JP2013166022A - Ｃｐｒ胸部圧迫モニタ - Google Patents

Abstract

【課題】胸部圧迫の測定及び指示を行ってＣＰＲの効果的な実施を促進する。
【解決手段】変位検出器は、ＣＰＲ被救護者の脊椎方向への胸部の変位を示す変位指示信号を生成する。信号発生機構は、胸部に加えられる胸部圧迫力と圧迫の周波数とについて指示するための胸部圧迫指示信号を提供する。ＣＰＲを被救護者に対して自動的に行うために、自動コントローラ及び自動圧迫装置が設けられてもよい。自動コントローラは、信号発生機構から胸部圧迫指示信号を受信し、これに従って圧迫の力及び周波数を制御する。システムには、装置の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を出力する傾斜センサ機構を備えた傾斜補償器が設けられてもよく、さらに、傾斜補償信号に従って距離値を調整する調整器が設けられてもよい。ＣＰＲを実施する間に測定されたＥＣＧ信号からＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去するためのＥＣＧ信号プロセッサが設けられてもよい。
【選択図】図６

Description

本発明は、心肺機能蘇生法（ＣＰＲ）の実施を援助するための装置に関する。特に、本発明のある態様は、ＣＰＲの試行をモニタリングしてより良いＣＰＲの実施を促進するための装置に関する。

種々の米国特許明細書には、ＣＰＲの実施を援助するためのセンサが開示されている。例えば、特許文献１（D'Antonio等）には、力のパラメータに対応する明瞭な出力信号を発生する、ＣＰＲ装置のための検出システムが開示されている。このＣＰＲ装置は、被救護者の胸部にかけられている力を示す信号を利用する。

特許文献２（Kelly）には、ＣＰＲの実施を援助するための装置が開示されている。この装置は、被救護者の胸部に配置される。圧迫及び血流の速度を確認するために、この装置によって胸部圧迫力がモニタリングされる。この情報は、ＣＰＲの適当な実施を促すため、救護者に積極的に提供される。

ＣＰＲの実施のタイミングを援助する、特許文献３（Ward等）及び特許文献４（Pierce）を含む種々の装置が開示されている。特許文献３には、とりわけ、ＣＰＲの結果としての人工循環を向上させるために、患者の食道に使用する嚢（bladder）と共に使用される、心臓ペーシング及び心臓モニター用の電極の組み合わせが開示されている。特許文献４には、被救護者にＣＰＲを実施する際、救護者を助けるためにタイミング及びシーケンスガイダンスを提供する、小型で、携帯でき、コンピュータ制御された装置からなるＣＰＲシーケンサが開示されている。

毎年、300,000人以上の心停止の犠牲者がある。１９６０年に導入された現在のＣＰＲ技術では、病院の内外いずれに於いても、ほんの約１５％の生存率で、限定的な成功を得ているに過ぎない。また、蘇生技術を改良する重要性はいくら評価しても評価しすぎるということはない。心停止の殆どは心室細動に起因するものであり、この心室細動により心臓は即座に血液の供給を停止する。心室細動を処置するため、心筋を復極させると共に、脈動のリズムを再スタート可能とするように、胸郭に高エネルギーの電気ショックを与えることを含む細動除去が施される。しかしながら、心室細動の開始と最初の細動除去ショックの提供との間に２，３分以上経過すれば、心臓からは代謝基質が奪われて細動除去が不成功となる。

ＣＰＲの役割は、心臓への酸素化された血液の流れを復帰させて細動除去を行わせることである。ＣＰＲのさらなる役割は、脳への酸素化された血液の流れを復帰させて、心臓が再スタート可能となるまでに、脳のダメージを抑制することである。したがって、ＣＰＲは、最初の細動除去に失敗した患者又は細動除去の候補者ではない患者等の多くの患者の処置において絶対不可欠である。

種々の研究では、心臓の再スタートと心臓の冠血流量のより高いレベルとの間には強い相関関係が示されている。心臓を再スタートするために、最初の細動除去が失敗する（又は必要とされない）ならば、冠血流が提供されなければならない。エピネフリンの使用と共に適切に実施されたＣＰＲにより、脳血流は恐らく通常の３０−５０％に到達する。しかしながら、心筋の血流はずっと制限されたものになり、すなわち通常の５−２０％の範囲に制限される。患者にとって、心臓の再スタートは、圧縮と圧縮の間に得られる、大動脈と右心房との間の圧力勾配（例えば、冠動脈潅流圧）に相関関係があることが示されている。ＣＰＲは、正しく処置されると、十分な胸部圧迫力を付与し、十分な冠動脈潅流圧を提供するように設計されている。しかしながら、残念なことに、研究によれば、ＣＰＲは、実施時間中の一部のみ、例えば８８５名の患者について行われた研究によれば約５０％の時間のみにおいて正しく実施される。これは、非特許文献１に開示されている。同じ研究によれば、ＣＰＲの後に１４日にわたって意識がある状態と定義される長期生存率は、正しいＣＰＲを施した患者の１６％であるが、より少ない胸部圧迫（ｐ＜０．０５）のＣＰＲが実施されたとき、ほんの４％である。したがって、正しくＣＰＲを実施することにより生存率を増加させることが可能である。

ＣＰＲを正しく実施することがＣＰＲ被救護者の生存には絶対不可欠なだけではなく、最初の細動除去が不成功であるか又は必要とされないとき、ＣＰＲが即座に実施されることが必須となり得る。人を蘇生するのが早ければ早い程、神経機能の保護を伴って長期間生存する見込みが高くなる。心停止の状況下における最初の細動除去の試みにもかかわらず、本来の心臓機能への復帰に失敗したとき、医師の監督下でよりよいＣＰＲを実施可能な望みのある病院に患者を搬送することがしばしば行われる。しかしながら、多くの研究によれば、現場で蘇生されなかった患者が病院で蘇生されて、意味のある神経機能を伴って生存することは滅多にないということが示されている。病院で使用される侵襲性介入、例えば開胸心臓マッサージでさえ、恐らくは搬送中に延期されたスキーマ（schema）によって発生する不可逆的な器官の損傷により、生存率を向上させることに失敗する。

