KR101556813B1 - 심폐소생술을 수행하는 동안, 압박 파라미터들을 측정하는 심폐소생술 보조 장치 - Google Patents

심폐소생술을 수행하는 동안, 압박 파라미터들을 측정하는 심폐소생술 보조 장치 Download PDF

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Abstract

환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치는 필드 발생기, 필드 검출기 및 프로세서를 포함한다. 위치 정보 및 압박 파라미터는 필드 검출기에서 검출된 필드로부터 결정된다. 필드 발생기 및 필드 검출기 중 하나는 위치 센서이고, 다른 하나는 기준 센서이다.

Description

심폐소생술을 수행하는 동안, 압박 파라미터들을 측정하는 심폐소생술 보조 장치{CPR ASSIST DEVICE FOR MEASURING COMPRESSION PARAMETERS DURING CARDIOPULMONARY RESUSCITATION}
기술분야는 심폐소생술(Cardiopulmonary resuscitation, CPR)을 수행하는 동안 압박(compression) 파라미터들을 측정하는 것과 관계된다. 보다 상세하게는 위치 센서(position sensor) 및 기준 센서(reference sensor)를 사용하여 압박 파라미터들을 측정하는 것과 관계된다.
최근 캐나다에서는 매년 약 40,000 건의 급성 심정지(cardiac arrest) 사건이 발생한다고 추정된다. 또한, 발생하는 급성 심정지 사건의 대부분은 병원 시설 밖에서 발생한다. 최근 병원 밖에서 발생하는 급성 심정지 사건의 비율은 대략적으로 5 퍼센트(%)를 나타낸다. 미국에서는 약 164,600건의 급성 심정지 사건이 매년 발생하고, 이는 인구 1000명 당 약 0.55명에게 발생하는 경우와 같다. 병원 밖에서, 급성 심정지 사건으로 인하여 죽는 경우의 횟수를 줄이기 위한 노력이 필요하다. 스포츠 경기장과 같은 특정 장소들 및 노인들과 같은 특정 개인들은 특정 위험에 놓여있고, 이러한 장소들 및 사람들에게 있어서, 손쉬운 해결책은 삶과 죽음의 차이를 가져올 것이다.
심폐소생술(Cardiopulmonary resuscitation, CPR)은 의료 전문가 또는 비의료 전문가들이 심부전(cardiac failure)을 겪고 있는 환자들을 살릴 수 있는 기회들을 증가시키는데 있어서, 증명된 효과적인 기술이다. 심폐소생술은 전문 의료진이 도착할 때까지 피가 인체의 순환 시스템에 공급될 수 있도록 한다. 따라서, 환자의 몸 전체에 산소분포가 유지될 수 있도록 한다. 그러나, 많은 경우, 심폐소생술을 수행하는 수준이 낮다. 왜냐하면, 적절한 심폐소생 기술 및 프로토콜(protocol)에 대한 기억이 대부분의 개인들에게 불충분하고, 긴급 상황에서의 불안이 적절한 치료의 수행에 혼란을 주거나 적절한 치료를 방해하기 때문이다.
미국 의학 협회(American Medical Association, 2005)의 저널에 따르면, 심폐소생술은 종종 일관성 없고 불충분하게 수행되며, 이로 인하여 방지할 수 있는 죽음을 가져오게 된다. 표준 심폐소생술의 훈련 및 테스트가 완료된 후, 수개월 후에 효과적으로 흉부 압박을 수행하는 개인들의 능력은 종종 심하게 떨어지곤 한다. 이러한 사실은 준 의료활동 종사자들(paramedics), 간호사들 및 심지어 내과의사들과 같은 훈련된 전문가들뿐만 아니라 훈련되지 않은 비전문가들에게도 적용되는 사실임을 알 수 있다.
2005년도에 국제 구명 협회(International Liaison Committee on Resuscitation)에서는 효과적으로 심폐소생술을 수행하는(administering) 방법 및 효과적인 심폐소생기술과 관련된 파라미터들에 대하여 발표하였다. 파라미터들은 흉부 압박률 및 흉부 압박 깊이를 포함한다. 흉부 압박률은 분당 전달되는 압박들의 횟수로 정의된다. 흉부 압박 깊이는 각 압박에 의하여 환자의 흉골(sternum)이 얼마나 이동하는 지로 정의된다. 효과적인 압박률은 약 4~5cm의 압박 깊이로 분당 100회의 흉부 압박을 수행하는 경우일 수 있다. 2005년도, 노르웨이의 울레볼(Ulleval) 대학 병원의 실제 심폐소생술 수행에 대한 연구에 따르면, 평균적으로 압박률은 분당 90회 미만이었고, 압박 깊이는 압박의 37 퍼센트(%)의 경우 너무 얕았다(shallow).
위와 동일한 연구에 따르면, 심폐소생술은 종종 필요하지 않은 경우에 수행되거나 필요한 경우에 수행되지 않았다. 또한, 심장혈관(cardiovascular)의 순환이 부재한 경우의 48 퍼센트(%)는 제 시간에 압박이 전달되지 않는다고 보고되었다.
또 다른 연구에 따르면, 심폐소생술을 수행하는 과정에서 비슷한 문제점들이 발견된다. 2005년도, 시카고 대학의 한 연구는 심폐소생술 수행의 36.9 퍼센트(%)는 분당 압박이 80회 미만이었고, 21.7 퍼센트(%)는 분당 압박이 70회 미만이었다고 발표하였다. 흉부 압박률은 급성 심정지가 발생한 후, 혈류의 순환을 순간적으로 회복하는 것과 직접적으로 연관되는 것으로 밝혀졌다.
추가적으로, 너무 얕은 압박 및 너무 강한 압박도 문제가 될 수 있다. 심폐소생술과 관련된 몇몇 부상들은 환자의 갈비뼈에 금이 가거나 연골이 분리되는 형태의 부상과 관련된다. 이러한 부상들은 너무 과한 힘 또는 압박 깊이 때문일 것이다. 다시 한 번, 심폐소생술의 연습의 부족으로 인하여 이러한 부상들이 발생하는 것이다.
손의 위치는 심폐소생술을 수행할 때 고려되어야 할 다른 파라미터 있다. 압박하는 동안 효과적인 손의 위치는 대략적으로 흉골의 중심(base of the sternum)으로부터 2 인치 정도 위라고 알려져 있다. 효과적인 심폐소생술을 위한 손의 위치는 환자에 따라 다르다. 예를 들면, 유아에게 심폐소생술을 수행하는 경우, 효과적인 방법은 흉골 위에 두 개의 손가락을 사용하는 것이다.
그러므로, 긴급상황에서 적절하게 심폐소생술을 수행하도록 하는 장치는 유용할 것이다. 더욱이, 객관적으로 개인을 훈련시키고, 테스트하는데 사용되는 장치는 심폐소생술 훈련 과정 및 프로토콜 기억에 유용하게 사용될 수 있다.
현재 병원 시설에서 사용되는 심폐소생술을 수행하는 기계적 시스템이 있다. 흉부 압박은 기계적 동작(movement)을 포함하는 방식을 통하여 수행될 수 있다. 여기서 기계적 동작은 예를 들면, 피스톤 동작 또는 모터 동작을 의미할 수 있다. 그러한 장치 중 하나가 레비번트 사(Revivant Corp)의 오토펄스(AutoPulseTm)이다. 오토펄스는 넓은 흉부 밴드에 부착되어 환자의 흉부를 압박하여, 심장이 뛰지 않는 경우에 뇌로 피가 공급되도록 하는, 컴퓨터에 의해 제어되는 모터로 구성된다. 위의 장치들은 다루기 힘들고, 무거워서 이동하기 어려우며, 설치하고 작동시키는데 시간이 소요되고, 가격이 비싸다. 또한, 위의 장치들은 급성 심정지로부터 생존률을 증가 시키는데 상기 장치들이 효과적임을 증명하기 위한 연구에서 결정적인 결론을 보여주지 못하고 있다.
미국 등록 특허 6,351,671은 액티브(active) 흉부 압박의 힘뿐만 아니라 환자의 흉부 임피던스를 측정하는 장치를 개시한다. 이러한 측정값들로부터 장치는 압박이 성공적으로 완룐된 경우에 사용자에게 알려준다. 그러나, 이 기술은 환자의 흉부를 교차하여 감싸는 형태로 위치한 제세동기 패드들이 필요하고, 결과적으로 작동시키는데 상대적으로 긴 시간이 소요된다. 현재 판매 중에 있는 필립스 메디컬의 큐 시피알(Q-CPR®)은 고비용의 하스피탈 그레이드(hospital grade) 제세동기에 부착되어야만 하므로, 비용이 비싸고, 무거우며, 비전문가들(lay user)에게 접근성이 떨어진다. 게다가, 이 기술은 가속도계(accelerometer)로부터 수집된 데이터를 전적으로(heavily) 의존하여 가져온다. 많은 현재 기술들은 가속도계 기술에 기초하고 있다.
미국 등록 특허 7,074,199은 압박 깊이를 결정하기 위해 가속도계 기술을 사용하는 또 다른 장치를 개시한다. 심폐소생술 동안 흉부 압박 깊이를 측정하기 위해 사용되는 가속도계의 가속 데이터는 편류 에러(drift error) 및 에러를 누적하기 쉽다. 결과적으로, 위의 장치를 사용하는 센서들은 심폐소생술 파라미터들과 관련하여 고도의 정확하고, 상세한 데이터 수집을 위해서는 적합하지 않다. 또한, 상기 센서들은 대략적인 깊이 값들에 의존할 수 밖에 없다. 게다가, 외부 기준(reference)이 없는 심폐소생술 모니터링 장치에서 가속도계의 사용은 환자 또는 구조자가 이동중인 경우(mobile)에는 에러를 유발하기 쉽다. 예를 들면, 환자가 앰뷸런스, 헬리콥터 또는 거니(gurney)를 통하여 의료 수송되고 있는 경우, 가속도계는 환자의 외부적 움직임과 흉부의 압박을 구별할 수 없다. 어떤 종류의 비 정적인(non-stationary) 환경에서도, 가속도계에 기반한 장치는 불안정하고 비효율적일 것이다. 압박 깊이를 계산하기 위해 가속도계를 사용하는 경우에도 압박 장치의 각도(angle) 및 틸트(tilt)를 보상하기 위해, 복잡하고 에러를 유발하기 쉬운 계산에 의존해야 한다. 가속도계가 환자의 흉부 위에 정확하게 위치(level)하지 않고, 가속도계의 움직임이 정확하게 수직(vertical)으로 이루어지지 않으면, 에러가 누적되고, 에러는 두 수평 축의 각도에 의하여 설명(accounted for)되어야 한다. 게다가, 외부 기준 포인트가 부재(absence)한 경우, 장치는 특정 시간의 공간에서 상기 장치의 위치를 알기 어렵다. 거리의 모든 측정값들은 상대적이고, 움직임의 기준점(origin)을 알기 어렵고, 움직임의 기준점을 측정기간 동안 유지하는 것도 어렵다. 이러한 어려움들은 압박의 초기 또는 시작점을 시간적으로 지연시켜, 깊이 측정에 에러를 유발시킬 수 있다. 졸 메디컬(Zoll Medical)의 에이이디 플러스 디 패즈(AED Plus®D-Padz®)와 같은 현재 시중에서 유통되고 있는 상품들은 가속도계 기술을 사용하고, 상기 가속도계는 제세동기의 패드에 내장(embedded)된다. 패드안에 추가적으로 전기회로 및 센서(sensory)가 포함되기 때문에, 이러한 제세동기 패드들은 상당히 비용이 비싸고, 매번 사용 후에는 폐기되어야 한다. 그러므로, 상대적으로 비싼 센서가 제품의 디자인 때문에 일상적으로 버려져야 한다.
케네스 에프. 올슨 등(Kenneth F. Olsen et al.)의 미국 공개 출원 2007/0276300은 압박 깊이를 계산하기 위해 초음파 전송(ultrasound transmission)을 사용하는 장치를 개시한다. 음향 신호(acoustic signal)는 환자의 흉부 위의 장치로부터 다른 위치의 수신기로 전송된다. 이 장치는 몇 가지 결점들을 가지고 있다. 첫째, 초음파 신호는 동작을 위해 전송기로부터 수신기까지 명확한 가시경로(line of sight)가 확보되어야 한다. 신호가 전달되는 방향에 어떠한 간섭들, 사물들, 사람 혹은 심지어 구조자의 손이 위치하는 경우에도, 신호가 손실 또는 왜곡될 수 있다. 전송기는 수신기를 직접적으로 향해야(directed toward)하고, 전송기와 수신기 사이의 상대적 방향(relative orientation)이 중요하다. 둘째, 초음파는 상대적으로 느려서, 초음파 신호의 타임 오브 플라이트(time-of-flight)를 측정하는데, 상당한 지연(lag) 및 레이턴시(latency)로 어려움을 겪는다. 셋째, 초음파 신호는 공기 온도와 같은 주변의 조건들(conditions)로부터 영향을 많이 받는다. 공기 온도가 변동되기 시작하면, 소리의 속도로 변하고, 부정확한 결과를 유발한다. 마지막으로, 흉부 압박의 평면(plane)을 초기에 알지 못하면, 압박 깊이의 계산은 심각하게 손상된다(significantly compromised). 타임 오브 플라이트(time-of-flight) 초음파 거리 보간(interpolation)은 6 자유도(6 degrees of freedom)에서 수신기의 위치를 해결할 수 없고, 환자, 수신기 또는 전송기가 정 위치에 위치하지 않으면(is not level), 하향 병진 운동(downward translational movement)의 결정이 어려울 수 있다. 초음파 삼각측량(triangulation)을 이용하는 경우에도, 레이턴시(latency)는 심각해질 수 있고, 해상도(resolution)는 낮아질 수 있으며, 다양한 위치에 있는 여러 개의 전송기들 및 수신기들이 필요할 것이다.
위에서 언급된 기술들의 문제들을 극복하면서도 사용하기 쉽고, 비용이 저렴한, 압박 깊이 및 압박률과 같은 심폐소생술과 관계된 파라미터들을 정확하게 측정하는 장치를 제공하는 것은 바람직할 것이다. 추가적으로 훈련, 테스트 및/또는 긴급상황을 위한 심폐소생술 절차를 수행하는 데 필요한 지침들(instructions)을 제공하는 장치는 유용할 것이다.
기준 센서 및 위치 센서를 사용하여 심폐소생술을 수행(administration)하는 동안 압박 파라미터들을 결정하는 장치 및 방법을 제공한다.
일 측면에 있어서, 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치는 필드를 생성하는 필드(field) 발생기, 상기 필드 발생기에서 생성된 상기 필드를 검출하고, 응답 신호를 생성하는 필드 검출기 및 상기 응답 신호로부터 상기 필드 발생기와의 관계에서 상기 필드 검출기에 대한 위치 정보를 결정하고, 상기 결정된 상기 필드 검출기에 대한 위치 정보를 사용하여 적어도 하나의 압박(compression) 파라미터를 결정하는 프로세서를 포함하고, 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 중 하나는 환자의 흉부(chest)와 일치하여 움직이는 위치 센서(position sensor)이고, 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 중 다른 하나는 상기 환자에 관하여 움직이지 않는 기준 센서(reference sensor)일 수 있다.
