対する相対位置。
別の言い方をすれば、この値は現在の圧迫の推定の実際開始点である。
ここで DBi > B の場合、DBi = 0
ここで、Dsは現在の開始点の深度、nrはベースラインを超えている開始点すべてを削除した後に残っている開始点の数、iは開始点数、DBiはith 番目の開始点の測定深度、jはベースライン内にある最近のほとんどの開始点の指数、DBi-jはベースライン内にある最近のほとんどの開始点、PSはDBi - DBi-jの大きさのステップが生じる確率、ωは重み定数、Bはベースラインである。結果のDsは現在の開始点の報告深度である。別の言い方をすれば、[DBi-j+(DBi - DBi-j)*PS]*ωi-1 をiが1からnまで加算し、その加算値をnrで割る。DBiがB(ベースライン)より大きい場合、そのDBiはゼロとする。
ここで変数は上記のように定義される。再び、Dsの値は現在の圧迫の推定の実際開始点である。
y[n] = (1-α)*y[n-1] + α*x[n].
y[n](high pass) = 1 - {(1-α)*y[n-1] + α*x[n]},
ここで、y[n](高パス)は高パス・フィルタ出力であり、その他の変数は低パスARMAフィルタの関連において定義される。高パス・フィルタは、深度、速度、あるいは加速度信号の低周波成分を除去するのに使用する。
デューティサイクルが事前に設定されたパラメータ内に収まっていない場合は、適切なデューティサイクルに影響するために圧迫のタイミングと圧迫の割合を調整するよう、ユーザフィードバック装置は蘇生実施者を誘導する。
(1) X(t) = H(t, X(t-1), y(t), u(t)) および
(2) θ(t) = h(X(t))
ここで、X(t)は時間tにおけるシステムの状態、Hは変換関数の状態、X(t-1)は以前のシステムの状態、Y(t)は測定した出力、u(t)は測定した入力、θ(t)はシステムであり、hはシステムの状態を出力に変換する。 システムの状態は、h(X(t))によりシステム出力に転換される。
(3) X(t) = X(t-1) + μQx(X(t-1), y(t), u(t)) および
(4) θ(t) = θ(t-1) + γQθ(X(t-1), y(t), u(t))
ここで、μとγは最新の段階で提供される情報の相対的な量を反映する小さな値である。Qは入力、出力、状態に関係する代数である。等式(3)と(4)は、等式(1)と(2)よりも帰納的に等式の計算が簡単であるという意味でより簡略化されている。
T0(したがってλ)は、実際加速度が独立して測定された場合に推定の実際加速度が実際加速度に最も近似するように、システム状態の適切な知識をもって選択しシステム識別の整調に使用する。このように、T0は圧迫モニタが測定を開始する前に事前に設定される。
R(t) = R(t=1) + γ(t)[φ(t)φT(t) - R(t-1)]
数学的には、グラジエント最新化は以下のように表現される。
両方の等式において、R(t)は識別分類基準のヘッセ行列式、R(t−1)は1つ前の段階での識別分類基準のヘッセ行列式、y(t)は最新化ゲイン(これは忘却因子に関連する)、そしてφ(t)は回帰ベクトルである。
γ(t) = (1+λ(t)/γ(t-1))-1
よって、最新化ゲインは忘却因子に関連している。
ここで、Vは二次損失代数、dはモデル階数の大きさ、Nはデータポイントの数である。
赤池情報分類は以下のように表現される。
(12) AIC = log[V(1+2(d/N))],
ここで、Vは二次損失代数である。二次損失代数は追加の用語を使用する追加の費用代数に関係するすべての二次代数である。
2…圧迫モニタ
3…胸骨
4…プロセッサ
5…位置変化ディスプレイ
7…心電図ディスプレイ
34…生の加速度信号
35…フィルタ
36…統合
37…フィルタ
38…統合
39,47,48…ベースライン制限装置
51…フィルタ
52…開始点検出器
55,56,57…ピーク制限装置
58…フィルタ
59…ピーク検出器
61…推定の実際深度
62…ユーザフィードバック
Claims (112)
- 胸部圧迫時の深度測定のための装置であって、
胸部圧迫の加速度に相応する加速度信号を生成可能な加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の測定深度に相応する測定深度信号の生成可能な、前記加速度信号を統合する統合手段と、
前記統合手段に接続され、測定された深度信号の自動回帰移動平均を計算することにより胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成するようにプログラムされたプロセッサと、を備えた装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定する手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項1に記載の装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項4に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、
前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項4に記載の装置。 - プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項6に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項6に記載の装置。
- 心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項9に記載の装置。
- 胸部圧迫を実施するための装置であって、
患者の胸部圧迫を実施する手段と、
胸部圧迫の加速度に相応する加速度信号を生成可能な加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の測定深度に相応する測定深度信号を生成可能な、前記加速度信号を統合する統合手段と、
前記統合手段と前記胸部圧迫を実施する手段とに接続され、測定された深度信号の自動回帰移動平均を計算することにより胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成可能なプロセッサとを備え、