米国心臓協会（ＡＨＡ）が公開したガイドラインには、ＣＰＲ中の胸部圧迫が、１．５から２インチの深さで、毎分８０−１００回の速さで行われるべきであると明記されている。ＣＰＲの講習課程では、通常、受講者が行う胸部圧迫の量を測定するための装置を組み込んだマネキンが使用される。そして、その受講者は、緊急の状況下であっても同様の胸部圧迫を、フィードバックなしに、圧迫の感覚及び様子に頼りながら行うことになる。フィードバックがないことと、圧迫量の比較的に小さな変化が潅流圧に影響を及ぼし得ることとを理由として、ＣＰＲがしばしば誤って実施されることは驚きに値しない。

上述のように、種々のタイプの装置が、ＣＰＲフィードバックを適用する救護者を助けるために提供されている。しかしながら、これらの装置では、胸部の変位が測定されない。むしろ、実施されたＣＰＲの結果としての圧迫力が測定される。これは、臨床ＣＰＲに於いて、異なる患者の胸部に応じた多くの変化があり、例えば、同様な圧迫力が異なる患者において実質的に異なる胸部の変位をもたらすという問題がある。

Gruben等は、非特許文献２の論文において、臨床のＣＰＲの実施中に胸部の変位を測定するために位置検出変換器を組み込んだ機械的な連結機構の使用を開示する。しかしながら、この機構には、一般の臨床環境で、例えばセットアップ時の遅れ及び取り扱いのしにくさ等の問題がある。

蘇生の進行中において、ＣＰＲを実施する医師、医療補助者、及び他のヘルスケアの専門家が、患者の心電図（ＥＣＧ）における変化、特に心拍リズムの変化を連続的に認識していることはきわめて重要である。心拍リズムの不正確な評価は、不適切な治療処理の実施、又は適切な治療の抑制を引き起こし得る。しかしながら、ＣＰＲに於ける胸部圧迫は、測定されたＥＣＧ信号にアーティファクトをもたらし、その解釈を困難にする。ＣＰＲを行っているときのＥＣＧの解釈を容易にするために一般に使用されるやや不十分なアプローチは、アーティファクトのないＥＣＧ取得期間をもうけるために、胸部圧迫を間欠的に停止することである。このアプローチでは問題が発生する。１つには、胸部圧迫が停止したとき、血流力学的なサポートが失われる。また、いったん胸部圧迫が再開されれば、ＥＣＧの解釈は困難又は不可能なままとなる。さらに、律動の突然な変化が認識されるまでには、実質的な遅延が生じる可能性がある。さらにまた、心停止からの生存はＣＰＲ中に引き起こされる血流に関係することがわかっており、かつ、胸部圧迫の中断が血流を減少させるので、これらの中断によって生存が非常に危うくなる。

ＣＰＲ中に行われる胸部圧迫を中断することなくＥＣＧに於ける正しい解釈を可能とするように、ＣＰＲによって誘発されてＥＣＧ信号に出現するアーティファクトを減少させるための手段があれば、ＣＰＲの結果は改善される。E.Witherowは、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトが、主に、電極の機械的な外乱によって発生した当該電極の半電池電位に於ける変化に起因することを立証する研究を行った。これは、非特許文献３の修士論文に公表され、その内容は特に参考文献としてそっくりそのまま組み入れられている。

米国特許第５，５８９，６３９号公報。 米国特許第５，４９６，２５７号公報。 米国特許第５，６２６，６１８号公報。 米国特許第４，８６３，３８５号公報。 米国特許第４，９２８，６７４号公報。

Hoeyweghen et al., "Quality and Efficiency of Bystander CPR", Resuscitation 26 (1993), pp. 47-52。 Gruben et al., "Sternal Force-Displacement Relationship During Cardiopulmonary Resuscitation", Journal of Biomedical Engineering, Volume 115 (May 1993), p. 195。 E.Witherow, "A Study of the Noise in the ECG During CPR", M.S. thesis, the John Hopkins University (1993)。 C. Verplaetse, "Inertial Proprioceptive Device: Self-Motion-Sensing-Toys and Tools", IBM Systems Journal, Vol. 35, Nos. 3 and 4 (1996), pp. 639-650。 Jenkins et al., "Spectral Analysis and its Applications", Holden-Day, Oakland, CA (1968)。 R. D. Berger, "Analysis of the Cardiovascular Control System Using Broad-Band Stimulation", Ph.D. Thesis, MIT (1987)。 L. Ljung et al., "Theory and Practice of Recursive Identification", the MIT Press, Cambridge, Massachusetts (1986)。

ＣＰＲの試行をモニタリングすることを目的とし、ＣＰＲの正しい実施を手助けすることを目的とし、また、例えば、良好なＥＣＧ読取り値を得るためにＣＰＲを停止する必要のないように、ＥＣＧ信号からＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、蘇生の試みを成功しやすくすることを目的とする、小型で、携帯可能で、経済的なツールが必要とされる。

本発明は、ＣＰＲ被救護者の生存率を実質的に改善するために、種々の状況でＣＰＲの適当な実施を援助することを目的として提供される。また、本発明は、ＣＰＲの実施と、患者のＥＣＧのモニタリング、特に患者の心拍リズムのモニタリングとを同時に行うことを含む蘇生技術を向上するために提供される。この目的を達成するため、後述する１以上の特有な目的及び利点を成し遂げるような本発明の１以上の態様を以下に説明する。

本発明の１つの目的は、ＣＰＲの効果的な実施を促進するために、胸部圧迫を測定し、また促すためのシステム又は装置を提供することである。

他の目的は、ＣＰＲを実施する際に胸部圧迫の速度及び深さを正確に測定する携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニタを提供することである。本発明の一態様では、装置は、正しい圧迫を促す信号を救護者に送る。本発明の目的は、最小限のセットアップ時間だけを必要とし、操作時に直感的に分かり、しかも使いやすい装置を提供することである。その装置は、サイズが小さく、軽量で、しかも製造及び配置が安価であるのが好ましい。

