JP6034539B1 - Cpr中の自己心拍再開の決定 - Google Patents
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Abstract
関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開(ROSC)の総合確率(Ptot)を決定する装置(100)及び方法が提供され、これは、CPR処置中に関連患者から取得された光電容積脈波データ(328、330)の組を受け取る入力と、1つ以上のパラメータに基づいてROSCの総合確率(Ptot)を計算するよう、1つ以上の所定のアルゴリズム(321、322、323、324)に従った1つ以上のプロセスを実行するように構成されたプロセッサ(112)とを有し、上記1つ以上のプロセスは各々、及び/又は組み合わせで、例えば自己心拍再開に関係しない任意の信号など、CPRプロセスに由来する課題を解決するように構成される。実施形態において、これらの装置及び方法は、ROSCの総合確率を決定する際に複数のプロセスを当てにする。
Description
本発明は、自己心拍再開(return of spontaneous circulation)を決定する分野に関し、本発明は特に、心肺機能蘇生(cardiopulmonary resuscitation)中に自己心拍再開を決定する装置、方法及びコンピュータプログラムに関する。
心停止患者に対する心肺機能蘇生は、非常に低い生存率(5−10%)を伴う緊急処置である。胸部圧迫の質が、成功裏の除細動及び転帰にとって極めて重要であることが、広く認められている。
特許文献1は、患者内の生理学的信号を評価することによって患者の心拍が決定されることを記載している。一形態において、例えば光検出器モジュールの近傍の全体的な血液量における脈動した変化などの生理学的信号を突き止めるために、医療装置が、患者内に透過した光の光学特性を評価する。これらの特徴を用いて、その医療装置は、患者に心拍が存在しているかを決定する。その医療装置はまた、脈拍がない状態であることに加えて、患者がVF、VT、収縮不全、又はPEAの状態にあるかを報告するとともに、生理学的信号の文政に応じて、例えば胸部圧迫、人工呼吸、除細動、及びPEA特有の電気療法など、異なる治療を促すように構成され得る。ペーシング刺激を用いた心拍の自動捕捉が更に提供される。
非特許文献1は、自動化CPRを受けているブタで同時に記録された光電容積脈波(photoplethysmogram;PPG)及び動脈圧信号を遡及的に分析することによって、CPR中に自発心拍の存在及び心拍数を検出するPPGの可能性の調査を開示している。非特許文献2は、1つの“自己心拍再開(return of spontaneous circulation”(ROSC)予測因子である中央勾配(median slope)の時間的推移に対するCPR及び圧迫品質変数の影響に関するモデルを策定するという概念を開示している。これは、心室細動及び心室頻拍の最中に心電図から抽出されることができ且つ或る程度まで細動後のROSCを予測することができる特徴である。
しかしながら、関連患者に実行されている胸部圧迫シーケンスの中断に伴う不利益を最小化することが、1つの目標として理解され得る。
従って、胸部圧迫シーケンスの中断に伴う不利益を最小化することを可能にする改善された装置、方法及びコンピュータプログラムが有利となろう。
W.C.G.R.等,"Detection of a spontaneous pulse in photoplethysmograms during automated cardiopulmonary resuscitation in a porcine model",RESUSCITATION,vol.84,2013,pp.1625-32,XP55125349
GUNDERSEN K等,"Chest compression quality variables influencing the temporal development of ROSC-predictors calculated from the ECG during VF",RESUSCITATION,ELSEVIER,IE,vol.80,no.2,2009-02-01,pp.177-182,XP025771817,ISSN:0300-9572,DOI:10.1016/J.RESUSCITATION.2008.09.011[2008-12-06検索]
胸部圧迫シーケンスの中断に伴う不利益を最小化することを可能にする改善された装置、方法及びコンピュータプログラムを提供することが有利となろう。本発明の更なる1つの目的は、従来技術に対する代替策を提供することである。
第1の態様において、本発明は、関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開の総合確率を決定する装置を提供し、当該装置は、
前記CPR処置中に前記関連患者から取得された光電容積脈波データのセットを受信する入力と、
プロセッサであり、
前記光電容積脈波データにアクセスし、
前記光電容積脈波データに基づいて、例えばユーザ入力を要しない1つ以上のプロセスなどの、例えば1つ以上の自動化可能なアルゴリズムなどの、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行して、該1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)を計算し、且つ
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づいて、自己心拍再開の前記総合確率(Ptot)を計算する
ように構成されたプロセッサと、
自己心拍再開の前記総合確率(Ptot)に基づく自己心拍再開確率信号を提供するように構成された出力と
を有する。
前記CPR処置中に前記関連患者から取得された光電容積脈波データのセットを受信する入力と、
プロセッサであり、
前記光電容積脈波データにアクセスし、
前記光電容積脈波データに基づいて、例えばユーザ入力を要しない1つ以上のプロセスなどの、例えば1つ以上の自動化可能なアルゴリズムなどの、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行して、該1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)を計算し、且つ
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づいて、自己心拍再開の前記総合確率(Ptot)を計算する
ように構成されたプロセッサと、
自己心拍再開の前記総合確率(Ptot)に基づく自己心拍再開確率信号を提供するように構成された出力と
を有する。
本発明は、関連CPR処置中に自己心拍再開の確率を、迅速に、且つ/或いは正確に、且つ/或いは自動的に決定し得る方法及び装置を提供することによって、脈拍チェックのための休止に伴う問題を軽減するのに有益となり得る。例えば、本発明の1つの利点は、弊害をもたらし得る無駄な休止チェックを防ぐことを可能にすることができ、それにより、可能性として、(不要な)脈拍チェック休止の影響を軽減し得る。なお、従来の参考文献は、(不要な脈拍チェックを回避するのとは対照的に、)脈拍チェックの時間及び質を改善することに焦点を当てているといい得る。より具体的には、CPR処置中に関連患者から取得された光電容積脈波データにアクセスすること、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行すること、及び自己心拍再開の総合確率を計算することは、CPR処置を中断して脈拍チェックを行うことに意味があるか否かについての明察をユーザが得ることを可能にし得る。本発明の実施形態は、介護者が緊急事態において適切な治療を提供するように促すことを可能にし得る。
なお、胸部圧迫の品質面の1つは、胸部圧迫シーケンスの中断の最少化である。一般的に認められる種類の中断が、例えば頸動脈における脈動の存在又は不存在を決定するために介護者が患者の首に手で触れる休止などの、“脈拍チェック休止”である。この種の休止の期間を最小化するために臨床ガイドラインが述べることには、脈拍チェック休止は10秒以内に行われるべきである。
臨床業務において、手での脈拍チェックは、しばしば10秒より長くかかるとともに、熟練した臨床医によって行われたとして信頼できないことが知られている。休止の継続時間を短縮するとともに、誤った脈拍決定の量を減らすよう、脈拍チェックを行う速くて自動化された正確な方法が望まれる。心電図(ECG)の記録のみでは、心臓が電気的にはアクティブであるかもしれないが心拍出量を作り出していないかもしれないというような情報を提供しない。
科学文献において、人々は、脈拍の存在又は不存在を検出するのに使用され得る様々な生理学的信号を調査している。呼気終末CO2、観血血圧、又は中心静脈血酸素飽和度のモニタリングは、脈拍の客観的評価を可能にするが、気道の確保又はカテーテルの配置を必要とする。経胸郭インピーダンス(TTI)測定及び近赤外分光法(NIRS)は非侵襲であるが、TTIは胸部圧迫によって強く影響を受け、NIRSはROSCにゆっくりしか応答しない。
光電容積脈波データの使用は、これまで、信頼できないと述べられてきた。脈拍検出に関する光電容積脈波データについての言及は存在するものの、CPR処置中に関連患者から取得された光電容積脈波データに基づいて自己心拍再開の確率を計算することを可能にするような、例えばユーザ入力(例えば、視覚入力など)を必要としない1つ以上のアルゴリズムなどの、例えば1つ以上の自動化可能なアルゴリズムなどの1つ以上のアルゴリズムを開示していない。
胸部圧迫中、生理学的信号は、従来技術の方法を正常に動作させなくする。その理由は、胸部圧迫は、かなりの信号アーチファクトを生成し(例えば、圧迫に起因する)、それらの信号アーチファクトを真の心拍から区別しなければならないからである。理解され得るように、例えば自動化可能なプロセスを可能にする所定のアルゴリズムなどの、所定のアルゴリズムは、圧迫により誘起された信号内の特徴を、心臓由来の特徴から区別するのに有益である。故に、そのような所定のアルゴリズムを用いて、例えばCPR処置中などの胸部圧迫中に自己心拍再開についての(総合)確率を決定することが有利に実行される。脈拍チェックを短縮するのではなく、無駄な脈拍チェックを防ぐことは、故に、胸部圧迫シーケンス中にも信頼できる先進的なアルゴリズムを必要とする。なお、CPR処置中に取得されたデータに基づいてROSC確率信号を提供することを可能にする(例えば、自動的に提供することを可能にするなど)ことができることは、従来文献に対する利点として理解され得る。
本発明の実施形態において、例えばCPR処置中などの胸部圧迫中に、そして場合により圧迫シーケンスの休止中にも、脈拍チェックのために圧迫シーケンスを停止することに賛成あるいは反対するアドバイスを提示することが可能な装置が提供される。
本発明者を擁する文献、例えば、Wijshoff,R.W.C.G.R等“Detection of a spontaneous pulse in photoplethysmograms during automated cardiopulmonary resuscitation in a porcine model”,Resuscitation 84,1625-32(2013)(その全体をここに援用する)、並びにWijshoff,R.,Van der Sar,T.,Aarts,R.,Woerlee,P.及びNoordergraaf,G.の“Potential of photoplethysmography to guide pulse checks during cardiopulmonary resuscitation:Observations in an animal study”,Resuscitation 84,SI(2013)(その全体をここに援用する)などは、CPRに関係して光電容積脈波を論じている。しかしながら、本発明は少なくとも、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行し且つ自己心拍再開の総合確率を計算するように構成されたプロセッサを含んで、装置が自己心拍再開の総合確率を出力することを可能にし、それにより例えば、目視検査などのユーザ入力を不要にすることを可能にするという点で有利である。
本願において、圧迫は減圧と入れ換えられ得る。すなわち、‘圧迫’の如何なる出現も、‘圧迫及び/又は減圧’と入れ換えられ得る。
患者は、かん流リズムが再構築されたときにのみ、すなわち、心臓が再び安定した速さで収縮して心拍出量を生じるときにのみ、自己心拍再開(ROSC)を有することができる。故に、脈拍数を検出することにより、心臓が収縮して血液を送り出す速さ(レート)についての情報を臨床医に提供し得る。このレートが低すぎる場合、例えば、このレートが1Hzより低いとき、臨床医は、まだROSCは存在せず、胸部圧迫を届けることが継続されるべきと決定することができる。また、検出された脈拍数が時間とともに過度に大きく変動するとき、これは、心臓がまだ安定的にポンプ動作していないことを指し示し得る。この情報も、臨床医に有用であり、CPRプロセスをどのように継続すべきかを臨床医が決める助けとなり得る。心臓が、例えば1Hzよりも高い安定した速さで再びポンプ動作しているとき、臨床医は、追加の測定(例えば、血圧、又は呼気終末CO2)を行うことによって、ROSCが存在するかを更に調べることを決めることができる。故に、十分に高い安定した脈拍数の存在は、ROSCの必要条件であり、すなわち、そのようなリズムがなければROSCは存在せず、ROSCの更なる評価を行うことは役に立たないということになる。一方で、PPG信号における安定した十分な高さの脈拍数の存在は、ROSCが存在することを直接的には指し示さない。何故なら、それは、内在する血圧及び/又はかん流のレベルについての情報を臨床医に提供しないからである。これを決定するには、更なる測定が必要である。そうはいうものの、本発明の実施形態により、十分に高い速さでの安定したかん流リズムの有無についての情報を、容易かつ非侵襲的に得ることができる。故に、例えば本発明の実施形態によってなど、PPGに基づく脈拍数測定によって、臨床医は、胸部圧迫を停止してROSCの更なる評価を行うべきか否かを決めることができる。