일 측면에 있어서, 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 방법은 위에서 설명된(described above) 장치를 제공하는 단계, 상기 기준 센서와의 관계에서 상기 위치 센서의 위치를 결정하는 단계 및 상기 결정된 상기 위치 센서의 위치에 기초하여 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 단계를 포함한다.
본 발명은 심폐소생술을 수행(administration)하는 동안 압박 파라미터들을 결정하는 장치 및 방법을 제공한다. 상기 장치는 심폐소생술 보조 장치로 불리 울 수(referred to) 있다. 상기 장치는 전송 센서 및 수신 센서를 포함할 수 있다. 보다 구체적으로, 전송 센서는 필드 발생기일 수 있고, 수신 센서는 필드 검출기일 수 있다. 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기는 기준 센서 및 위치 센서로 사용될 수 있다. 상기 위치 센서는 각 흉부 압박에 따라 움직이는 것에 반하여, 상기 기준 센서는 상대적으로 정적인 상태(stationary)로 위치한다.
위치 센서 및 고정된 기준 센서를 사용하는 것은 심폐소생술을 수행하는 동안 흉부 압박 깊이를 결정하는데 적용되는 최근의 기존 기술들에 비해 많은 이점(advantageous)을 가진다. 가속도계를 이용하는 현재 압박 깊이를 결정하는 방법은 신호의 변화(drift)로부터 발생하는 에러를 가질 수 있다. 더욱이, 가속도계 기반 시스템들은 보통 흉부 압박에 대한 외부의 움직임들에 민감하다. 가속도계는 지구를 기준으로 사용한다. 따라서, 예를 들면, 환자가 거니(gurney), 앰뷸런스 또는 헬리콥터를 통하여 이동하면, 이러한 외부적인 움직임들은 흉부 압박 깊이의 측정값들에 영향을 미치거나 상기 측정값들을 변형시킬 수 있다. 게다가, 가속도계들은 보통 다양한 노이즈들에 민감하고, 가속으로부터 이동(displacement) 량을 획득하기 위해 두 번의 적분(double integration)을 사용하는 것은 측정값들에 다양한 에러들을 유발시킬 수 있다. 본 발명의 장치 및 방법에서 기준 센서 및 위치 센서를 사용하는 것은 이러한 문제들을 제거한다. 전자기 코일들과 같은 다양한 기술들은 신호를 아주 작거나 거의 변동이 없이, 상당히 높은 정확도를 가지고 측정할 수 있다.
이하, 본 발명의 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
도 1은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 2는 일 실시예에 따른 환자의 흉부 위의 패드 안에 있는 심폐소생술 보조 장치의 필드 검출기를 나타내는 평면도(top plan view)이다.
도 3은 다른 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 4는 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에 적합한 필드 발생기에 의해 생성되고, 필드 검출기에 의해 검출되는 필드를 도시한다.
도 5는 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에 적합한 필드 발생기 또는 필드 검출기를 도시한다.
도 6은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에 적합한 필드 발생기의 코일에 의해 생성되는 필드를 도시한다.
도 7은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에서 필드를 생성하고 필드를 검출하는 과정을 도시한 블록도이다.
도 8은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에서 필드 발생기로부터 생성된 필드를 변조하기 위해 사용된 정현파 신호들 및 필드 검출기의 코일들에 의하여 검출되는 정현파 신호들을 도시한 도면이다.
도 9는 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치의 디지털 신호 프로세서에서 시그널 컨디셔닝(signal conditioning) 프로세스를 도시한 블록도이다.
도 10은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치의 검출된 필드들로부터 획득한 정보를 포함하는 매트릭스의 일 예를 도시한다.
도 11은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에 적합한 3축 필드 발생기(three-axis field generator), 3축 필드 검출기(three-axis field detector) 및 해당 전자기 벡터들을 도시한다.
도 12는 일 실시예에 따른 3축 직교좌표에 의해 표시된 베이스 부와 위치 센서 사이의 거리를 나타내는 도면이다.
도 13은 일 실시예에 따른 제세동기 내부에 내장된 필드 발생기 및 제세동기 패드 내부에 내장된 필드 검출기를 나타내는 평면도이다.
도 14는 일 실시예에 따른 환자의 흉부에 위치하기 위한, 심폐소생술 (CPR) 보조 장치 내부의 필드 검출기에 인접한 압력 센서를 도시한다.
도 15는 필드 발생기가 상부(upper) 제세동기 전극 패드의 고정된(stationary) 부분에 통합되고, 필드 검출기가 하부(lower) 전극 패드에 내장된 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 나타내는 평면도이다.
도 16은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치에 적합한, 밑면(underside)이 금속 포일(metal foil)인 위치 센서를 도시한다.
도 17은 일 실시예에 따른 필드 발생기가, 필드 검출기를 포함하는 고정된 기준 포인트(reference point)에, 묶이지 않는 무선 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 나타내는 평면도이다.
도 18은 심폐소생술 보조 장치에 전력을 공급하는 배터리 또는 전력원이 패드 또는 블록에 통합된, 환자의 흉부 위에 위치한 패드 또는 블록 형태의 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 19는 외부 기준 포인트(reference point)와 쉽게 연결되고, 연결이 끊기는 패드 또는 블록 형태의 일 실시예에 따른 일회용 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 20은 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치의 기준 포인트(reference point)가 벽에 설치된 병원 실(room)을 도시한다.
도 21은 심폐소생 절차에서 구조 호흡(rescue breathing)의 효과를 모니터하고 측정하는데 사용되는 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 22는 유아에게 심폐소생술을 수행하는 동안, 흉부 압박 파라미터들을 측정하는데 사용되는 일 실시예에 따른 심폐소생술 (CPR) 보조 장치를 도시한다.
도 23은 심폐소생술 훈련(CPR training)에서 사용하기 적합한 베이스 부(base unit)의 디스플레이(display)를 도시한다.
도 24는 자동제세동기(automated external defibrillator, AED) 훈련에서 사용하기 적합한 베이스 부의 디스플레이를 도시한다.
이하, 본 발명의 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세하게 설명한다.
본 발명은 심폐소생술(cardiopulmonary resuscitation, CPR)을 수행하는 동안 흉부 압박 파라미터들을 결정하고, 계산하는 장치 및 방법을 제공한다. 상기 장치는 심폐소생술 보조 장치로 불리 울 수(referred to) 있다.
상기 장치는 전송 센서(transmitter sensor) 및 수신 센서(receiver sensor)를 포함하고, 보다 구체적으로 상기 전송 센서 및 상기 수신 센서 각각은 필드 발생기(field generator) 및 필드 검출기(field detector)일 수 있다. 일반 전송 센서 및 수신 센서가 단순히 지향 신호를 전송하고 수신하는 것과 달리, 필드 발생기와 필드 검출기는 구체적으로 전자기 필드와 같은, 필드를 생성하고 검출한다. 단순 신호(예를 들면, 적외선, 초음파) 전송과 대조하여, 생성된 필드는 필드 발생기 주변의 구형 존(spherical zone)을 차지(occupies)한다. 상기 필드 발생기는 상기 존의 물체들에 의해 방해(obstructed) 받거나 블록(blocked)되지 않는다. 전송 신호로써, 지향된(directed) 단일 빔 또는 경로보다, 필드가 동시에 상기 필드 발생기 주변의 소정의 반경 내에서 모든 포인트들(points)에서 존재(present)한다. 특정 전송 신호들을 전송기와 수신기 사이에 직접 가시경로(direct line-of-sight) 를 요구한다. 예를 들면, 전송기와 센서 사이에는 장애물이 없어야 한다. 그러나 본 발명에서 설명되는 필드 발생기에 의해 생성되는 필드는 이러한 제약이 없다. 게다가, 단순 전송 신호를 사용함에 있어서, 전송기와 센서 사이의 거리는, 신호의 타임 오브 플라이트(time of flight)와 같은 불확실한 데이터에 기초하여 계산되어야만 한다. 예를 들면, 초음파 타임 오브 플라이트(time of flight) 측정은 공기 온도와 같은 전송 매체의 성질(properties)에 민감하다. 이와 같은 제약(limitation)은 본 발명에서 설명되는 생성된 필드들에서는 발생하지(encountered) 않는다.
일 측면에 있어서, 필드 검출기는 위치 센서(position sensor)이고 필드 발생기는 기준 센서(reference sensor)이다. 상기 기준 센서는 상대적으로 정지된(stationary) 장소에 위치하는 반면, 상기 위치 센서는 환자의 흉부의 움직임에 대응하는 장소에 위치(be placed)할 수 있다. 예를 들면, 전자기 필드들과 같은 신호들은 상기 기준 센서에서 생성되고, 상기 위치 센서에 의하여 검출된다. 다른 일 측면에 있어서, 상기 필드 검출기는 상기 기준 센서이고, 상기 필드 발생기는 상기 위치 센서이다. 신호들이 필드인 경우에, 필드들은 상기 위치 센서에서 생성되고, 상기 기준 센서에 의하여 검출된다. 상기 위치 센서와 상기 기준 센서를 서로 교체할 수 있다는 것(interchangeable)은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백할 것이다. 상기 장치의 프로세서는 상기 신호에 기초하여 상기 기준 센서와의 관계에서 상기 위치 센서의 위치를 결정한다. 상기 결정된 위치에 기초하여, 상기 프로세서는 심폐소생술이 수행되는 동안 흉부 압박 깊이를 결정한다.
도 1 및 도 2를 참조한다. 일 예로서, 심폐소생술(CPR) 보조 장치는 상대적으로 정지된(stationary) 베이스 부(base unit) 1을 포함할 수 있다. 상기 베이스 부 1은 긴급 환경에서, 기준 센서 4 및 위치 센서 2를 포함할 수 있다. 위치 센서 2는 상기 기준 센서 4 와의 관계에서, 환자의 흉부의 움직임에 따라서 움직인다. 따라서, 베이스 부 1은 심폐소생술을 수행하는 동안 환자 3의 흉부의 움직임을 추적(tracking)할 수 있다. 일 예로서, 상기 기준 센서 4는 필드 발생기이고, 상기 위치 센서 2는 필드 검출기일 수 있다. 상기 기준 센서 4는 상기 위치 센서 2에 의하여 검출되는, 필드 5와 같은 신호를 생성할 수 있다. 일 예로서, 위치 센서 2는 블록, 패드 6 또는 다른 적합한 구조로써, 상기 환자의 흉부에 위치하는 구조일 수 있다. 심폐소생술 수행자 또는 구조자 9는 그 또는 그녀의 손 7을 패드 6에 위치시킴으로써, 상기 환자의 흉부를 직접적으로 압박할 수 있다. 여기서, 상기 베이스 부 1은 상기 환자와의 관계에서 상대적으로 정지된, 지면 10에 위치한다. 상기 패드 6과 상기 베이스 부 1을 연결하는 케이블 39는 상기 베이스 부 1의 전력원(power source)으로부터 상기 위치 센서 2로 전력을 공급한다.
도 3을 참조하면, 심폐소생술 보조 장치의 또 다른 예를 보여준다. 일 예로서, 위치 센서 2는 구조자 9의 손목 8에 위치한다. 예를 들면, 상기 위치 센서 2는 상기 구조자에 의해 착용되는 손목 밴드 38에 제공될 수 있다. 비록 도시되지는 않았지만, 상기 위치 센서 2는 구조자의 손 7 또는 팔과 같은 구조자의 다른 위치에 대체하여 놓일 수 있다. 왜냐하면, 구조자의 손, 손목 또는 팔의 움직임은 보통, 흉부를 압박하는 동안 환자의 흉부의 움직임과 일치하기 때문이다.
비록 도시되지는 않았지만, 기준 센서 4는 베이스 부 1 없이 사용될 수 있다. 상기 기준 센서 4는 상대적으로 정지된, 목 또는 이마와 같은 환자의 몸의 일부분에 위치할 수 있다. 상기 기준 센서 4는 상기 환자와의 관계에서 외부에 위치하는 제세동기 또는 의료 모니터(medical monitor)와 같은 상대적으로 고정된 의료 도구들 중 하나에 포함될 수 있다.
위치 센서는, 위치 센서가 압박 동안 흉부의 전체 거리(entire distance)를 움직이도록, 흉부 압박의 위치 또는 구조자의 손에서 가까운 환자의 흉부와 접촉할 수 있다. 상기 위치 센서가 상기 압박과 함께 움직임에 따라, 상기 위치 센서의 상기 기준 센서와의 상대적인 거리 또한 변화하고, 압박 깊이, 압박률 및 압박 각도(angle)와 같은 압박 파라미터들이 결정되도록 허용한다.
도 4에서 보이는 것처럼, 필드 검출기(예를 들면, 위의 예에서 위치 센서)는 필드 발생기(예를 들면, 위의 예에서 기준 센서)로부터 생성된 필드를 감지(sense)하도록 구성된다. 상기 필드 검출기는 생성된 필드를 감지하면, 응답 신호를 생성한다. 프로세서는 상기 기준 센서와의 관계에서 상기 응답 신호에 기초하여 상기 위치 센서의 위치, 예를 들면, 상기 위치 센서의 3차원 위치 좌표를 결정한다. 상기 프로세서는 베이스 부에 상기 기준 센서와 함께 제공될 것이다. 또는, 상기 프로세서는 상기 위치 센서 위에 제공될 것이다. 또는, 상기 프로세서는 별도의 컴포넌트일 수 있다. 상기 프로세서는 무선 또는 유선 통신을 통하여 상기 위치 센서로부터 정보를 수신할 수 있다. 상기 위치 센서의 좌표들의 결정은 상기 필드 발생기로부터, 검출된 필드의 세기(strength)를 측정하여 이루어질 수 있다. 보다 일반적으로, 상기 기준 센서와 위치 센서 사이에서 전송되는 신호에 대해서, 상기 위치 센서 좌표들의 결정은 전송 센서로부터 수신 센서로 전송되는 신호의 타임 오브 플라이트(time of flight) 또는 응답 신호 세기를 측정하여 이루어질 수 있다. 상기 프로세서는 예를 들면, 상기 결정된 위치 정보로부터 압박 깊이를 결정하는 계산과 같은 다른 계산들을 수행할 수 있다. 상기 프로세서는 또한 상기 위치 정보를 저장하는 메모리를 포함할 수 있다. 상기 메모리는 훈련 또는 디브리핑(debriefing) 목적으로 유용하게 사용될 수 있다.