本発明の他の態様では、携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニタは、一体型の細動除去器、及び／又は、データ記憶及び検索構成要素を備える。本発明の他の目的は、携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニターの支援を受けてＣＰＲを実施すると同時に、ＣＰＲ被救護者からＥＣＧ信号を取得するためのシステムを提供すること、また、ＣＰＲを停止することなく正確なＥＣＧ及び心拍リズムの読取りを可能とするために、ＣＰＲを行う際にＥＣＧ信号中に検出される、圧迫によって誘発されるアーティファクトを除去するための装置を提供することである。

本発明は、一態様では、救護者によるＣＰＲの効果的な実施を促進するために胸部圧迫を測定し、また促すための（携帯型装置の形をとってもよい）システムとなる。このシステムは、ＣＰＲ被救護者の脊椎方向へのＣＰＲ被救護者の胸部の変位を示す出力信号を生成するための変位検出器を備える。信号発生機構は、圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する信号を提供するために設けられている。

本発明の態様によれば、変位検出器は、脊椎に対して胸部の動作量を決定するための動作検出器を備える。動作検出器によって生成された出力信号を距離値に変換するために、変換器を設けてもよい。信号発生機構は、前記距離値と所望距離値の範囲とを比較し、かつ、その値が所望距離値の範囲内に収まるか否かに従って胸部圧迫力及び周波数に関する指示信号を送信するための機構を備えてもよい。

上述のように提供された携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニターは、自動胸部圧迫機構と共に使用してもよく、このとき、携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニターは、自動胸部圧迫機構が被救護者に対して胸部圧迫を行う方法を制御し、これにより、所定の胸部の変位及び圧迫周波数のパラメータに従って被救護者に対して効果的にＣＰＲを実施することができる。そのような携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニターは、さらにＥＣＧモニタと共に用いられてもよい。ＥＣＧ信号の読取りを容易にするため、特に、ＣＰＲを停止することなくＣＰＲ被救護者の心拍リズムの読取りを容易にするために、胸部圧迫によって誘発されたアーティファクトをＥＣＧ信号から除去するか又は抑制するために、ＥＣＧ信号増加器を設けてもよい。

携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニターの典型的な実施形態の説明図である。 シミュレーションのＣＰＲ被救護者の胸部に対して手動の圧迫を行うことで生じる信号であって、測定された信号及び計算された信号を比較した波形図である。 ＣＰＲ胸部圧迫をモニタリングするための携帯型モジュールの典型的な機構レイアウトの斜視図である。 図３に示すモジュールの側面図である。 本発明に係るＣＰＲモニタリング装置の種々の実施形態を利用してＣＰＲ被救護者にＣＰＲを実施する救護者を示す。 本発明に係るＣＰＲモニタリング装置の種々の実施形態を利用してＣＰＲ被救護者にＣＰＲを実施する救護者を示す。 本発明に係るＣＰＲモニタリング装置の種々の実施形態を利用してＣＰＲ被救護者にＣＰＲを実施する救護者を示す。 種々の蘇生援助器具につながれたＣＰＲ被救護者を示す。 検出された加速度信号を変位値に変換するために、図１に示す胸部圧迫モニタによって利用されるプロセスのフローチャートである。 ＣＰＲの実施を受けるＣＰＲ被救護者を含むシステムであって、その一方で、ＣＰＲ被救護者につながれたＥＣＧモニタが測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍを生成するシステムのモデルを示す説明図である。 測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍを、測定されて処理されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ´に変換するためのモデルを示す。 各波形ａ_ｒ，ｅ_ｍ，ａ_ｐ，ｅ_ｍ´を示す波形図である。 患者へのＣＰＲの実施を含み、胸部圧迫をモニタリングし、測定された加速信号を生成し、かつ、測定されたＥＣＧ信号を生成する他のシステムのモデルを示す。 システムを識別し、かつ、この識別されたシステムを用いて、測定されて処理されたＥＣＧ信号、すなわちＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去するように処理された信号を生成する機構である、本発明の特定の態様に従って提供される機構を示す。 第１実施形態に係るＥＣＧ信号プロセッサのブロック図である。 第２実施形態に係るＥＣＧ信号プロセッサのブロック図である。

図１は、ＣＰＲを実施する間の胸部圧迫の速度および深さを測定するための携帯型ＣＰＲ胸部圧迫モニタの一つの実施形態の概略図である。図示したモニタ１０は、心肺機能蘇生法（ＣＰＲ）の効果的実施を促進するように胸部圧迫を測定し、かつ促すためのモニタリングシステムの特定の実施例である。このシステムは、変位検出器と信号発生機構とを備える。変位検出器は、ＣＰＲ被救護者の胸部の脊椎方向への変位を示す変位指示信号を生成して出力する。信号発生機構は、周波数および胸部変位パラメータを所望の範囲内に変化させて維持するように、胸部に加えられる胸部圧迫力と圧迫の周波数とについて指示するための胸部圧迫指示信号を提供する。モニタリングシステムには、装置の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を出力する傾斜センサ機構を備えた傾斜補償器をさらに設けてもよい。モニタリングシステムは、出力された傾斜補償信号に従って、測定された加速度信号から計算された変位値を調整する調整器をさらに有していてもよい。

図示した実施例では、携帯型ＣＰＲ圧迫モニタ１０が設けられている。それは、インターフェース２６を介してマイクロプロセッサ２８に接続されている加速度計１２を備えた変位検出器を有する。図示したインターフェース２６は、パラレルまたはシリアルのインターフェースを備えてもよく、また、これは内部（マイクロプロセッサ２８が一つの一体型の一部として設けられている場合）に設けられても、外部（マイクロプロセッサ２８が別体の装置として設けられている場合）に設けられてもよい。前記信号発生機構は、インターフェース２６を介してマイクロプロセッサ２８に接続された入力を有する可聴インジケータ（すなわちスピーカ）１８を備えている。直流電圧電源２０は、スイッチ２２とグラウンドとの間に接続され、上述した加速度計１２および可聴インジケータ１８を含む図示したモニタ１０の種々の構成要素に給電するための直流電圧＋Ｖを供給する。第１ジャイロスコープ２４および第２ジャイロスコープ２５を有する傾斜補償装置が設けられている。それらは、インターフェース２６を介してマイクロプロセッサ２８に接続された出力をそれぞれ有する。

図示したモニタは可聴インジケータを使用するが、別のタイプのインジケータが追加で、または代替として使用されてもよい。例えば、インジケータは、振動機構や可視インジケータ（例えば点滅するＬＥＤ）などを備えてもよい。