前記胸部圧迫を実施する手段は前記推定の実際深度信号に基づいて胸部圧迫の深度を調整可能であることを特徴とする装置。 - 前記胸部圧迫を実施する手段は自動胸部圧迫装置からなることを特徴とする請求項11に記載の装置。
- 実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定するための手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項11に記載の装置。 - 前記胸部圧迫を実施する手段は自動胸部圧迫装置からなることを特徴とする請求項13に記載の装置。
- 心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えていることを特徴とする請求項11に記載の装置。
- 前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項15に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項11に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項11に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項18に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項18に記載の装置。
- 胸部圧迫時の深度測定のための装置であって、
胸部圧迫の加速度に相応する、ノイズ成分と実際成分とが含まれる加速度信号を生成する加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の推定の実際加速度に相応する推定の実際加速度信号を前記加速度信号から生成可能であるプロセッサとを備え、
前記プロセッサは、前記加速度測定器に接続され、前記加速度信号のノイズ成分に相応する推定ノイズ信号を生成可能で、かつ、測定された加速度と少なくとも1つのエラー源基準とを処理して推定ノイズ信号を生成するシステム識別装置と、前記システム識別装置および前記加速度測定器に接続され、推定の実際加速度信号を生成するために前記加速度信号と前記推定ノイズ信号とを組み合わせることができる信号組み合わせ手段とを有し、
さらに、前記胸部圧迫時の深度測定のための装置は、前記プロセッサに接続され、推定の実際加速度信号を統合して胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成可能である統合手段を備えたことを特徴とする装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項21に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項21に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項23に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項23に記載の装置。
- 実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号測定手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項21に記載の装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項26に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項26に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項28に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項28に記載の装置。
- 心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えたことを特徴とする請求項21に記載の装置。
- 前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項31に記載の装置。
- 胸部圧迫を実施するための装置であって、
患者の胸部圧迫を実施する手段と、
胸部圧迫の加速度に相応する、ノイズ成分と実際成分が含まれている加速度信号を生成する加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の推定の実際加速度に相応する推定の実際加速度信号を前記加速度信号から生成可能であるプロセッサとを備え、
前記プロセッサは、前記加速度測定器に接続され、前記加速度信号のノイズ成分に相応する推定ノイズ信号を生成可能であり、かつ、測定された加速度と少なくとも1つのエラー源基準とを処理して推定ノイズ信号を生成するシステム識別装置と、前記システム識別装置および前記加速度測定器に接続され、前記推定の実際加速度信号を生成するために前記加速度信号と前記推定ノイズ信号とを組み合わせることができる信号組み合わせ手段とを有し、
さらに、前記胸部圧迫を実施するための装置は、前記プロセッサに接続され、前記推定の実際加速度信号を統合して胸部圧迫の前記推定の実際深度に相応する前記推定の実際深度信号を生成可能な、前記推定の実際加速度信号を統合する手段を備え、
前記胸部圧迫を実施する手段は前記推定の実際深度信号に基づいて胸部圧迫の深度を調整可能であることを特徴とする装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは前記推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項33に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項33に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項35に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項35に記載の装置。