‘自己心拍再開’(ROSC)は、技術的に知られているように理解され、脈拍の再開の臨床的有意性を表す。
‘関連CPR処置中’により理解されることは、光電容積脈波データがCPR処置中に取得されること、すなわち、該データが、1つ以上のCPR圧迫及び/又は減圧が行わる期間にわたって記録されており、例えば該データが圧迫アーチファクトを有しているということである。
‘関連患者’によって理解されることは、患者は特許請求される事項の部分ではないということである。
‘光電容積脈波データのセットを受け取る入力’によって理解され得るのは、このデータを通信することが可能なデータインタフェースであり、例えばアナログ又はデジタルのインタフェース、例えばワイヤレス接続、例えば配線接続、例えばUSB接続である。
‘光電容積脈波(PPG)データ’により理解され得るのは、例えば、皮膚であり且つ/或いは皮膚を含む組織などの患者の組織を透過した光などの、光に基づく技術に由来する生理学的データ(例えば、パルスオキシメトリ信号)であり、例えば、組織を照らして光の吸収及び/又は反射の変化を測定することによって得られるデータなどである。PPG測定は、患者の皮膚において非侵襲的に実行されることができ、その場合、光源及び検出器が組織と接触され得る。PPG測定はまた、例えばカメラに基づく測定の場合など、組織から距離を置いて実行されることもでき、その場合、光源及び/又は検出器は組織と接触されない。PPGデータは、例えば、1、2、3、4、5、6、7、8、9、10、又はそれより多い波長など、1つ以上の波長で取得され得る。一実施形態において、入射光は、例えば太陽光などの周辺光である。一実施形態において、PPGデータは、例えば、皮膚の真皮及び皮下組織への血液のかん流をモニタする、及び/又は粘膜組織を介しての血液のかん流をモニタするなど、血液のかん流をモニタするパルスオキシメータを用いて取得され得る。例えばパルスオキシメトリデータなどのPPGデータを取得する装置及び技術は、技術的によく知られている。パルスオキシメトリは、米国特許出願公開第2012/0035485号明細書に記載されており、その全体をここに援用する。
PPGデータを取得する1つの好適システムは、赤色LED、近赤外LED、及び光検出器ダイオードを備えたセンサを含み、該センサは、LED及び光検出器ダイオードを、典型的には指(手の指又はつま先)又は耳たぶの上である患者の皮膚の上に直に置くように構成される。額、鼻若しくは顔のその他の部分、手首、胸、鼻中隔、翼状ウィング、外耳道、及び/又は例えば頬若しくは舌などの口の内部を含め、患者上のその他の場所も好適であり得る。これらLEDは、異なる波長で光を発し、それらの光が、患者の血管床を通って拡散されて光検出器ダイオードによって受けられる。そして、得られたPPG信号が、心拍を指し示す1つ以上の特徴に関して分析され得る。1つ以上の波長の単一光源を備えたバージョンを含め、より単純なその他のバージョンのPPGデータ取得システムが使用されてもよい。光の吸収又は反射が、脈動する動脈血液量によって変調され、光検出器デバイスを用いて検出される。一実施形態において、カメラ画像からPPGデータを取得することができ、例えば皮膚などの組織を照らすために周辺光及び/又は更なる光源が使用される。
なお、本発明の他の実施形態において、PPGデータは、心拍に関係するその他の生理学的データによって置き換えられてもよい。故に、本発明の他の一実施形態において、PPGデータは、‘心拍に関係する生理学的データ’、例えば(括弧内に、後述するプロセスA−Dのうち、そのデータ種類が特に適したプロセスを指し示す)、‘心音図データ’(AB)、‘心電図データ’(AB)、‘経胸郭インピーダンスデータ’(AB)、及び/又は‘動脈内血圧データ’(ABC)によって置き換えられ得る。PPGデータの1つの利点は、後述するプロセスA、B、C及びDの各々及び全てにそれが適用可能であることとし得る。
‘関連患者から取得された’によって理解され得るのは、データが取得されてもよいことである。やはり理解されるように、請求項は、患者との相互作用のステップと含んでいない。なお、概して、本発明は、診断を提供すること又は患者を治療することについてではなく、むしろ、技術的問題を解決して、臨床医が診断又は患者治療に至ることを支援し得る出力を提供する技術発明についてである。
‘1つ以上の所定のアルゴリズム’によって理解され得るのは、CPR処置中に取得された光電容積脈波データに基づく、例えば、ユーザ入力を必要としない1つ以上のアルゴリズム若しくはプロセスなど、例えば自動化されたプロセスを可能にする1つ以上の所定のアルゴリズムなど、1つ以上の自動化可能なアルゴリズムである。これらのアルゴリズムは、それらがコンピュータプログラムプロダクトにて実装されることができるという意味で、所定であると理解され得るが、例えば、所定のアルゴリズムからの入力及び/又はそれへの入力に応じて式内の重み付け係数が調節され得るなど、使用中にそれらが変更され得ることも包含される。これらのアルゴリズムは、コンピュータプログラムプロダクトにて実装され得る。これらのアルゴリズムは、ユーザ入力なしでも装置が機能することを可能にし得る。これは、例えばデータの目視検査に基づく入力などのユーザ入力を必須とし得る従来文献に対する、1つの利点として理解され得る。ユーザ入力を要しないことの1つの利点は、例えばCPR処置中などに、例えば光電容積脈波を評価することなどにユーザが時間を費やす必要がないこととし得る。
‘自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ’によって理解され得るのは、自己心拍再開の確率を指し示す数値である。
‘自己心拍再開確率信号を提供するように構成された出力’によって理解され得るのは、この信号を通信することが可能なデータインタフェースであり、例えばアナログ又はデジタルのインタフェース、例えばワイヤレス接続、例えば配線接続、例えばUSB接続である。一実施形態において、出力は音声信号及び/又は視覚信号を有し得る。
‘1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づいて、自己心拍再開の総合確率(Ptot)を計算する’によって理解され得るのは、プロセッサがパラメータを受け取り、これらのパラメータに基づいて自己心拍再開の総合確率(Ptot)を計算するということである。以下にて、自己心拍再開の総合確率(Ptot)を計算することに関する例示的な実施形態が、後述するプロセスA−Dのうちの1つ以上に対応するパラメータの例示的な状況にて提示され、そこで、パラメータを計算することに関する実施形態も対処される。
例示的な実施形態は、少なくとも4つのカテゴリーに分けることができる:
(1)最も単純
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(2)高度なプロセス
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(3)高度な組み合わせ
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(4)高度なプロセス及び組み合わせ
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法。
(1)最も単純
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(2)高度なプロセス
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(3)高度な組み合わせ
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用せずに、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法
(4)高度なプロセス及び組み合わせ
a. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}の各々を計算する方法
b. CPRデータ及び/又は除細動器データ及び/又はメモリユニットを使用して、{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法。
以下、これらの実施形態を詳述する。
(1)最も単純
CPRデータ及び/又は除細動器データを使用せずに{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法は、
Ptot=f(PA,PB,PC,PD)
の形態にある。ただし、Ptotは、結合された確率であり、{PA,PB,PC,PD}は、個々のプロセスから得られるROSCの確率であり、そして、f(x)は、数学関数である。この関数の一実施形態は、例えば、
f(PA,PB,PC,PD)=[(PC>閾値C)+2×(PA>閾値A)+(PB>閾値B)+0.3×(PD>閾値D)]/4.3
であり、閾分け演算及び論理演算を用いた。確率の結果は、この場合2〜3の離散的なレベルに分離される。関数の他の一実施形態は、
f(PA,PB,PC,PD)=[2×(PA>閾値A)+(1−(PA>閾値A))×(PB>閾値B)]/2
であり、実際にプロセスC及びDを利用しなかった。
CPRデータ及び/又は除細動器データを使用せずに{PA,PB,PC,PD}を組み合わせる方法は、
Ptot=f(PA,PB,PC,PD)
の形態にある。ただし、Ptotは、結合された確率であり、{PA,PB,PC,PD}は、個々のプロセスから得られるROSCの確率であり、そして、f(x)は、数学関数である。この関数の一実施形態は、例えば、
f(PA,PB,PC,PD)=[(PC>閾値C)+2×(PA>閾値A)+(PB>閾値B)+0.3×(PD>閾値D)]/4.3
であり、閾分け演算及び論理演算を用いた。確率の結果は、この場合2〜3の離散的なレベルに分離される。関数の他の一実施形態は、
f(PA,PB,PC,PD)=[2×(PA>閾値A)+(1−(PA>閾値A))×(PB>閾値B)]/2
であり、実際にプロセスC及びDを利用しなかった。
更なる他の一実施形態において、関数は、0と1との間の連続したスケールで出力:
f(PA,PB,PC,PD)=[1−exp(−PB/w_B)]×[1−exp(−PC/w_C)]
を生成し、プロセスB及びC、スカラー重みw_B及びw_Cのみを使用している。
f(PA,PB,PC,PD)=[1−exp(−PB/w_B)]×[1−exp(−PC/w_C)]
を生成し、プロセスB及びC、スカラー重みw_B及びw_Cのみを使用している。
(2)高度なプロセス
我々は、“高度なプロセス”を、それがメモリユニットを使用する場合、すなわち、{PA,PB,PC,PD}の計算を変更するメモリに格納された適応パラメータを使用する場合、又は、それが除細動タイミング又はCPRのデータを使用する場合について話す。例えば、我々の実施形態の1つにおいて、プロセスCが、PPGベースライン変化率が特定の閾値と交わる場合にのみ変化されるフラグを(メモリユニット内で)追跡する。この実施形態において、我々はプロセスを
f(PA,PB,PC,PD)=(PC>閾値C)×[(PA>閾値A)+(PB>閾値B)+1]
のように組み合わせる。
我々は、“高度なプロセス”を、それがメモリユニットを使用する場合、すなわち、{PA,PB,PC,PD}の計算を変更するメモリに格納された適応パラメータを使用する場合、又は、それが除細動タイミング又はCPRのデータを使用する場合について話す。例えば、我々の実施形態の1つにおいて、プロセスCが、PPGベースライン変化率が特定の閾値と交わる場合にのみ変化されるフラグを(メモリユニット内で)追跡する。この実施形態において、我々はプロセスを
f(PA,PB,PC,PD)=(PC>閾値C)×[(PA>閾値A)+(PB>閾値B)+1]
のように組み合わせる。
メモリユニットを使用することは、機械がそこにある状態をメモリユニットが記憶するという意味において、‘有限状態機械’を使用することとしても知られている。
我々はまた、高度なプロセスを、PA、PB、PC及びPDの計算に除細動タイミングデータ又はCPRデータを使用する(例えば、例えば座標t−t_defibなど、除細動イベントが行われる時点の知識を使用するなど)場合について話す。例えば、除細動の瞬間にPPGベースラインレベルをメモリユニットに格納することができ、また、最後の除細動の試みがどれくらい最近であるかを用いて、ベースラインドリフトの重要性を重み付けることができる。また、CPRデータは、全てのプロセスにおいて、圧迫が存在する期間と圧迫が存在しない期間との間で区別を行うために特に有用であり得る。正確な圧迫タイミングは、圧迫周波数を知ることを必要とするプロセスAにおいて特に有用である。
(3)高度な組み合わせ
ここでは、組み合わせ関数は、最後の除細動イベントに対する時間(t)座標t−t_defibと、圧迫深さと、圧迫力とを組み入れて、変数が3つ多い関数であるPtot=f(PA,PB,PC,PD,t−t_defib,圧迫深さ,圧迫力)となる。使用され得るその他の変数は、圧迫速度及び/又は圧迫加速度を含む。