図示したモニタ１０は、加速度計１２により生成された加速度信号を２回積分することによって胸部の変位を決定する。マイクロプロセッサ２８は、加速度信号を２回積分することを含む、図示したモニタ１０の種々の機能を実行するために必要な計算を処理するために設けられている。加速度計１２は、Analog Devices ADXL05のような高品質で安価な加速度計であるのが好ましい。

ADXL05加速度計は、単一モノリシックＩＣに設けられた完全な加速度測定システムを有する。それは、ポリシリコンの表面を有するマイクロマシン構成のセンサと、信号調整回路とを備え、これらの構成要素は力均衡コントロールループを実装する。加速度計は、最大で±５ｇのレベルまでの正負両方の加速度を測定できる。前記センサは、４６個の単位セルと、共通のビーム(common beam)とを有する。単位セルは、独立した複数の固定プレートと、加えられた加速度に応じて移動するメインビームに取り付けられた中央プレートとを有する、差動コンデンサ(differential capacitor)を構成する。これらのプレートは、直列に接続された２つのコンデンサを形成する。センサの固定コンデンサプレートは、２つの１ＭＨｚの矩形波により差動的に駆動される。これら２つの矩形波の振幅は等しいが、それらの位相は互いに１８０度ずれている。静止しているとき、２つのコンデンサの値は同じであり、それゆえ、それらの電気的中心（すなわち中央プレート）での電圧出力はゼロである。加速度が加えられたとき、共通の中央プレートまたは“ビーム”は、固定プレートの一方に接近しかつ他方から離れるように移動する。このことは、２つの静電容量に不一致を生じさせ、その結果、中央プレートで出力信号を生じる。前記出力信号の振幅は、前記センサが受ける加速度の量に応じて変化する。

ＴＴＬ“高”レベル電圧（＞＋２．０Ｖｄｃ）を加速度計の自己試験ピンに印加することによりＡＤＸＬ０５加速度計で自己試験を開始できる。これにより、チップは、−５ｇ（装置の最大負出力）に相当する量でビームを移動させる偏向電圧(deflection voltage)を当該ビームに印加する。

動作中に、圧迫モニタ１０の加速度計は、単なる垂直方向だけの移動に限られず種々の方向に移動することになる。換言すれば、モニタ１０は、ＣＰＲの実施中にＣＰＲ被救護者の胸部上で傾くことになり、これにより、加速度計１２により示される直線運動が、傾斜によって誘発される非線形運動(non-linear tilt-induced movements)により変えられることになる。したがって、図示した実施形態では、胸部に対する装置の傾斜で誤差を生じることなく、被救護者の脊椎に対する胸部の正確な変位の決定を容易にするために、上述した傾斜センサ機構が設けられている。第１ジャイロスコープ２４は、第１水平縦軸の周囲で測定される角速度を示す角速度信号を生成する。第２ジャイロスコープ２５は、前記第１水平縦軸と直交して位置する第２水平縦軸の周囲で測定される角速度を示す角速度信号を出力する。これらの角速度信号が積分されて角変位信号が得られ、これらの角変位信号は、測定された直線変位をモニタ１０の傾斜について補正するのに使用可能である。

第１および第２ジャイロスコープ２４，２５は、Murata Gyrostar（圧電ジャイロスコープ（ＥＮＣ０５Ｅ））で構成されてもよい。この商業的に入手可能なジャイロスコープは、約２０×８×５ｍｍの大きさで、カムコーダの映像の安定化のような大量のアプリケーションのために設計されている。このジャイロスコープはコリオリの原理を利用しており、このことは回転座標系(rotational framework)における直線運動がその直線運動に直交する幾らかの力を有することを意味する。コリオリ力は、検出された後、プリズムバーに取り付けられた圧電変換素子により電圧出力に変換される。前記電圧出力は、検出される角速度に比例する。図示した実施形態では、２つのジャイロスコープは、干渉を避けるために僅かに異なる周波数で駆動される。

インターフェース２６は、シリアルまたはパラレルのインタフェースを備えたことに加えて、Ａ／ＤおよびＤ／Ａ変換器をさらに備えてもよく、この場合、変位量を指示して正しい速度（毎分８０−１００回の圧迫）でＣＰＲを促すための音変換器１８を駆動するＤ／Ａ変換器が含まれる。加速度計１２からの出力は、デジタル化と、マイクロプロセッサ２８によるその後の解析のために、インターフェース２６の一部として設けられたＡ／Ｄ変換器を介して送られる。同様に、第１および第２ジャイロスコープ２４，２５のそれぞれからの出力は、インターフェース２６の一部として設けられたＡ／Ｄ変換器を介してマイクロプロセッサ２８に送られる。

マイクロプロセッサ２８は、モニタ１０を含む携帯型一体モジュールの一部として設けられている。あるいは、ラップトップコンピュータのような分離したコンピュータが、図示したモニタ１０の（外部インターフェースとして機能する）インターフェース２６に接続されて設けられてもよい。

加速度計およびジャイロスコープを利用した別のタイプの慣性固有受容装置（Inertial Proprioceptive Device）に関するさらなる情報は、非特許文献４において提供され、その内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。

図２は、シミュレーションの被救護者胸部アセンブリにより生成された信号を示す。このシミュレーションの模造胸部アセンブリは、しっかりと支持されたベースにブロックを連結するスプリングを備えて構成されていた。ブロックを垂直な位置に整列した状態に維持するとともにブロックの垂直移動を容易にするために、シャフトに取り付けたブロックの内部に直線ベアリングが設けてあった。胸部のコンプライアンスに似せてブロックの移動をゆっくりにするために、ダンパーがブロックに連結されていた。ブロックの垂直変位は、位置変換器（ＬＶＤＴ）により測定された。力変換器が、アルミニウムブロックの頂部に取り付けられ、ＣＰＲのような圧迫の結果としての出力の力を示す信号を提供した。前記アセンブリは、人間の胸部の粘弾特性によく似せるように、設計されかつ較正された。力変換器は標準重量をもって較正され、変位変換器は定規をもって較正された。加速度計（ANALOG DEVICES^R ADXL-05）は適当な付勢およびフィルタリング構成要素によって回路基板に取り付けられ、回路基板はアルミニウムホルダに取り付けられた。加速度計アセンブリが模造胸部上に配置され、手による圧迫が実施された。

