KR20120139738A - 제세동기 디스플레이 - Google Patents

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KR20120139738A
KR20120139738A KR1020127023823A KR20127023823A KR20120139738A KR 20120139738 A KR20120139738 A KR 20120139738A KR 1020127023823 A KR1020127023823 A KR 1020127023823A KR 20127023823 A KR20127023823 A KR 20127023823A KR 20120139738 A KR20120139738 A KR 20120139738A
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KR
South Korea
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patient
external defibrillator
chest compressions
rate
depth
Prior art date
Application number
KR1020127023823A
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English (en)
Inventor
큉 탄
게리 에이. 프리맨
프리데릭 제이. 지헤브
마틴 이. 베어스
앤마리 실버
Original Assignee
졸 메디컬 코포레이션
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Publication date
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Abstract

심장 소생의 분야에 관련된, 보다 구체적으로는 심폐소생술(CPR)을 수행하는데 있어 구조자들을 돕기 위한 디바이스들에 관련된 시스템들 및 방법들이 여기서 기술된다.

Description

제세동기 디스플레이{DEFIBRILLATOR DISPLAY}
관련 출원들에 대한 상호참조
본 출원은 2010년 2월 12일 출원되고, 발명의 명칭이 "DEFIBRILLATOR CHARGING"인 미국 가출원 번호 제호 및 2010년 2월 24일 출원되고, 발명의 명칭이 "DEFIBRILLATOR DISPLAY"인 미국 가출원 번호 제61/307,690호에 대한 우선권을 주장하며, 이들 각각의 전체 내용은 여기에 인용에 의해 포함된다.
기술분야
본 문서는 심장 소생(cardiac resuscitation)에 관한 것으로서, 특히 심폐소생술(cardio-pulmonary resuscitation; CPR)을 수행하는데 있어 구조자들을 돕기 위한 시스템들 및 기법들에 관한 것이다.
심장은 효과적으로 고동(beat)하기 위해 전기적 임펄스들의 유기적 시퀀스에 의존한다. 이 정규 시퀀스로부터의 이탈들은 "부정맥"으로서 알려진다. 특정한 의료 디바이스들은 심실세동(VF) 또는 심실빈맥(VT)과 같은 심장 부정맥이 존재할 때를 결정하기 위해 의료 환자(예를 들어, 긴급 장면에서의 희생자)로부터 획득된 심전도 기록(ECG) 신호들을 분석하는 신호 프로세싱 소프트웨어를 포함한다. 이 디바이스들은 자동 제세동기(automated external defibrillator; AED), ECG 리듬 분류자들, 심실성 부정맥 검출기들을 포함한다. AED는 제세동기 - 제어된 전기 쇼크(electrical shock)를 환자에게 전달하는 디바이스 - 이며, 이를테면, 음성 프롬프트(verbal prompt)들을 치료 제공자(provider of care)에게 제공하여 환자를 AED 치료법에 부착하고, AED 치료법을 활성화하기 위해 환자를 평가하는 프로세스 통해 제공자와 "대화"하도록 함으로써 비교적 이용하기 쉽다. 방금 언급한 특정한 의료 디바이스들은 2개의 독특한 심장 파형들, 즉 VT 및 VF를 또한 인지할 수 있다.
VT는 통상적으로 분당 120 고동(beat)보다 큰 레이트 및 넓은 QRS 콤플렉스들에 의해 특징화되는 심실의 이토픽 포커스(ventricular ectopic focus)로부터 발생하는 부정빈맥이다. VT는 단형적(monomorphic)(동일한 QRS 콤플렉스들을 갖는 단일의 포커스로부터 발생하는 규칙적인 리듬) 또는, 다형적(불안정함, 다양한 QRS 콤플렉스와 더불어 비규칙적일 수 있음)일 수 있다. 불안정한 VT 예시적인 리듬이 도 1A에서 예시된다. VT가 유지되는 시간의 길이 및 레이트에 의존하여, VT 상태의 심장은 펄스(즉, 순환계를 통한 혈액의 박동 움직임)를 생성하거나 생성하지 않을 수 있다. VT 상태의 심장 활동은 여전히 조직(organization)의 임의의 의미(sense)를 갖는다("루프들"은 기본적으로 모두 동일한 크기 및 형상을 갖는다는 것에 주의함). VT 리듬과 연관된 펄스가 존재하지 않으면, VT는 불안정하며 생명을 위협하는 상태라고 간주된다. 불안정한 VT는 전기 쇼크 또는 제세동으로 조치될 수 있다.
상실성 빈맥(supraventricular tachycardia; SVT)은 심장의 하위 챔버들(심실들) 위에서 시작하는 빠른 심장고동이다. SVT는 심장의 상위 챔버들 중 하나, AV(atrioventricula) 노드라 불리는 심장 전도계의 컴포넌트, 또는 둘 다에서 시작하는 비정상적으로 빠른 심장 리듬이다. SVT가 거의 생명을 위협하진 않지만, 질주하는 심장의 느낌, 흉부의 두근거림 또는 세게 침(pounding) 또는 추가의 심장고동들(심계항진) 또는 어지럼증을 포함하는 그의 징후들은 고통스러울 수 있다.
VF는 보통 중간의 생명 위협이다. VF는 심장이 펌프로서의 자신의 능력을 바로 손실하는 심실 수축(ventricular contraction) 및 비규칙적이고 혼란스러운 전기적 활동을 갖는 무펄스 부정맥(arrhythmia)이다. VF는 심장 돌연사(SCD)의 주요 원인이다. VF에 대한 예시적인 리듬은 도 1B에서 예시된다. 이 파형은 그것과 연관된 펄스를 갖지 않는다. 이 리듬에 대한 조직(organization)이 존재하지 않는다(루프들의 불규칙적인 크기 및 형상에 주의함). 심장의 펌핑부는 주머니속 지렁이(bag of worm)와 같이 흔들리며, 이 활동이 임의의 혈액을 이동할 가능성이 매우 낮다. 이 리듬의 보정 동작은 전기적 전하를 이용하여 심장을 제세동시키는 것이다.
정상 심장 고동 파형은 SA 노드(sinoatrial node)에서 시작하고, 남은 심실의 먼쪽 하부 모서리를 향해 진행한다. 심장으로의 대량의 전기적 쇼크는 VF 및 불안정한 VT 리듬들을 수정할 수 있다. 이 대량의 전기 쇼크는 심장 내의 모든 심장 세포들을 동시에 소극(depolarize)하게 할 수 있다. 후속적으로, 심장 세포들 모두는 짧은 휴식 기간으로 진입한다. 그 바램은 SA 노드(sinoatrial node)가 임의의 다른 세포에 앞서 이 쇼크로부터 회복할 것이고 결과적인 리듬은 정상 동리듬(sinus rhythm)이 아닌 경우 펄스-생성 리듬일 것이란 점이다.