앞에서 설명한 것처럼, 위치 센서 또는 기준 센서 중 하나는 필드 검출기로 사용될 수 있고, 다른 하나는 필드 발생기로 사용될 수 있다. 복수의 기준 센서들 및/또는 위치 센서들이 사용될 수 있고, 복수의 기준 센서들 및/또는 위치 센서들은 위치 및 방향 정보의 정확성을 더욱 향상시킬 수 있다. 예를 들면, 상당한 노이즈 소스 또는 간섭이 있는 환경(예를 들면, 장치는 상당한 메탈 소스를 포함하는, 전자기 필드를 신호로 사용)에서, 제2 필드 검출기는 제1 필드 검출기의 환경에 위치할 수 있다. 이때, 상기 제1 필드 검출기는 위치 센서로 사용되고, 기준 센서는 필드 발생기이다. 상기 제2 필드 검출기는 위치가 고정될 수 있고, 환경의 주변 간섭을 결정함으로써, 장치의 측정값들을 조정(calibrate)하는데 사용될 수 있다. 다른 예로써, 제2 필드 검출기는 제1 필드 검출기와 근접하여 위치할 수 있고, 상기 제1 필드 검출기 및 상기 제2 필드 검출기 모두 환자의 흉부와 일치하여 움직인다. 또한, 두 필드 검출기로부터 획득한 로우(raw) 데이터는 보다 정확한 위치 정보를 획득하기 위해 상관(correlated to)될 수 있다. 추가적으로 또는 대체하여, 복수의 필드 발생기들은, 복수의 필드 발생기들을 별도의 장소들에 위치시키고, 필드 검출기에 의하여 감지되는 신호들을 상관함으로써, 위치 정보의 정확도를 증가시키는데 사용될 수 있다. 또한, 복수의 필드 발생기들은 위치 정보의 모호성(ambiguity)을 제거하는데 도움을 줄 수 있다. 예를 들면, 하나의 필드 발생기 및 하나의 필드 검출기가 사용되는 경우에, 필드 발생기 및 필드 검출기 각각은 전자기 신호를 위한 직교하는 코일들을 가지고 있고, 각 필드 발생기 및 필드 검출기의 코일들은 필드 발생기 및 필드 검출기의 축들(axes)과 일렬을 (align) 이룰 것이다. 일렬을 이루면, 특정 전자기 벡터들은 무효화 할 것이고, 사용 가능한 유용한 데이터의 양은 감소할 것이다. 서로 탈 축(off-axis)의 관계를 가지는 두 개의 필드 발생기를 사용하는 것은 상기 검출기의 코일들이 적어도 하나의 필드 발생기의 코일들과 일렬을 이루지 않음(aligned with)을 보장할 수 있다. 이러한 구성에서는, 상기 필드 발생기들과 상기 필드 검출기의 상대적인 방향에도 불구하고, 위치 정보를 결정하기 위한 사용 가능한 유용한 데이터들이 항상 존재할 수 있다.
센서들로부터 결정되는 위치 및/또는 방향 정보는, 그 중에서도 압박 깊이, 압박률 또는 압박 각도(angle)와 같은 심폐소생술(CPR) 파라미터들을 계산하기 위해 사용될 수 있다. 위와 같은 파라미터들은 심폐소생술의 유효성을 결정할 것이다. 예를 들면, 분당 100회의 압박률, 압박 당 4-5츠의 압박 깊이 및 구조자의 팔뚝(forearm)과 환자의 흉부 사이가 약 90도를 이루는 압박 각도의 경우가 효과적인 것으로 발표되었다. 상기 파라미터들이, 특정 범위(range)로 들어오도록 촉진(promote)하기 위해, 피드백이, 심폐소생술 보조 장치에 피드백 컴포넌트들을 통하여 구조자에게 제공될 수 있다. 예를 들면, 피드백은 원하는 압박률에서 소리를 내는, 삐(beep) 소리와 같은 오디오 신호일 수 있다. 구조자는 또한, 계산된 심폐소생술 파라미터들에 기초하여 피드백을 제공받을 수 있다. 예를 들면, 압박률이 프리셋된 원하는 비율보다 낮은 경우에, 구조자에게 "빠르게 압박"을 요구하는 오디오 또는 시각적(visual) 신호(cue)가 있을 수 있다. 유사한 오디오 및/또는 시각적 신호들은 구조자에게 다른 파라미터들 중에서도 특히, 원하는(desired) 압박 깊이 또는 압박 각도를 유지하도록 지시할 수 있다.
심폐소생술 보조 장치는 내장된(embedded) LED와 같은 피드백 컴포넌트들을 포함할 수 있다. 또한, 심폐소생술 보조 장치는 오디오 및/또는 시각적 프롬프팅(Prompting) 및/또는 피드백을 제공하는 디스플레이 및/또는 스피커들을 포함할 수 있다. 상기 프롬프트들은 '9-1-1로 전화', '빠르게 압박', '강하게 압박' 또는 '좋은(good) 압박들'과 같은 문장들로 구성될 수 있다. 또한, 이미지도 구조자에게 적절한 기술을 디스플레이 하기 위해 사용될 수 있다. LED 또는 다른 빛들(lights)이 구조자의 페이스를 조절하고 시각적 피드백을 제공하기 위해 사용될 수 있다. 메트로놈(metronome)은 적절한 압박률을 구조자에게 청각적으로 가리키기 위해 사용될 수 있다. 위와 같은 피드백 컴포넌트들은 베이스 부가 사용되는 경우에, 상기 베이스 부에 있는 위치 센서 또는 기준 센서에 제공될 수 있다. 또는, 위와 같은 피드백 컴포넌트들은 분리된 디스플레이 부와 같은 분리부에 제공될 수 있다.
심폐소생술 보조 장치는 전력원(power source)으로부터 전력을 공급받을 수 있다. 단일 전력원은 하나 이상의 센서들이 와이어들(wires)로 상기 전력원에 연결될 수 있는 경우에, 상기 장치의 모든 컴포넌트들에 전력을 공급하기 위해 사용될 수 있다. 다른 대안으로써, 각 센서는 자신의 전력원을 가질 수 있다. 예를 들면, 별도의 배터리들이 각 센서에 제공된다. 전력원은 분리된 베이스 부에 위치할 수 있다. 베이스 부는 또한 프로세서를 포함할 수 있다. 이때, 상기 센서는 상기 베이스 부에 와이어들을 통하여 연결될 수 있다.
도 5를 참조한다. 도 5는 센서의 예를 보여준다. 일 예로서, 센서는 필드 발생기 또는 필드 검출기이다. 여기서, 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기는 전자기 코일들 또는 자기 센서들이다.
센서들은 원하는(desired) 위치 정보의 자유도(degrees of freedom)의 개수에 의존하여, 단일 축 상에 단일 코일 또는 복수의 축 상에 복수의 코일들을 가질 수 있다. 여기서, 세 개의 상호 직교하는 코일들 11, 12, 13은 페라이트(ferrite)와 같은 금속 또는 플라스틱과 같은 적절한 물질로 구성된 고체 코어 14를 감는다(wound). 보다 낮은 자유도 정보를 원하는 경우에는, 단지 두 개 또는 하나의 코일이 사용될 수 있다. 도 6은 센서에 포함된, 하나의 축 상의 코일에 의하여 생성되는 필드를 보여준다. 또한, 필드 발생기 및/또는 필드 검출기는 세 개 이상의 코일들을 포함(contain)할 수 있다. 그리고 필드 발생기 및/또는 필드 검출기 각각은 다른 개수의 코일들을 포함할 수 있다. 예를 들면, 필드 발생기는 9개의 코일들을 포함할 수 있고, 필드 검출기는 하나의 코일을 포함할 수 있다. 필드 발생기에 보다 많은 코일들을 위치시킴으로써, 보다 적은 수의 코일들이 필드 검출기에 위치할 필요가 있다. 그렇게 함으로써, 필드 검출기의 사이즈, 무게 및 두께가 줄어들게 된다. 이러한 접근을 사용함으로써, 환자의 흉부 위에 위치하는 필드 검출기가 매우 작고 얇을 수 있고, 환자의 안락함을 향상시킬 수 있고, 심폐소생술을 수행하는데 발생하는 임피던스(impedance)를 피할 수 있다.
본 발명이 속한 기술분야에서 공통적으로 알려진 센서들 및 코일들에 대한 다른 디자인들도 적합할 수 있다. 일 측면에 있어서, 센서들 각각은 세 개의 상호 직교하는 코일들을 포함한다. 전자기 필드와 같은 신호는 필드 발생기의 세 개의 코일들 각각에서 생성되고, 응답 신호를 생성하는 필드 검출기의 세 개의 코일들 각각에 의하여 검출된다. 상기 응답 신호들은 6 자유도의 고정된 기준 센서와의 관계에서 위치 센서의 위치를 계산하기 위해 사용될 수 있다. 세 개의 병진 축들(translational axes) 및 세 개의 회전 축들(rotational axes)을 표시하는 여섯 개의 벡터들은 압박 깊이 및/또는 각도의 측정을 허용함으로써 결정될 수 있다.
모든 6 자유도의 위치 및 방향 정보를 제공함으로써, 센서는 구조자의 압밝의 형태를 추적(tracking)하는 전체 위치(full position)를 제공할 수 있다. 예를 들면, 위치 센서가 구조자의 손목에 위치한 경우에, 6 자유도 정보는 손목의 회전 각도를 제공할 수 있고, 이러한 정보는 구조자의 심폐소생술 수행이 환자의 흉부와의 관계에서 효과적으로 또는 원하는 각도로 수행되고 있는지 여부를 결정하는데 유용할 수 있다. 또한, 심폐소생술 수행의 6 자유도, 3차원 표시(representation)는 디브리핑(debriefing), 훈련, 분석 또는 다른 목적들을 위하여 후에 되살려(recreated)질 수 있다. 비록 센서들이 6 자유도의 위치 및 방향 정보를 제공하는 것으로 설명되었다고 할지라도, 센서들은 보다 낮은 수준(less)의 정보를 제공하는 것을 단순화될 수 있다. 예를 들면, 압박이 z축 방향(예를 들면, 위 아래로)으로 큰 경우가 가정되면, 센서들이 2 또는 3 자유도 정보를 제공하는 것은 적당하거나 충분할 수 있다.
필드 발생기는 센서들이 전자기 코일들인 경우에 전자기 에너지와 같은 필드를 생성하고, 상기 필드는 필드 검출기에 의하여 검출 또는 감지된다. 위치 및 방향 정보는 필드 검출기의 멀티 축 코일(multi-axes coil)의 각각의 축 상에서 검출된 전자기 신호의 세기(strength)에 의해 결정된다. 생성된 전자기 필드는 펄스화된 직류(pulsed DC) 필드 또는 교류 정현파(AC sinusoidal) 필드일 수 있다. 생성된 필드는 필드 검출기에, 상기 필드 발생기의 코일들과 상기 필드 검출기의 코일들 사이의 거리를 나타내는(indicative) 전압 및 전류 응답 신호를 유도한다.
코일들은 짧은 거리 상의 작은 필드의 생성을 위해서는 작을(small) 수 있고, 긴 거리 상의 동작을 위한 큰 필드의 생성을 위해서는 클(larger) 수 있다. 상기 코일들의 디자인 및 코일 파라미터들의 결정은 특별히 심폐소생술 보조 장치에 맞게 디자인될 수 있다. 각각의 코일은 가능한 작게 디자인 되면서도, 동일한 유도 값의 정확한 지오메트리(geometry)를 가질 수 있다. 예를 들면, 필드 발생기 코일을 형성하는 와이어는 약 24-30 AWG(American Wire Gauge)의 구리 와이어로 코어의 주변에 약 150-200개의 루프를 만든다. 필드를 생성하는 필드 발생기의 사이즈는 상기 필드의 의도된(intended) 반경의 사이즈에 의존(depend on)한다. 그러나, 일반적으로 상기 필드를 검출하는 필드 검출기의 사이즈보다는 크다. 상기 필드 검출기는 상대적으로 작게 만들어 질 수 있다. 예를 들면, 유아와 같은 작은 환자의 흉부에 딱 맞게 만들어 질 수 있다. 상기 필드 검출기는 상기 필드 발생기보다 사이즈가 굉장히 작을 수 있다. 필드 검출기 코일들의 작은 면적 때문에, 필드 검출기 코일들은 필드 발생기와 비교하여, 작은 치수(gauge)의 와이어로 보다 많은 턴들(turns), 예를 들면, 37 AWG의 500-600 턴들을 포함한다. 상기 필드 검출기는 대체적으로(alternatively), 다른 종류의 센서들, 예를 들면, 자기저항(magnetoresistive) 센서들, 홀 이펙트(Hall Effect) 센서들 또는 플럭스게이트 자력계들(fluxgate magnetometers)과 같은 다른 자기 센서들을 포함할 수 있다.
본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자는, 심폐소생술 보조 장치의 예로서 코일 기반 센서들을 사용하였지만, 코일 기반 센서들이 본 발명의 방법 및 장치에 요구사항이 아님을 이해할 수 있을 것이다. 가급적이면 3차원 공간에서, 기준 및 위치 센서를 사용하여 물체의 위치를 검출할 수 있는 다른 센서들이 사용될 수 있다. 예를 들면, 전자기 필드들을 사용하는 코일 기반 센서들 대신에, 센서들은 그 중에서도 특히, 무선 주파수 필드들, 음향(acoustic) 필드들, 라이트 필드들(light fields), 초광대역(ultra-wideband) 필드들 또는 무선 주파수 식별 필드들을 사용할 수 있다. 필드 발생기와 필드 검출기 사이에 가시 경로(line-of-sight)가 필요하지 않도록 사용 필드들이 선택될 수 있다. 따라서, 필드 발생기와 필드 검출기 사이의 장애물들을 통과하여 상기 필드를 검출할 수 있다. 위와 같은 사실로 인하여, 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기는 보다 편리하게 위치할 수 있고, 상기 필드를 검출할 수 없는 위험을 최소화할 수 있으며, 위와 같은 이유로, 심폐소생술을 수행하는 동안, 심폐소생술 피드백 정보를 최소화할 수 있다(hence CPR feedback information).
일 측면에 있어서, 기준 센서에 가속도계, 틸트(tilt) 센서 또는 다른 방향(orientation) 센서를 추가하는 것은 유용할 수 있다. 추가되는 센서는 기준 센서가 상기 기준 센서의 방향 또는 상기 기준 센서가 어떤 평면에 위치하였는지 검출할 수 있도록 한다. 추가 센서를 이용하는 것은 특히, 상기 기준 센서가 경사면(incline)에 위치한 경우에 유용할 수 있다. 상기 센서가 6 자유도의 위치 정보보다 낮은 정보를 제공하도록 디자인 된 경우에, 상기 기준 센서의 방향을 아는 것은 유용할 수 있다. 왜냐하면, 위치 센서의 위치 및/또는 방향은 상기 기준 센서와의 관계에서 계산되기 때문이다. 모든 6 자유도의 위치 정보가 감지된 경우에, 상기 기준 센서의 방향을 아는 것은 별로 중요하지 않을 수 있다.
기준 센서는 환자 옆의 지면에서 고정된 장소에 위치할 필요가 없다. 상기 기준 센서는 환자 근처의 어떤 상대적으로 정지된(stationary) 장소에라도 위치할 수 있다. 이러한 장소에는 거니(gurney), 벽, 천장, 병실의 편리한 위치, 앰뷸런스 안(inside) 또는 흉부의 움직임이 검출될 수 있도록 환자와의 관계에서 고정 및 정지된 다른 적당한 위치가 포함될 수 있다. 특히, 상기 기준 센서는 절대적으로(absolutely) 정지된 상태에 있을 필요는 없다. 상기 환자와의 관계에서 상대적으로 정지된 상태이면 된다. 예를 들면, 상기 기준 센서는 환자를 이송하는 움직이는 앰뷸런스에 고정될 수 있다. 이러한 경우도, 상기 기준 센서는 여전히 앰뷸런스 안의 환자와의 관계에서 정지된 상태에 있는 것이므로 수용 가능하다. 게다가, 상기 기준 센서는 상기 환자 또는 구조자의 몸(anatomy)의 정지된 부분에 부착될 수 있다. 예를 들면, 상기 기준 센서는 상기 환자의 이마 또는 목에 위치할 수 있다. 다른 예로써, 위치 센서는 환자의 흉부와 일치하도록 두 번째 전극 패드(electrode pad)에 위치함에 비해, 상기 기준 센서는 상기 환자의 어깨에 위치한 전극 패드에 통합될 수 있다. 다른 대안으로, 상기 기준 센서는 구조자의 상대적으로 정지된 지점에 위치하거나, 부착(worn)될 수 있다. 예를 들면, 상대적으로 정지된 지점은 상기 구조자의 다리, 상기 구조자의 무릎 아래(예를 들면, 무릎 패드(kneeling pad)), 상기 구조자의 허리 주변 또는 상기 구조자의 적당한 정지된 부분들을 포함할 수 있다.