図２は、模造胸部を手によって圧迫する間の、（ＬＶＤＴにより測定された）実際の変位と、加速度計アセンブリからの加速度信号を用いて計算された変位との比較を示す。加速度信号は２回積分され、測定された変位および加速度とともに図示した。図示した信号波形は、時間の経過を表す横座標と、ミリメータの変位または加速度ｇのいずれかの値を表す縦座標とに関して表示されている。図示した波形は、加速度信号３０、測定された距離信号(distance signal)３２、および計算された距離信号３４を含む。図２は、計算された変位と測定された変位の一致度または近似度、特に、重要なパラメータである最大変位の一致度または近似度を示す。

図３，４は、例えば図１に示す概略図に従って実装された圧迫モニタ１０を有する携帯型モジュールの例示的な機械的構成を示す。図示したモジュール１１は、外側フランジ部３７を有する円形ベース３６を備える。ベース３６上には、回路基板３８が取り付けられている。回路基板３８は、留め具４０によりベース３６に固定されている。第１および第２ジャイロスコープ２４，２５、加速度計１２、インジケータ１８、電源２０、およびインターフェース２６を含む複数の構成要素が基板３８上に直に取り付けられている。

図示したモジュールは、直径が約３インチで、高さが約０．５インチである。図３は、回路基板３８上に互いに対して直角に取り付けられた第１および第２ジャイロスコープ２４，２５を示す。第１および第２ジャイロスコープ２４，２５は、各縦軸のそれぞれの周囲の角速度を測定する。図示した加速度計１２は、ＴＯ−１００パッケージ（１０ピン缶）内に収容され、加速度を検出する軸（垂直軸）が回路基板３８の平面に直交する。加速度計１２は、堅固な取付面を与えるとともに回路基板３８との電気的接続を与える直角サポート４３に取り付けられている。

図５−７は、ここに開示する図示した圧迫モニタ１０に関連して利用できる携帯型装置の種々の実装を示す。

図５は、被救護者４７に対してＣＰＲを実施する救護者４６を示す。救護者の手は、被救護者の胸部に対して、適当な位置で接触して置かれている。圧迫モニタ１０は、救護者がＣＰＲの間に被救護者の胸部に力を加える位置に近接した位置で、救護者の手首の一方に取り付けられている。図示したモニタ１０は、モニタのハウジング部に連結されたマウント(mount)を有する。図示した実施形態では、マウントは、取り外し可能な固定機構、すなわち（図１に示すようなモニタ１０の種々の構成要素を収容する）ハウジング部５０を救護者の腕（手首）に取り外し可能に固定するバンド４８を有する。

図６では、圧迫モニタ１０は、ハウジング５０と、その下に位置させた圧迫力伝達部(translating piece)５２とを備え、圧迫力伝達部５２は、救護者により所望領域においてＣＰＲ被救護者の胸部に対して下向きに加えられる力を、被救護者の脊椎に向かう方向に集中させる。図６に示す携帯型モニタ１０は、前記携帯型装置から離れた計算装置（図示せず）に測定された信号を送るためのケーブル４４を有していてもよい。あるいは、プロセッサがハウジング５０内に一体的に設けられてもよく、その場合にはケーブル４４は必要なくなる。

図７では、携帯型モニタ１０は一つのディスク状ハウジング５０を有し、そのハウジングの上に救護者４６が手を置く。このように、図６，７に示す圧迫モニタ１０のバージョンのそれぞれによれば、救護者４６がＣＰＲの間に被救護者の胸部に力を加える位置に近接した位置で、救護者４６の手から下向きに作用する力を直接受けるための受け部を、ハウジング５０の上部に設けてある。ハウジング５０がマイクロプロセッサを既に収容しているかどうかに応じて、ハウジング５０内の電気要素を、例えば外部の信号モニタリングシステムまたはコンピュータに接続するための外部ケーブル４４を設けてもよい。ＥＣＧ電極５４がＥＣＧ信号線５６およびＥＣＧモニタリング装置（図示せず）のそれぞれに接続されている。

ＥＣＧ信号を表示および／または処理するために、図示した圧迫モニタ１０内に所定の機構（例えば、それ自体で完備したＥＣＧディスプレイ）が設けられてもよく、したがって、その場合にはＥＣＧ信号線５６が圧迫モニタ１０に接続されてもよい。

動作中に、図５−７に示す実施形態のいずれかの図示した圧迫モニタ１０は、被救護者の脊椎方向への被救護者の胸部の変位を示す変位指示信号を生成することによりＣＰＲの効果的実施を促進することになる。具体的には、装置１０内に設けた可聴インジケータは、適正な胸部変位が達成されたときを示すために変調される。すなわち、所望の範囲内の胸部変位が救護者４６により達成されたとき、可聴インジケータは第１ピッチを有する変調信号を出力することになり、一方、変位が前記範囲外であれば、変調信号の周波数は第２ピッチになる。可聴な指示信号の振幅は、胸部圧迫の所望の周波数に一致するようにパルス化されてもよい。あるいは、可聴インジケータは、適当な信号処理構成要素と共に、救護者に対することばの指示、すなわち救護者に対する音声指示を提供できる。あるいは、適当な速度で圧迫するようにユーザに促すためにビープ音を発する音変換器を設けてもよい。

図８は、被救護者にＣＰＲを自動的に実施するための自動圧迫装置５９を含む、種々の蘇生補助装置に接続されたＣＰＲ被救護者を示す。より具体的には、自動圧迫装置５９は、所望の胸部圧迫周波数で被救護者の脊椎に向かう方向に所望の胸部変位を生じさせるために、被救護者の胸部に対して内方径方向の力を加える。

被救護者に接続される追加の装置は、エアーチューブ６０に連結された換気マスク５８と、ＥＣＧ電極及びこれに対応するＥＣＧ信号線５６と、細動除去電極６２と、ＣＰＲ胸部圧迫モニタ１０´とを含み、ＣＰＲ胸部圧迫モニタ１０´は、検出された加速度信号を含む、それにより生成された信号を伝送するためのケーブル４４に接続される。