다수의 AED들은 제세동 및 심폐소생술(CPR)을 이용하여 환자의 구조 이벤트 동안 특정한 횟수들로 ECG 분석들을 수행함으로써 VT 및 VF 파형들을 인지하기 위한 알고리즘들을 구현한다. 제 1 ECG 분석은 보통 제세동 전극들이 환자에게 부착된 이후 수초 내에 시작된다. 후속 ECG 분석들은 제 1 분석의 결과들에 기초하여 시작되거나 시작되지 않을 수 있다. 통상적으로, 제 1 분석이 쇼크 가능한 리듬을 검출하는 경우, 구조자에게는 제세동 쇼크를 전달하도록 권고된다. 쇼크 전달에 이어서, 제 2 분석은 제세동 조치가 성공적인지 아닌지(즉, 쇼크 가능한 ECG 리듬이 정상 또는 다른 비-쇼크 가능한 리듬으로 변환됨)를 결정하기 위해 자동으로 시작될 수 있다. 이러한 제 2 분석이 쇼크 가능한 부정맥의 계속되는 존재를 검출하는 경우 AED는 제 2 제세동 조치를 전달하도록 사용자에게 권고한다. 제 3 ECG 분석은 이어서 제 2 쇼크가 유효한지 아닌지를 결정하기 위해 실행될 수 있다. 쇼크 가능한 리듬이 지속되는 경우, 구조자는 이어서 제 3 제세동 조치를 전달하도록 권고된다.
제 3 제세동기 쇼크에 이어서 또는 위에서 기술된 분석들 중 임의의 분석이 비-쇼크 가능한 리듬을 검출할 때, 미국 심장 연합(American Heart Association) 및 유럽 심폐소생 카운실(European Resuscitation Council)에 의해 권장되는 조치 프로토콜들(treatment protocols)은 구조자가 순환의 기호(sign)들에 대해 환자를 평가하거나 또는 환자의 펄스를 검사하도록 요구한다. 펄스 또는 순환의 기호가 존재하지 않는 경우, 구조자는 1분 이상의 기간 동안 희생자에게 CPR를 수행하도록 지시될 수 있다. CPR은 구조 인공호흡(rescue breathing) 및 흉부 압박들을 포함한다. 이러한 CPR의 기간에 이어서 AED는 위에서 기술된 바와 같은 적절한 제세동 조치들 사이에 산재되는 일련의 3개까지의 부가적인 ECG 분석들을 재시작한다. 3개의 ECG 분석들/제세동 쇼크들에 이은 1-3분의 CPR의 시퀀스는 AED의 전력이 턴 온되고 환자가 AED 디바이스에 연결되어 있는 한 반복적인 방식으로 지속된다. 통상적으로 AED는 분석을 막 시작한 시기, 분석 결과가 무엇인지를, 그리고 CPR의 전달의 시작 및 정지할 시기를 통지하기 위해 오디오 프롬프트들을 제공한다.
다수의 연구들은 심장 앞의 압박(precordial compression)의 중단이 희생자들에 대한 24시간 생존률 및 자발적인 순환의 회복률을 상당히 감소시킬 수 있다는 것을 보고하였다. 따라서, 흉부 압박 동안 비정상적인 심장 리듬을 인지하는 것이 유용하다. 몇몇 상황들 하에서 환자는 제세동하기 이전에 흉부 압박을 수행하는 것이 유리할 수 있다는 것을 보여주는 최근의 임상 증거가 존재한다. 구체적으로, 환자가 4분을 초과하는 동안 심장 마비 상태에 있도록 의료 긴급 시스템의 응답 시간들이 4분을 초과하는 지연을 초래하는 경우 제세동 이전에 흉부 압박으로 환자를 조치하는 것이 임상적으로 유리하다. 흉부 압박 인공물 제거는 ECG의 스펙트럼 분석을 이용할 수 있고, 제세동 성공 예측, 및 치료 판단 내리기는 통상적으로 ECG 주파수 스펙트럼에서 검출될 파라미터들의 세트를 특정한다. 예를 들어, US 5,683,424는 제세동 쇼크가 필수적인지를 결정하기 위해 ECG의 계산된 주파수 스펙트럼으로부터의 중심 또는 중간 주파수 또는 피크 전력 주파수를 임계치들과 비교한다.
불행히도, 기존의 AED들은 제세동기 고 전압 커패시터들의 충전 요건들로 인해 많은 양의 전류를 전달할 수 있는 배터리들을 요구한다. 이는 그들의 휴대성, 편의성, 및 라이프베스트(LifeVest)(ZOLL Medical, Chelmsford, MA)와 같이 외부의 착용 가능한 제세동기들의 경우, 그들의 착용성 및 안락함을 제한하는 크기 및 무게 둘 다에서 과도한 배터리들을 초래하게 된다. 또한, 배터리들은 계속 적어도 현재 제조되는 AED들의 신뢰가능한 엘리먼트가 되어야 하지만, 배터리들과 관련하여 항상 발생하는 보통의 수명 단절 저하(end-of-life degradation)는 물론 제조 결함들로부터 발생하는 정규적인 리콜(recall)들로 인해, 생명-구조 장비에 있어서 특히 문제가 될 수 있다.
이 문서는 제세동기 디바이스의 이용 동안 환자 상태에 관한 정보를 제공하는데 이용될 수 있는 시스템들 및 기법들을 기술한다. 여기서 기술된 시스템을 및 기법들은 가장 중요한 데이터를 식별하고 효율적이고 유효한 방식으로 정보를 구조자에게 디스플레이하는 것을 목적으로 한다. 구조자에게 디스플레이되는 데이터는 구조자의 동작들에 기초하여 변경될 수 있다. 예를 들어, 디스플레이되는 데이터는 구조자가 현재 CPR 흉부 압박들을 환자에게 운영하고 있는지에 기초하여 상이할 수 있다. 환자에 대한 데이터는 환자의 상태를 빠르게 이해하고 환자에게 유익할 임상 판단들(clinical decisions)을 내리기 위한 구조자의 능력을 개선하는 방식으로 그래픽적으로 그리고 텍스트적으로(textually) 제시된다. 예를 들어, CPR 흉부 압박들 동안, 레이트 및 깊이를 포함해서 흉부 압박들에 대한 정보는 필터링된 ECG 파형 및 CO2 또는 SpO2 파형과 동일한 디스플레이 디바이스 상에 디스플레이된다. 하나의 위치에서 이러한 정보의 디스플레이는 보기 쉬운 형태로 하나의 편리한 위치에 환자에 대한 필요한 정보를 구조자에게 제공하는 이점을 제공한다. 특정한 구현들에서, 해제 표시자(release indicator)와 같이, CPR 흉부 압박들의 품질에 대한 부가적인 정보가 구조자에게 제시될 수 있다.
특정한 구현들에서, 이러한 시스템들 및 기법들은 하나 이상의 이점들을 제공할 수 있다. 예를 들어, 환자 치료는 구조자가 단일의 위치에서 잘-포멧팅된 정보(well-formatted information)를 쉽게 관측할 수 있을 때 개선될 수 있다. 또한, 구조자들은 이들이 위해 가능한 방식으로 관련 데이터를 제시하기 때문에 CPR의 그들의 운영을 보다 효과적이 되도록 수정할 수 있다.