일 측면에 있어서, 기준 센서는 상대적으로 정지된 수동제세동기 또는 자동제세동기(AED)와 같은 의료 기기에 포함(incorporated) 또는 부착될 수 있다. 위치 센서는 환자의 흉부, 또는 구조자의 손, 손목 또는 팔과 접촉하여 부착(affixed) 또는 위치(placed)할 수 있다. 심폐소생술 보조 장치가 제세동기 또는 자동제세동기와 함께 사용되는 일 예에서, 상기 위치 센서는 제세동기 전극 패드들 중 하나 또는 두 개 모두의 내부에 위치할 수 있다. 상기 패드 또는 패드들은 흉부 압박이 수행되는 동안 흉부 영역으로 확대되도록(extend) 구성된다.
도 7을 참조하면, 도 7은 필드를 생성하고, 검출된 필드를 처리(processing)하는 회로의 일 예를 블록도로 보여준다. 일 예로서, 필드 생성 및 상기 검출된 필드의 처리는 모두 동일 프로세서에서 수행된다. 또한, 회로들의 블록도들이 분리될 수 있는 경우에, 분리된 프로세서들이 필드 생성 및 검출된 필드의 처리 각각을 위해 사용될 수도 있다. 그러나, 분리될 수 있음에도 불구하고, 회로들은 유사한 블록들을 포함할 수 있다. 단순하게, 상기 회로는 단일 프로세서가 사용되는 예로써 설명될 수 있다. 그러나, 본 발명이 속한 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 상기 회로가 두 개 또는 그 이상의 분리된 프로세서들을 위해 수정될 수 있음을 알 수 있다.
상기 회로는 생성된 필드가 전자기 필드이고, 센서들(즉, 필드 발생기 및 필드 검출기)이, 필드를 생성하고 상기 필드를 검출하는 코일들을 포함하는 경우에 적합(suitable)할 수 있다. 일 측면에 있어서, 정현파(sinusoidal) 필드와 같은, 필드 5는 디지털 신호 프로세서(digital signal processor, DSP) 15, 마이크로컨트롤러(microcontroller) 또는 다른 적합한 파형 발생기와 같은 파형 발생기에 의하여 생성된다. DSP 15에서, 정현(sinusoidal) 기준 신호는 소프트웨어 룩업 테이블 16을 사용하여 생성될 수 있다. 정현파 신호는 특정 주파수, 예를 들면 12kHz에서 생성될 수 있다. 디지털 아날로그 변환기(digital-to-analog converter, DAC) 17는 특정 샘플링 레이트(sampling rate)에서, 상기 소프트웨어 룩업 테이블의 포인트들을 정현(sinusoidal) 전압으로 변환하기 위해 트리거 될(triggered) 수 있다. 다른 대안으로, 상기 정현 신호는 상기 DSP 15가 변조된 펄스폭 변조(pulse width modulation, PWM) 파를 룩업 테이블의 포인트들을 사용하여 출력함으로써, 생성될 수 있다. 상기 PWM 신호는, 예를 들면, 2차 RC 필터(미도시)를 통하여 저역 통과 필터링(low-pass filtered) 될 수 있다. 저역 통과 필터는 상기 PWM 신호로부터 사인파(sine wave)를 생성하고, 사인파는 전력 증폭기 18에 공급(fed to)된다. 상기 전력 증폭기 18은 정현 신호가 시간에 따라 변화하는 필드(time-varying field)를 생성하는 코일(예를 들면, 상기 필드 발생기의 코일들)에 전달되기 전에, 상기 정현 신호의 세기를 증가시킨다. 상기 전력 증폭기 18은 D 클래스(D-class), 고전력, 낮은 노이즈의 오디오 증폭기 또는 본 발명이 속하는 기술분야에서 알려진 적합한 다른 증폭기일 수 있다. D 클래스 증폭기인 경우에, 출력은 변조된 PWM 신호이다. 즉, 상기 사인파는 다시 PWM 포맷으로 전환된다. 다른 저역 통과 필터(미도시)는, 예를 들면, LC 무손실(lossless) 필터, 상기 D 클래스 전력 증폭기의 PWM 출력으로부터 사인파를 생성하기 위해 사용될 수 있다. 멀티플렉서(multiplexer)(미도시)는 세 개의 직각(Cartesian) 축 중 하나에서 필드가 생성되도록, 상기 필드 발생기에 포함된 세 개의 코일들 중에서 하나를 선택하는데 사용될 수 있다. 이때, 상기 증폭된 필드는 상기 필드 검출기에서 검출된다. 상기 증폭된 필드는 예를 들면, 전자기 에너지 형태의 필드일 수 있다.
도 8은 필드 5의 버스트(burst)가 어떻게 필드 발생기의 세 개의 코일들 각각에 순차적으로 전달될 수 있는지를 도시한다. 도 8은 세 개의 필드 발생 코일들 및 세 개의 필드 검출 코일들이 있는 일 예를 나타낸다. 상기 세 개의 필드 발생 코일들은 상기 필드 검출 코일들과 마찬가지로, 서로 직교한다. 각각의 필드 발생 코일은, 순차적인 여기(excitation) 단계들에서, 상기 필드 검출 코일들에 의해 순차적으로 검출되는, 정현(sinusoidal) 필드를 생성한다. 각각의 여기(excitation) 단계는 필드를 생성하는 각각의 코일이 여기(excitation)되는 지속시간(duration of time) 동안 발생한다. 각각의 여기 단계의 상기 지속시간은, 샘플링 레이트(rate)를 감소시킬 수 있는 과도한 지연(lag)를 피하기 위해, 상대적으로 짧을 수 있다. 여기 시간을 짧게 함으로 인한 지연(lag)의 감소(reduction)는 상기 여기 시간을 늘림(lengthening)으로써 발생하는 에러의 감소와 균형(balance)을 이룰 수 있다. 각각의 여기 단계의 지속시간은 다양할 수 있고, 장치의 특정 실시 예, 사용 또는 어플리케이션에 기초하여 결정될 수 있다. 이미 언급된 것처럼, 상기 지속시간은 원하는 에러 및 원하는 샘플링 레이트에 기초하여 균형을 이룰 수 있다. 예를 들면, 에러가 주요한 관심사인 어플리케이션(예를 들면, 노이즈에 노출되기 쉬운 환경)의 경우, 상기 여기 단계들은 길어질 수 있다. 상기 필드 검출 코일들은 상기 각각의 필드 발생 코일과의 관계에서 상기 필드 검출 코일들의 방향 및 거리에 따라, 상기 생성된 필드에 의하여 여기(excited)되고, 응답 신호를 생성한다. 상기 필드 검출 코일들로부터 생성된 응답 신호는 각각의 필드 검출 코일에서 필드의 세기를 결정하기 위해, 아날로그 디지털 변환기에 의하여 샘플링 될(sampled) 수 있다. 심폐소생술을 수행하는 동안 상대적으로 느린 데이터 레이트(rate)는 수용(acceptable)될 수 있다. 예를 들면, 매 초마다 40개의 위치 포인트들(points)이 계산되는 경우에, 전력 증폭기로부터 사인파가 출력되는 실제(actual) 시간은 전체 동작(operating) 시간의 1/10 미만일 수 있다. 예를 들면, 공간에서 위치를 결정하기 위해 상기 세 개의 필드 검출기들 각각에 대해서 아홉 주기들(nine periods)을 출력하면 충분할 수 있다. 그러므로, 전체 27개의 주기들은 매 위치마다(per position) 출력될 수 있다. 12kHz에서, 27개의 주기들은 2.25ms를 차지한다. 매 초마다 40개의 위치들에서, 코일들은 0.09초 동안 활성화(active)되거나 전체 동작 시간 중 9 퍼센트(%)의 시간 동안 활성화 되어, 시스템에서 상당한 전력이 발생(drawn)하지 않도록 보장한다. 단지, 검출기마다 두 주기들만 사용되는 경우에, 코일들이 활성화(active)되는 전체 시간은 0.02초 또는 전체 동작 시간의 2 퍼센트(%)일 것이다.
비록, 일 예가 각각의 필드 발생 코일을 통하여 생성되는 필드들을 시간-다중화(time-multiplexing)하는 과정을 포함하더라도, 상기 필드들은 주파수 다중화(frequency multiplexed) 될 수도 있다. 주파수 다중화된 경우에, 상기 필드들은 순차적으로 여기(excited) 될 필요 없이, 다른 주파수들에서 여기 될 수 있다. 필드 검출기는 상기 필드 발생 코일들 각각의 방향(originated from)을 결정하기 위해, 검출된 필드들 각각을 대역 통과 시킬 수 있다.
생성된 필드는, 예를 들면, 필드 검출기의 코일들에 유도된 전위(electrical potential) 때문에 응답 신호를 야기(cause)한다. 상기 응답 신호는 프로세서에 보내지고, 본 발명이 속한 기술 분야에서 통상적으로 행해지는 것처럼, 상기 프로세서에 의해 증폭되고, 필터링 및/또는 컨디셔닝(conditioned) 될 수 있다. 상기 필드 검출기로부터 생성된 상기 응답 신호의 증폭 및 필터링은, 복수의 계층용 증폭기(multiple instrumentation amplifiers)들 19을 이용한 다단계(multi-stage) 접근 방식을 사용하여 이루어질 수 있다. 복수의 계층용 증폭기들은 대역 통과 필터 20, 저역 통과 필터, 차동 필터 및 엘리어싱 방지 필터 21와 같은 필터들이 계단식으로 구성된다. 예를 들면, 첫째, 낮은 노이즈의 조절 가능한 이득(gain) 계측용 증폭기는 상기 코일들로부터 차동 신호를 수신하기 위해 사용될 수 있다. 상기 증폭된 신호는 특정 정현 변조 신호(sinusoidal modulating signal)(즉, 12kHz)의 주파수 밖의 노이즈를 제거하기 위해 대역 통과 필터링 될 수 있다. 둘째, 낮은 노이즈의 조절가능한 계측용 증폭기는 상기 필터링 된 신호를 더 증폭하기 위해 사용될 수 있다. 마지막으로, 엘리어싱 방지 필터들 및 저역 통과 필터들은 상기 응답 신호의 잔류 노이즈(residual noise)를 제거하기 위해 사용될 수 있다. 다른 필터들 및/또는 증폭기들은 적합할 수 있고, 여기에서 설명된 것과 다른 순서(order)로 사용될 수 있다. 상기 증폭되고 필터링 된 신호들은 디지털화(digitization) 및 추가적인 처리를 위해 DSP에 있는 아날로그 디지털 변환기(analog to digital converters, ADC) 22로 보내진다. 빠른 샘플링 레이트의 고 해상도(resolution) ADC가 사용될 수 있다. 디지털화 된 신호는 시그널 컨디셔닝(signal conditioning)을 수행하기 위해 보내질 수 있다.
프로세서는 초기(initial) 신호의 세기(strength)를 측정하여 필드 발생기와 필드 검출기 사이의 거리를 결정할 수 있다. 상기 초기 신호의 세기가 너무 작은(low) 경우에, 상기 프로세서는 증폭기 시스템의 이득(gain)을 변경할 수 있다. 들어오는(incoming) 신호가 충분한 정보(예를 들면, 8비트의 데이터)를 제공하기 위해 필요한 정도보다 작은 경우에, 이득(gain)은 증가될 수 있다. 들어오는 신호의 세기가 너무 작으면, 신호 대 노이즈 비(signal-to-noise ratio)는 원하는 정보를 획득하기 위해 너무 높을 수 있다. 신호의 세기가 작기 때문에, 이득은 증가되어야 한다. 그러나, 어떤 케이스의 경우에는, 시스템 이득이 증가함에 따라, 노이즈의 레벨(level)도 증가하여, 정확한 데이터를 측정하기 위한, 신호와 노이즈 간의 차이가 너무 작아진다. 예를 들면, 아날로그 장치인 AD8253과 같은, 고속의 조정 가능한(programmable) 이득 계측용 증폭기를 사용하면, 이득(gain)은 이득 팩터(gain factor) 1(unity)로부터 1000까지 변화할 수 있다. 계측용 증폭기의 두 핀들은 상기 두 핀들이 하이(high) 또는 로우(low)인지에 따라 이득을 설정한다(Two pins on the instrumentation amplifier set the gain depending on if they are high or low). 예를 들면, 두 핀 모두 로우(low)(예를 들면, 0,0)이면, 이득은 최소값 1이다. 핀들이 (1,1)이면, 이득은 최대값 1000이다. 다른 조합들은 10 또는 100의 이득을 가져올 수 있다. 그러므로, 이득은, 적절하게 증폭기의 이득 설정 핀들을 토글(toggle)하도록, DSP의 소프트웨어에 의하여 제어될 수 있다. 상기 이득 팩터는 처음에 1(unity)부터 10까지 증가될 수 있다. 새롭게 증폭된 신호가 너무 작으면, 이득은, 증폭기의 이득 설정 핀들의 하이-로우 상태를 변경하여, 다시 한 번, 팩터 100으로 높게 조정(shifted)될 수 있다. 이러한 과정은 상기 신호의 레벨이 충분한 상태에 도달하거나 상기 이득 팩터가 최대 레벨에 도달할 때까지 반복될 수 있다. 게다가, 장치는 언제 필드 검출기가 주어진 동작 반경의 외부에 위치하는 지를 검출할 수 있다. 응답 신호가 원하는 데이터 비트의 개수(예를 들면, 8비트)보다 작고, 증폭기는 이미 최대 이득 상태(예를 들면, 1000)에 있는 경우에, 장치는 필드 검출기가 장치의 동작 범위(operating range)를 넘었음을 결정할 수 있다. 그리고, 필드 검출기가 장치의 동작 범위를 넘었다는 것은 예를 들면, 시각적 디스플레이 또는 오디오 신호를 통하여 사용자에게 알려질 수 있다. 상기 필드 발생기에 묶인(tethered)(예를 들면, 전력 케이블에 의하여) 필드 검출기의 동작 범위는 케이블의 길이에 의해 제약될 수 있음에도, 이러한 제약은 본 발명의 장치에서 특별히 중요한 이슈는 아닐 수 있다.