全体のアセンブリは、自動化された方法で被救護者４７の蘇生を促進する。このような構成は、例えば被救護者が救急車で搬送されている場合を含む種々の状況において特に有効である。被救護者が搬送される間も蘇生の試みが継続されることになれば、被救護者を病院に搬送する間にできるだけ早く蘇生の試みを行うことにより助かる可能性が増加する。

図示するように、被救護者は換気マスク５８を含む換気装置に接続され、これにより呼吸の試行を実施することを可能にする。ＥＣＧモニタ装置（図示せず）に接続されたＥＣＧ信号線５６によって患者の心電図および関連する心拍リズム情報をモニタリングすることができる。ＣＰＲは、自動圧迫装置５９により自動的に実施可能である。細動除去装置（図示せず）に細動除去線６４を介して接続された細動除去電極６２の使用により、適切なタイミングで細動除去を実施できる。自動圧迫装置５９は圧迫モニタ１０´により生成される信号によって制御可能であり、これにより適当な圧迫力を適当な周波数で被救護者の胸部に加えることができる。

また、圧迫モニタ１０´により生成された加速度信号は、ケーブル４４を介して読み出すことができ、ＣＰＲの実施と同時に、ＥＣＧ信号線５６を介して得られるＥＣＧ信号を処理するために使用可能である。より具体的には、ＣＰＲが実施されるとき、ＥＣＧ信号はその影響を受けて、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクト(CPR-induced artifact)を含む可能性がある。ＥＣＧ信号を処理するためにＥＣＧプロセッサ（詳細後述）が設けられてもよく、これにより、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトが除去され、結果として得られる処理されたＥＣＧ信号を、意味があり、かつ、理解可能なものにする。

自動圧迫装置５９は、例えば、Dr. Henry Halperinの名前で本出願と同時かつ同日に出願され、本願と共通の譲受人に譲渡された同時係属特許出願に開示されるＣＰＲベスト装置（CPR vest apparatus）を備えていてもよく、または、特許文献５(Halperin等)に開示されるような自動ＣＰＲシステム（Automated CPR system）を備えていてもよい。これら各文献の内容は、ここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。

図８に示すアセンブリでは、自動圧迫装置とともに自動圧迫コントローラ（図示せず）が設けられ、前記自動圧迫コントローラの制御の下で被救護者４７の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者Ｓ４７に対してＣＰＲが実施される。自動圧迫コントローラは、圧迫モニタ１０´から胸部圧迫指示信号を受信し、その胸部圧迫指示信号に従って、ＣＰＲ被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を制御する。

図９は、図１に示す圧迫モニタ１０により生成された加速度信号および傾斜信号を変位指示信号に変換するとともに前記変換を較正する処理を示すフローチャートである。図示した処理は、例えば、図１に示す実施形態におけるマイクロプロセッサ２８により実行されてもよい。

最初のステップＳ２では、加速度信号が直線変位ｘに変換される。そして、ステップＳ４では、第１および第２ジャイロスコープ２４，２５のそれぞれにより出力された角速度信号が角変位θ_１およびθ_２にそれぞれ変換される。ステップＳ６では、前記変位ｘが傾斜について補償され、これにより、傾斜について補償された直線変位値ｘ_ｔが生成され、この値はｘ＋ａ×θ_１＋ｂ×θ_２に等しい。

各胸部圧迫サイクル（通常６００−７００ｍｓ）の間に、装置は２度すなわち圧迫の頂点と底で静止することになる。これら２つの時点は、垂直加速度が０になるとともに速度の方向の変化があるので容易に特定できる。したがって、ステップＳ８で、装置が頂点または底にあるかどうかについて決定がなされる。もしそうであれば、ステップＳ１０で直線変位変換が較正される。もしそうでなければ、処理はステップＳ２に戻る。ステップＳ１０で直線変位変換を較正する際に、休止点で測定を行うことにより、システムを再較正して、加速度を直線変位ｘに変換するのに利用される（後述の）等式から成分ｖ_０，ｘ_０を消去する。

（加速度計からの）加速度信号を直線変位に変換するためのアルゴリズム、および（ジャイロスコープからの）角速度信号を角変位に変換するためのアルゴリズムはよく知られている。一般に、慣性航法システムは、並進運動および回転運動のための基本運動方程式から位置と向き(orientation)を決定できる。ある物体について、各時間ステップ(time step)ｔにおいて回転速度ｗが検出された場合、当該物体の向きは、次式（１）によって与えられる。

（１） θ＝θ_０＋ｗｔ
ここで、θは方向角度に等しく、ｔは時間ステップに等しく、ｗはジャイロスコープにより出力された回転速度である。

同様に、位置は並進運動の運動方程式により見出される。
（２） ｘ＝ｘ_０＋ｖ_０×ｔ＋（０．５）ａ×ｔ^２
ここで、ｘは位置に等しく、ｖは速度に等しく、ａは加速度計により出力された加速度に等しい。

等式（１），（２）により運動と位置を推定できる。あるいは、カルマンフィルタ状態推定アルゴリズムを用いて運動および位置を推定してもよい。システムの時間依存の運動および位置がいったん推定されると、ニューラルネットワーク、隠れマルコフモデル(hidden Markov model)、または整合フィルタ(matched filter)のようなパターン認識スキームが、その運動データを使って実行されてもよい。真の垂直変位ｘ´は、一つの並進(translational)変位と２つの角変位ｘ，θ_１，θ_２の組合せとして推定されてもよい。垂直から±３０度の予想される角偏差範囲内では、以下の簡単な等式（３）が成り立つことが期待される。
（３） ｘ_ｔ＝ｘ＋ａ×θ_１＋ｂ×θ_２

係数ａ，ｂは、最良の線形あてはめの方法(linear fit methods)と、より複雑な非線形モデルとのうちの適当なものを使って経験的に決定されてもよい。

熱ドリフト(thermal drift)が一要因である場合には、温度補償のために追加の回路構成を圧迫モニタの一部として設けてもよい。

蘇生が進行中である間、ヘルスケア担当者が患者のＥＣＧの変化、特に患者の心拍リズムの変化を連続的に認識していることがきわめて重要である。心拍リズムの不正確な評価は、不適当な治療につながり得る。しかしながら、ＣＰＲが実施されるとき、測定されるＥＣＧ信号には、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトが存在することになり、これは解釈を難しくする。図１０−１６は、この問題に対処するための種々のシステムモデル、解析波形図、および提案されるＥＣＧ処理の実施形態を示す。