ここでは、組み合わせ関数は、最後の除細動イベントに対する時間(t)座標t−t_defibと、圧迫深さと、圧迫力とを組み入れて、変数が3つ多い関数であるPtot=f(PA,PB,PC,PD,t−t_defib,圧迫深さ,圧迫力)となる。使用され得るその他の変数は、圧迫速度及び/又は圧迫加速度を含む。
(4)高度なプロセス及び高度な組み合わせ
(2)及び(3)に記載した高度な方法の組み合わせ
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスがプロセスAを有し、プロセスAが:
i. 光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得ることと、
ii. スペクトル分解表現内でピークを特定することと、
iii. 胸部圧迫周波数を特定することと、
iv. 各ピークを得点付けることであり、残りのピークのうち、
該ピークの高調波に、又は、
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に、
相当するものが多いほど、高いスコアが与えられる、得点付けることと、
v. 最も高いスコアを有するピークに基づいて、データ内の脈拍数を計算することと、
vi. 例えば該脈拍数若しくは該脈拍数のバラつきなど脈拍数に基づいて、そして場合により、例えば上記脈拍数に対応するピークである最も高いスコアを有するピークなどの、最も高いスコアを有するピークの振幅に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスAパラメータ(PA)を決定することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
(2)及び(3)に記載した高度な方法の組み合わせ
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスがプロセスAを有し、プロセスAが:
i. 光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得ることと、
ii. スペクトル分解表現内でピークを特定することと、
iii. 胸部圧迫周波数を特定することと、
iv. 各ピークを得点付けることであり、残りのピークのうち、
該ピークの高調波に、又は、
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に、
相当するものが多いほど、高いスコアが与えられる、得点付けることと、
v. 最も高いスコアを有するピークに基づいて、データ内の脈拍数を計算することと、
vi. 例えば該脈拍数若しくは該脈拍数のバラつきなど脈拍数に基づいて、そして場合により、例えば上記脈拍数に対応するピークである最も高いスコアを有するピークなどの、最も高いスコアを有するピークの振幅に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスAパラメータ(PA)を決定することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
胸部圧迫周波数は、実施形態において、例えば自動化CPRの場合及び/又は装置がCPRデータを受信するように構成されるときなどに既知であるとすることができ、且つ/或いは、例えば加速度計、圧迫力測定、又は経胸郭インピーダンスデータを提供する手段を用いて、独立に測定され得る。プロセスAの1つの利点は、
− 時間表現においては圧迫と心拍数とを区別できないこと、及び
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
− 時間表現においては圧迫と心拍数とを区別できないこと、及び
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
更なる一実施形態において、各ピークの得点付けは更に、
− 該ピークの振幅であり、振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、該ピークの振幅、及び/又は
− 残りのピークの振幅であり、
該ピークの高調波に相当する、又は
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは前記胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に相当する、
振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、残りのピークの振幅、
に依存する。
− 該ピークの振幅であり、振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、該ピークの振幅、及び/又は
− 残りのピークの振幅であり、
該ピークの高調波に相当する、又は
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは前記胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に相当する、
振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、残りのピークの振幅、
に依存する。
具体的に一実施形態において、継続している胸部圧迫中のPPG信号に関する以下の信号モデル:
PPG(t)=[sum_{k=0}ΚA_k・cos(2πk・f_pr・t+φ_k)]×[sum_{m=0}MB_m・cos(2πm・f_cmp・t+θ_m)]
が使用され、この中で、最初の大括弧内のシリーズは、f_pr[Hz]及びその整数倍にあって、振幅項A_k[V(ボルト)]及び位相項φ_k[rad(ラジアン)]を持った、K脈拍成分の高調波シリーズを記述しており、2番目の大括弧内のシリーズは、f_cmp[Hz]及びその整数倍にあって、振幅項B_m[V]及び位相項θ_m[rad]を持った、M圧迫成分の高調波シリーズを記述している。ここで、t[s]は時間を表す。故に、継続している胸部圧迫中のPPG信号内で、以下の周波数成分:
− K 脈拍数成分: k f_pr, k=1,…,K
− M 圧迫数成分: m f_cmp, m=1,…,M
− 2KM 相互作用成分: |k f_pr+/−m f_cmp|, k=1,…,K, m=1,…,M
に遭遇することになる。
PPG(t)=[sum_{k=0}ΚA_k・cos(2πk・f_pr・t+φ_k)]×[sum_{m=0}MB_m・cos(2πm・f_cmp・t+θ_m)]
が使用され、この中で、最初の大括弧内のシリーズは、f_pr[Hz]及びその整数倍にあって、振幅項A_k[V(ボルト)]及び位相項φ_k[rad(ラジアン)]を持った、K脈拍成分の高調波シリーズを記述しており、2番目の大括弧内のシリーズは、f_cmp[Hz]及びその整数倍にあって、振幅項B_m[V]及び位相項θ_m[rad]を持った、M圧迫成分の高調波シリーズを記述している。ここで、t[s]は時間を表す。故に、継続している胸部圧迫中のPPG信号内で、以下の周波数成分:
− K 脈拍数成分: k f_pr, k=1,…,K
− M 圧迫数成分: m f_cmp, m=1,…,M
− 2KM 相互作用成分: |k f_pr+/−m f_cmp|, k=1,…,K, m=1,…,M
に遭遇することになる。
このモデルに基づき、最も高いスコアを有するピークは、脈拍の基本は周波数である。何故なら:
− 圧迫数及びその高調波は、既知の周波数であり、故に、分析において無視する、あるいは分析に先立って信号から除去することができる。
− 残りの成分について、脈拍数基本波はシリーズの最初の成分であるので、脈拍数基本波に対して最も多数の高調波が見出されることになる。
− 脈拍数基本波が高調波を有しない場合にも、それはなおも、例えばf_pr+f_cmpと|f_pr−f_cmp|との間など、最も強い相互作用項同士のちょうど中心の成分として認識されることができる。ここで、スペクトル成分の振幅は、最も強い相互作用項を認識することができることに適切であり、このことが、場合により得点付けがピーク振幅によって重み付けられ得る理由である。
− 圧迫数及びその高調波は、既知の周波数であり、故に、分析において無視する、あるいは分析に先立って信号から除去することができる。
− 残りの成分について、脈拍数基本波はシリーズの最初の成分であるので、脈拍数基本波に対して最も多数の高調波が見出されることになる。
− 脈拍数基本波が高調波を有しない場合にも、それはなおも、例えばf_pr+f_cmpと|f_pr−f_cmp|との間など、最も強い相互作用項同士のちょうど中心の成分として認識されることができる。ここで、スペクトル成分の振幅は、最も強い相互作用項を認識することができることに適切であり、このことが、場合により得点付けがピーク振幅によって重み付けられ得る理由である。
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスがプロセスBを有し、プロセスBが:
i. 光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得て、例えばスペクトルエントロピーといった、光電容積脈波データの秩序の指標を決定することと、
ii. 秩序の指標に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスBパラメータ(PB)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
i. 光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得て、例えばスペクトルエントロピーといった、光電容積脈波データの秩序の指標を決定することと、
ii. 秩序の指標に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスBパラメータ(PB)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
一実施形態において、秩序の指標は、例えば‘スペクトルエントロピー’などのエントロピーによって与えられる。スペクトルエントロピーは、スペクトルが構造化されていることを数学的に定量化する一手法である。具体的な一実施形態は、0と毎秒200との間でシャノンスペクトルエントロピーを使用する。他の実施形態は、例えばウィーナーエントロピー/スペクトル平坦度のような、同様であるが僅かに異なる指標を使用する。プロセスBの1つの利点は、
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること、及び
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること、及び
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
なお、始動段階における心臓の不規則な鼓動に由来する課題を解決することにプロセスBが有益であることは、例えばプロセスAに対する、プロセスBの利点として理解され得る。
本発明者は、除細動直後の始動段階に心臓が非常に不規則に鼓動する(不規則な鼓動は非常に高いエントロピーに対応する)ことを発見した。始動段階での不規則な鼓動は、心臓の電気的活動(ECG)における一部のみのRピークが血液流に有効な脈をもたらすことに由来することが発見された。PPG信号の状況における、プロセスB及び例えばエントロピー指標などの秩序の指標の1つの利点は、例えばECG信号などの他の信号に関してよりも良好であるなど、PPG信号に関して特に有効であることとし得る。除細動の直後にスペクトルエントロピーが急上昇することは、心臓が始動していることを指し示す。あと1分くらいでROSCに完全に至り得る。そうとはいえ、始動中の心臓を始動中ではない心臓から区別することは重要である。というのは、完全に休止した心臓は昇圧剤によって処置されてもよいが、心臓の始動段階で昇圧剤を使用することは弊害をもたらすからである。
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスがプロセスCを有し、プロセスCが:
i. 光電容積脈波データの例えばDC値などの低周波値を決定することと、
ii. 低周波値に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスCパラメータ(PC)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
i. 光電容積脈波データの例えばDC値などの低周波値を決定することと、
ii. 低周波値に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスCパラメータ(PC)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
自己心拍再開(ROSC)は、中心血圧の上昇に対応し得る。PPG信号の‘ベースライン’など、例えばDC値などの低周波値は、局所的な血圧の変化に応答し得る。本実施形態は、しかしながら、PPG信号の‘ベースライン’などの例えばDC値などの低周波値は更に自己心拍再開(ROSC)にはっきりと応答するという、とても意外な見識に基づく。プロセスCの1つの利点は、
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること、
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動、及び