동적 이득(Dynamic gain)은 필드 발생기의 코일에 흐르는 전류를 다양(varying)하게 함으로써 구현될 수 있다. 좀 더 상세한 범위에서(At close range), 상기 필드 발생 코일들을 통한 상기 전류는, 증폭기 이득의 감소와 반대로 및/또는 증폭기 이득의 감소를 따라서, 감소(reduced)할 수 있다. 상기 필드 발생 코일들을 통한 전류를 조정하는 것은 적어도 두 가지 목적들을 위한 것이다. 첫째, 조절 가능한 이득 증폭기와 조합하여, 조절 가능한 전류는 신호 세기들의 보다 큰 동적 범위(range)를 제공하고, 이로 인하여 장치의 동작 범위를 보다 크게 할 수 있다. 둘째, 조절 가능한 전류는, 장치로 하여금, 가까운 거리에 있는 경우에는 전력을 아끼도록 할 수 있고, 상기 장치의 동작 범위의 외부 한계에서 동작하는 경우에는 전력을 증가시키도록 할 수 있다. 전력을 아낄 수 있다는 것은 특히 상기 장치가, 예를 들면, 상기 장치가 휴대용을 디자인되어, 배터리 전력으로 동작하는 경우에 중요하다.
도 9에서 나타난 바와 같이, 디지털 화 후에, 신호는 추가적으로 컨디셔닝(conditioning) 및/또는 필터링 될 수 있다. 오프셋 제거 알고리즘 23은 ADC 22로부터 수신된 신호에 적용될 수 있다. 오프셋 제거 알고리즘 23은 정확한 복조 동작을 방해할 수 있고, 응답 신호에 존재할 수 있는 DC 오프셋 컴포넌트를 제거한다. 오프셋 제거 알고리즘 23에서, 입력 신호의 러닝 에버리지(running average)는 유지되고, 각각의 입력 리딩(input reading)으로 부터 감산(subtracted)된다. 참(true) 정현 신호(sinusoidal)의 평균 값은 0이고, 전체 사이클의 횟수가 완료된 후(over a complete number of cycles)에, DC 오프셋 컴포넌트만 남는다. 이 오프셋은 아날로그 디지털 변환된 신호에서 포인트 대 포인트 기반(point-by-point basis)으로 감산(subtracted)될 수 있다.
컨디셔닝(conditioning)의 두 번째 단계는 응답 신호의 위상 변화(shift)를 결정하기 위해, 적절한 극성(polarity)의 전파 정류 정현파(full-wave rectified sinusoidal wave)를 출력(yield)하는 기준 오실레이터(reference oscillator) 25에 동기화된 복조기 24를 포함할 수 있다. 상기 기준 오실레이터를 생성하는 디지털 기술을 사용하는 것은(use of a digital technique to produce the reference oscillator) 기준 신호가, 쉽게 사용 가능하도록 할 수 있고, 위상 변화에 둔감한(insensitive), 단순한 복조기술이 사용되도록 할 수 있다. 상기 응답 신호는 복소 벡터로 생각(thought of)될 수 있고, 상기 복소 벡터의 실수 및 허수 부분은 독립적으로 두 개의 직각 성분들(quadrature components)을 곱하여 계산될 수 있다. 상기 벡터의 크기(magnitude)는 상기 벡터 성분들의 제곱의 합에 제곱근을 취하여 계산될 수 있다. 위상의 결정은 상기 기준 오실레이터의 사인(sign)과 상기 응답 신호의 사인 간의 배타적 논리합(exclusive OR)의 결과에 기초한다. 이 신호들이 동일 위상이면, 사인들은 동일해야 하고, 결과는 거짓(false)이어야 한다. 상기 신호들이 반대위상이면, 사인들은 서로 반대이고, 결과는 참(true)일 것이다. 위상은 하나의 완전한 오실레이터 사이클 동안의 이전 결과들(previous results)에 기초한 다수결(majority vote)을 사용하여 결정될 수 있다. 검출된 신호의 위상은, 공간 상의 어느 사분면(quadrant)에서 센서가 동작하고 있는지를 가리킬 수 있다.
시그널 컨디셔닝(conditioning)의 세 번째 단계는 정류 신호의 크기를 안정된 디지털 결과로 평탄화하는데 사용되는 평탄화(smoothing) 필터 26일 수 있다. 평탄화는 시스템 주위의 공기에 있는 자기장 왜곡(distortion)의 존재와 같은 주변 노이즈를 제거하는데 사용될 수 있다. 단순 이동 평균 필터(moving average filter)는 전체 여기 스텝(excitation step)에 윈도우(window)를 사용하여 구성(constructed)될 수 있다. 위와 같은 필터는 포인트 대 포인트 기반(point-by-point basis)에서 실행된다. 복조기의 출력의 각 데이터 포인트는 원형 버퍼(circular buffer)에 추가된다. 그리고 평균은 전체 러닝(running)에서 가장 오래된 값(oldest value)을 감산(subtracting)하고, 새로운 값을 추가하고, 스케일링(scaling)함으로써, 계산될 수 있다. 이러한 평탄화는 위에서 설명된 평탄화 필터 26에 추가하여, 기준 오실레이터 25의 기준 신호를 사용하여 신호를 복조함으로써 이루어질 수 있다. 시그널 컨디셔닝을 위한 상기 기준 신호는 또한 아래에서 설명되는 것과 같이 위치 센서에서 제공될 수 있다. DC 오프셋 제거, 복조화 및 평탄화는 아날로그 디지털 변환기에 의하여 데이터가 사용 가능하게 만들어지면, 실시간(real-time)으로 상기 응답 신호에 대하여 프로세서에 의하여 수행될 수 있다. 대신에(alternatively), 이러한 동작들은 한 번(once) 수행될 수 있고, 각 필드 발생기-검출기 조합으로부터 모든 9개의 값들이 수신된다(these operations may be performed once all nine values from each field generator-detector combination are received).
시그널 컨디셔닝의 네 번째 단계는 로우(raw) 위치 데이터를 보정(correct)하는 센서 지오메트리(sensor geometry) 보정 27을 제공할 수 있다. 고정된 오프셋 및 이득 조절이 적용될 수 있고, 그 결과는 리딩(reading)에 추가된 비트 단위의 보정을 검색(retrieve)하기 위한 보정 맵(map)에, 색인(index)하기 위해 사용될 수 있다. 상기 보정 맵은 조정(calibration) 스텝에서 생성될 수 있다. 그리고, 보정 맵은, 상대적으로 고정되고, 일관성 있거나(constant) 제어되는 환경에서 사용되는 장치에 특히 적합할 수 있다. 예를 들면, 트레이닝 센터 또는 집과 같은 고정된 환경에서, 장치의 사용에 우선하여, 금속 물체와 같은 노이즈 신호의 소스를 설명하기 위해, 환경들(surroundings)이 맵핑된다. 이 조정은 제어되는 세팅(setting)에서 심폐소생술의 연구를 위하여 장치를 사용하는 연구원들에게 유용할 수 있다. 보통의 조정 방법들이 보정 맵을 생성하기 위해 사용될 수 있고, 앞에서 언급한 조정은 1밀리미터 이하의 범위에서 정확할 수 있다. 설치(setup) 시간이 부족한 긴급 환경에서, 조정 스텝은 덜 적합(less suitable)할 수 있다. 게다가, 사용된 특정 코일들 과 관계된 조정 정보들(예를 들면, 인덕턴스, 사이즈, 모양, 이득)은 코일과 같이, 프로세서를 이용한 복원(retrieval)을 위해 EEPROM 또는 다른 유사한 메모리 장치에 저장될 수 있다. 상기 프로세서는 이 코일-특정 조정 정보(coil-specific calibration information)를 위치 계산에 적용할 수 있다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 널리 알려진 다른 시그널 컨디셔닝 알고리즘들 또한 위에서 설명된 알고리즘을 대신 또는 위에서 설명된 알고리즘에 추가하여 사용될 수 있다.
도 10에 도시된 것과 같이, 적당한 필터링 및 컨디셔닝 후에, 위치 센서의 코일에 유도된 전압을 나타내는 매트릭스 Y 29가 구성될 것이다. 일 예로서, 상기 매트릭스 Y 29는 9개의 측정된 전압들 28 및 상기 위치 센서의 상기 코일들로부터 획득한 그들의 사인들(signs)을 포함한다. 상기 매트릭스 Y 29로부터, 위치 및 방향을 널리 알려진 알고리즘을 사용하여 추정될 수 있다.
위치 및 방향 정보는 본 발명이 속하는 기술분야에서 널리 알려진 다양한 수학적 기법들을 사용하여 결정될 수 있다. 비록 다른 적합한 알고리즘이 사용될 수 있을지라도, 하나의 알고리즘이 아래에서 설명되는 것과 같이 사용될 수 있다. 이 알고리즘은 위치 정보가 6 자유도에서 결정되는 경우에 적합할 수 있다. 상기 알고리즘은 보다 낮은 자유도에서 변화 및/또는 단순화 될 수 있다.
도 11에 도시된 것과 같이, 위치 센서의 코일들과 같은 원형 루프(circular loop) 안테나들에 의하여 생성되는 근접 자기(near magnetic) 필드는 방사상(radial) 및 접선(tangential) 컴포넌트들에 의하여 설명될 수 있다. 루프는 전류 i(t)=Icosωt에 의하여 여기(excited)된다. 여기서, I 는 전류의 진폭(amplitude)이고, ω는 위상이고, t는 시간이다. 거리 ρ의 포인트에서 생성된 자기 필드 및 탈 축(off axis) 각도 δ방사상 및 접선 컴포넌트들에 의하여 자세하게 설명된다.
Hρ = (M/2πρ3) cosδ and Ht = (M/4πρ3) sinδ
M=NIA는 상기 루프의 스케일 된 자기 모멘트(scaled magnetic moment)이다. A 및 N은 각각 영역(area) 및 루프의 감긴 횟수(number of turns)를 나타낸다. 상기 센서 루프 안테나는 상기 루프 방향 벡터(예를 들면, 상기 루프의 평면에 수직인)와 나란한(aligned with) 오직 상기 필드 컴포넌트에만 반응한다. 지면(ground) 안테나들로부터 세 개의 직교하는 생성된 필드들의 측정값들은 세 개의 직교하는 필드 검출 안테나 세트에 의하여 검출됨으로써, 여섯 개의 위치 및 방향 파라미터들을 결정하기에 충분한 정보를 생성한다. 방향 및 위치 파라미터들은 독립적으로 결정됨을 가정한다. 위치-방향 알고리즘, 좌표들 및 센서 출력과 소스 여기(source excitation)를 연관시키는 벡터-매트릭스 공식을 합성하는 것은 3축의 소스와 3축의 센서 사이의 기하학적(geometric) 관계를 사용하여 정의되어야 한다.
도 12에 도시된 것과 같이, 위치는 결과적으로 3도 위치 정보(three degrees of positional information)를 생성하는 센서 방향과 독립적으로 계산될 수 있다. 대신하여, 모든 6 자유도(위치 및 회전)가 획득될 수 있다. 심폐소생술(CPR) 수행의 경우에, 압박 깊이를 측정하기 위해 주로 x 30, y 31 및 z 32 좌표들과 같은 3 자유도를 사용하는 것으로 충분할 수 있다. x, y 및 z 값을 계산하기 위해, 다양한 접근들이 시도될 수 있다. 적합한 알고리즘은 아홉 개의 유도된 전압들로부터, 벡터 크기들(magnitudes)의 계산 및 벡터의 내적들(dot products)을 포함한다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 이해될 수 있는 것처럼, 모든 세 방향 각도들뿐만 아니라 x, y 및 z 위치들을 결정하기 위해 다양한 매트릭스 계산들이 사용될 수 있다.
상기 기하학적 관계 및 상기 언급된 방정식들로부터, 다음과 같은 스텝들(steps)을 포함하는 추정 알고리즘이 구현될 수 있다.
1. 매트릭스 Y를 획득하기 위해 필드 발생기와 필드 검출기 사이의 커플링(coupling)을 측정하고, 커플링에 필터링을 수행한다(Measure the coupling between field generator and field detector to obtain a matrix Y 29 and filter it).
2. 방향 불변(orientation invariant) 매트릭스 D = l/C2YTY를 계산한다. 여기서, C는 알려진 신호의 증폭에 기초한 이득 상수(gain constant)이다.
3. D2 으로부터 위치 x, y 및 z를 추정한다.
4. D-1 = (D2)1/2을 계산한다.
5. 방향 매트릭스 A = 1/CYD-1Tc 를 추정한다. 여기서, Tc 는 보상 회전 매트릭스(compensation rotation matrix)이다.
6. 상기 매트릭스 A로부터 방향 각도들
Figure 112011012051601-pct00001
를 추정한다.
모든 여섯 개의 위치 및 방향 좌표들은 이 알고리즘의 출력에서 사용 가능하다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 널리 알려진 다른 추정 알고리즘이 사용될 수 있다.
계산된 위치 및 방향 정보로부터, 심폐소생술 파라미터들은 계산될 수 있다. 예를 들면, 압박 깊이, 압박률 및 압박 각도는 본 발명이 속한 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 이해될 수 있는 것처럼, 상기 위치 및 방향 정보에 기초하여 계산될 수 있다. 몇 가지 일고리즘들이 설명될 것이다. 그러나 본 발명의 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 다른 알고리즘들 또한 적합할 수 있음을 이해할 것이다. 압박 깊이의 경우에, x 30, y 31 및 z 32 위치들은 압박 축 상에서 이동한 거리를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 상기 압박 깊이는 또한, 코일의 모든 움직임(motion)은 상기 흉부 압박으로 인한 움직임이라는 가정에 의하여 계산될 수 있다. 이러한 가정은, 특히 패드가 피해자(victim)의 흉부에 부착되어, 상기 패드는 압박에 의해서만 움직이는 경우와 같은 특정 실시 예에서 유효하다. 이러한 가정이 있는 경우에, 상기 압박 깊이는 시간에 따라(in time) 각 포인트에서 위치 벡터의 크기(magnitude)의 변화를 계산함으로써 측정될 수 있다. 시간에 따른 포인트에서 상기 위치 벡터의 크기는 상기 x, y 및 z 위치들의 제곱의 합에, 제곱근을 취한 것과 동일하다. 회전 각도들(rotational angles)은 압박의 궤도(trajectory) 및 각도를 정의하는데 사용될 수 있다. 회전 각도들은 특히, 글러브(glove)와 같은 특정 실시 예에서 중요할 수 있다. 구조자의 팔뚝과 피해자의 흉부 사이의 각도가 정확한 압박 깊이 추정을 위해 중요할 수 있기 때문이다.
압박률과 같은 파라미터들은 참(true) 압박 이벤트(event)의 발생을 결정할 수 있는 피크 검출 알고리즘(peak detection algorithms)을 사용하여 계산될 수 있다. 피크는 또한, 참(true) 압박으로 간주되기 위해 압박이 도달해야만 하는 특정 임계값들의 설정에 의해 검출될 수 있다. 예를 들면, 압박이 3cm 깊이로 나아가고(pass), 반동(recoil)이 2cm의 깊이인 경우, 충분한 압박으로 간주될 수 있다. 압박을 카운트하는 것은 압박 깊이의 계산을 가능하게 할 뿐만 아니라, 심폐소생술의 한 사이클로 구성된 30번의 압박들 각각이 카운트 다운되는 압박 카운트다운(countdown)을 가능하게 할 수 있다. 위와 같은 정보는 그 또는 그녀가 심폐소생술을 수행하는 동안 압박의 횟수를 계속해서 추적 또는 카운트할 필요가 없도록, 사용자에게 제공될 수 있다.