図１０に示すように、例えばＥＣＧ信号線５６上で得られる測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍは、真のＥＣＧ信号ｅと真のＣＰＲノイズ信号ａ（ＣＰＲによって誘発されたアーティファクト）との合計に等しいと仮定できる。本発明の目的は、測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍが入力されるサブシステムであって、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを含まない、測定されて処理されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ´を出力するサブシステムを提供することにある。

ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去するための最初の方法として、図１１に示すような帯域通過フィルタ６６が使用されてもよい。この方法では、測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍは、真のＥＣＧ信号ｅとＣＰＲノイズの重ね合わせとして見られる。フィルタ６６は、アーティファクトをできるだけ抑えながら、できるだけ多くのＥＣＧ信号を選択的に保つ。この方法による問題は、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトから真のＥＣＧ信号を分離するのが、それら各信号の成分が周波数領域の同じ部分に同時に存在するので困難であるということにある。

図１２は、ＣＰＲに影響されたＥＣＧ信号の処理に関係のある幾つかの波形を示す。最初の波形ａ_ｒは、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを“表す”測定可能な信号を表す。その信号は、力、加速度、距離、速度、運動、またはベスト（vest）の信号で構成されてもよく、これらのうちのそれぞれは、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトに係る何らかの様相を表す。図示した実施形態では、信号ａ_ｒは、図１に示す装置の加速度計１２により生成された加速度信号からなる。

次の波形は、ＣＰＲの実施中に測定された測定ＥＣＧ信号ｅ_ｍである。さらに次の波形ａ_ｐは、予測されるアーティファクトである。最後の波形ｅ_ｍ´は、ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去するように処理されている、測定されて処理されたＥＣＧ信号である。図１２に示す測定されて処理されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ´は、後述するような線形予測フィルタリング(linear predictive filtering)を用いて生成された。

真のＥＣＧ信号ｅとアーティファクト成分ａが時間領域および周波数領域の両方で重なっているとき、前記アーティファクトに相関する別個の信号が利用できるのであれば、真のＥＣＧ信号ｅとアーティファクト成分ａとを区別することはなお可能である。測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍを生じさせるシステムは、真のＥＣＧ信号ｅとアーティファクト波形ａとの合計としてモデル化される。このモデルを図１３に示す。真のＣＰＲノイズ信号ａは、測定可能な入力ａ_ｒにより乱される線形システムＨの出力として処理される。

ここに開示する実施形態による線形予測フィルタリングの目的は、加速度信号ａ_ｒを、測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ内のアーティファクト成分すなわちａからなる波形に変換する線形システムＨを特定する(identify)ことにある。このシステムが特定されれば、入力として加速度信号ａ_ｒを用いてシミュレーションのシステムＨの出力ａ_ｐをとることにより、線形予測フィルタリングを用いてアーティファクト成分を予想することができる。この線形予測信号ａ_ｐを測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍから減算したときに結果として得られる信号が、処理されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ´として図１４のシステムの出力において示した、推定された真のＥＣＧ信号である。

図１５は、図１４の実施形態に示すシステム特定プロセス(system identification process)７０の特定の例示の実施形態を示す。このシステム特定ブロック７０は、相関する信号入力ａ_ｒ８６と相関しない信号入力ｅ_ｍ８８を有する。相関する信号入力８６は、第１のＦＦＴ７６に入力される一方、相関しない信号入力８８は第２のＦＦＴ７８を介して入力される。第１のＦＦＴ７６の出力は、自己スペクトル計算機８０と、クロススペクトル(cross-spectrum)計算機８２とに入力される。第２のＦＦＴ７８の出力は、クロススペクトル計算機８２に入力される。

第１のＦＦＴ７６の出力は、測定された信号ａ_ｒの周波数領域表現であり、第２のＦＦＴ７８の出力は、測定されたＥＣＧ信号ｅ_ｍの周波数領域表現である。自己スペクトル計算機８０は、入力信号の自己スペクトルＳ_ＡＡを出力する一方、クロススペクトル８２は、観測された入力信号および出力信号の間のクロススペクトルＳ_ＡＥを出力する。これらは、例えば、非特許文献５及び６で開示されるようなフーリエ変換技術を用いて計算可能であり、これらの文献の内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。

それから、入力信号の自己スペクトルＳ_ＡＡは、複素除算器(complex divider)８４の分母入力に入力される一方、（観測された入力信号および出力信号の間の）クロススペクトルＳ_ＡＥは、前記除算器８４の分子入力に入力される。除算器８４は、その入力信号に対して複素除算を実行することにより、その出力９０において、推定される伝達関数(transfer function)Ｈの複素表現を生成する。伝達関数Ｈは、加速度計により出力された加速度信号や測定されたＥＣＧ信号を含んでもよい入力信号の新しい短いセグメントから周期的に更新可能である。図１４に示すシステムにより出力される、処理されたＥＣＧ信号ｅ_ｍ´は、重ね合わせおよび加算の技術を利用して生成される。

線形システムであるシステムＨに代えて、測定されたＥＣＧ信号からＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを減ずるために非線形システムが代わりに使用されてもよい。

図１４，１５に示すシステムに代えて、逐次最小二乗（ＲＬＳ）サブシステム９０が図１６に示すように設けられてもよい。

逐次最小二乗法によれば、新しいデータサンプルがサブシステムの入力のそれぞれに入力される毎に、逐次モデルが処理の進行とともに変更される。図１６に示すようなＲＬＳサブシステムをつくるために逐次最小二乗法を利用する技術は、その技術分野において公知である。例えば、非特許文献７を参照してもよく、その文献の内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。

以下は、ＲＳＬサブシステムを使用するための基礎を形成することができる例示のプログラムリストである。
ここで、ｘは入力（加速度）、ｙは測定される出力、ｚは予測される出力である。