− 圧迫と脈拍数との一致する周波数
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
− 脈拍の強さの臨床的意義を評価すること、
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動、及び
− 圧迫と脈拍数との一致する周波数
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
なお、始動段階における心臓の不規則な鼓動に由来する課題を解決すること、及び圧迫と脈拍数との一致する周波数に由来する課題を解決することに、プロセスCが有益であることは、例えばプロセスAに対する、プロセスCの利点として理解され得る。
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスがプロセスDを有し、上記入力が、異なる波長で取得された光電容積脈波データのセットである光電容積脈波データのセットの受信を可能にし、プロセスDが:
i. 異なる波長で取得された光電容積脈波データのセット間の相関のレベルを決定することと、
ii. 相関のレベルに基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスDパラメータ(PD)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
i. 異なる波長で取得された光電容積脈波データのセット間の相関のレベルを決定することと、
ii. 相関のレベルに基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスDパラメータ(PD)を計算することと
を有するプロセスである、装置が提示される。
本発明者は、皮膚のかん流を調べること及び静脈血酸素飽和度を調べることに、相間を使用し得ることに気付いた。心停止中、皮膚の表層のかん流が乏しくなり得る。動物実験(例えば、ブタを用いた実験など)で、ROSCを受けてブタの(腹部の)皮膚の色が一時的にいっそう赤くなることが観察されたように、ROSCを受けると皮膚のかん流が再び改善する。また、心停止中、減少した心拍出量のために静脈血酸素飽和度が低く、静脈血が暗い赤色を有することを引き起こす。従って、赤色光の吸収が激しく増大し、その侵入深さを小さくさせる。故に、心停止中、赤色光は、乏しいかん流の皮膚層である表層のみに侵入するが、赤外光は、表層よりも良くかん流される皮膚の深層にも侵入する。従って、赤色光と赤外光とが、心停止中に恐らく異なるようにかん流される異なる組織ボリュームを探査するので、これらの信号間の相関は乏しい。ROSC後、皮膚のかん流が改善し、静脈血酸素飽和度が再び上昇して、赤色光及び赤外光が再び同等の組織ボリュームを探査することを生じさせ、それにより、双方のPPG信号間の相関が高められる。プロセスDの1つの利点は、
− 時間表現においては圧迫と心拍数とを区別できないこと、
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動、及び
− 圧迫と脈拍数との一致する周波数
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
− 時間表現においては圧迫と心拍数とを区別できないこと、
− 始動段階における心臓の不規則な鼓動、及び
− 圧迫と脈拍数との一致する周波数
によってもたらされる課題を解決することを可能にすることとし得る。
なお、始動段階における心臓の不規則な鼓動に由来する課題を解決することにプロセスDが有益であることは、例えばプロセスAに対する、プロセスDの利点として理解され得る。
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスが、例えば少なくとも2つのプロセス、例えば2、3、4、5、6、7、8、9、10のプロセス、例えば10より多いプロセスなど、複数のプロセスを有する装置が提示される。複数のプロセスの1つの利点は、より多くのプロセスが計算に入るので、自己心拍再開の総合確率(Ptot)の更に信頼できる計算が提供されることとし得る。複数のプロセスの1つの利点は、個々のプロセスの結果の相違に応じて、自己心拍再開の総合確率(Ptot)に信頼性を割り当て得ることとし得る。複数のプロセスの1つの利点は、例えば、特定の課題に一部のプロセスが他のプロセスよりも良く対処し、その逆も然りであるなど、プロセス同士が互いに補完し合うこととし得る。
更なる一実施形態において、上記1つ以上のプロセスが、プロセスA−D内のプロセスの、例えば1つなど、少なくとも1つを有する装置が提示される。更なる一実施形態において、上記1つ以上のプロセスが、プロセスA−D内のプロセスの、例えば2つ、例えば少なくとも3つ、例えば3つ、例えば少なくとも4つ、例えば4つなど、プロセスA−D内のプロセスの2又は3又は4つを有する装置が提示される。以下では、例えばプロセスAは‘A’、そしてプロセスA及びプロセスBは‘AB’など、これらのプロセスをそれらの大文字によって表す。一実施形態において、上記1つ以上のプロセスは、例えばAB、AC、AD、BC、BD、CDなど、プロセスA−D内のプロセスのうちの2つを有する。一実施形態において、上記1つ以上のプロセスは、例えばABC、ABD、ACD、BCDなど、プロセスA−D内のプロセスのうちの3つを有する。一実施形態において、上記1つ以上のプロセスは、例えばABCDなど、プロセスA−D内のプロセスのうちの4つを有する。
一実施形態において、プロセッサが更に、昇圧剤の投与が悪影響を有する危険性を指し示すリスクパラメータを計算するように構成され、リスクパラメータは、上記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づき、且つ
上記出力が更に、リスクパラメータに基づいて昇圧剤信号を提供するように構成される、
装置が提示される。
上記出力が更に、リスクパラメータに基づいて昇圧剤信号を提供するように構成される、
装置が提示される。
例えばエピネフリンといった昇圧剤を患者に投与すべきか否かを決めることが困難なことがある。昇圧剤は、脈拍が全くない場合に、蘇生成功の確率を高める。しかしながら、心臓がそれ自体によって始動しようとしているときには、昇圧剤を投与することは有害となり得る。本実施形態は、昇圧剤を投与する際に看護者にアドバイスすることに関して、決定支援を提供する自動化されたソリューションを可能にし得る点で有利であり得る。昇圧剤信号は、昇圧剤の投与についてのアドバイスを提供することを可能にするように、上記1つ以上のプロセスからの結果を組み合わせることに基づき得る。この組み合わせは、本願の別の箇所に記載される自己心拍再開の総合確率を提供するための上記1つ以上のプロセスからの結果の組み合わせと同様であり得る。
一実施形態において、プロセッサが、複数のプロセスの中から実行すべき1つ以上のプロセスを選択するように構成される装置が提示され、該複数のプロセスは例えば、プロセスA−Dのうちの1つ以上を有する。‘選択する’によって理解され得るのは、プロセッサが複数のプロセスへのアクセスを有し、どのプロセスを実行してどのプロセスを実行しないかを選択するように構成されるということであり、この選択は例えば、例えば除細動データなどの追加データの受信などの状況に依存する。理解され得るように、何れの単一のプロセスも全ての状況で最良の結果を生み出すことができるわけではなく、一組の状況では一部のプロセスがより好ましく、他の状況では他のプロセスがより好ましい。故に、プロセッサが上記1つ以上のプロセスを選択することができることは、所与の状況の組に最適なプロセスを選択することを可能にし、それにより改善された結果を提供することができるので、1つの利点として理解され得る。なお、これらのプロセスのうちの1つ以上を選択することにより、基本的に、例えば、除細動以降に経過した期間(除細動タイミングt−t_defib)及び/又は除細動回数及び/又はCPRデータなどの追加データに応じて、例えばPtot=f(PA,PB,PC,PD)といった適応的な式が記述される。先述のように、
Ptot=f(PA,PB,PC,PD,t−t_defib,圧迫深さ,圧迫力)
の形態の、このような適応的な式をキャプチャすることができる。例えば、良い選択は、除細動の少し後ではプロセスB及びC(これらは最も早く、略すぐに応答する)を選択し、およそ30秒後以降ではプロセスAを選択するというものであり得る。他の一例において、メモリ素子(有限状態機械)を使用する場合、最後に検出された脈拍数を追跡することができる。脈拍数が圧迫周波数(CPRデータを用いる)と混じり合う傾向にあるときには常に、組み合わせ部により、より低い重要性をプロセスAに割り当てることができる。というのでは、プロセスAは、脈拍数と圧迫周波数とが一致するときには常に信頼できないからである。上記入力が更に、
− 例えば圧迫のタイミング、圧迫深さ、圧迫速度、圧迫加速度、及び/又は圧迫力を指し示すデータなどの、CPRデータ、
− 例えば除細動のタイミングを指し示すデータなどの、除細動データ、及び/又は
− 経胸郭インピーダンスデータ
のうちの何れか1つを表す更なるデータを受信するように構成され、且つプロセッサが、該更なるデータにアクセスするように構成される装置が提示される。追加データの受信は、どのプロセスを実行するかをプロセッサが選択することを可能にし、且つ/或いはプロセッサによって実行される計算が、関連する追加データを考慮に入れることを可能にする点で、有益であり得る。
Ptot=f(PA,PB,PC,PD,t−t_defib,圧迫深さ,圧迫力)
の形態の、このような適応的な式をキャプチャすることができる。例えば、良い選択は、除細動の少し後ではプロセスB及びC(これらは最も早く、略すぐに応答する)を選択し、およそ30秒後以降ではプロセスAを選択するというものであり得る。他の一例において、メモリ素子(有限状態機械)を使用する場合、最後に検出された脈拍数を追跡することができる。脈拍数が圧迫周波数(CPRデータを用いる)と混じり合う傾向にあるときには常に、組み合わせ部により、より低い重要性をプロセスAに割り当てることができる。というのでは、プロセスAは、脈拍数と圧迫周波数とが一致するときには常に信頼できないからである。上記入力が更に、
− 例えば圧迫のタイミング、圧迫深さ、圧迫速度、圧迫加速度、及び/又は圧迫力を指し示すデータなどの、CPRデータ、
− 例えば除細動のタイミングを指し示すデータなどの、除細動データ、及び/又は
− 経胸郭インピーダンスデータ
のうちの何れか1つを表す更なるデータを受信するように構成され、且つプロセッサが、該更なるデータにアクセスするように構成される装置が提示される。追加データの受信は、どのプロセスを実行するかをプロセッサが選択することを可能にし、且つ/或いはプロセッサによって実行される計算が、関連する追加データを考慮に入れることを可能にする点で、有益であり得る。
更なる一実施形態において、
− 1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)の計算、及び/又は、
− 1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づく自己心拍再開の総合確率(Ptot)の計算が、
少なくとも部分的に上記更なるデータに基づく装置が提示される。
− 1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)の計算、及び/又は、
− 1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づく自己心拍再開の総合確率(Ptot)の計算が、
少なくとも部分的に上記更なるデータに基づく装置が提示される。
これらの計算を追加データに基づかせることは、これらの計算が追加データに応じて最適化され得ることを可能にする点で有利であり得る。
更なる他の一実施形態において、例えばプロセスA−Dのうちの1つ以上を有した、複数のプロセスの中からの、実行すべき1つ以上のプロセスの選択が、少なくとも部分的に追加データに基づく装置が提示される。選択が追加データに基づくことは、例えば、プロセスA−Dの各々は所与の状況(又は‘環境’若しくは‘課題’)に特に適しているので、有利であり得る(プロセスの強さを説明し、ひいては、それらの組み合わせの相乗効果を強調するものである以下の表を参照のこと)。“+”印は、プロセスが所与の課題を解決するのに適していることを指し示し、“++”印は、プロセスが所与の課題を解決するのに特に適していることを指し示し、“−”印は、その方策が比較的に、対応する課題を解決するのにあまり適していないことを指し示す。
更なる他の一実施形態において、上記複数のプロセスが、
プロセスA、又は
プロセスAとプロセスC
を有し、プロセスAにおいて各ピークを得点付けることが更に、
該ピークの振幅であり、振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、該ピークの振幅、及び/又は
残りのピークの振幅であり、
該ピークの高調波に相当する、又は
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に相当する、
振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、残りのピークの振幅、