일 실시예에서, 외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법은 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 단계, 복수의 흉부 압박들의 깊이 및 레이트에 대한 값들을 결정하는 단계; 및 제세동기의 그래픽 디스플레이 스크린 상에 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 단계를 포함한다.
실시예들은 다음들 중 하나 이상을 포함할 수 있다.
깊이 및 레이트에 대한 값들을 결정하는 단계는 깊이에 대한 거리 및 레이트에 대한 분 당 압박들에 관한 숫자 값들을 결정하는 단계를 포함하고, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 단계는 결정된 숫자 값들에 대응하는 숫자들을 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다.
이 방법은 또한 흉부 압박들이 적절하게 수행되고 있는지를 표시하는 결정된 값들의 표시들에 인접하여 아이콘을 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다. 아이콘의 색상은 흉부 압박들이 적절하게 또는 부적절하게 수행되고 있는지 여부에 기초하여 변할 수 있다.
이 방법은 또한 환자의 심장 활동에 관한 정보를 수신하고 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들과 더불어 그래픽 디스플레이 상에 환자의 심전도(electrocardiogram)를 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다. 심전도를 디스플레이하는 단계는 디스플레이에 걸쳐서 심전도 트레이스(electrocardiogram trace)를 측방향으로 이동시키는 단계를 포함할 수 있다. 이 방법은 또한 필터링되지 않은 심전도를 디스플레이하고, 흉부 압박들이 환자에게 착수되었음을 감지하면, 후속적으로 필터링된 심전도를 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다. 이 방법은 또한 흉부 인공물들(compression artifacts)을 도시하는 필터링되지 않은 부분을, 다른 필터링되지 않은 부분과 필터링된 부분 사이에서 심전도의 트레이스 상에 즉각적으로(momentarily) 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다.
이 방법은 또한 심전도와 대등하게 환자로부터 제 2 데이터를 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다. 이 방법은 또한, 흉부 압박들이 환자에게 착수되었다는 감지에 응답하여 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계를 포함할 수 있다. 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계는 SPO2로부터 CO2로 변경하는 단계를 포함할 수 있다. 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계는 환자 화학적 측정(patient chemical measurement)으로부터 흉부 압박 측정으로 변경하는 단계를 포함할 수 있다. 흉부 압박 측정은 바 그래프(bar graph)의 형태로 디스플레이될 수 있다. 바 그래프에서의 바들의 길이는 압박 깊이들을 나타낼 수 있고 바 그래프에서의 바들의 간격은 압박 레이트를 나타낸다. 이 방법은 또한 바 그래프로 표준 깊이 및 레이트에 대한 표시자들을 디스플레이하는 단계를 포함할 수 있다.
환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 단계는 환자의 가슴뼈(breastbone)에 대등하게 이동하도록 배치된 가속도계(accelerometer)로부터 측정들을 획득하는 단계를 포함할 수 있다. 깊이에 대한 값을 결정하는 단계는 가속도계로부터의 측정들을 더블 인테그레이팅(double integrating)하는 단계를 포함할 수 있다. 가속도계는 하우징에 부착될 수 있고, 하우징은 결국 환자 상에 배치될 제세동기 전극들의 쌍에 부착된다.
다른 구현에서, 외부 제세동기는 환자에 접촉하고 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 측정들을 획득하도록 배열되는 하나 이상의 센서들, 제세동기 및 환자의 상태에 관한 그래픽적 표현들을 구조자에게 디스플레이하기 위한 비디오 디스플레이 스크린, 및 환자 상에 수행되고 센서들에 의해 감지되는 흉부 압박들의 깊이 및 레이트의 값들을 결정하고, 비디오 디스플레이 스크린이 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하게 하기 위한 컴퓨터 명령들을 저장한 메모리에 연결되는 프로세서를 포함할 수 있다.
실시예들은 다음들 중 하나 이상을 포함할 수 있다.
깊이 및 레이트에 대한 값들을 결정하기 위한 명령들은 깊이에 대한 거리 및 레이트에 대한 분 당 압박들에 관한 숫자 값들을 결정하기 위한 명령들을 포함할 수 있고, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 것은 결정된 숫자 값들에 대응하는 숫자들을 디스플레이하는 것을 포함한다. 명령들은 비디오 디스플레이 스크린이 흉부 압박들이 적절하게 수행되고 있는지를 표시하는 결정된 값들의 표시들에 인접하여 아이콘을 디스플레이하게 하도록 추가로 제공될 수 있다. 아이콘의 색상은 흉부 압박들이 적절하게 또는 부적절하게 수행되고 있는지 여부에 기초하여 변한다.
명령들은 환자의 심장 활동에 관한 정보의 수신에 응답하여, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들을 갖는 환자의 심전도를 비디오 디스플레이 스크린 상에 디스플레이하게 하도록 추가로 제공될 수 있다. 심전도를 디스플레이하는 것은 디스플레이에 걸쳐서 심전도 트레이스를 측방향으로 이동시키는 것을 포함할 수 있다. 명령들은 비디오 디스플레이 스크린 상에 필터링되지 않은 심전도를 디스플레이하게 하고, 흉부 압박들이 환자에게 착수되었음을 감지하면, 후속적으로 필터링된 심전도를 디스플레이하게 하도록 추가로 제공될 수 있다. 명령들은 흉부 인공물들을 도시하는 필터링되지 않은 부분을, 다른 필터링되지 않은 부분과 필터링된 부분 사이에서 심전도의 트레이스 상에 즉각적으로(momentarily) 디스플레이하도록 추가로 제공될 수 있다. 명령들은 심전도와 대등하게 환자로부터 제 2 데이터를 디스플레이하도록 추가로 제공될 수 있다. 명령들은 흉부 압박들이 환자에게 착수되었다는 감지에 응답하여 제 2 데이터의 소스를 변경하도록 추가로 제공될 수 있다. 제 2 데이터의 소스를 변경하는 것은 SPO2로부터 CO2로 변경하는 것을 포함할 수 있다. 제 2 데이터의 소스를 변경하는 것은 환자 화학적 측정으로부터 흉부 압박 측정으로 변경하는 것을 포함할 수 있다.
흉부 압박 측정은 바 그래프의 형태로 디스플레이될 수 있다. 바 그래프에서의 바들의 길이는 압박 깊이들을 나타낼 수 있고, 바 그래프에서의 바들의 간격은 압박 레이트를 나타낸다. 명령들은 바 그래프로 표준 깊이 및 레이트에 대한 표시자들을 디스플레이하도록 추가로 제공될 수 있다. 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 것은, 환자의 가슴뼈에 대등하게 이동하도록 배치된 가속도계로부터 측정들을 획득하는 것을 포함할 수 있다. 깊이에 대한 값을 결정하는 것은 가속도계로부터의 측정들을 더블 인테그레이팅하는 단계를 포함할 수 있다.
하나 이상의 센서들은 하우징에 부착되는 가속도계를 포함할 수 있고, 하우징은 결국 환자 상에 배치될 제세동기 전극들의 쌍에 부착된다.