계산된 파라미터들은 구조자에게 시각, 오디오 및/또는 촉각 피드백으로써 제공될 수 있다. 상기 계산된 파라미터들은 기 설정된 타겟 범위(target range)와 비교될 수 있고, 따라서 피드백이 제공될 수 있다. 또한, 이러한 정보는 추후의 훈련 목적과 같은 분석을 위해 프로세서에 저장될 수 있다.
깊이 측정 시스템을 좀 더 개선시킬 수 있는 흉부 압박의 어떤(certain) 특징들(characteristics)이 있다. 흉부 압박은 상대적으로 짧고, 일관된 주기적인(cyclical) 움직임이다. 흉부 압박의 전체적인 하향 스트로크(stroke)는 보통 2cm에서 6cm 사이이고, z 축 상(예를 들면, 위 및 아래)에서 주로 발생하는 병진 운동이다. 흉부 압박 분석은 보통, 커다란 영역을 커버하는 넓은 범위의 움직임을 설명하는 복잡한 움직임(motion)의 분석을 요구하지 않는다. 흉부 압박은 보통 간단하므로, 압박의 특징들은 장치의 아키텍처 및 사이즈를 단순하게 하고, 장치의 전력 소모를 줄이고, 장치의 비용을 줄이고 및/또는 장치의 정확성을 강화하는데 사용될 수 있다.
예를 들면, 필드 발생기의 필드 검출기 사이의 거리는 최소화될 수 있고, 그렇게 함으로써, 장치의 전력 요구를 감소시킬 수 있다. 도 13에 도시된 일 실시 예에서, 기준 센서는, 긴급 상황에서 등장하는 제세동기 부 33에 제공된다. 위치 센서 2는 상기 제세동기의 전극 패드 34 중 한 부분(예를 들면, 상기 패드 34의 확장된 부분 38), 환자의 흉부 위에 위치한 다른 구조, 구조자의 손, 손목 또는 팔에 제공된다. 제세동기와 환자의 흉부 사이의 전형적인 거리는 짧다. 보통, 약 0.3m 에서 약 1.1m의 범위(ranging)를 가진다. 보통, 제세동기 전극 패드들은 제세동기 패드들과 제세동기 부 33를 연결하는 케이블 35을 가진다. 이 케이블들은 보통, 0.8m에서 1.1m 사이의 길이이고, 그러므로 제세동기 부 33은 보통, 환자로부터 1 미터보다 짧은 위치에 놓인다. 결과적으로, 필드 발생기는 보통, 필드 검출기에 의해 검출될 수 있는 반경 약 1 미터 보다 더 많이, 필드를 확장하여 생성할 필요가 없다. 왜냐하면, 전자기 에너지는 입방체(cubic)에서 세기(strength)가, 상기 발생기와 상기 검출기 사이의 분리된 정도(separation)에 비례하여 감소하기 때문이다. 이러한 짧은 생성 거리는, 생성되는 필드가 전자기 필드인 경우에, 상기 필드 발생기의 전력 요구가 감소하는 것을 의미한다.
게다가, 장치 아키텍처(architecture)는 장치의 동작 범위를 제한함으로써, 단순화 될 수 있다. 짧은 거리에서는, 고정 이득 증폭(fixed gain amplification)이 동적 이득 증폭(dynamic gain amplification)보다 응답신호를 증폭하는데 충분할 수 있다. 고정 이득 증폭은 비교적 낮은 비용에 단순 장치 컴포넌트들의 통합을 가능하게 할 수 있다. 감소된 필드 사이즈(reduced field size)는 노이즈의 발생 가능성을 줄임으로써, 정확도를 증가시킬 수 있다. 작은 필드 사이즈는 증폭기의 이득이, 동작 범위에서 퍼포먼스(performance)가 최적화되도록, 정확하게 고정되게 할 수 있다. 최대 필드 사이즈(maximum field size)를 획득하는 것과 별개의 다른 디자인을 고려할 수 있다. 예를 들면, 최소 필드 사이즈(minimum field size)도 중요할 수 있다. 넓은 동적 이득 범위(wide dynamic gain range)에 대한 필요를 줄이기 위해, 생성 필드의 최소 반경은, 필드 발생기와 필드 검출기가 아주 가까운 위치에 있는 경우에, 반응 신호의 포화(saturation)를 방지하기 위해, 제한될 수 있다. 생성 필드의 최소 반경의 제한은, 예를 들면, 필드 발생기의 코일들이 물리적으로 필드 검출기들의 코일들에 근접하지 않도록, 필드 발생기의 코일들을 상기 필드 발생기의 인클로저(enclosure)의 바깥 면(outer side)으로부터 멀리 떨어지게 위치시키거나, 상기 필드 발생기를 베이스 부(예를 들면, 필드 발생기가 베이스 부에 제공된 경우)의 바깥 면(outer side)으로 부터 멀리 떨어지게 위치시킴으로써 이루어질 수 있다. 필터링, 시그널 컨디셔닝 및 신호 증폭은 흉부 압박이 발생하는 짧은 거리에서 효과적으로 기능에 맞추어질(tailored) 수 있다.
도 14에 도시된 것과 같이, 압력 스위치 또는 압력 센서 36는, 정확도를 향상시키기 위해, 심폐소생술 보조장치에 포함될 수 있다. 일 예로써, 압력 센서 36은 위치 센서 2를 포함하고, 두 개 모두, 환자의 흉부에 위치할 수 있는 패드 6에 제공된다. 상기 패드 6은 또한, 위치 센서 2를 위한 전력원 44를 포함한다. 상기 압력 센서 36 또는 스위치는 위치 센서 2와 함께 제공될 수 있고, 언제 압박이 시작되는 지를 장치에게 알리는 지시자(indicator)로써 동작할 수 있다. 예를 들면, 상기 압력 센서 36은 구조자의 손과 환자의 흉부 사이에 위치할 수 있다. 그래서, 압력 센서 36은 압력의 급격한(sharp) 증가로써, 흉부 압박의 시작을 검출할 수 있다. 장치의 프로세서는 압박의 시작이 일단 알려지면, 압박을 통한 상기 위치 센서 2가 움직이는, 상대적 거리를 측정하기 시작한다. 유사하게, 흉부 압박의 종료는, 압력의 릴리스(release)로써, 압력 센서 36에 의하여 검출될 수 있다. 단일 흉부 압박의 시작과 종료 사이의 상대적 거리를 측정함으로써, 발생할 수 있는 에러의 크기(magnitude)를 줄일 수 있다. 상대적인 위치 변화의 측정은, 기준 센서와 위치 센서 사이의 보다 에러가 발생하기 쉬운, 절대적인 거리를 지속적으로 계산하는 것 보다 효율적이고 정확할 수 있다. 상기 압력 센서 36은 압박의 시작과 종료를 검출하는데 사용될 수 있기 때문에, 상기 압력 센서 36의 압력 및/또는 힘(force) 신호는 압박의 지속, 압박의 속도 또는 압박들의 주파수에 관한 정보를 제공하는데 추가적으로 사용될 수 있다.
또한, 압력 센서 또는 스위치는 흉부 압박 동안 가해진(exerted) 힘(force)을 결정하기 위해 사용될 수 있고, 상기 결정된 가해진 힘을, 필드 검출기의 응답 신호로부터 계산된 위치 정보와 상관(correlate)시킨다. 상기 압력 센서로부터 결정된 힘(force) 신호는 압력의 특성(nature)(예를 들면, 압박의 지속시간)을 나타낼 수 있고, 상기 응답 신호를 필터링 하는데 유용할 수 있다. 전자기 필드가 생성되고 검출되는 일 실시 예에서, 힘 및/또는 압력 신호는 환경에서 금속 물체들로 인한 에러를 줄이는데 유용할 수 있다. 왜냐하면, 힘은 상기 전자기 필드가 검출될 때, 에러와 동일한 소스로부터 영향을 받지 않기 때문이다. 심폐소생술(CPR)을 수행하는 동안 가해진 힘은 압박 깊이를 직접적으로 계산하는 데는 유용하지 않을 수 있다. 왜냐하면, 피해자의 신체 타입, 흉부 컴플라이언스(compliance) 및 다른 변수들이 특정 압력 깊이에 도달(attain)하는데 필요한 압력량에 영향을 미칠 수 있기 때문이다. 그러나, 상기 힘 및 압력 신호는 도 9에 대하여 위에서 설명된 것처럼, 응답 신호를 처리하는 과정에서 기준신호로써 사용될 수 있는 파형을 제공한다. 예를 들면, 상기 힘 및 압력 신호는 압박의 시작 및 종료의 지표(indication)를 제공할 수 있다. 상기 응답 신호를 위한 기준(reference)으로서 상기 힘 신호를 사용함에 의하여, 함께, 상기 응답 신호 및 상기 힘 신호는, 보다 정확한 흉부 압박 위치 정보를 제공할 것이다.
도 15에 도시된, 다른 예에서, 기준 센서 4 및 위치 센서 2는 싱글 유닛에 포함될 수 있거나, 모두 환자의 몸(anatomy)에 위치할 수 있다. 예를 들면, 제세동법(defibrillation)을 수행하는 동안, 두 개의 전극 패드들 34, 37은 보통, 환자의 흉부의 두 특정 장소에 지원(applied)된다. 다른 패드 34가 환자의 좌측 하부에 위치할 수 있는 반면, 패드 37은 환자의 오른쪽 어깨의 바로 아래에 위치할 수 있다. 이 전극 패드들은, 심폐소생술이 수행되는 흉부의 중앙까지 패드들 중 하나가 확장될 수 있도록, 확장될 수 있다. 패드의 확장된 부분 38 안에는, 심폐소생술을 수행하는 동안 구조자의 손 아래에 위치하도록, 상기 위치 센서 2가 내장될 수 있다. 상기 기준 센서 2는 반대(opposing) 패드 37에 위치할 수 있다. 전극 패드들 34, 37은 상기 기준 센서 4를 포함하는 상기 패드 34가, 흉부 압박이 수행되는 동안 움직이지 않는 부분 39를 가지도록 디자인 될 수 있다. 상기 기준 센서 4는 상기 환자와의 관계에서 정지된 상태로 있을 수 있고, 상기 환자의 몸의 정지된 컴포넌트에 부착될 수 있다. 상기 기준 및 위치 센서들 4, 2를 환자의 몸에 위치시켜, 생성되는 필드의 사이즈는 감소할 수 있다. 보통, 필드 사이즈의 감소는 위에서 설명된 것처럼, 장치의 사이즈뿐만 아니라, 장치 복잡도 및 전력 요구량을 감소시킨다. 추가적으로, 상기 기준 및 위치 센서들 4, 2 모두, 서로 간에 상대적으로 고정된 또는 대략적으로 고정된 장소에 위치하면, 장치에 의해서 수행되는 측정들은 보다 정확해질 것이다. 첫째, 상기 센서들 간의 대략적인 상대적 시작(starting) 거리 40을 알고 있음(knowing)으로써, 흉부 압박의 전체 지속시간(duration) 동안 적절하게 증폭되게 하는, 상기 응답 신호에 대한 대략적인 증폭 이득(amplification gain)이 선택될 수 있다. 알려진 필드 사이즈 및 압박 동안 6cm 또는 그보다 작은 짧은 전체적인 움직임(short overall movement)은, 장치가, 좀 더 비싸고, 복잡한 동적 이득 보다 단순한 고정 이득에서 동작하도록 할 수 있다. 둘째, 환자의 몸 위 또는 근처에 센서들을 위치시킴으로써, 외부 노이즈 소스가 좀 더 쉽게 제거 및/또는 보상될 수 있다.
주요한(major) 노이즈 소스들은, 주로 전자기 필드에서 커다란 금속 물체들, 대부분 환자의 흉부의 부근(vicinity)에는 존재하지 않는다. 금속의 두 가지 특성들이 전자기 필드를 왜곡시키는 정도를 결정한다. 첫 번째 특성은 금속의 전도성(conductivity)이다. AC 정현 전자기 필드들은 도체에서 와상 전류(eddy currents)를 생성한다. 와상 전류가 생성되는 정도는 물질의 사이즈 및 전도성에 따라 결정된다. 구리와 같은 전도성이 강한 금속들은 강철(steel)과 같은 전도성이 약한 금속들보다, 상기 필드에 위협적이다. 두 번째 특성은 금속의 투자율(permeability)이다. 생성된 필드의 주파수(예를 들면, 12kHz)에서, 투자율이 높은 물질들은 검출된 필드를 왜곡(skew)할 수 있다. 심폐소생술(CPR) 환경에서 주요한 노이즈 소스는, 보통 너무 작아서, 필드를 심각하게 왜곡시키는, 환자 또는 구조자가 착용하고 있는 반지, 시계 및 피어싱들(piercings)과 같은 아이템들이다. 제세동기 패드들의 도체 또는 환자의 임플란트(implants)와 같은 다른 노이즈 소스들도 또한 아쉽게도, 상당한 간섭을 일으킨다. 제세동기 전극 패드들 및 임플란트들은 보통, 부식을 방지하기 위해 주석(tin) 또는 티타늄(titanium)각각과 같은 전도성이 낮은 금속들을 사용한다. 필드 발생기와 필드 검출기간의 거리에 따라 지수적(exponentially)으로 증가하는 금속 소스들의 노이즈 효과 때문에, 필드 발생기 및 필드 검출기 모두를 환자의 몸에 근접하게 유지함으로써, 이러한 노이즈 금속성 소스들이 줄어들 수 있다. 게다가, 센서들을 알고 있는 구성으로 위치시킴으로써, 두 센서들 간의 시작 거리가 추정(approximated)될 수 있다. 이러한 추정(approximation)은, 장치가 압박 깊이 계산을 시작하기 전에, 장치를 조정(calibrate)하기 위해 사용될 수 있다. 조정 방법은 센서들 사이의 대략적으로 알려진 거리와 측정된 거리를 비교하여, 에러를 보상할 수 있다. 상기 계산된 에러는 환경에서 금속성 왜곡(metallic distortion)의 대략적인 효과를 결정하는데 사용될 수 있다.
심폐소생술의 경우에, 금속성 간섭의 주요 소스들은 보통, 환자의 아래에 위치한 금속성 거니(gurney) 또는 금속 플로어(floor)와 같은 것들이다. 예를 들면, 도 16에 도시된 일 실시 예에서 보여지는 것과 같이, 와상 전류 45의 효과를 완화(subdue)하기 위해, 환자의 아래에 있는 금속성 표면 47로부터 발생하는, 유도된 2차적인(secondary) 자기 필드 46, 전도성이 있는 포일(foil) 48 또는 쉬트(sheet)가 필드 검출기 코일 또는 필드 발생기 코일 또는 코일들 모두의 아래에 직접적으로 위치할 수 있다. 일 측면에 있어서, 금속성 포일(foil) 또는 플레이트(plate)는 상기 코일의 사이즈일 수 있고, 상기 코일에 부착되게 위치할 수 있다. 필드 검출기가 패드로, 피해자의 흉부 위에 위치한 경우에, 금속 포일(metal foil은, 환자의 아래에 있는 금속 표면에 의해 생성되는 필드들의 방향을 바꾸(deflect)거나, 흡수하기 위해 상기 패드의 하면(bottom surface)에 부착될 수 있다. 상기 코일의 아래에 위치한 상기 포일(foil)의 특성은 장치에 알려질 수 있고, 프로세서는 상기 장치에 추가된 포일의 특성을 보상할 수 있다. 근본적으로, 환자 아래에 있는 커다란 금속 표면의 효과는, 상기 코일과 상기 금속 표면 사이에, 알려진 전도성 레이어(layer)를 사용하여 완화될 수 있다.