に依存する装置が提示される。これらの実施形態の各々の1つの利点は、本明細書の最後に挿入される“プロセスA及びCに関する例示的な実施形態”にて与えられる。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、光電容積脈波データのスペクトル分解表現を取得することは、自己回帰(AR)モデルを使用することを有し得る。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、‘光電容積脈波データ’は、原(ロー)光電容積脈波データ、又は、例えば‘圧迫成分が除去された光電容積脈波データ’(例えば、圧迫成分の見積もりを減算することによって除去され、圧迫成分の見積もりは、必要に応じて、高調波シリーズによってモデル化され得る)などの‘処理された光電容積脈波データ’を表し得る。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、プロセスAは、例えば圧迫成分の見積もりの減算による圧迫成分の除去など、光電容積脈波データから圧迫成分を除去することを有していてもよく、圧迫成分の見積もりは、必要に応じて、高調波シリーズによってモデル化され得る。
プロセスA、又は
プロセスAとプロセスC
を有し、プロセスAにおいて各ピークを得点付けることが更に、
該ピークの振幅であり、振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、該ピークの振幅、及び/又は
残りのピークの振幅であり、
該ピークの高調波に相当する、又は
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に相当する、
振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、残りのピークの振幅、
に依存する装置が提示される。これらの実施形態の各々の1つの利点は、本明細書の最後に挿入される“プロセスA及びCに関する例示的な実施形態”にて与えられる。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、光電容積脈波データのスペクトル分解表現を取得することは、自己回帰(AR)モデルを使用することを有し得る。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、‘光電容積脈波データ’は、原(ロー)光電容積脈波データ、又は、例えば‘圧迫成分が除去された光電容積脈波データ’(例えば、圧迫成分の見積もりを減算することによって除去され、圧迫成分の見積もりは、必要に応じて、高調波シリーズによってモデル化され得る)などの‘処理された光電容積脈波データ’を表し得る。この実施形態及び/又はプロセスAに関して一般に理解され得るように、プロセスAは、例えば圧迫成分の見積もりの減算による圧迫成分の除去など、光電容積脈波データから圧迫成分を除去することを有していてもよく、圧迫成分の見積もりは、必要に応じて、高調波シリーズによってモデル化され得る。
第2の態様において、本発明は、第1の態様に従った装置を有するシステムを提供し、当該システムは更に、
装置の入力にCPRデータを送るように構成された自動化CPR装置であり、プロセッサが当該CPRデータにアクセスするように構成されている、自動化CPR装置、
装置の入力に、除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータを送るように構成された除細動器であり、プロセッサが当該除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータにアクセスするように構成されている、除細動器、
上記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータの計算を変更するように構成された例えば適応データなどのデータ、を格納するように構成されたメモリユニット、
のうちの1つ以上を有する。
装置の入力にCPRデータを送るように構成された自動化CPR装置であり、プロセッサが当該CPRデータにアクセスするように構成されている、自動化CPR装置、
装置の入力に、除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータを送るように構成された除細動器であり、プロセッサが当該除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータにアクセスするように構成されている、除細動器、
上記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータの計算を変更するように構成された例えば適応データなどのデータ、を格納するように構成されたメモリユニット、
のうちの1つ以上を有する。
自動化CPR装置を設けることの1つの利点は、それがCPRを可能にすること、及び/又はそれがCPRデータを得ることを可能にすることとし得る。除細動器を設けることの1つの利点は、それが除細動を可能にすること、及び/又はそれが除細動器データを得ることを可能にすることとし得る。理解され得るように、除細動器は、しばしば(圧迫の力、加速度、速度、及び深さのカーブのような)CPRデータをも記録するので、CPRデータを有し、それもプロセッサに送信され得る。メモリユニットを設けることの1つの利点は、例えば計算に使用されるパラメータなど(例えば上記1つ以上のパラメータの計算などの計算を変更(且つ改善)するように適応されることが可能な、計算に使用される適応パラメータなど)、計算を修正するために使用され得るCPRデータ及び/又は除細動器データの記憶を可能にすることとし得る。
本願において、‘CPRデータ’によって理解されるのは、例えば圧迫のタイミング、圧迫力、圧迫深さ、圧迫速度、圧迫加速度、周期的圧迫シーケンスの圧迫位相、及び/又は圧迫周波数などの、CPR処置及び/又はCPR品質についての情報を提供する任意のデータである。
一実施形態において、第1の態様に従った装置を有するシステムが提示され、当該システムは更に、例えばパルスオキシメータである測定ユニットなど、関連患者から光電容積脈波データを取得する測定ユニットを有する。測定ユニットは、例えば、ハードディスクドライブなど、デジタル情報の記憶及び取出しを行うのに使用されるデータ記憶装置であってもよい。
更なる一実施形態において、測定ユニットがパルスオキシメータであるシステムが提示され、例えば、パルスオキシメータは:
− 或る期間に関連患者内に第1の波長の光を送る光源と、
− 或る期間に関連患者内に送られた第1の波長の光を受ける光検出器と、
− 或る期間に関連患者内に第2の波長の光を送る光源と、
− 或る期間に関連患者内に送られた第2の波長の光を受ける光検出器と
を有し、
パルスオキシメータは、受けた光に応答して光電容積脈波データのセットを生成するとともに、更に、この光電容積脈波データのセットを装置の入力に送信することができるように構成される。パルスオキシメータは、技術的に知られているように理解される。パルスオキシメータは、例えば660nmの第1の波長、例えば900nmの第2の波長など、例えば2つの波長などの少なくとも2つの波長を使用するとして理解され得る。
− 或る期間に関連患者内に第1の波長の光を送る光源と、
− 或る期間に関連患者内に送られた第1の波長の光を受ける光検出器と、
− 或る期間に関連患者内に第2の波長の光を送る光源と、
− 或る期間に関連患者内に送られた第2の波長の光を受ける光検出器と
を有し、
パルスオキシメータは、受けた光に応答して光電容積脈波データのセットを生成するとともに、更に、この光電容積脈波データのセットを装置の入力に送信することができるように構成される。パルスオキシメータは、技術的に知られているように理解される。パルスオキシメータは、例えば660nmの第1の波長、例えば900nmの第2の波長など、例えば2つの波長などの少なくとも2つの波長を使用するとして理解され得る。
一実施形態において、例えば自己心拍再開確率信号、及び/又は昇圧剤信号、及び/又は測定された脈拍数、及び/又は該脈拍数のバラつきなどの出力ユニットからの信号を、ユーザに提示するための、信号伝達ユニットを有するシステムが提示される。理解され得るように、これらの信号の各々は、実効的に連続的又は離散的に提示され得る。更なる一実施形態において、信号伝達ユニットが:
− 例えばコンピュータスクリーンなどの、視覚的な伝達のためのディスプレイ、及び/又は
− 音声での伝達のためのスピーカ
を有するシステムが提示される。
− 例えばコンピュータスクリーンなどの、視覚的な伝達のためのディスプレイ、及び/又は
− 音声での伝達のためのスピーカ
を有するシステムが提示される。
第3の態様において、本発明は、関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開の総合確率(Ptot)を決定する方法を提供し、当該方法は、
前記CPR処置中に前記関連患者から取得される光電容積脈波データのセットを得ることと、
前記光電容積脈波データに基づいて、例えばユーザ入力を要しない1つ以上のプロセスなどの、例えば1つ以上の自動化可能なアルゴリズムなどの、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行して、該1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)を決定することと、
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づいて、自己心拍再開の総合確率(Ptot)を提供することと、
自己心拍再開の総合確率(Ptot)に基づく自己心拍再開確率信号を提供することと
を有する。
前記CPR処置中に前記関連患者から取得される光電容積脈波データのセットを得ることと、
前記光電容積脈波データに基づいて、例えばユーザ入力を要しない1つ以上のプロセスなどの、例えば1つ以上の自動化可能なアルゴリズムなどの、1つ以上の所定のアルゴリズムに従った1つ以上のプロセスを実行して、該1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)を決定することと、
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータ(PA、PB、PC、PD)に基づいて、自己心拍再開の総合確率(Ptot)を提供することと、
自己心拍再開の総合確率(Ptot)に基づく自己心拍再開確率信号を提供することと
を有する。
なお、何れのステップも、患者の身体との相互作用及び/又は医師の関与を必要としない。
一実施形態において、上記1つ以上のプロセスが、プロセスA−Dの中のプロセスのうちの1、又は2、又は3、又は4を有する方法が提示される。
第4の態様において、本発明は、第3の態様に従った方法をプロセッサが実行することを可能にする例えばコンピュータプログラムプロダクトなどのコンピュータプログラムを提供する。コンピュータプログラムは、その他のハードウェアと一緒に又はその一部として供給される例えば光記憶媒体又はソリッドステート媒体などの好適な媒体上で格納/配給され得るが、例えばインターネット又はその他の有線若しくは無線の遠隔通信システムを介してなど、その他の形態でも配給され得る。
理解されるように、第1の態様と同じ利点及び実施形態が、第2の態様に同様に当てはまる。概して、第1及び第2の態様は、本発明の範囲内で可能な如何なるようにも組み合わされて結合され得る。本発明のこれら及びその他の態様、特徴及び/又は利点が、以下に記載される実施形態を参照して明らかになる。
本発明の実施形態を、以下の図を含む図面を参照して、単なる例により説明する。
装置100(‘患者モニタ’)を有するシステム110を備えた一実施形態を示す図である。
介護者に対するモニタの表示の一例を示す図である。
介護者に対するモニタの表示の一例を示す図である。
一実施形態に従った模式的なフローチャートを示す図である。
プロセスA−D及びROSCの総合確率の計算の例示的な実施形態を支援する役割を果たす図である。
プロセスA−D及びROSCの総合確率の計算の例示的な実施形態を支援する役割を果たす図である。
プロセスA−D及びROSCの総合確率の計算の例示的な実施形態を支援する役割を果たす図である。
プロセスA−D及びROSCの総合確率の計算の例示的な実施形態を支援する役割を果たす図である。
プロセスA−D及びROSCの総合確率の計算の例示的な実施形態を支援する役割を果たす図である。
プロセスCの一実施形態964のフローチャートを示す図である。
赤外スペクトルのエントロピー(0−400BPM)を示す図である。
赤外PPG DCを点線として示す図である。
赤(R)と赤外(IR)との間の相関を示す図である。
例示的な実施形態Iに従ったPPGに基づくアルゴリズムの概略を示す図である。
例示的な実施形態Iに従った反復アルゴリズムのフローチャートを示す図である。
例示的な実施形態Iに従った経胸郭インピーダンス(TTI)信号内での個々の胸部圧迫の検出を示す図である。
例示的な実施形態Iに従ったPPG信号からの圧迫成分の実効的な除去を示す図である。
例示的な実施形態Iに従ったPPG信号における圧迫数及びその高調波での圧迫成分の実効的な除去を示す図である。
例示的な実施形態Iに従った、圧迫を含まないPPG信号パワーに対する予測誤差パワーの平均を、ARモデル次数の関数として示す図である。
例示的な実施形態Iに従ったPR選択アルゴリズムからのデータを示す図である。
例示的な実施形態Iに従ったベースライン低下の検出を示す図である。
例示的な実施形態Iに従った、成功裏の除細動ショック後の、CPR中のPPG信号を介した自己心拍のサインの検出を示す図である。