- 実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定するための手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、前記推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項33に記載の装置。 - 前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは前記推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項38に記載の装置。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項38に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項40に記載の装置。
- 前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項40に記載の装置。
- 心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えたことを特徴とする請求項33に記載の装置。
- 前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項43に記載の装置。
- 胸部圧迫を実施しながら患者の実際の心電図信号を推定するための装置であって、
患者の胸部圧迫を実施する手段と、
患者の前記心電図信号を感知し、患者の実際成分およびノイズ成分からなる前記心電図信号の測定値に相応する測定された心電図信号を生成可能な手段と、
前記胸部圧迫を実施する手段に接続され、胸部圧迫が存在するときに応答する圧迫信号を生成可能な圧迫センサと、
前記圧迫センサと前記心電図信号を感知する手段とに接続され、患者の前記推定の実際心電図信号に相応する推定の実際心電図信号を生成可能なプロセッサとを備え、
前記プロセッサは、
前記圧迫センサに接続され、前記心電図信号の推定ノイズ成分を生成可能で、かつ、前記測定された心電図信号および前記圧迫信号を処理することにより前記心電図信号の推定ノイズ成分を生成するシステム識別装置と、
前記システム識別装置および前記心電図信号を感知する手段に接続され、前記推定の実際心電図信号を生成するために、前記測定された心電図信号と前記心電図信号の推定ノイズ成分とを組み合わせることができる信号組み合わせ手段とを有する、ことを特徴とする装置。 - 前記圧迫センサは荷重センサからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記荷重センサは患者の下に配置されることを特徴とする請求項46に記載の装置。
- 前記圧迫センサは圧迫ベルトの位置変化を測定する手段からなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記圧迫ベルトの位置変化を測定する手段はエンコーダからなることを特徴とする請求項48に記載の装置。
- 前記エンコーダは回転式エンコーダからなることを特徴とする請求項49に記載の装置。
- 前記エンコーダは光学エンコーダからなることを特徴とする請求項49に記載の装置。
- 前記圧迫センサは加速度測定器からなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は先端を切ったような派生的自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置はカルマンフィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は帰納的最小二乗法フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は帰納的器具変数フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は帰納的予測誤差フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は帰納的偽直線回帰フィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置は時間変動システムフィルタのための帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項45に記載の装置。
- 前記システム識別装置はパラメトリック多様性フィルタを有する帰納的カルマンフィルタからなる。
- 胸部圧迫中の胸部圧迫の推定の実際深度を決定する方法であって、
胸部圧迫で生じる加速度を感知可能な加速度測定器を提供するステップと、
胸部圧迫を実施し、前記加速度測定器で胸部圧迫中の加速度信号を測定するステップと、
胸部圧迫の測定深度に相応する測定された深度信号を生成するために前記加速度信号を2回統合するステップと、
測定された圧迫深度信号の自動回帰移動平均を計算するステップと、を含み、
圧迫の推定の実際深度は測定された圧迫深度信号の自動移動平均からなることを特徴とする方法。 - 圧迫開始を特定可能な基準センサを提供するステップと、
前記基準センサで圧迫開始を特定するステップと、
圧迫開始が特定されたときの圧迫の推定の実際深度を計算するステップと、をさらに含むことを特徴とする請求項63に記載の方法。 - 前記基準センサの提供ステップは、患者の心電図信号を測定可能なセンサを提供することからなり、
圧迫中、ノイズ成分と実際成分からなる患者の心電図信号を測定するステップと、
前記心電図信号のノイズ成分を特定するステップと、をさらに含み、
各圧迫の開始は前記心電図信号のノイズ成分の事前に設定された変化によって特定されることを特徴とする請求項64に記載の方法。 - 胸部圧迫中の胸部圧迫の実際深度を推定する方法であって、
胸部圧迫で生じる加速度を感知可能な加速度測定器を提供するステップと、
圧迫を実施し、前記加速度測定器で胸部圧迫の前記加速度に相応する加速度信号を生成するステップと、
前記加速度信号を第1のフィルタに通し、前記第1のフィルタがフィルタ済み加速度信号を生成するステップと、
前記フィルタ済み加速度信号をプロセッサに提供し、前記プロセッサが前記フィルタ済み加速度信号を統合して胸部圧迫の速度に相応する速度信号を生成するステップと、
前記速度信号を第2のフィルタに通し、前記第2のフィルタがフィルタ済み速度信号を生成するステップと、
前記フィルタ済み速度信号を前記プロセッサに提供し、前記プロセッサが前記フィルタ済み速度信号を統合して胸部圧迫の深度に相応する胸部深度信号を生成するステップと、