왜곡 및 간섭을 극복하는 다른 방법들도 가능하다. 예를 들면, 칼만(Kalman) 필터들은 위치 센서의 동적 움직임을 재귀적으로(recursively) 추정하기 위해 사용될 수 있다. 이러한 알고리즘들은 미래의 움직임(future movement)을 추정하기 위해, 이전 상태들(states) 및 시스템의 에러를 사용한다. 또한, 베른슈타인 다항식 기술들(Bernstein polynomial techniques)은 심각한 노이즈 및 간섭이 존재하는 거리를 보상하는데 있어서 효과적임이 증명되었다. 다른 보정 방법들도 적합할 수 있음은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 알려질 수 있다.
온도의 큰 변화는 코일들의 특성을 변화시킬 수 있고, 결과적으로 어느 정도의 에러가 발생할 수 있다. 그러므로, 주변 온도에 기초하여 온도 보정 계수를 제공하기 위해, 온도 센서들이 필드 발생 및 필드 검출 코일들 내부에 또는 근접하게 위치할 수 있다. 장치에 상기 온도 센서들을 추가하는 것은 온도의 급격한 변동(fluctuations)과 관계된 신호변화를 제거할 수 있다.
일 측면에 있어서, 기준 또는 위치 센서는 구조자의 손 또는 손목의 위, 주변에 위치할 수 있다. 상기 센서들은 글러브, 손목 밴드 41(도 3), 손목 지지(support) 장치 또는 유사한 물품들(articles) 내부에 내장될 수 있다. 위치 센서가 구조자의 손 또는 손목에 착용되는 일 예에서, 상기 위치 센서는, 구조자의 손이 흉부 압박으로 움직일 때, 구조자의 손과 함께 움직일 수 있다. 그러므로, 구조자의 손의 위치 정보는 환자의 흉부의 위치 정보로 바뀔(translated into) 수 있다. 환자의 흉부의 위치는 압박 깊이 및 다른 파라미터들을 결정하기 위해 사용될 수 있다. 게다가, 장치는 6 자유도의 위치 정보를 검출하도록 구성될 수 있다. 그러므로, 회전 각도들 또한 계산될 수 있다. 구조자의 손목에 착용 또는 위치한 센서는 회전 정보를 사용하여, 흉부 압박 각도를 계산하기 위해 사용될 수 있다. 흉부 압박 각도는 환자의 흉부와 구조자의 팔이 이루는 각도이다. 보통, 수직을 이루는 각도가 최대 힘의 전달 및 더 좋은 심폐소생술 수행의 결과를 유도할 수 있기 때문에, 이 각도는 중요할 수 있다. 구조자가 적절한 기술 및 각도로 심폐소생술을 수행하도록 보장하는 것은, 구조자의 피로, 불안 및 부상을 줄이는데 도움이 될 수 있다. 구조자의 손목의 회전 각도는 위에서 설명된 수학적 방법들을 사용하여 쉽게 계산될 수 있다.
이전에 언급된 것처럼, 일 측면에 있어서, 위치 센서는 필드 발생기(또는 보다 일반적으로 전송 센서)이고, 기준 센서는 필드 검출기(또는 보다 일반적으로 수신 센서)일 수 있다. 예를 들면, 상기 위치 센서는 흉부 위의 패드에 위치할 수 있고, 환자 옆의 제세동기에 있는 기준 센서에 의해 검출되는 필드를 생성할 수 있다. 일 측면에 있어서, 환자 또는 구조자에게 위치한 센서는 케이블 42(도 1)로 상기 기준 센서에 묶인다(is tethered).
도 17에서 도시된 것과 같이, 다른 일 측면에 있어서, 센서는 기준 포인트에 연결되지 않고, 장치는 우선 기술을 사용한다. 일 예로써, 필드 검출기는 위치 센서 2이고, 필드 발생기는 기준 센서 4이다. 상기 위치 센서 2는, 환자 3의 흉부 위(예를 들면, 패드 6 안)에 위치할 수 있고, 상기 기준 센서 4는 베이스 부 1에 위치할 수 있고, 베이스 부 1은 제세동기일 수 있다. 상기 기준 센서 4는 상기 위치 센서 2에 의하여 검출되는 필드 5를 생성한다. 상기 위치 센서 2는 무선 43으로 프로세서에 응답 신호를 보내고, 모든 신호처리는 상기 베이스 부 1 안에 있는 상기 프로세서에 의해서 수행될 수 있다. 상기 환자의 흉부 위에 있는 상기 위치 센서 2는 필드 검출기 대신에 필드 발생기일 수 있다. 이 경우에, 위치 센서는 파형 발생기, 적합한 증폭기들 및 필드 발생 코일들과 같은 필드를 생성하는데 필요한 회로들을 포함할 수 있다. 상기 위치 센서는 동기 신호들(synchronization signals)을 상기 기준 센서(이 경우에는 필드 검출기) 및 베이스 부에 전송하는 무선 전송기 또한, 포함할 수 있다. 위에서 설명된 것처럼, 센서들은 다른 축들과 나란한 코일들을 포함하고, 상기 동기 신호들은 다른 코일들의 여기(excitation)를 조정(coordinate)하기 위해 사용될 수 있다. 상기 동기 신호들은 또한, 상기 응답 신호를 처리하는 경우에, 기준 신호로써 사용될 수 있다. 상기 동기 신호는 상기 프로세서가, 어느 발생기-검출기의 조합이 주어진 신호에 대해 책임이 있는지(is responsible for)를, 결정하도록 할 수 있다. 상기 위치 센서로부터 전송되는 무선 신호는 상기 기준 센서에 있는 무선 신호 전송기의 필요 없이, 상기 기준 센서에 의하여 검출될 수 있다.
일 측면에 있어서, 심폐소생술 보조 장치는, 기준 센서의 배터리로부터 완전히 전력을 공급받을 수 있다. 상기 기준 센서가 베이스 부에 제공되는 경우, 예를 들면, 베이스 부는 제세동기 인 경우에, 전체 장치는 위치 센서가 베이스 부에 연결되면, 베이스부의 배터리로부터 전력을 공급받을 수 있다. 장치가 무선이라면, 필드 발생기는 상기 필드 발생기에 통합된 자체 전원을 가질 수 있다. 센서들이 상기 베이스 부에 연결되는 경우에도, 보조 전력원(auxiliary power sources) 들은 여전히 상기 센서들에 포함될 수 있다. 예를 들면, 도 18에 도시된 것과 같이, 보조 배터리 소스 44는 패드 6 내부에 위치할 수 있거나, 분리되어 환자의 흉부 가까이에 위치할 수 있다. 배터리 라이트(light) 50은 잔여 배터리의 수명(remaining battery life)을 나타내기 위해 제공될 수 있다. 상기 배터리 라이트 50외에 추가적으로, 다른 피드백 컴포넌트들이 패드 6에 제공될 수 있다.
도 19에 도시된 일 예로써, 커넥터(connector) 49는 패드 6가 베이스 부 1로부터 쉽게 분리되고, 배치(disposed) 또는 정리(cleaned)되도록 할 수 있다.
장치가 제세동기와 통합(integrated with)된 경우에, 위치 센서는 제세동기 패드들 안에 통합될 수 있다. 패드 위에 있는 피드백 컴포넌트들에 전력을 공급하는 배터리도, 사용 후에 패드들과 함께 버려질 수 있도록, 상기 제세동기 패드들과 통합될 수 있다. 위와 같은 방법은 상기 패드들 및 상기 피드백 컴포넌트들을 위한 전력원들이 한꺼번에 교체되는 동안에, 상기 피드백 컴포넌트가 상기 제세동기의 주 전력원(main power source)으로부터 전력을 공급받지 못하도록 보장한다.
비록 현재 설명이 주로 AC 정현 전자기 필드들(AC sinusoidal electromagnetic)의 생성에 주로 집중되더라도, 다른 실시 예들은 다른 필드 타입들 또는 다른 신호 타입들을 생성할 수 있다. 일 측면에 있어서, 펄스화된 직류(pulsed DC) 신호는 정현 신호 대신에 필드를 변조하기 위해 사용될 수 있다. 상기 펄스화된 DC 필드는, 펄싱(pulsing) 전자기 필드를 생성하기 위해, 각각의 필드 발생 코일의 온 및 오프(on and off)를 스위칭 하는 것으로 구성된다. 멀티플렉서(multiplexer)는 필드 발생기 안에 포함된 세 개의 코일 들 중에서 하나를 선택하는데 사용될 수 있고, 각각의 코일은 순차적(sequentially)으로 활성화(activated) 될 수 있다. 대신하여, 생성된 필드는 위에서 설명된 것처럼, 주파수 다중화될 수 있다. 정현 변조 신호 대신에 DC 변조 신호를 사용함으로써, 금속성 왜곡이 감소할 수 있다. 구체적으로, 와상 전류의 생성을 완화 또는 제거함으로써, 환경에서 전도성 금속들(conductive metals)의 효과가 줄어들 수 있다. 상기 코일들의 온 및 오프(on and off)를 스위칭 하는 것은 지속되는 와상 전류의 생성을 방지할 수 있고, 단지 작은 와상 전류가 DC 펄스의 상승 에지(rising edge)에서 생성될 수 있다. 펄스의 주파수를 줄임으로써, 상기 효과는 좀 더 완화될 수 있다. 감소된 전도성 금속 왜곡에도 불구하고, 펄스화된 DC 방법은 낮은 가능 샘플링 레이트 및 강철과 같은 철을 함유한 금속들에 대한 높은 민감성(susceptibility)으로 어려움을 겪을 수 있다. 게다가, 펄스화된 DC 필드는, 지구의 전자기 필드와 같은 다른 DC 전자기 필드에 의해 오염될 수 있다. 위에서 논의된 것처럼, 생성될 수 있는 다른 필드들은 무선 주파수 필드들, 음향 필드들, 방사 필드들(radiation fields), 라이트 필드들(light fields), 다양하게 변조된 전자기 필드들 또는 생성되고, 검출될 수 있는 다른 필드 타입을 포함한다. 이러한 필드들은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 널리 알려진 다양한 방식으로 유사하게 변조될 수 있다.
기준 센서는 다수의 편리한 위치들에 설치될 수 있다. 도 20은 병실에서 사용되는 장치의 일 예를 보여준다. 병실에서, 상기 기준 센서는 병실의 벽 51, 플로어 위 또는 천장에 위치할 수 있다. 기준 센서는 앰뷸런스 내부의 벽 또는 천장에 설치될 수 있다. 기준 센서는 또한, 기준 위치인 거니(gurney)와 함께 기준 센서가 안전하게 이동하도록, 움직이는 거니 또는 병원 침대에 설치될 수 있다. 게다가, 상기 기준 센서는, 공항, 스포츠 경기장(arena) 또는 다른 대중(public) 장소의 벽에 매달려 있는 AED 케이스의 내부에 장착(housed)될 수 있다. 상기 기준 센서가 한 장소에 영구적으로 설치된 경우라면, 상기 센서가 주변 환경을 인식하도록, 추가적으로 조정(calibration) 기술들이 적용될 수 있다. 이렇게 조정 기술을 적용하는 것은, 주변 노이즈의 효과 및 금속성 간섭을 줄이는데 도움을 줄 수 있다. 또한, 생성된 필드의 정확성 및 효과적인 범위를 증가시키는데 도움이 될 수 있다.
본 출원에서 개시되는 장치는 흉부 압박 깊이 이외에 심폐소생술과 관련된 다른 파라미터들을 측정할 수 있다. 흉부 압박 위치 정보로부터, 흉부 압박률(chest compression rate)이 계산될 수 있다. 흉부 압박이 최대 및 외소 위치들에 도달할 때, 흉부 압박은 하나의 이벤트로 등록될 수 있다. 단위 시간 동안 이러한 이벤트들의 횟수는 압박률을 결정하기 위해 계산될 수 있다. 효과적인 심폐소생술은 분 당 100번의 압박 비율로 수행될 수 있다. 더 나아가서, 환자의 흉부가 각 압박 후에 완전히 릴리스(fully released) 되었는지 보장하기 위해 흉부 반동(chest recoil)이 계산될 수 있다. 상기 위치 정보는 흉부가 압박되는 거리와 흉부가 릴리스 되는 동안 이동한 거리가 동일한지 여부를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 고정된 기준 센서의 사용은, 고정된 기준을 가질 수 없고, 빠르게 변화하여 어려움을 겪는 가속도계들을 사용하는 타입의 측정과 비교하여 보다 정확한 측정을 가능하게 한다. 심폐소생술을 수행하는 동안 적절한 손의 위치 정보는 본 발명의 장치를 사용하여 결정될 수 있다. 상기 기준 센서가 알려진 고정 위치에 놓였다면, 예를 들면, 환자의 몸(anatomy) 위에, 위치 센서의 위치는 상기 고정된 기준 센서와의 관계에서 결정될 수 있다. 그러므로, 본 발명의 장치는 센서들 간의 거리가 적당한지 여부를 계산할 수 있다. 예를 들면, 효과적인 심폐소생술은 환자의 흉골(sternum)에서 대략적으로 2인치 위의 위치에서 수행될 수 있다. 상기 기준 센서가 환자의 어깨에 위치하고, 상기 환자의 사이즈가 대략적으로 알려진 경우에, 손 위치는 원하는 거리, 상기 기준 센서로부터 상기 위치센서로의 방향을 통하여 계산될 수 있다.
도 21에 도시된 것과 같이, 위치 및 기준 센서들은, 심폐소생술(CPR) 동안 수행되는 효과적인 구조 호흡(rescue breathing)을 측정하고 결정하기 위해 사용될 수 있다. 적절한 심폐소생술은 종종, 피해자의 피(blood)속의 적절한 산소 레벨을 유지하기 위해, 인공 호흡(artificial breaths) 52의 수행을 필요로 한다. 심폐소생술 동안, 적절한 호흡의 수행은, 시각적으로 보이는 흉부의 상승 53에 의하여 결정된다. 피해자의 흉부에 부착된 위치 센서는 구조 호흡을 수행하는 동안 상기 흉부의 위치를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 호흡이 적절하게 수행되는 경우에, 피해자의 흉부는 상승해야 하고, 이러한 상승은 상기 위치 센서의 위치에 의하여 결정될 수 있다. 더 나아가서, 제세동법을 수행하는 동안 적절한 전극의 배치는 상기 프로세스의 성공에 필수적이다. 제세동기 전극 패드들 내부에 내장된 위치 센서들은 베이스 부(예를 들면, 제세동기)와의 관계에서 상기 패드들의 절대적 위치뿐만 아니라, 상기 패드들 서로 간에 상대적 위치를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 이 정보는 상기 제세동기 패드들이 피해자에게 제대로 부착되는지 여부를 결정하기 위해 사용될 수 있다.