図1は、装置100(‘患者モニタ’)を有するシステム110を備えた一実施形態を示しており、これは、本実施形態では、除細動器パッド106を制御する電子装置114を有するという意味で除細動装置でもあり、商用のPPGセンサ102又はパルスオキシメータに接続されている。装置は、1つ以上の所定のアルゴリズムを有する又はそれへのアクセスを有する例えば電子回路112などのプロセッサを含んでいる。システムはまた、ディスプレイ116を有している。装置は、例えば一組の除細動器パッドなどの除細動器と接続又は統合される。これは、ショックがいつ与えられるかをアルゴリズムが知ること、及び、例えば経胸郭インピーダンス測定を介して、胸部についての情報をアルゴリズムが取得することを可能にする。そのようにして、アルゴリズムは、自動化されたプレショック(ショック前)校正を実行し得る。装置はまた、自動化されたCPR装置に接続され得る。自動化CPR装置は、圧迫の周波数、位相、及び加速度、速度及び深さについて情報をアルゴリズムに提供する。PPG102センサは、加速度計104を備えている(図では独立に示されている)。加速度計104は、圧迫周波数及び圧迫休止について情報をアルゴリズムに提供する。これに代わる実施形態において、システムは、例えば、除細動器パッド106、及び/又はCPR装置、及び/又は加速度計104を有しない。
図2A及び2Bは、介護者に対するモニタの表示の2つの例を示している。図2Aは、ROSCの可能性を、ROSCなしと可能性あるROSCとの間で指し示す段階的な連続スケールを示している。これはまた、例えばエピネフリンなどの昇圧剤を投与することの否定的アドバイスを提供することが可能な、例えば発光ダイオードなどのインジケータ218を含んでいる。図2Bは、ROSCの可能性を指し示す段階的な離散スケールを示していることを除いて同様である。
図3は、本発明の方法300の一実施形態に従った模式的なフローチャートを示している。これは、先進的スペクトルピーク特定321、スペクトルエントロピー322、PPG DC値323、複数(マルチ)波長相関324という、プロセスA−Dに相当する4つの並列PPG評価策を当てにしており、これらは各々、主波長での原(ロー)PPG信号328及び補助波長での原PPG信号を入力として用いて、それぞれ、プロセスパラメータPA、PB、PC及びPDを計算し、これらが後に組み合わされ、全ての方策の並列結合部326でROSCの総合確率が計算される。これは更に、エピネフリン又はその他の昇圧剤の投与についてのアドバイス332を提示するように構成される。故に、図3に模式的に示されるように、総合ROSC確率(Ptot)334を決定するために、個々の評価策(すなわち、1つ以上のプロセスの各々)の全ての結果が組み合わされる(例えば、信頼度指標とともに組み合わされるなど)。これまた理解されるように、全ての方策の並列結合部326は更に、除細動器信号336、例えば自動化CPR装置からの信号などのCPRデータ338、及び加速度計信号340を受信し得る。
図4−8は、以下に記載される方策1−4/プロセスA−Dの各々の例示的な実施形態を支援する役割を果たす。
プロセスA:先進的スペクトルパルス分析に従った一例によるPPG評価
先ず、図4に示されるように、PPG信号のDC値が除去される。次に、PPG信号のパワースペクトル密度(PSD)が決定され(図5の実線)、そのベースライン又は最低レベルによって等化される(図5の破線がベースラインを示し、図6の実線が等化されたスペクトルを示す)。その後、適応閾分け技術を使用して、弱い周期的成分と強い周期的成分とを分離する最適な閾値が決定され(図6の破線)、全ての強い周期的成分が特定される(図6の〇印)。胸部圧迫周波数及びその高調波が認識され、それらは、考え得る脈拍数(PR)として考慮されない(図6の×印)。胸部圧迫周波数は、自動化CPRの場合には既知であり、あるいは、例えば加速度計又は経胸郭インピーダンスなどを用いて独立に測定される。PR候補として参照する残ったピークの組(セット)の中で、得点法により、すべての候補間の関係が決定される。各候補が、候補セット内で見出された高調波の数及び相互作用項の数に等しいスコア(得点)を受け取る。相互作用項は、PRと胸部圧迫周波数及び高調波との和周波数及び差周波数であり、例えば、
1. ピーク、若しくはピークの高調波、及び
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波
の間の和周波数又は差周波数に一致するなどである。
先ず、図4に示されるように、PPG信号のDC値が除去される。次に、PPG信号のパワースペクトル密度(PSD)が決定され(図5の実線)、そのベースライン又は最低レベルによって等化される(図5の破線がベースラインを示し、図6の実線が等化されたスペクトルを示す)。その後、適応閾分け技術を使用して、弱い周期的成分と強い周期的成分とを分離する最適な閾値が決定され(図6の破線)、全ての強い周期的成分が特定される(図6の〇印)。胸部圧迫周波数及びその高調波が認識され、それらは、考え得る脈拍数(PR)として考慮されない(図6の×印)。胸部圧迫周波数は、自動化CPRの場合には既知であり、あるいは、例えば加速度計又は経胸郭インピーダンスなどを用いて独立に測定される。PR候補として参照する残ったピークの組(セット)の中で、得点法により、すべての候補間の関係が決定される。各候補が、候補セット内で見出された高調波の数及び相互作用項の数に等しいスコア(得点)を受け取る。相互作用項は、PRと胸部圧迫周波数及び高調波との和周波数及び差周波数であり、例えば、
1. ピーク、若しくはピークの高調波、及び
2. 胸部圧迫周波数、若しくは胸部圧迫周波数の高調波
の間の和周波数又は差周波数に一致するなどである。
これらの非線形相互作用項は、我々の測定データ中で観測されており、ここでは明示的に、PR候補セットの中でPR成分を正確に特定するために使用される。一例として、図6では、特定されたPR成分(星印によって指し示される)は、7というスコアを有しており、これは、3つの高調波と、2つの和相互作用項と、2つの差相互作用項とがPR候補セット内に存在していることの結果である。他の一実施形態において、PPG信号のスペクトル成分内容を分析する前に、先ず、例えば加速度計若しくは経胸郭インピーダンス測定を使用することによって、あるいは、例えば主成分分析(principal component analysis;PCA)若しくは独立成分分析(independent component analysis;ICA)を用いることによって、胸部圧迫周波数がPPG信号から除去される。付録にて、先進的スペクトルパルス分析の一実施形態の詳細な説明を提供する。これらの図の概略をここに提示する。
図4は、心臓の機械的活動が回復されたときの、胸部圧迫中の帯域通過フィルタリングされたPPG信号を示している。このデータは、故に、胸部圧迫及び脈拍数の双方を反映しているとして理解される。
図5は、図4に示されるPPG信号のパワースペクトル密度(PSD)(実線)と、スライディングウィンドウ式メディアンフィルタリングによって見積もられた、そのベースライン(破線)とを示している。
図6は、正規化されたPSD(実線)を示しており、最適検出閾値(破線)を用いて、強い周期的成分(〇印)が検出されている。結果として得られた一組の周期的成分の中で、胸部圧迫に関係する周波数が直接的に認識され(×印)、そして、残った成分をスコア付けすることで、PR(脈拍数)候補(星印)が特定されている(なお、この等化されたスペクトルは、図5のPSDの周波数範囲よりも狭い周波数範囲に関して示されている)。
図7は、入れ換え可能にPPG評価策1としても参照することがあるプロセスAの例示的な一実施形態のフローチャートを示しており、これは、例えば、経胸郭インピーダンスなどの基準信号を使用することが可能な適応フィルタリングによって、先ず圧迫周波数及びその高調波がPPG信号から除去されるときに用いられ得る。また、ここでは、自己回帰(AR)モデリングによりスペクトルが決定されていると仮定し、それをPAR(f)として指し示す。このアルゴリズムの主たる考えは、スペクトル内の各ピークを、そのピークの振幅に基づいてスコア付けることである。ピーク群の振幅は、高調波的あるいは相互作用項として関係し合う。このスコアが最大である周波数がPRとして選定される。これは実効的に、高調波的あるいは相互作用項として関係し合うピークの振幅によってピークをスコア付け(スペクトル内の全てのピークの振幅への加算を有する)、そして、この和が最大である周波数をPRとして選定するという考えに相当する。このアルゴリズムは、
Hinich,M.J.,“Detecting a Hidden Periodic Signal When Its Period is Unknown”,IEEE Transactions on Acoustics,Speech and Signal Processing,1982,ASSP-30(5),747-750に基づいており、その全体をここに援用する。また、ここでは、最も強いピークから始めて、どの周波数成分がPRであるかが信号構造に基づいて決定されるまで、スペクトルピークが再帰的に考慮に入れられる。図7のアルゴリズムによって選定されたスペクトルピークは、PR基本波である可能性が最も高い。何故なら:
・ PR基本波はシリーズの最初の成分であるので、最も強い高調波セットがPR基本波に対して見出されることになり、
・ 脈拍数基本波が高調波をも有しない場合にも、それはなおも、例えばf_PR+f_cmp及び|f_PR−f_cmp|)といった最も強い相互作用項同士のちょうど中心にある成分として認識されることができる。
Hinich,M.J.,“Detecting a Hidden Periodic Signal When Its Period is Unknown”,IEEE Transactions on Acoustics,Speech and Signal Processing,1982,ASSP-30(5),747-750に基づいており、その全体をここに援用する。また、ここでは、最も強いピークから始めて、どの周波数成分がPRであるかが信号構造に基づいて決定されるまで、スペクトルピークが再帰的に考慮に入れられる。図7のアルゴリズムによって選定されたスペクトルピークは、PR基本波である可能性が最も高い。何故なら:
・ PR基本波はシリーズの最初の成分であるので、最も強い高調波セットがPR基本波に対して見出されることになり、
・ 脈拍数基本波が高調波をも有しない場合にも、それはなおも、例えばf_PR+f_cmp及び|f_PR−f_cmp|)といった最も強い相互作用項同士のちょうど中心にある成分として認識されることができる。
ここで、スペクトル成分の振幅は、最も強い相互作用項を認識することが可能なことに適切である。また、この実施形態において、自発心拍が存在するか、及び記載した再帰的スペクトルピーク分析が行われるべきであるかを決定するために、スペクトルエントロピー(例えば、プロセスBなど)、及び/又はPPGベースラインの変化(例えば、プロセスC)、及び/又は他のスペクトル成分に対する例えばPR候補などのスペクトルピークの振幅、との組み合わせが好ましいことがある。
図7は、より具体的には、以下を記載する。
742:Npeaks=2
743:PAR(f)内のNpeaks個の最も強いピークの周波数である周波数の組{fp}を作成する。
744:30BPMと300BPMとの間の{fp}内の周波数である候補PR周波数の組{fcnd}を作成する。
745:{fcnd}内の全ての周波数に関し、組{fp}内で:
fhrm=2*fcnd
fsum=fcnd+100
fdiff=|fcnd−100|
を探索することによって、関連する周波数の組{frel}を作成する。ただし、理解され得るように、この具体例での圧迫周波数は、f_cmp=100BPMによって与えられている。
746:関係するfsum及びfdiffを有する{fcnd}内の全ての周波数に関し、
[PAR(fsum)>PAR(fcnd)&PAR(fdiff)>PAR(fcnd)]の場合に、
{frel}からfsum及びfdiffを除去する。
747:{fcnd}内の全ての周波数に関し、関係する成分が見出されている?
748:Score(fcnd)=sum(PAR([fcnd,{frel}]))
749:Score(fcnd)=0
750:最大スコアを選択する。
751:最大値>0?
752:単一の最大値が見出された?
753:Npeaks=特定されたピークの個数?
754:PR=最大スコアを有するfcnd
755:PR特定されず
756:Npeaks=Npeaks+1
757:停止。
742:Npeaks=2
743:PAR(f)内のNpeaks個の最も強いピークの周波数である周波数の組{fp}を作成する。
744:30BPMと300BPMとの間の{fp}内の周波数である候補PR周波数の組{fcnd}を作成する。
745:{fcnd}内の全ての周波数に関し、組{fp}内で:
fhrm=2*fcnd
fsum=fcnd+100
fdiff=|fcnd−100|
を探索することによって、関連する周波数の組{frel}を作成する。ただし、理解され得るように、この具体例での圧迫周波数は、f_cmp=100BPMによって与えられている。
746:関係するfsum及びfdiffを有する{fcnd}内の全ての周波数に関し、
[PAR(fsum)>PAR(fcnd)&PAR(fdiff)>PAR(fcnd)]の場合に、
{frel}からfsum及びfdiffを除去する。
747:{fcnd}内の全ての周波数に関し、関係する成分が見出されている?
748:Score(fcnd)=sum(PAR([fcnd,{frel}]))
749:Score(fcnd)=0
750:最大スコアを選択する。
751:最大値>0?
752:単一の最大値が見出された?
753:Npeaks=特定されたピークの個数?