前記胸部深度信号をベースライン制限装置に提供し、前記ベースライン制限装置が処理済みベースライン成分付きの胸部深度信号を生成するステップと、
前記処理済みベースライン成分付きの胸部深度信号を開始点検出器に提供し、前記開始点検出器が胸部圧迫の開始点を特定し、さらに胸部圧迫開始点に相応する開始点信号を、信号組み合わせ手段に提供するステップと、
前記処理済みベースライン成分付きの胸部深度信号をピーク制限装置に提供し、前記ピーク制限装置が処理済みピーク成分付きの胸部深度信号を生成するステップと、
前記処理済みピーク成分付きの胸部深度信号をピーク検出器に提供し、前記ピーク検出器は圧迫の最大深度に相応する胸部圧迫のピークを特定し、さらに胸部圧迫のピークに相応するピーク信号を前記信号組み合わせ手段に提供するステップと、
前記開始点信号を前記ピーク信号と組み合わせることにより胸部圧迫の推定の実際深度を計算するステップと、を含む方法。 - 処理済みベースライン成分付きの前記胸部深度信号をフィルタに通すステップをさらに含むことを特徴とする請求項66に記載の方法。
- 処理済みピーク成分付きの前記胸部深度信号をフィルタに通すステップをさらに含むことを特徴とする請求項66に記載の方法。
- 前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段に圧迫の推定の実際深度を提供するステップと、
胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内にあるか否かを示すフィードバックをユーザに提供するステップと、をさらに含むことを特徴とする請求項66に記載の方法。 - 圧迫開始を特定可能な基準センサを提供するステップと、
前記基準センサで圧迫開始を特定するステップと、
圧迫開始が特定されたときに圧迫の推定の実際深度を計算するステップと、をさらに含むことを特徴とする請求項66に記載の方法。 - 前記基準センサを提供するステップは、患者の心電図を測定可能なセンサを提供ことからなり、
圧迫中、ノイズ成分と実際成分からなる患者の心電図信号を測定するステップと、
前記心電図信号のノイズ成分を特定するステップと、をさらに含み、
各圧迫の開始は前記心電図信号のノイズ成分の事前に設定された変化によって特定されることを特徴とする請求項70に記載の方法。 - 胸部圧迫中の胸部圧迫の実際深度を推定する方法であって、
患者に胸部圧迫を実施する手段を提供するステップと、
患者の心電図信号を測定可能なセンサを提供するとともに、胸部圧迫の加速度を測定可能な加速度測定器を提供するステップと、
患者の胸部圧迫を実施し、前記加速度測定器が胸部圧迫の加速度に相応する加速度信号を生成するステップと、
測定済み心電図信号は実際成分およびノイズ成分からなり、少なくともノイズ成分の一部は胸部圧迫により生じることとなる患者の心電図信号を測定するステップと、
前記心電図信号のノイズ成分を特定し、圧迫の開始点が前記心電図信号のノイズ成分の変化で特定されるステップと、
圧迫の開始点が特定されたときに前記加速度信号を2回統合することにより圧迫の推定の実際深度を計算するステップと、を含む方法。 - 患者に心肺蘇生を実施する方法であって、
胸部圧迫で生じる加速度を感知可能な加速度測定器を提供するステップと、
胸部圧迫を実施し、前記加速度測定器で胸部圧迫中の加速度信号を測定するステップと、
胸部圧迫の測定深度に相応する測定された深度信号を生成するために前記加速度信号を2回統合するステップと、
測定された圧迫深度信号の自動回帰移動平均を計算し、ここでは圧迫の推定の実際深度が前記測定された圧迫深度信号の自動移動平均からなるステップと、
患者を換気する手段を提供するステップと、
心肺蘇生中に患者を換気するステップと、を含む方法。 - 患者を換気する方法を提供するステップは電気的換気手段を提供することからなることを特徴とする請求項73に記載の方法。
- 圧迫開始を特定可能な基準センサを提供するステップと、
前記基準センサで圧迫開始を特定するステップと、
圧迫開始が同定されたときに圧迫の推定の実際深度を計算するステップと、をさらに含むことを特徴とする請求項73に記載の方法。 - 前記基準センサを提供するステップは、患者の心電図信号を測定可能なセンサを提供することからなり、
圧迫中、ノイズ成分と実際成分からなる患者の心電図信号を測定するステップと、
前記心電図信号のノイズ成分を特定するステップと、をさらに含み、
各圧迫の開始が前記心電図信号のノイズ成分の事前に設定された変化によって特定されることを特徴とする請求項75に記載の方法。 - 自動胸部圧迫装置により胸部圧迫を行いながら患者の実際心電図信号を推定する方法であって、
患者の心電図信号を測定可能な心電図センサを提供し、前記心電図センサが実際成分およびノイズ成分を含んだ、測定された心電図信号を生成するステップと、
患者に胸部圧迫を実施するために配置された自動胸部圧迫装置を提供し、前記胸部圧迫装置はそれにより感知された荷重が事前に設定された数値を超えるときに胸部圧迫の存在を決定可能である荷重センサを有し、前記荷重センサが胸部圧迫の存在に相応する圧迫信号を生成するステップと、
圧迫を実施するステップと、
測定された心電図信号をシステム識別装置に提供するステップと、
前記圧迫信号を前記システム識別装置に提供するステップと、
前記システム識別装置で、前記測定された心電図信号と前記圧迫信号を処理することにより前記測定された心電図信号のノイズ成分を推定するステップと、
前記測定された心電図信号および前記測定された心電図信号の推定ノイズ成分を、信号組み合わせ手段に提供するステップと、