도 22에 도시된 것과 같이, 일 측면에 있어서, 본 발명의 장치는 또한, 유아들, 아이들 및/또는 성인들에게 수행되는 심폐소생술을 보조하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들면, 위치 센서 2는 작고 얇거나(thin), 그렇지 않으면 작은 유아 54의 흉부에 위치하도록 적합할 수 있다. 동일한 위치 센서가 성인 환자에게 사용될 수 있고, 그렇지 않으면, 위치 센서가 특별히 유아 심폐소생술에 적합하게 맞추어질 수 있다. 예를 들면, 상기 위치 센서를 포함(housing)하는 패드는 손이 아니라, 구조자의 손가락과 일치하게 맞추어 질 수 있다. 왜냐하면, 효과적인 유아 심폐소생술은 전체 손이 아니라, 구조자의 손가락들 55을 사용하여 수행될 수 있기 때문이다. 상기 위치 센서는 가볍고(lightweight), 얇게 디자인 될 수 있고, 다양한 신체 사이즈에서 다양한 타입의 심폐소생술이 수행되는데 적합하게 디자인 될 수 있다.
본 발명에서 개시되는 기술 및 장치들은 다수의 실시 예들 및 구성들로 통합될 수 있다(incorporated into). 예를 들면, 본 발명의 장치는 제세동기에 통합될 수 있다. 제세동기에서, 심폐소생술 프롬프팅(prompting) 및/또는 피드백은, 상기 제세동기에 제공된 디스플레이 및 스피커들과 같은 피드백 컴포넌트들을 사용하여 청각, 시각 및/또는 촉각적으로 제공된다. 본 발명의 장치는 베이스 부를 포함할 수 있고, 베이스 부는 휴대용일 수 있고, 상기 베이스 부 안에는 기준 센서가 위치할 수 있고, 상기 베이스 부는 환자 근처의 정지된 장소에 위치할 수 있다. 상기 베이스 부는 상기 제세동기에 통합될 수 있다. 상기 베이스 부는 구조자에게 프롬프팅 및/또는 피드백을 제공하는 디스플레이 및 스피커와 같은 피드백 컴포넌트들을 포함할 수 있다. 상기 베이스 부는 사용되지 않을 때는 장치를 위한 저장소(storage)로 동작할 수 있다. 예를 들면, 응급 처치 키트 박스(first-aid kit box)가 다른 응급 처치 물품들을 포함(housing)하는 경우와 같다. 본 발명의 장치는, 장치의 한 섹션에는 기준 센서를 포함하고, 환자의 몸의 정지된 부분에 부착된, 환자의 흉부 상에 완전히 꼭 맞는 장치로 통합될 수 있다. 위에서 설명된 심폐소생술 보조 장치는 또한, 미국 특허 출원 11/936,184에서 설명된 것과 같은, 입을 수 있는 심폐소생술 보조 장치로 통합될 수 있다. 또한, 위에서 설명된 장치는, 미국 특허 출원 12/171,755에서 설명된 것과 같은 심폐소생술 지원 장치로 통합될 수 있다.
또한, 심폐소생술을 수행하는 동안, 위에서 설명된 심폐소생술 보조 장치를 사용하여, 흉부 압박 변수들(variables)을 측정하는 방법이 제공된다. 위치 센서의 위치는 기준 센서와의 관계에서 결정된다. 이 위치 정보에 기초하여, 압박 깊이, 압박률 및 압박 각도와 같은 흉부 압박 변수들이 결정될 수 있다. 이 방법은 구조자에게, 상기 결정된 압박 변수들에 기초하여 피드백을 제공하는 단계를 포함할 수 있다.
도 23에서 도시된 것과 같이, 본 발명의 장치는, 결정된 위치 정보 및 계산된 파라미터들을 저장하고, 이 정보를 분석함으로써, 심폐소생술 훈련 방법에 사용될 수 있다. 학생 또는 트레이너는 장치에 제공되는 메뉴 56 및 버튼들 57을 통하여, 긴급 장치를 훈련용 도구로 전환할 수 있다. 더 나아가서, 학생 또는 트레이너는 장치에 포함된 구체적인 훈련 시나리오들을 선택할 수 있다. 동일한 장치가 훈련용 및 실제 긴급상황용 모두에서 사용될 수 있다. 대신하여, 상기 장치는 긴급상황 전용 또는 훈련 전용으로 디자인 될 수 있다. 비록, 구체적으로 설명되지는 않았을 지라도, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 있어서, 상기 장치로부터 획득한 정보는, 추가적인 분석을 위해, 워크스테이션과 같은 별도의 컴퓨터 장치에 업로드(upload) 될 수 있음은 명확할 것이다. 상기 정보는 훈련 세션(session) 동안 실시간으로 업로드 될 수 있고, 장치의 피드백 컴포넌트들은 훈련 세션 동안 실시간으로 학생에게 피드백을 제공할 수 있다. 더 나아가서, 위치 센서는 심폐소생술 훈련 마네킹의 흉부에 위치한, 외부의, 얇은 접착성이 있는 패드에 포함(housed)될 수 있다. 위와 같은 패드는 다루기 어려운 블록들이 없거나, 다른 장치들도 사용되는 훈련에서 현장감 있는 시나리오를 유지하게 할 수 있다. 훈련에서, 위치 센서는 상기 마네킹의 흉부에 내장되거나 상기 마네킹의 흉부에 영구적 또는 임시적으로 부착됨으로써, 상기 마네킹에 직접적으로 통합될 수 있다. 더 나아가서, 기준 센서는 영구적 또는 임시적으로 머리, 목 또는 다리와 같은 상기 마네킹의 정지된 부분에 내장될 수 있다. 위와 같은 시스템은, 상기 마네킹들이 훈련 과정 동안 심폐소생술 수행에 관한 정보를 수집 및/또는 객관적인 심폐소생술 피드백의 전달 및/또는 분석할 수 있도록, 사용되는 훈련용 마네킹들에 빠르고 저렴하게 재장착 되기 위해 사용될 수 있다.
도 24에 도시된 것과 같이, 본 발명의 장치는 또한, 자동제세동기(AED) 훈련 유닛(unit)으로서 적합할 수 있다. 베이스 스테이션(base station)은 AED 부로써의 역할을 수행할 수 있고, 디스플레이 58은, 명령들 59 및 AED의 사용과 관련된 정보들(lessons)을 제공할 수 있는 베이스 부에 통합될 수 있다. 상기 디스플레이는 AED에서 찾을 수 있는 버튼과 유사한, 쇼크 버튼 60을 보여줄 수 있고, 학생들에게 다양한 AED 시뮬레이션들 및 시나리오들을 가이드(guide)할 수 있다. 상기 장치는 AED 및 심폐소생술 훈련 유닛의 조합으로써 사용될 수 있다.
이상과 같이 본 발명은 비록 한정된 실시예와 도면에 의해 설명되었으나, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 언급된 모든 참조들은 전체로써 참조에 통합될 수 있다.

Claims (45)

  1. 필드를 생성하는 필드(field) 발생기;
    상기 필드 발생기에 의하여 생성된 상기 필드를 검출하고, 응답 신호를 생성하는 필드 검출기; 및
    상기 응답 신호로부터 상기 필드 발생기와의 관계에서 상기 필드 검출기에 대한 위치 정보 및 방향 정보 중 적어도 하나를 결정하고, 상기 결정된 상기 필드 검출기에 대한 위치 정보 및 방향 정보 중 적어도 하나를 사용하여 적어도 하나의 압박(compression) 파라미터 - 상기 적어도 하나의 압박 파라미터는 압박 각도를 포함함 - 를 결정하고, 구조자(rescuer)가 환자의 흉부(chest)에 심폐소생술을 원하는 각도에서 수행하고 있는지 여부를 결정하는 프로세서를 포함하고,
    상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 중 하나는 환자의 흉부와 일치하여 움직이는 위치 센서(position sensor)로서 동작하고, 상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 중 다른 하나는 상기 환자에 관하여 움직이지 않는 기준 센서(reference sensor)로서 동작하고,
    상기 필드 발생기는 적어도 하나의 필드 발생 코일을 포함하고,
    상기 필드 검출기는 적어도 하나의 필드 검출 코일을 포함하며,
    상기 생성된 필드는 전자기 필드이고,
    상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 중 적어도 하나는 적어도 세 개의 직교하여 감긴 필드 발생 코일들을 포함하는,
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  2. 삭제
  3. 삭제
  4. 제1항에 있어서,
    상기 필드 발생기 및 상기 검출기 중 적어도 하나는
    세 개 이상의 코일들
    을 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 필드 발생기는 적어도 두 개의 필드 발생 코일들을 포함하고,
    각각의 필드 발생 코일은 순차적으로, 상기 적어도 하나의 필드 검출 코일에 의하여 검출될 수 있는 필드를 생성하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 필드 발생기는 적어도 두 개의 필드 발생 코일들을 포함하고,
    상기 필드 검출기는 적어도 두 개의 필드 검출 코일들을 포함하며,
    각각의 필드 발생 코일은 다른 주파수에서 필드를 생성하고, 상기 필드 검출기는 다른 주파수들에서 필드들을 분리하는(separating) 적어도 하나의 대역통과필터를 가지는(having)
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 위치 정보에 기초하여 심폐소생술(CPR) 수행자에게 피드백(feedback)을 제공하도록 구성된 피드백 컴포넌트
    를 더 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 피드백은
    시각(visual), 오디오 및 촉각 프롬프트들(prompts) 중 적어도 하나
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 기준 센서 및 상기 프로세서는 베이스(base) 부에 제공되고,
    상기 위치 센서는 상기 베이스 부와 통신을 수행하도록 구성되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  10. 제9항에 있어서,
    전력원(power source)은 상기 베이스 부에 제공되고, 보조 전력원은 상기 위치 센서에 제공되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 베이스 부는
    상기 위치 정보에 기초하여 심폐소생술(CPR) 수행자에게 피드백(feedback)을 제공하도록 구성된 피드백 컴포넌트
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 피드백은
    시각(visual), 오디오 및 촉각 프롬프트들(prompts) 중 적어도 하나
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  13. 제1항에 있어서,
    상기 프로세서는 제세동기(defibrillator) 부 또는 자동제세동기(automate external defibrillator, AED)에 제공되고, 상기 기준 센서 및 상기 위치 센서 중 적어도 하나는 적어도 하나의 제세동기 패드에 제공되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  14. 제13항에 있어서,
    전력원은, 상기 위치 센서 및 상기 기준 센서 중 적어도 하나를 포함하는 상기 제세동기 패드들 중 적어도 하나의 내부에, 위치하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  15. 제1항에 있어서,
    상기 위치 정보는
    3차원 위치 정보 및 방향(orientation) 정보
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 위치 정보는
    최대 6 자유도(six degrees of freedom)의 위치 정보
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  17. 제16항에 있어서,
    상기 6 자유도는
    x축 위치, y축 위치, z축 위치, 롤(roll), 피치(pitch) 및 요우(yaw)
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  18. 제1항에 있어서,
    상기 생성된 필드는
    상기 필드 발생기 및 상기 필드 검출기 사이에 위치하는 장애물을 통과하여 검출할 수 있는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  19. 제1항에 있어서,
    상기 생성된 필드는
    정현파(sinusoidal) 변조된 필드 또는 펄스화된 직류(pulsed DC) 신호로 변조된 필드인
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  20. 제1항에 있어서,
    상기 위치 정보는
    상기 응답 신호의 세기(strength)에 기초하여 결정되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  21. 제1항에 있어서,
    상기 위치 정보는
    상기 응답 신호를 기준 신호에 기초하여 복조하고, 상기 복조된 신호를 평탄화(smoothing)함으로써, 결정되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  22. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 압박 파라미터는
    흉부 압박 깊이(depth), 흉부 압박률(compression rate) 및 흉부의 반동(recoil) 정도 중 적어도 하나
    를 더 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  23. 제1항에 있어서,
    상기 프로세서는
    상기 검출된 필드 및 해당 응답 신호에 대하여 필터링을 수행하고, 시그널 컨디셔닝(signal conditioning)을 수행하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 시그널 컨디셔닝은
    상기 응답 신호의 왜곡의 효과를 감소시키는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  25. 제23항에 있어서,
    상기 필터링은
    상기 응답 신호에서 외부 노이즈를 감소시키는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  26. 제1항에 있어서,
    상기 기준 센서의 방향을 측정하도록 구성된 상기 기준 센서를 구비한 방향 센서
    를 더 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  27. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서 및 상기 기준 센서는 와이어(wire) 또는 케이블로 연결되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  28. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서 및 상기 기준 센서 중 적어도 하나는 무선인
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  29. 제28항에 있어서,
    상기 위치 센서는 상기 필드 발생기로서 동작하고, 상기 기준 센서는 상기 필드 검출기로서 동작하고, 상기 필드 검출기는 상기 생성된 필드를 무선으로 검출할 수 있고, 상기 필드 검출기는 무선 신호 전송기로부터 독립적인(being free of)
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  30. 제28항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    동기화(synchronization) 신호 및 상기 응답 신호 중 적어도 하나를 베이스 부에 전송하는 무선 신호 전송기
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  31. 제30항에 있어서,
    상기 동기화 신호는
    상기 위치 정보를 결정하는 데 사용되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  32. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서 및 상기 기준 센서는
    상기 환자 위에 위치하는 싱글 유닛(single unit)에 제공되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  33. 제1항에 있어서,
    상기 기준 센서는
    벽, 천장, 플로어, 거니(gurney), 엠뷸런스, 헬리콥터, 움직이는 이동 수단 및 외부 의료 도구에 위치하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  34. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    압박의 시작, 압박의 종료, 압박의 힘(force), 압박의 압력, 압박의 지속시간, 압박의 속도 및 압박의 주파수 중 적어도 하나를 측정하기 위한 압력 스위치
    를 포함하는 환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  35. 제34항에 있어서,
    상기 압박의 압력, 상기 압박의 힘 및 상기 압박의 속도 중 적어도 하나는
    상기 결정된 위치 정보의 검증을 수행하는데 사용되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  36. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    다양한 환자의 신체 타입(body type)에 사용되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  37. 제36항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    유아(infant)에 대한 심폐소생술(CPR)의 수행에 사용되는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  38. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    효과적으로 호흡의 전달을 결정하기 위해, 구조 호흡(rescue breathing)을 수행하는 동안 상기 환자의 흉부의 위치를 측정하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  39. 제1항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    상기 환자의 흉부에 위치한 심폐소생술(CPR) 수행자의 손의 위치를 측정하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
  40. 제13항에 있어서,
    상기 위치 센서는
    상기 제세동기 패드들 중 적어도 하나에 내장(embedded)되고, 적어도 하나의 다른 제세동기 패드와의 관계에서 상기 제세동기 패드들 중 상기 적어도 하나의 위치를 측정하고, 상기 기준 센서와의 관계에서 상기 제세동기 패드들 중 상기 적어도 하나의 위치를 측정하는
    환자에게 심폐소생술을 수행하는 동안 적어도 하나의 압박 파라미터를 결정하는 장치.
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  42. 삭제
  43. 삭제
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