일 구현에서, 외부 제세동기는 환자에 접촉하고 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 측정들을 획득하도록 배열되는 하나 이상의 센서들, 제세동기 및 환자의 상태에 관한 그래픽 표현들을 구조자에게 디스플레이하기 위한 비디오 디스플레이 스크린, 및 흉부 압박들의 깊이 및 레이트의 값들을 결정하고 하나 이상의 센서들로부터 데이터를 수신하는 것에 응답하여 흉부 압박들의 깊이 및 레이트를 표시하는, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 비디오 디스플레이 스크린이 디스플레이하게 하기 위한 수단을 포함할 수 있다.
다른 특징들 및 이점들은 상세한 설명, 도면들 및 청구항들로부터 자명해질 것이다.
도 1a는 심실빈맥(VT) 리듬의 크기 대 시간 플롯을 도시하는 도면.
도 1b는 심실세동(VF) 리듬의 크기 대 시간 플롯을 도시하는 도면.
도 2는 자동 제세동기와 다수의 리드(lead) 심전도 기록(ECG) 디바이스를 포함하는 일 구현의 다이어그램.
도 2a는 도 2의 AED의 다이어그램.
도 3a 및 3b는 ECG 분석 및 충전 사이클들의 예들을 도시하는 도면.
도 4a는 CPR 간격과 연관된 흉부 압박들 동안 제세동 디바이스를 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 4b는 쇼크 가능한 리듬이 관측되는 가능성에 기초하여 선택되는 상이한 전류 레벨들을 이용하여 제세동 디바이스를 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 4c는 쇼크 가능한 리듬이 관측되는 가능성에 기초한 상이한 전류 레벨들을 이용하여 제세동 디바이스를 적응적으로 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 4d는 ECG 분석에 기초하여 선택된 레벨로 제세동 디바이스를 적응적으로 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 5a는 ECG 신호의 다이어그램.
도 5b는 ECG 신호와의 강한 상호-상관을 도시하는 CPR 가속 신호의 다이어그램.
도 6a는 ECG 신호의 다이어그램.
도 6b는 ECG 신호와의 낮은 상호-상관을 도시하는 CPR 가속 신호의 다이어그램.
도 7은 디스플레이를 갖는 제세동 디바이스의 다이어그램.
도 8a는 CPR 흉부 압박들의 검출에 기초하여 제세동 디바이스의 디스플레이 상에 제시되는 정보를 수정하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 8b 내지 8e는 제세동기 디스플레이 상에 제시되는 예시적인 정보를 도시하는 스크린샷.
도 9a는 제세동기 디바이스의 디스플레이 상에 CPR 품질의 표시를 제공하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 9b 및 9c는 제세동기 디바이스 상에 지시되는 예시적인 정보를 도시하는 스크린샷.
도 10a는 해제 표시자를 제공하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도.
도 10b 및 도 10c는 제세동기 디스플레이 상에 제시되는 예시적인 정보를 도시하는 스크린샷들.
도 11은 제세동기 디스플레이 상에 제시되는 예시적인 정보를 도시하는 스크린샷.
본 설명은 제어된 방식으로 제세동 에너지를 제공하기 위한 시스템들 및 기법들을 논의한다. 일반적으로 이러한 에너지는 이를테면, 커패시터를 충전함으로써 상승(built up)될 필요가 있고, 이러한 에너지의 상승은 상당한 길이의 시간을 소요할 수 있다. 여기서 논의되는 기법들을 이용하여, 시스템은 제시동 펄스를 전달하는 시간에 앞서(예를 들어, 구조자가 흉부 압박을 수행하는 동안) 환자의 요구들을 분석할 수 있고 쇼크(shock)가 필요로 되자마자 전달될 수 있도록 쇼크가 요구될 시간에 앞서 커패시터 또는 다른 적절한 에너지 전달 메커니즘을 충분히 충전하기 시작할 수 있다.
이제 도 2를 참조하면, 적절한 시간에 제세동 쇼크를 제공하기 위해 이용될 수 있는 AED(10)가 도시된다. 예시적인 구현을 도시하는 이 도면에서, 구조자는 심장 소생(cardiac resuscitation) 동안 희생자를 자동으로 모니터링하기 위해 AED(10)를 이용한다. 희생자가 흉부 압박 기법들을 이용하여 소생되는 동안 AED(10)는 희생자의 심장을 모니터링하기 위해 측정된 ECG 신호들을 이용하고 AED 내의 제세동 디바이스를 충전한다. 몇몇 예들에서, 제세동 디바이스가 충전되는(예를 들어, 충전 레이트, 저장된 전하의 총량) 방식은 측정된 ECG 신호들에 기초할 수 있다. 유리하게는, CPR 흉부 압박들 동안 제세동 디바이스의 충전은, 쇼크 가능한 리듬이 존재하는 경우 구조자가 흉부 압박들을 완료하자마자 쇼크를 전달하도록 디바이스는 필요한 것이 갖춰지고(armed) 준비되기 때문에 희생자가 흉부 압박들을 받지 않는 시간의 양을 감소시킨다.
AED(10)는 스피커(16), 디스플레이 스크린(18), 아날로그-디지털 변환기(20), 프로세서(22) 및 제세동기 펄스 생성기(24)를 포함한다. 아날로그-디지털 변환기(20)는 결국 희생자에 부착되는 ECG 리드들의 세트에 연결된다. ECG 리드들은 희생자의 심장의 전기적 리듬을 모니터링하기 위해 신호들을 프로세서(22)에 전달한다. 변환기(20)는 ECG 리드들로부터 프로세서(22)로 신호들을 송신한다. 프로세서(22)는 희생자가 흉부 압박 기법들을 이용하여 소생되는 동안 ECG 신호들을 이용하여 위험한 리듬들에 대해 희생자의 심장을 모니터링한다.
AED(10)가 위험한 심장 리듬을 검출하는 경우 AED(10)는 경고 신호를 생성한다. 경고 신호는 구조자의 주의를 끌 수 있다. 구조자가 쇼크를 지시하는 명령을 AED(10)에 발행할 때 AED(10)는 희생자에게 이러한 제세동 쇼크를 생성할 수 있다. 제세동 쇼크는 희생자의 심장의 위험한 리듬을 치유하도록 의도된다.
AED(10)는 또한 흉부 압박들 동안 AED를 충전하도록 구성되는 충전 모듈(19)을 포함한다. 모듈(19)은 모니터링되는 ECG 신호들에 기초하여 AED를 적응적으로 충전할 수 있다. 몇몇 예들에서, 모니터링되는 ECG 신호들의 분석에 의해 결정되는 바와 같이 쇼크 가능한 리듬이 존재할 가능성이 높은 경우에만 제세동기가 사전-충전된다. 몇몇 부가적인 예들에서, 디바이스에 대한 충전의 레벨은 모니터링되는 ECG 신호들에 기초하여 결정되고 세팅된다. 몇몇 부가적인 예들에서, 충전의 방법(예를 들어, 충전 레이트)은 전력을 보존하기 위한 노력으로 모니터링되는 ECG 신호들에 기초하여 변한다. 예를 들어, 시간이 허용되는 경우, 커패시터는 전력을 보존하기 위해 커패시터가 보통 충전되는 것보다 느리게 충전될 수 있지만, 커패시터는 제세동기가 구조자에 의해 필요로 될 때 그의 완전한 충전에 도달할 것임을 여전히 보장한다.