前記測定された心電図信号と前記測定された心電図信号のノイズ成分とを組み合わせることにより、前記推定の実際心電図を前記信号組み合わせ手段で計算するステップと、を含む方法。 - 前記荷重センサを有する前記自動胸部圧迫装置を提供するステップは、圧迫中患者の下に配置される荷重センサを有する自動胸部圧迫装置を提供することからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は先端を切ったような派生的自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置はカルマンフィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的最小二乗法フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的器具変数フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的予測誤差フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的偽直線回帰フィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置は時間変動システムフィルタのための帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 前記システム識別装置はパラメトリック多様性フィルタを有する帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項77に記載の方法。
- 自動胸部圧迫装置により胸部圧迫を行いながら患者の実際心電図信号を推定する方法であって、
患者の心電図信号を測定可能な心電図センサを提供し、前記心電図センサが実際成分およびノイズ成分を含んだ、測定された心電図信号を生成するステップと、
患者に胸部圧迫を実施するために配置される自動胸部圧迫装置を提供し、前記胸部圧迫装置は胸部圧迫の存在を決定可能なエンコーダを有し、前記エンコーダが胸部圧迫の存在に相応する圧迫信号を生成するステップと、
圧迫を実施するステップと、
前記測定された心電図信号をシステム識別装置に提供するステップと、
前記圧迫信号を前記システム識別装置に提供するステップと、
前記システム識別装置で、前記測定された心電図信号と前記圧迫信号とを処理することにより前記測定された心電図信号のノイズ成分を推定するステップと、
前記測定された心電図信号および前記測定された心電図信号の推定ノイズ成分を、信号組み合わせ手段に提供するステップと、
前記測定された心電図信号と前記測定された心電図信号のノイズ成分とを組み合わせることにより、前記推定の実際心電図を前記信号組み合わせ手段で計算するステップと、を含む方法。 - 前記エンコーダを有する自動胸部圧迫装置を提供するステップは、光学エンコーダを有する自動胸部圧迫装置を提供することからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記エンコーダを有する自動胸部圧迫装置を提供するステップは、回転式エンコーダを有する自動胸部圧迫装置を提供することからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は先端を切ったような派生的自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置はカルマンフィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的最小二乗法フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的器具変数フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的予測誤差フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的偽直線回帰フィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置は時間変動システムフィルタのための帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 前記システム識別装置はパラメトリック多様性フィルタを有する帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項89に記載の方法。
- 自動胸部圧迫装置により胸部圧迫を行いながら患者の実際心電図信号を推定する方法であって、
患者の心電図信号を測定可能な心電図センサを提供し、前記心電図センサが実際成分およびノイズ成分を含んだ、測定された心電図信号を生成するステップと、
患者に胸部圧迫を実施するために配置される自動胸部圧迫装置を提供し、前記胸部圧迫装置は胸部圧迫の存在を決定可能な加速度測定器を有し、前記加速度測定器が胸部圧迫の存在に相応する圧迫信号を生成するステップと、
圧迫を実施するステップと、
測定された心電図信号をシステム識別装置に提供するステップと、
圧迫信号を前記システム識別装置に提供するステップと、
前記システム識別装置で、前記測定された心電図信号と前記圧迫信号とを処理することにより前記測定された心電図信号のノイズ成分を推定するステップと、
前記測定された心電図信号および前記測定された心電図信号の推定ノイズ成分を、信号組み合わせ手段に提供するステップと、
前記測定された心電図信号と前記測定された心電図信号のノイズ成分とを組み合わせることにより、前記推定の実際心電図を前記信号組み合わせ手段で計算するステップと、を含む方法。 - 前記システム識別装置は移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は先端を切ったような派生的自動回帰移動平均フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置はカルマンフィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的最小二乗法フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的器具変数フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的予測誤差フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は帰納的偽直線回帰フィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置は時間変動システムフィルタのための帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
- 前記システム識別装置はパラメトリック多様性フィルタを有する帰納的カルマンフィルタからなることを特徴とする請求項102に記載の方法。
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