754:PR=最大スコアを有するfcnd
755:PR特定されず
756:Npeaks=Npeaks+1
757:停止。
図8は、プロセスA、プロセスB、及びプロセスCを組み合わせて、自己心拍再開の確率を指し示す数値として見なし得るものであるROSCスコアを計算することについての一実施形態の、有限状態機械表現のフローチャートを示している。有限状態機械の状態は、“ROSCスコア=”を有するボックスのうちの何れの中に該機械があるかを追跡することによって記憶される。有限状態機械の状態は、ROSCスコアが0であるボックスで開始する。デルタ(Δ)ベースライン赤外(IR)は、20秒にわたって平均を取った、圧迫中(可能性として、CPRデータを用いて、圧迫が存在している期間を決定する)のベースラインPPG信号の時間微分を表す。センサの動きは、異常に大きくて急峻なベースライン変化によって容易に検出され、その場合、そのベースライン信号は捨てられることになる。“デルタベースライン赤外”が、例えばプロセスCで決定されるものなどの特定の閾値と交わる場合、有限状態機械は、例えばROSCスコア=1/3といった、他の状態に入ることができる。同様に、プロセスBで計算されるスペクトルエントロピーが特定の閾値と交わる場合にも、システムは、例えばROSCスコア=2/3といった、他の状態に入ることができる。同様に、スペクトルピーク特定についてのプロセスAの結果が、ROSCスコア=1を有する状態にシステムを持ち込むことができ、例えば‘脈拍数が検出された’860及び‘脈拍数が検出されない’862などの各々もまた、状態/スコアに影響を及ぼし得る。
図9は、メモリユニット966、967、968と、ボックス965によって指し示される除細動器パッドを備えた除細動器及び自動化CPR装置から受信され得るものである除細動データと、を使用するプロセスCの一実施形態964のフローチャートを示している。このプロセスは、第1のメモリユニット966を用いて、例えば除細動ショックの直前の瞬間又は有限期間(例えば10秒など)の時点におけるPPGベースラインを、基準として記憶する。PPGベースラインは、例えばパルスオキシメータなどのPPGデータを取得する手段970を用いて取得され得る。PPG信号のベースラインが(可能性として相異なる)閾値と上下に交わる(すなわち、ベースラインレベルの変化であるデルタ(Δ)ベースラインが、例えば閾値1又は閾値2などの特定レベルを超える)と常に、プロセスC 964は、プロセスCのパラメータPCの数値として、1(第2のメモリユニット967内のプロセスCパラメータPCに1を割り当てることによって指し示される)又は0(第3のメモリユニット968内のプロセスCパラメータPCに1を割り当てることによって指し示される)の何れかを与えることになる。そして、この数値は、後に、自己心拍再開の総合確率(Ptot)を指し示す数値を計算するために、他のプロセスと組み合わされることができる。理解されるように、メモリユニット966、967、968は、明瞭さのために別々に示されているが、単一のメモリユニットとして具現化されてもよい。
図10は、赤外スペクトルのエントロピー(0−400BPM)を示しており、特に、0と400BPMとの間でのエントロピーを点線で示している。
図11は、赤外PPG DCを点線として示している。
図12は、赤(R)と赤外(IR)との間の相関を示しており、特に、R信号とIR信号とのAC部分間の相関を点線として示している。
なお、図10−12は各々、ROSCの可能性(0−1)を表す実線の黒い(暗い)カーブを描いている。このカーブは、手術室、救急診療部及び集中治療室の9名の熟練医師にインタビューすることによって与えられている。これらの医師に、心電図、呼気終末CO2カーブ、頸動脈流、及び動脈圧(ABP)の波形を示した。この可能性カーブは、医師に提示された上述のカーブに基づいてROSCを指し示した医師の人数分を平滑化して正規化したバージョンである。また、図10−12の各々は、およそ31.7分の位置の太い縦線によって指し示される“除細動ショック”を描いている。さらに、図10は、“大動脈血圧 DC”を破線として描いている。また、図11−12の各々は、“大動脈血圧”を破線として描いている。
プロセスB:スペクトルエントロピーに従った一例によるPPG評価
心臓が始動し始めるとすぐに、スペクトログラムの複雑さが急速に上昇する。この複雑さは、スペクトルエントロピーによって表される。この方法は、非ROSCからROSCへの移行段階で特にセンシティブである。これはまた、比較的弱い脈拍及び不規則な脈拍に対してセンシティブである。この方策の性能は、鼓動の周波数と圧迫の周波数とが一致しない場合に非常に良い。何故なら、周波数が一致すると、この方策の結果の質を害してしまうからである。この方策は、移行後段階でいっそう良好に機能する(図10の性能例は、エントロピー策の性能の一例(点線)を示している)。心臓の始動段階での影響の受けやすさを改善するため、圧迫周波数に適合するスペクトル分解能をもたらす時間窓からPPGスペクトルを決定することが推奨される。すなわち、圧迫周波数及びその高調波がスペクトル分解能の整数倍であるように時間窓が選定されるべきである。これは、圧迫シーケンスのエネルギーが、スペクトル内の限られた数の瓶に閉じ込められることを確実にし、それにより、PPG信号が圧迫のみを含むときの低いエントロピーと、スペクトル内でエネルギーが広がるPPG信号における不規則な活動を受けての区別可能なエントロピー増大とを生じさせることを確実にする。故に、好ましくは、何れにもゼロ詰め(ゼロパディング)が適用されるべきでない。他の一実施形態において、先ず、例えば加速度計若しくは経胸郭インピーダンス測定を使用することによって、あるいは、例えば主成分分析若しくは独立成分分析を用いることによって、圧迫周波数が除去され、それにより、自発心拍が存在しないときにほぼ最大のエントロピーがもたらされ、自発心拍が発現されたときに有意で持続的なエントロピー低減がもたらされる。この第2の実施形態においては、そこからスペクトルが決定される時間窓はあまり関係しない。
心臓が始動し始めるとすぐに、スペクトログラムの複雑さが急速に上昇する。この複雑さは、スペクトルエントロピーによって表される。この方法は、非ROSCからROSCへの移行段階で特にセンシティブである。これはまた、比較的弱い脈拍及び不規則な脈拍に対してセンシティブである。この方策の性能は、鼓動の周波数と圧迫の周波数とが一致しない場合に非常に良い。何故なら、周波数が一致すると、この方策の結果の質を害してしまうからである。この方策は、移行後段階でいっそう良好に機能する(図10の性能例は、エントロピー策の性能の一例(点線)を示している)。心臓の始動段階での影響の受けやすさを改善するため、圧迫周波数に適合するスペクトル分解能をもたらす時間窓からPPGスペクトルを決定することが推奨される。すなわち、圧迫周波数及びその高調波がスペクトル分解能の整数倍であるように時間窓が選定されるべきである。これは、圧迫シーケンスのエネルギーが、スペクトル内の限られた数の瓶に閉じ込められることを確実にし、それにより、PPG信号が圧迫のみを含むときの低いエントロピーと、スペクトル内でエネルギーが広がるPPG信号における不規則な活動を受けての区別可能なエントロピー増大とを生じさせることを確実にする。故に、好ましくは、何れにもゼロ詰め(ゼロパディング)が適用されるべきでない。他の一実施形態において、先ず、例えば加速度計若しくは経胸郭インピーダンス測定を使用することによって、あるいは、例えば主成分分析若しくは独立成分分析を用いることによって、圧迫周波数が除去され、それにより、自発心拍が存在しないときにほぼ最大のエントロピーがもたらされ、自発心拍が発現されたときに有意で持続的なエントロピー低減がもたらされる。この第2の実施形態においては、そこからスペクトルが決定される時間窓はあまり関係しない。
プロセスC:PPG DC値に従った一例によるPPG評価
PPG DC値の変化は、平均血液量及び/又は静脈血酸素飽和度における変化を反映する。完全なROSCにおいては、血圧が回復されて血液量が再分配され、それにより、例えば赤外PPG信号の、より低いDC値に対応する、より大きい血液量がセンサ位置に生じる。また、完全なROSCにおいては、組織内かん流の回復が、静脈血酸素飽和度を通所レベルまで戻るよう上昇させ、それにより、例えば赤PPG信号のDCレベルの上昇が生じる。この方法は、鼓動に依存せず、鼓動と圧迫周波数が一致する場合にも損なわれない(図11の性能例は、PPG DC策の性能の一例(ROSCの可能性と負の相関を持つ点線)を示している)。
PPG DC値の変化は、平均血液量及び/又は静脈血酸素飽和度における変化を反映する。完全なROSCにおいては、血圧が回復されて血液量が再分配され、それにより、例えば赤外PPG信号の、より低いDC値に対応する、より大きい血液量がセンサ位置に生じる。また、完全なROSCにおいては、組織内かん流の回復が、静脈血酸素飽和度を通所レベルまで戻るよう上昇させ、それにより、例えば赤PPG信号のDCレベルの上昇が生じる。この方法は、鼓動に依存せず、鼓動と圧迫周波数が一致する場合にも損なわれない(図11の性能例は、PPG DC策の性能の一例(ROSCの可能性と負の相関を持つ点線)を示している)。
プロセスD:複数波長相関に従った一例によるPPG評価
抹消かん流及び静脈血酸素飽和度のレベルを複数波長相関が反映することが発見された。(ROSC前に)血圧が低い場合、皮膚表面での微小血管かん流が低いとともに、不十分な酸素供給のために静脈血酸素飽和度が低く、“赤外”PPG信号(890nm)に対する“赤”PPG信号(660nm)の明らかな(遅延)ズレが生じる。ROSC後に血液微小かん流が増大するとすぐに、赤及び赤外のPPG信号が高度に相関を有するものとなる。故に、この方法は、PPG信号における圧迫アーチファクトの形状さえも利用し得る(図12の性能例は、複数波長相関策の性能の一例(点線)を示している)。
抹消かん流及び静脈血酸素飽和度のレベルを複数波長相関が反映することが発見された。(ROSC前に)血圧が低い場合、皮膚表面での微小血管かん流が低いとともに、不十分な酸素供給のために静脈血酸素飽和度が低く、“赤外”PPG信号(890nm)に対する“赤”PPG信号(660nm)の明らかな(遅延)ズレが生じる。ROSC後に血液微小かん流が増大するとすぐに、赤及び赤外のPPG信号が高度に相関を有するものとなる。故に、この方法は、PPG信号における圧迫アーチファクトの形状さえも利用し得る(図12の性能例は、複数波長相関策の性能の一例(点線)を示している)。
以下では、プロセスAの一実施形態に相当する先進的スペクトルパルス分析の一実施形態について、より詳細な説明を提示する。
先進的スペクトルパルス分析は、適応閾分け技術により、PPGスペクトル内の周期的成分を検出し、その後、検出された周期的成分の間の関係を分析することによって、検出された周期的成分の中で脈拍数(PR)成分を特定する。先進的スペクトル分析は、以下のステップを有する。
1. 先ず、ベースライン成分及びより高い周波数成分を除去するために、PPG信号に帯域通過フィルタリングが適用される。PPG信号のベースラインは、組織血液量における大きい変動に起因して強く揺動し得るものであり、結果としてスペクトル内の周期的成分を隠してしまい得る。図4は、心臓の機械的活動が回復したときの、胸部圧迫中のPPG信号の、帯域通過フィルタリングされた典型的な時間トレースを示している。
2. その後、PPG信号のスペクトルが決定され、周期的成分を検出することを容易にすべく等化される。スペクトルの等化は、例えば、スペクトルをそのベースラインによって正規化することによって行われ得る。スペクトルのベースラインは、スライディングウィンドウ式メディアンフィルタをスペクトルに適用することによって決定され得る。メディアンフィルタの都合の良いウィンドウ長は、例えば、胸部圧迫周波数とすることができる。図5は、図4の帯域通過フィルタリング済みPPG信号のスペクトル(実線)と、メディアンフィルタリングによって得られたそのベースライン(破線)とを示している。
3. そして、経時的に具体的な各スペクトルに適応される閾値よりも大きい全ての周波数成分を選択することによって、等化されたPPGスペクトル内で、周期的な成分が検出される。検出閾値は、例えば、最小のクラス内分散及び最大のクラス間分散を有する2つのクラスを特定しようとする最適化基準に関して最適なものである(例えば、その全体をここに援用するOtsu,N.A,“Threshold Selection Method from Gray-Level Histograms”,IEEE Transactions on Systems,Man,and Cybernetics,SMC-9(1),62-66(1979)なる文献を参照)。最適化基準は、関心ある周波数範囲(例えば、0.5Hz−15Hz)及び関心ある振幅範囲(例えば、1よりも大きい)に適用される。また、周波数範囲は、先ず、異常値からの過大な影響を防止するため、対数スケールに変換される。斯くして決定される最適な閾値は、大きさ的に強い周期的成分を全ての弱めの成分から分離する。図6は、等化されたスペクトル(実線)、最適な検出閾値(破線)、及び特定された全ての周期的成分(〇印)を示している。これに代わる一実装において、主成分分析又は独立成分分析により、そして、加速度計信号又は経胸郭インピーダンス信号を用いて、PPG信号内で圧迫成分を特定し、後続の分析においてそれらを無視することができる。
4. 先行ステップで検出された偽ピークが、その後のスペクトルに適用されるモルフォロジー演算により、部分的に除去され得る。これらの方法を用いて、スペクトル分析のウィンドウイング効果によって生じる偽ピークを除去することができ、また、時間的に持続しないピーク、又は狭すぎるスペクトル幅を有していて脈拍数成分ではあり得ないピークを除去することができる。特定され残った周期的成分が、PR(脈拍数)候補の組(セット)と見なされる。
5. 斯くして得られたPR(脈拍数)候補の組が、PR成分を特定するために分析される。自動化CPRの場合、胸部圧迫周波数及びその周波数が分かっており、故に、PR候補セット内でこれらを直接的に認識することができる。圧迫周波数及び可能性ある圧迫休止についての情報を得るために、付加的な加速度計信号又は経胸郭インピーダンス信号も用いられ得る。加速度計信号又は経胸郭インピーダンス信号は更に、PPG信号内に存在する圧迫周波数を認識するために、PCA又はICAと組み合わせて使用されることができる。胸部圧迫に関係する候補セット内の全ての成分が、図6の×印によって識別されている。次に、残ったPR候補間の関係が分析される。各候補に関し、セット内にどれだけ多くの高調波が存在するか、及びその可能性あるPRと胸部圧迫周波数との間にどれだけ多くの相互作用項が見出され得るかが決定される。相互作用項は、その可能性あるPRと胸部圧迫周波数との和周波数及び差周波数並びにそれらの高調波である。各PR候補が、候補セット内で見出された関係の数に等しいスコアを受け取る。最も高いスコアを有する周期的成分が、PRとして選定される。図6において、PR成分(星印によって指し示される)は、7というスコアを有しており、これは、3つの高調波と、2つの和相互作用項と、2つの差相互作用項とがPR候補セット内に存在していることの結果である。