AED(10)는 a)ECG 신호들의 주파수-도메인 특징들을 정량화하고; b) VF와 같이 비정상 또는 정상 ECG 리듬들을 구분하고; c) 비정상 ECG 리듬들의 발병(onset)을 검출하고, d) 심장의 생리학적 상태들에 관한 판단을 내리기 위해 리듬 권고 방법을 이용한다. 이 주파수-도메인 측정(measure)은 ECG 신호들에서 흉부 압박 인공물의 존재가 있든 또는 없든 신뢰할 수 있다. AED(10)는 심장의 현재 생리학적인 상태를 식별한 이후 구조자가 행할 적절한 치료 동작에 관한 판단을 내리고 스피커(16) 및 디스플레이 스크린(18)을 이용하여 구조자에게 이 동작을 통신한다.
AED(10)는 흉부 압박들, 환기(ventilation)들, 또는 신진대사 또는 구조적인 영양분을 포함하는 정맥액(intravenous solution)의 전달과 같이 부가적인 치료 동작들을 수행하기 위한 기능을 포함할 수 있다. 리듬 권고 방법의 분석의 결과들에 기초하여, AED(10)는 적절한 치료를 환자에 자동으로 전달할 수 있다.
AED(10)는 또한 AED(10)가 최상의 치료의 결정을 내린 이후에 간호인에게 프롬프트하는 "권고" 모드로 구성될 수 있고, 음성-검출 확인응답 또는 버튼 누르기의 형태의 간호인/디바이스 운용자에 의한 확인응답은 치료가 환자에게 전달되기 이전에 요구된다.
AED(10)는 그것이 제세동에 또는 흉부 압박들과 같은 대안적인 치료 아드리날린제(epinephrine)와 같은 약, 포도당과 같은 구조적 영양분들 또는 페이싱(pacing)과 같은 다른 전기 치료에 적절한지를 판단하는 것을 물론 제세동 성공을 예측하기 위해 ECG 신호들을 분석한다.
몇몇 예들에서, 하나 이상의 치료 전달 디바이스들(30)은 적절한 치료를 환자에게 자동으로 전달한다. 치료 전달 디바이스들(30)은 예를 들어, 휴대용 흉부 압박 디바이스, 약 주입 디바이스, 제세동, 흉부 압박, 환기 및 약 주입과 같은 다수의 치료들을 포함하는 디바이스 및/또는 환기기(ventilator)일 수 있다. 치료 전달 디바이스들(30)은 제세동기 AED(10)로부터 물리적으로 분리되고, 치료 전달 디바이스들(30)의 제어는 통신 링크(32)에 의해 달성될 수 있다. 통신 링크(32)는 케이블의 형태를 취하지만, 바람직하게는 링크(32)는 무선 프로토콜을 통해 이루어진다.
다른 예들에서, 다양한 치료들의 전달 및 전체 소생 이벤트에 대한 제어 및 조절은 AED(10) 외부의 디바이스(34) 또는 프로세싱 엘리먼트에 의해 달성될 수 있다. 예를 들어, 디바이스(34)는 AED(10)로부터 ECG 데이터를 다운로딩 및 프로세싱하고; ECG 신호들을 분석하고, 이 분석에 기초하여 위에서 그리고 아래에서 기술되는 것과 같은 관련된 결정들을 수행하고, AED(10)를 포함하는 다른 치료 디바이스들(30)을 제어할 수 있다. 다른 예들에서, AED(10)는 ECG 신호들의 분석을 포함해서 ECG의 프로세싱을 모두 수행할 수 있고, 적절한 치료의 최종 결정만을 제어 디바이스(34)에 전송할 수 있으며, 여기서 제어 디바이스(34)는 다른 링크된 디바이스들(30) 상에서 제어 동작들을 수행할 것이다.
흉부 압박 인공물들은 ECG 신호 컴포넌트들로부터 분리될 수 있어서, 흉부 압박들 동안 프로세싱을 중지함 없이 AED(10)가 ECG 신호를 프로세싱하는 것이 가능하다. 쇼크 가능한 리듬이 존재하지를 결정하기 위해 ECG 신호를 분석하기 위한 예시적인 방법들은 예를 들어, 발명의 명칭이 "ECG Rhythm Advisory Method" 인 미국 특허 제7,565,194호에서 기술되며 그의 내용은 그 전체가 인용에 의해 여기에 포함된다.
CPR 동안 양호한 흉부 압박들은 심장 마비의 희생자들을 더 잘 구조하기 위해 필수적이라는 것이 인지되었다. 미국 심장 연합에 의해서 그의 가이드라인에서 권고되는 압박 레이트는 분당 100 압박들을 초과한다. 다수의 연구들은 이를테면, 흔히 제세동기의 충전 및 ECG 분석으로 이루어지는 흉부 압박들의 중단이 24-시간 생존률 및 자발적인 순환의 회복률을 상당히 감소시킬 수 있다는 것을 보고하였다. 1000 내지 2000 볼트의 전압들을 갖는 높은 전압 제세동 쇼크들의 전달과 관련된 안전 이슈들로 인해, 구조자들은 제세동 쇼크를 개시하기에 앞서 흉부 압박들을 중지하고 환자의 흉부로부터 그들의 손들을 제거하도록 교육받는다. 제세동기 디바이스에서 에너지 전달 디바이스(예를 들어, 커패시터)의 앞선 충전을 허용하기 위한 매커니즘들로서 흉부 압박들 동안 ECG 신호들을 분석함으로써, 흉부 압박들을 제공하는데 있어 간극들은 감소될 수 있고 환자 치료가 증가한다.
도 3a는 CPR 간격이 종료된 이후 제세동기 디바이스의 충전이 시작하는 충전 사이클 및 ECG 분석의 예를 도시한다. 도면에서 도시된 바와 같이, 몇몇의 AED 디바이스들에서, 구조자는 2분 CPR 간격(300) 동안 흉부 압박들을 수행하도록 지시되고, 그 후에 구조자가 CPR에 대한 그의 또는 그녀의 수행을 중지(304)하도록 지시된다. 이 지점에서, 구조자는 그의 또는 그녀의 손들을 희생자로부터 제거하고, ECG 분석이 수행되고 제세동기 디바이스는 충전된다(간격 302). 그럼으로써 구조자가 희생자에게 흉부 압박을 전달하지 않는 시간 기간이 경과한다(시간 기간(302)). 쇼크(307)의 전달 이전의 이러한 경과된 시간 기간은 예를 들어, 약 10초일 수 있으며, 그 일부는 ECG 분석을 수행하는데 헌납되고 일부는 제세동 디바이스를 충전하는데 헌납된다. CPR 흉부 압박들 동안 프로세싱을 중지하지 않고 ECG 신호들을 프로세싱하기 위한 방법들이 존재하지만, 여전히 쇼크를 전달하기 위해 충분한 전하의 가용성과 흉부 압박들의 정지 사이에 시간 기간이 경과할 수 있다.