本発明は例示の実施形態の方法で説明されてきたが、ここで使用されている言葉は、限定の言葉ではなく説明の言葉であると理解される。そのより広い態様において本発明の範囲および精神から逸脱することなく、添付の請求の範囲の範囲内で変更がなされてもよい。本発明はここにおいて特定の構造、材料、および実施形態を参照して説明されてきたが、本発明は説明された特定のものに限定されない。むしろ、本発明はすべての適当な均等の構造、機構および用途に広がる。

１０…携帯型ＣＰＲ圧迫モニタ、
１２…加速度計、
１８…可聴インジケータ、
２４，２５…ジャイロスコープ、
２６…インターフェース、
２８…マイクロプロセッサ。

Claims (18)

1. 心肺機能蘇生法（ＣＰＲ）の効果的な実施を促進するために胸部圧迫の測定及び指示を行うシステムであって、
   ＣＰＲ被救護者の脊椎方向への胸部の変位を示す変位指示信号を生成する変位検出器と、
   圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、上記胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する胸部圧迫指示信号を提供する信号発生機構とを備えたシステム。
2. 上記システムは、
   自動コントローラと、
   上記自動コントローラの制御下で上記ＣＰＲ被救護者の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者にＣＰＲを実施する自動圧迫装置とをさらに備え、
   上記自動コントローラは、上記信号発生機構から上記胸部圧迫指示信号を受信し、上記胸部圧迫指示信号に従って上記ＣＰＲ被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を制御する請求項１記載のシステム。
3. 上記変位検出器は、動作信号を生成する動作検出器を備え、
   上記システムは、上記動作信号を距離値に変換する変換器をさらに備え、
   上記信号発生機構は、上記距離値を所望範囲と比較する比較器を備えた請求項１記載のシステム。
4. 上記動作検出器は、測定された加速度信号を生成する加速度計を備え、
   上記変換器は、上記加速度信号を直線変位値に変換する積分器を備えた請求項３記載のシステム。
5. 上記システムは、
   装置の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を出力する傾斜センサ機構を備えた傾斜補償器と、
   上記傾斜補償信号に従って上記距離値を調整する調整器とをさらに備えた請求項４記載のシステム。
6. 上記システムは、上記変位検出器を少なくとも備える携帯型装置を備えた請求項１記載のシステム。
7. 上記携帯型装置は、ハウジング部に連結されたマウントを備え、
   上記マウントは、救護者がＣＰＲを実施する間に上記ＣＰＲ被救護者の胸部に力を作用させる位置に最も近い上記救護者の腕に上記ハウジング部を取り外し可能に固定するための取り外し可能な固定機構を備えた請求項６記載のシステム。
8. 上記携帯型装置は、救護者がＣＰＲを実施する間に上記ＣＰＲ被救護者の胸部に力を作用させる位置に最も近い上記救護者の手からの下向きに作用する力を直に受けるための、救護者の手の受け部を備えた請求項１記載のシステム。
9. 上記携帯型装置は胸部接触部をさらに備え、
   上記救護者の手の受け部は、上記救護者の手からの下向きに作用する力を上記胸部接触部に伝え、これによりＣＰＲを実施する間に上記胸部接触部は上記ＣＰＲ被救護者の胸部に上記伝えられた力を作用させる請求項８記載のシステム。
10. 救護者がＣＰＲ被救護者にＣＰＲを実施する間におけるＣＰＲ被救護者の脊椎方向へのＣＰＲ被救護者の胸部の動作を示す、測定された動作信号を受信する第１入力と、
    ＣＰＲを実施する間における測定されたＥＣＧ信号を受信する第２入力と、
    上記測定された動作信号および上記測定されたＥＣＧ信号を受信し、上記測定されたＥＣＧ信号に含まれるＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを特定するＣＰＲ誘発アーティファクト特定器と、
    上記測定されたＥＣＧ信号から上記ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、処理されたＥＣＧ信号を生成するＣＰＲ誘発アーティファクト除去器とを備えたＥＣＧ信号プロセッサ。
11. 上記ＣＰＲ誘発アーティファクト特定器は、推定される線形システムＨを特定するシステム特定器を備えた請求項１０記載のＥＣＧ信号プロセッサ。
12. 心肺機能蘇生法（ＣＰＲ）の効果的な実施を促進するために胸部圧迫の測定及び指示を行う方法であって、
    ＣＰＲ被救護者の脊椎方向への胸部の変位を示す変位指示信号を生成することと、
    圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、上記胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する胸部圧迫指示信号を提供することとを含む方法。
13. 上記方法は、
    自動コントローラと、上記自動コントローラの制御下でＣＰＲ被救護者の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者にＣＰＲを実施する自動圧迫装置とを用いることと、
    上記自動コントローラにおいて上記胸部圧迫指示信号を受信することと、
    上記胸部圧迫指示信号に従って上記ＣＰＲ被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を上記自動コントローラを用いて制御することとを含む請求項１２記載の方法。
14. 上記変位指示信号を生成することは、
    動作信号を生成する動作検出器を使用することと、
    上記動作信号を距離値に変換することと、
    上記距離値を所望の範囲と比較することとを含む請求項１２記載の方法。
15. 上記動作信号を生成することは、測定された加速度信号を生成することを含み、
    上記変換することは、上記加速度信号を積分して直線変位値を生成することを含む請求項１４記載の方法。
16. 上記方法は、
    上記動作検出器の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を生成することと、
    上記傾斜補償信号に従って上記距離値を調整することとをさらに含む請求項１５記載の方法。
17. 救護者がＣＰＲ被救護者にＣＰＲを実施する間におけるＣＰＲ被救護者の脊椎方向へのＣＰＲ被救護者の胸部の動作を示す、測定された動作信号を受信することと、
    ＣＰＲを実施する間における測定されたＥＣＧ信号を受信することと、
    上記測定された動作信号および上記測定されたＥＣＧ信号を受信し、上記測定されたＥＣＧ信号に含まれるＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを特定することと、
    上記測定されたＥＣＧ信号から上記ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、処理されたＥＣＧ信号を生成することとを含むＥＣＧ信号処理方法。
18. 上記ＣＰＲによって誘発されたアーティファクトの特定は、推定される線形システムＨを特定することを含む請求項１７記載のＥＣＧ信号処理方法。

Images