6. 複数のPR候補が同じ最高スコアを有する場合、続いて以下のステップを適用することによってPRを特定することができる:
a. 和及び差の双方の相互作用項を有するPR後方を選択することを試みる;
b. さもなければ、好ましい周波数範囲(例えば、1Hz−3Hz)内のPR候補を選択することを試みる;
c. さもなければ、スペクトル内で最も強いシグネチャを有するPR候補(すなわち、そのPR候補は、全ての関連する周波数成分の(正規化された)振幅の和が最大である)を選択することを試みる;
d. さもなければ、最も低い周波数を有するPR候補を選択する。
a. 和及び差の双方の相互作用項を有するPR後方を選択することを試みる;
b. さもなければ、好ましい周波数範囲(例えば、1Hz−3Hz)内のPR候補を選択することを試みる;
c. さもなければ、スペクトル内で最も強いシグネチャを有するPR候補(すなわち、そのPR候補は、全ての関連する周波数成分の(正規化された)振幅の和が最大である)を選択することを試みる;
d. さもなければ、最も低い周波数を有するPR候補を選択する。
7. 弱い自発心拍は、PPGスペクトル内に高調波又は相互作用項を有していないことがある。これらは、ゼロなるスコアを有することになるが、そのような弱い脈拍さが多数の後続スペクトルにおいて一貫して検出されたときに或るスコアが割り当てられる場合に検出されることができる。
プロセスA及びCに関する例示的な実施形態
この例は、プロセスA及びプロセスCを採用する例示的な一実施形態に関する。我々は、PPG信号内の自発心拍を、心収縮から生じる(疑似)周期的な特徴として定めた。ここで、自発心拍は、明白なこともあるし、明白でないこともある。このアルゴリズム開発は、文献[20]からの前臨床データに基づいている。圧迫を含まない(圧迫フリー)PPG信号及びそのPPG信号のベースラインを用いて、自発心拍のサイン(しるし)を検出した。自発心拍波形の推定を含む圧迫フリーPPG信号は、高調波シリーズによってモデル化した圧迫成分を除去することによって取得した。基本の圧迫数、及びこのシリーズの位相は、経胸郭インピーダンス(TTI)信号から得た。TTI信号は、除細動器で一般的なように、除細動パッド間で測定した。圧迫フリーPPG信号の周波数スペクトルからPRを決定した。恐らくは周辺への血液量の再分配によって生じた、PPG信号のベースラインの低下から、鼓動の回復も検出することができた。このアルゴリズムは、PR又はベースライン低下が検出されたときに自発心拍のサインを指し示した。なお、この例は、参考文献並びに表及び図の参照の点から自己完結しており、この例で言及される図は、その図の番号を12だけ大きくした番号の図面中の図に対応する。すなわち、この例の中で参照されている図は、図面における、12だけ大きくした番号の図に対応し、例えば、この例の中でFIG.1を参照するとき、図面中の対応する図は、図(1+12)=図13である。
この例は、プロセスA及びプロセスCを採用する例示的な一実施形態に関する。我々は、PPG信号内の自発心拍を、心収縮から生じる(疑似)周期的な特徴として定めた。ここで、自発心拍は、明白なこともあるし、明白でないこともある。このアルゴリズム開発は、文献[20]からの前臨床データに基づいている。圧迫を含まない(圧迫フリー)PPG信号及びそのPPG信号のベースラインを用いて、自発心拍のサイン(しるし)を検出した。自発心拍波形の推定を含む圧迫フリーPPG信号は、高調波シリーズによってモデル化した圧迫成分を除去することによって取得した。基本の圧迫数、及びこのシリーズの位相は、経胸郭インピーダンス(TTI)信号から得た。TTI信号は、除細動器で一般的なように、除細動パッド間で測定した。圧迫フリーPPG信号の周波数スペクトルからPRを決定した。恐らくは周辺への血液量の再分配によって生じた、PPG信号のベースラインの低下から、鼓動の回復も検出することができた。このアルゴリズムは、PR又はベースライン低下が検出されたときに自発心拍のサインを指し示した。なお、この例は、参考文献並びに表及び図の参照の点から自己完結しており、この例で言及される図は、その図の番号を12だけ大きくした番号の図面中の図に対応する。すなわち、この例の中で参照されている図は、図面における、12だけ大きくした番号の図に対応し、例えば、この例の中でFIG.1を参照するとき、図面中の対応する図は、図(1+12)=図13である。
まとめるに、関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開(ROSC)の総合確率(Ptot)を決定する装置(100)及び方法が提供され、これは、CPR処置中に関連患者から取得される光電容積脈波(PPG)データ(328、330)の組(セット)を受け取る入力と、1つ以上のパラメータに基づいてROSCの総合確率(Ptot)を計算するよう、1つ以上の所定のアルゴリズム(321、322、323、324)に従った1つ以上のプロセスを実行するように構成されたプロセッサ(112)とを有し、上記1つ以上のプロセスは各々、及び/又は組み合わせで、例えば自己心拍再開に関係しない任意の信号など、CPRプロセスに由来する課題を解決するように構成される。実施形態において、これらの装置及び方法は、ROSCの総合確率を決定する際に複数のプロセスを当てにする。
図面及び以上の記載にて本発明を詳細に図示して説明してきたが、これらの図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的あるいは典型的なものとみなされるべきであり、本発明は、開示の実施形態に限定されるものではない。開示の実施形態へのその他の変形が、図面、本開示及び添付の請求項の検討から、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解されて実現され得る。請求項において、用語“有する”はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“a”又は“an”は複数であることを排除するものではない。単一のプロセッサ又はその他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が相互に異なる従属項に記載されているという単なる事実は、それらの手段の組合せが有利に使用され得ないということを指し示すものではない。請求項中の如何なる参照符号も、範囲を限定するものとして解されるべきでない。
Claims (7)
- 関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開の総合確率を決定する装置であって、
前記CPR処置中に前記関連患者から取得された光電容積脈波データのセットを受信する入力と、
プロセッサであり、
前記光電容積脈波データにアクセスするように構成され、
1つ以上のプロセスA、B、C及び/又はDを実行するように更に構成され、
プロセスAは、
i. 前記光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得ることと、
ii. 前記スペクトル分解表現内でピークを特定することと、
iii. 胸部圧迫周波数を特定することと、
iv. 各ピークを得点付けることであり、残りのピークのうち、
該ピークの高調波に、又は、
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは前記胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に、
相当するものが多いほど、高いスコアが与えられる、得点付けることと、
v. 最も高いスコアを有するピークに基づいて、前記データ内の脈拍数を計算することと、
vi. 前記脈拍数に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスAパラメータ(PA)を決定することと
を有し、
プロセスBは、
i. 前記光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得て、前記光電容積脈波データの秩序の指標を決定することと、
ii. 前記秩序の指標に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスBパラメータ(PB)を計算することと
を有し、
プロセスCは、
i. 前記光電容積脈波データの低周波値を決定することと、
ii. 前記低周波値に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスCパラメータ(PC)を計算することと
を有し、
プロセスDは、
i. 異なる波長で取得された光電容積脈波データのセットである前記光電容積脈波データのセットの受信を可能にすることと、
ii. 異なる波長で取得された前記光電容積脈波データのセット間の相関のレベルを決定することと、
iii. 前記相関のレベルに基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスDパラメータ(PD)を計算することと
を有し、
計算されたパラメータPA、PB、PC、PDは、前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示し、且つ
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータに基づいて、自己心拍再開の前記総合確率を計算するように構成される
プロセッサと、
自己心拍再開の前記総合確率に基づく自己心拍再開確率信号を提供するように構成された出力と、
を有する装置。 - 前記プロセッサは更に、昇圧剤の投与が悪影響を有する危険性を指し示すリスクパラメータを計算するように構成され、前記リスクパラメータは、前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す前記1つ以上のパラメータに基づき、且つ
前記出力は更に、前記リスクパラメータに基づいて昇圧剤信号を提供するように構成される、
請求項1に記載の装置。 - 前記入力は更に、
CPRデータ、
除細動器データ、及び/又は
経胸郭インピーダンスデータ
のうちの何れか1つを表す更なるデータを受信するように構成され、
前記プロセッサは、前記更なるデータにアクセスするように構成され、且つ
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す前記1つ以上のパラメータの計算、及び/又は、前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す前記1つ以上のパラメータに基づく自己心拍再開の前記総合確率の計算は、少なくとも部分的に前記更なるデータに基づく、
請求項1に記載の装置。 - プロセスAにおいて各ピークを得点付けることは更に、
該ピークの振幅であり、振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、該ピークの振幅、及び/又は
前記残りのピークの振幅であり、
該ピークの高調波に相当する、又は
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは前記胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に相当する、
振幅が大きいほど高いスコアが与えられる、前記残りのピークの振幅、
に依存する、請求項1に記載の装置。 - 請求項1に記載の装置を有するシステムであって、当該システムは更に、
前記装置の前記入力にCPRデータを送るように構成された自動化CPR装置であり、前記プロセッサが当該CPRデータにアクセスするように構成されている、自動化CPR装置、
前記装置の前記入力に、除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータを送るように構成された除細動器であり、前記プロセッサが当該除細動器データ及び/又は経胸郭インピーダンスデータ及び/又はCPRデータにアクセスするように構成されている、除細動器、
前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す前記1つ以上のパラメータの前記計算を変更するように構成されたデータ、を格納するように構成されたメモリユニット、
のうちの1つ以上を有する、システム。 - 関連患者に実行されている関連CPR処置中に自己心拍再開の総合確率を決定する装置の作動方法であって、
前記装置の入力にて、前記CPR処置中に前記関連患者から取得された光電容積脈波データのセットを得ることと、
前記装置のプロセッサにより、1つ以上のプロセスA、B、C及び/又はDを実行することであり、
プロセスAは、
i. 前記光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得ることと、
ii. 前記スペクトル分解表現内でピークを特定することと、
iii. 胸部圧迫周波数を特定することと、
iv. 各ピークを得点付けることであり、残りのピークのうち、
該ピークの高調波に、又は、
1. 該ピーク、若しくは該ピークの高調波と、
2. 胸部圧迫周波数、若しくは前記胸部圧迫周波数の高調波と
の間の和周波数若しくは差周波数に、
相当するものが多いほど、高いスコアが与えられる、得点付けることと、
v. 最も高いスコアを有するピークに基づいて、前記データ内の脈拍数を計算することと、
vi. 前記脈拍数に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスAパラメータ(PA)を決定することと
を有し、
プロセスBは、
i. 前記光電容積脈波データのスペクトル分解表現を得て、前記光電容積脈波データの秩序の指標を決定することと、
ii. 前記秩序の指標に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスBパラメータ(PB)を計算することと
を有し、
プロセスCは、
i. 前記光電容積脈波データの低周波値を決定することと、
ii. 前記低周波値に基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスCパラメータ(PC)を計算することと
を有し、
プロセスDは、
i. 異なる波長で取得された光電容積脈波データのセットである前記光電容積脈波データのセットの受信を可能にすることと、
ii. 異なる波長で取得された前記光電容積脈波データのセット間の相関のレベルを決定することと、
iii. 前記相関のレベルに基づいて、自己心拍再開の確率を指し示すプロセスDパラメータ(PD)を計算することと
を有する、
実行することと、
前記プロセッサにより、前記1つ以上のプロセスの中の各プロセスの結果に対応した自己心拍再開の確率を指し示す1つ以上のパラメータに基づいて、自己心拍再開の前記総合確率を提供することと、
前記装置の出力にて、自己心拍再開の前記総合確率に基づく自己心拍再開確率信号を提供することと、
を有する方法。 - 請求項6に記載の方法をプロセッサが実行することを可能にするコンピュータプログラム。
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