도 3b는 CPR 간격이 종료되기 이전에 제세동기 디바이스의 충전이 시작하는 충전 사이클 및 ECG 분석의 예를 도시한다. CPR 간격은 흉부 압박들의 운영 시간의 길이(예를 들어, 도 3b에 도시된 바와 같이), 흉부 압박들의 총 수, 압박의 깊이 또는 레이트에 기초한 유효 흉부 압박들의 총 수, 유효 흉부 압박들의 총 시간 길이에 기초할 수 있거나, 또는 ECG 분석과 같은 하나 이상의 관측되는 인자들에 기초하여 가변 가능할 수 있다. CPR 간격은 부가적으로 디바이스가 충전되고 제세동 치료가 프로토콜에 따라 전달되도록 상이한 CPR 프로토콜을 처리하기 위해 소프트웨어 또는 펌웨어에 의해 업데이트될 수 있다. 도면에서 도시되는 바와 같이, 여기서 기술되는 동작 방법들에서, 제세동 디바이스는 구조자가 CPR 흉부 압박들을 제공하는 동안 충전된다. 도 3a에 관하여 기술된 방법과 유사하게, 구조자는 2분의 CPR 간격(308) 동안 흉부 압박들을 수행하도록 지시된다. 2분의 CPR 간격 동안, ECG 분석이 수행되고 제세동기 디바이스가 충전된다(간격 310). CPR 간격이 완료된 이후, 구조자는 CPR(312)을 중지하도록 지시되고, 쇼크(314)는 제세동기 디바이스가 이미 충전을 위한 시간을 가졌었기 때문에 희생자에게 거의 바로 전달될 수 있다. 구조자가 흉부 압박들을 정지하기 이전에 제세동기 디바이스가 완전히 충전되기 때문에, 구조자가 희생자에게 흉부 압박을 전달하지 않는 시간 기간은 크게 감소될 수 있고, 흉부 압박들이 완료된 이후 쇼크가 바로 또는 거의 바로 전달될 수 있다. 예를 들어, CPR 간격의 종료와 (쇼크 가능한 리듬이 존재하는 경우) 쇼크의 전달 간의 경과된 시간은 약 5초 미만(예를 들어, 약 5초 미만, 약 3초 미만, 약 2초 미만, 약 1초 미만, 약 1/2초 미만)일 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 구조자가 흉부 압박을 정지한 것과 쇼크의 전달 간의 시간의 길이는 단순히 AED 디바이스가 희생자에게 쇼크를 전달하게 하는 AED 디바이스 상의 버튼을 구조자가 발견하고 누르는데 소비한 시간의 양에 기초할 수 있다.
몇몇 부가적인 실시예들에서, AED 디바이스는 희생자에게 쇼크를 전달하는 바람직함(desirability)을 재확인하기 위해 구조자가 흉부 압박들을 정지한 이후 잠깐의 시간 기간(예를 들어, 구조자가 버튼을 발견하고 누르는 동안)을 활용할 수 있다. 예를 들어, 구조자는 쇼크 가능한 리듬이 존재한다는 것을 시각적으로 검사하고 확인하도록 지시될 수 있고 그리고/또는 AED 디바이스는 쇼크 전달의 바람직함을 재확인하기 위해 ECG 신호들을 수집하고 분석(흉부 압박들의 부재시에 ECG 신호들에 더 적은 인공물들을 초래함)하기를 지속할 수 있다. 일반적으로, 흉부 압박 인공물들 없이 ECG 신호의 분석에 기초하여 재확인을 위한 시간 기간은 간결할 수 있다(예를 들어, 약 5초 미만, 약 3초 미만, 약 2초 미만). 재확인을 위한 시간 기간은 생리학적 특성들(예를 들어, 빠른 또는 느린 심박동수) 및/또는 ECG 분석에 대한 원하는 신뢰도 레벨에 기초할 수 있다.
구조자가 희생자에 접촉하는 동안 제세동 디바이스를 1000-2000볼트의 전압으로 충전하는 것과 관련된 안전 이슈들로 인해, 구조자가 그의 또는 그녀의 손을 희생자들로부터 제거하기 이전에 전압이 방전되지 않는다는 것을 보장하기 위해 안전 인터록(safety interlock)들이 제세동기 디바이스에 포함될 수 있다. 제세동기 안전 인터록들은 제세동기가 유닛의 외부에서 잘못하여 방전하는 것을 방지하는 하나 이상의 소프트웨어-제어되는 하이브리드 및/또는 소프트웨어 매커니즘들을 포함할 수 있다. 제세동기가 쇼크를 전달하기 위해, AED 디바이스는 충전 프로세스 동안 다양한 소프트웨어 및 하드웨어 상태들이 충족됨을 확인한다. 제세동기가 완전한 전하 레벨에 도달하면, 치료 버튼이 인에이블 된다. 치료 버튼을 인에이블 하는 것은 최종 하드웨어 안전 인터록을 제거하고 쇼크가 전달되지 않을 때 전하를 소산(dissipate)하는데 이용되는 내부 레지스터 네트워크(internal resistor network) 대신, 환자 커넥터로의 치료 전하를 위한 출력을 선택한다. 인에이블되면, 구조자는 치료 버튼을 누르고 AED는 치료 전달 중계를 마감하고 제세동 펄스를 전달하는 누름을 등록한다. 안전 인터록들은 치료 버튼의 인에이블을 제어하고 안전 인터록을 디스에이블하는 다른 동작들이 발생할 때까지 다른 동작들이 구조자가 희생자에게 쇼크를 전달하는 것을 허용하지 않는다.
몇몇 부가적인 방법들에서, 전기적으로 절연성 보호층이 환자의 표면 위로 연장하여 수동 압박들은 제세동 디바이스의 충전 및 제세동 쇼크의 전달 동안 계속 안전하고 그리고 약해지지 않을 수 있다. 예시적인 전기적으로 절연성 보호층은 미국 특허 제6,360,125호에서 기술되며, 그 전체가 여기에 인용에 의해 포함된다.
몇몇 실시예들에서, 흉부 압박들의 운영을 위한 기간은 미리 설정되지 않고 오히려 이 기간은 관측된 EGC 신호들에 기초하여 변할 수 있다. ECG 분석은 CPR 흉부 압박들이 운영되고 있는 동안 시작할 수 있다. AED 디바이스는 ECG 신호들에 기초하여 쇼크 가능한 리듬이 존재한다고 결정하거나, 그렇지 않고 적절한 치료는 제세동 쇼크를 전달하는 것이 될 수 있다는 결정을 내리면, AED 디바이스는 충전을 시작할 수 있다. CPR 흉부 압박들은 디바이스가 충전되고 있는 동안 지속된다. AED 디바이스는 선택적으로 구조자가 제세동기 디바이스를 충전하는데 이용되는 시간의 길이에 기초하여 흉부 압박들을 지속해야 하는 시간의 양을 구조자에게 지시할 수 있다. 디바이스가 완전히 충전되면, 구조자는 흉부 압박들을 정지하도록 지시될 수 있고, 쇼크는 희생자에게 거의 바로 전달될 수 있다.
도 4a는 CPR 간격과 연관된 흉부 압박들 동안 제세동 디바이스를 충전하기 위해 취해지는 동작을 도시하는 흐름도이다. 위에서 언급한 바와 같이, 흉부 압박들 동안 ECG 신호의 분석 이외에 제세동 디바이스의 충전은 구조자가 희생자에게 흉부 압박들을 운영하지 않는 시간의 양을 감소시키는 이점을 제공할 수 있다. 일반적으로, 간격(예를 들어, 시간의 세트 길이)은 흉부 압박들의 운영을 위해 세팅된다. 이 간격 동안, 시스템은 ECG 신호를 분석하고 제세동 디바이스를 충전한다. CPR 흉부 압박 간격 동안 제세동 디바이스에서 전하의 잘못된 소산을 방지하는 안전 인터록들이 인에이블된다. CPR 간격의 종료 시에, ECG 신호 분석에 기초하여 희생자에게 쇼크를 가할지에 관한 판단이 내려지고, 저장된 전하는 희생자에게 운영되거나 내부적으로 소산된다.
여기서 예시적인 프로세스는 쇼크 가능한 리듬이 희생자에게 존재하는지를 결정하기 위해 AED가 ECG 신호를 분석하는 박스(402)에서 시작한다. ECG 신호는 흉부 압박들이 희생자에게 운영되고 있는 동안 측정된다. 이러한 것으로서, AED는 (예를 들어, 미국 특허 제7,565,194호에서 기술되는 바와 같이) CPR 흉부 압박들 동안 프로세싱을 중지함 없이 ECG 신호를 프로세싱하기 위해 ECG 신호 컴포넌트를 흉부 압박 인공물과 분리시킨다.
박스(404)에서, AED는 현재 시간이 CPR 간격의 종료 근처(예를 들어, CPR 간격의 종료의 약 10-30초 이내)인지를 결정한다. 예시적인 CPR 간격들은 약 2분 내지 5분일 수 있다(예를 들어, 2분, 3분, 4분, 및 5분). 흉부 압박을 수행하기 위해 결정된 윈도우 내의 현재 시간이 CPR 간격의 종료 근처에 있지 않으면, AED 디바이스는 ECG 신호들을 계속 분석한다(박스(402)). 현재 시간의 CPR 간격의 종료 근처에 있으면, AED는 (인터록들이 이 시간에 앞서 인에이블 될 수 있지만) 박스(406)에서 안전 인터록들을 인에이블한다.
흉부 압박들이 지속되면, AED는 박스(408)에서 제세동 디바이스를 충전하기 시작하여 안전 인터록들이 인에이블되게 한다. 제세동 디바이스를 충전하는데 필요로 되는 시간의 양은 디바이스를 충전하는데 이용되는 전류 및 원하는 전하의 총량에 기초하여 변할 수 있다. 이러한 것으로서, 시스템은 제세동 디바이스가 CPR 간격의 종료 시에 완전히 충전되도록 CPR 간격의 종료 이전에 제세동 디바이스를 충전하기 시작한다. 예를 들어, CPR을 수행하기 위한 윈도우는 CPR 사이클이 시작할 때 결정될 수 있고, 제세동 디바이스를 충전하기 위한 시간은 룩업(look up)되거나 다른 방식으로 결정될 수 있고, 시스템은 충전 시간에 실질적으로 대응하는 윈도우의 종료에 앞선 시간에, 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 확인하도록 프로그래밍될 수 있다.
박스(410)에서, AED는 쇼크 가능한 리듬이 희생자에게 존재하는지를 결정하기 위해 ECG 신호의 최종 분석을 수행한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정하기 위해 ECG 신호를 분석하기 위한 예시적인 방법들은 예를 들어, 발명의 명칭이 "ECG Rhythm Advisory Method"인 미국 특허 제7,565,194호에서 기술되며, 그 내용들은 전체가 인용에 의해 여기에 포함된다. 쇼크 가능한 리듬이 관측되지 않는 경우, 박스(422)에서, AED는 흉부 압박들을 지속하도록 구조자에 지시한다. 이에 따라, 쇼크 가능한 리듬이 존재하지 않는 경우, 희생자는 중단없는 흉부 압박들을 받을 수 있다. 이러한 흉부 압박들은 심장을 정상 동작으로 되돌려놓을 수 없을 수 있지만, 그럼에도 불구하고 이러한 흉부 압박들은 보다 고도로-훈련된 구조자가 도달하여 인수받을 때까지 심장을 통한 혈액의 관류(perfusion)를 최대화할 수 있다.
박스(424)에서, AED는 쇼크를 희생자에게 전달하지 않고 제세동 디바이스로부터 전하를 소산시킨다. 예를 들어, AED는 흉부 압박들을 중단하도록 구조자에게 요구함 없이 전하가 소산될 수 있도록 AED 디바이스 내부의 레지스터 네트워크를 이용하여 저장된 전하를 소산할 수 있다. 소산은 예를 들어, 전하를 덤핑(dumping)함으로써 발생할 수 있다. 전하는 배터리 수명을 연장하도록 디바이스 상의 베터리내로 "재순환(recycle)"될 수 있다.
쇼크 가능한 리듬이 관측되는 경우, 박스(414)에서, AED 디바이스는 흉부 압박들을 중단하도록 구조자에게 지시한다. 예를 들어, AED 디바이스는 스피커를 통해 구조자에게 청취 가능한 명령들을 제공하고 그리고/또는 디스플레이 디바이스를 통해 구조자에게 시각적인 명령을 제공할 수 있다. 박스(416)에서, AED는 안전 인터록들을 디스에이블하고, 이에 따라 희생자에게 부착된 전극들을 통해 쇼크가 전달되는 것을 가능하게 한다.
박스(418)에서, AED 디바이스는 제세동 쇼크를 희생자에게 전달한다. 이러한 전달은 쇼크를 전달하게 하기 위한 명령을 제공하기 위해 구조자가 AED 상의 버튼을 누르는 것에 응답하여 발생할 수 있다. 쇼크는 또한 이를 테면, 희생자로부터 떨어지도록 하기 위한 명령을 AED가 음화(voice)한 이후, 자동으로 전달될 수 있다. 쇼크는 흉부 압박들이 운영되고 있는 동안 디바이스가 이전에 사전-충전되기 때문에 흉부 압박들의 정지 이후에 상당한 지연 없이 전달된다.
박스(420)에서, AED 디바이스는 흉부 압박들을 재개하도록 사용자에게 지시한다. 이는 유사한 ECG 분석이 수행될 다른 CPR 사이클을 개시한다. 방금 기술된 프로세스는 이에 따라 쇼크가 희생자의 심장을 정상 동작 모드로 대략적으로 되돌려놓는 데 성공할 때까지 또는 부가적인 간호인들이 상이한 소생 접근법들을 시도하기 위해 도달할 때까지 반복될 수 있다.
몇몇 실시예들에서, 제세동 쇼크를 희생자에게 전달하는데 있어서의 바람직함의 재확인은 구조자가 흉부 압박들을 정지한 이후에 수행된다. 구조자가 흉부 압박들을 전달하지 않을 때 재확인이 수행되기 때문에, 재확인 동안 AED 디바이스에 의해 분석된 ECG 신호들은 흉부 압박들로부터의 인공물들이 더 이상 존재하지 않기 때문에 잡음이 더 적고 더 적은 인공물들을 가질 것으로 예상된다. 이러한 것으로서, ECG 분석은 더 높은 정도의 신뢰도를 가질 수 있다. 일반적으로, 위에서 기술된 바와 같이, 흉부 압박 인공물들 없이 ECG 신호의 분석에 기초한 재확인을 위한 시간 기간은 간결할 수 있다(약 5초 미만, 약 3초 미만, 약 2초 미만).
몇몇 실시예들에서, AED 디바이스는 확실성 값과 같이 이전의 EGC 분석과 연관된 하나 이상의 인자들에 기초하여 재확인 분석을 수행할지를 결정할 수 있다. 예를 들어, 희생자에게 제세동 쇼크를 전달하는 것이 적절한 치료라는 높은 확실성(예를 들어, 관류 리듬(perfusing rhythm)으로의 변환의 높은 확실성)을 이전의 EGC 분석이 발생시키는 경우, AED는 구조자가 흉부 압박들을 정지한 이후 거의 바로(예를 들어, 재확인 기간 없이) 쇼크를 전달할 수 있다. 다른 한편, 희생자에게 제세동 쇼크를 전달하는 것이 적절한 치료라는 낮은 확실성을 이전의 EGC 분석이 갖는 경우, AED는 제세동 쇼크를 전달할지에 관한 최종 결정을 내리기 이전에 재확인 분석을 수행할 수 있다. 부가적으로 또는 대안적으로, 재확인 분석을 수행할지에 관한 결정은 EGC 신호 분석이 정확하다는 신뢰도의 레벨과 연관된 신뢰도 값에 기초할 수 있다. 예를 들어, 신호가 극도로 잡음이 많고 많은 인공물들이 존재하는 경우, 분석의 신뢰도 레벨은 낮아질 수 있고, 이는 흉부 압박들의 부재 시에 분석을 재확인하는 것을 바람직하게 한다.
도 4b는 쇼크 가능한 리듬이 관측되는 가능성에 기초하여 선택되는 상이한 전류 레벨들을 이용하여 제세동 디바이스를 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. 휴대용 AED 디바이스들은 배터리 또는 제한된 수명시간을 갖는 다른 전력 공급기에 의해 전력공급될 수 있다. 단일의 희생자에게 다수의 쇼크들의 운영을 위해 또는 AED 디바이스의 미래의 이용들을 위해 전력을 보존하기 위해서, 다양한 충전 알고리즘들이 이용될 수 있다. 몇몇 예들에서, AED 디바이스는 쇼크 가능한 리듬이 희생자에게 존재하는지에 관한 결정을 내리고 쇼크 가능한 리듬이 존재하는 경우에만 제세동기 디바이스를 충전한다. 이러한 충전 알고리즘은 쇼크 가능한 리듬이 관측되지 않는 경우, AED 디바이스가 제세동기를 충전하지 않고, 전하를 덤핑 또는 소산하기 때문에 전력을 보존한다.
예시적인 프로세스는 (예를 들어, 미국 특허 제7,565,194호에 기술된 바와 같이) CPR 간격의 종료 시에 쇼크 가능한 리듬이 희생자에게 존재할 가능성이 있는지를 결정하기 위해 흉부 압박들이 희생자에게 운영되고 있는 동안 AED가 ECG 신호를 분석하는 박스(425)에서 시작한다. 박스(426)에서, AED는 CPR 간격의 종료시에 쇼크 가능한 리듬이 희생자에게 존재할 가능성이 높은지를 결정한다. CPR 간격은 분석의 결과에 무관하게 지속될 것이지만, 이 결정은 제세동기 디바이스의 충전을 시작할지를 판단하기 위해 이용된다. 이러한 결정을 내리는 시간은 제세동기 디바이스를 충전하는데 얼마나 오래 걸릴 것인지에 관한 결정에 의해 세팅될 수 있다. 상이한 가능한 충전 레이트가 시스템에 대해 이용 가능하고, 최대 시간 충전이 ECG 분석을 위해 세팅될 때, 충전 레이트가 결정될 수 있고, 이어서 실제 충전은 실질적으로 계산된 충전 레이트로 충전하는데 걸리는 시간의 양인 CPR의 종료에 앞선 시간에 시작할 수 있다.
제세동기를 사전-충전할지에 관한 결정을 위한 임계치는 희생자에게 쇼크를 운영할지를 결정하기 위해 이용되는 임계치와 상이할 수 있다. 예를 들어, 이 결정이 AED 디바이스를 사전-충전할지 여부를 판단하는데 이용되기 때문에, 쇼크가 운영되는 경우 디바이스가 CPR 간격의 종료 시에 완전히 충전되도록 더 낮은 임계치가 이용될 수 있다. 예를 들어, 정확도 측정(accuracy measure)이 임계치들을 세팅하기 위해 이용된 수 있다. 예를 들어, 높은 정확도 값(예를 들어, 약 90%보다 큰 신뢰도)을 발생시키는 관측된 신호는 제세동 쇼크를 희생자에게 운영할지를 결정하기 위한 임계치를 세팅하도록 이용될 수 있는 반면에, 낮은 신뢰도(예를 들어, 50% 이상의 신뢰도)는 제세동 디바이스의 충전을 시작할지를 결정하기 위한 임계치를 세팅하는데 이용될 수 있다. 예를 들어, 성공적인 변환을 예측하는데 있어 특정한 정확도 레벨과 연관되는 ASMA 번호는 제세동기를 사전-충전할지 여부, 제세동기를 충전하는 레이트, 제세동 쇼크를 운영할지 여부를 판단하기 위한 임계치들을 세팅하는데 이용될 수 있다. 이 AMSA 번호는 구조자 또는 의료 디렉터(medical director)의 요청에 기초하여 고객맞춤될 수 있다. 예를 들어, 성공적인 변환을 예측하는데 있어 90% 이상(예를 들어, 90% 또는 95%)의 정확도 레벨과 연관되는 ASMA 번호는 제세동 쇼크를 운영하기 위한 임계치를 세팅하는데 이용될 수 있고, 성공적인 변환을 예측하는데 있어 70% 이상(예를 들어, 70%, 80%, 90%)의 정확도 레벨과 연관되는 ASMA 번호는 제세동기를 사전-충전할지를 판단하기 위한 임계치를 세팅하는데 이용될 수 있다. 다른 예들에서, 성공적인 변환을 예측하는데 있어 70% 이상(예를 들어, 70%, 80%, 90%)의 정확도 레벨과 연관되는 ASMA 번호는 제세동기를 충전하는데 있어 가장 빠른 가능한 레이트와 연관될 수 있고; 더 낮은 값의 AMSA 번호는 충전의 레이트이다(예를 들어, 50%의 정확도 레벨과 연관된 AMSA 번호가 관측될 때 절반의 충전 속도). 몇몇 실시예들에서, 변환 성공의 다른 예측기들(예를 들어, SCE)이 이용될 수 있다.
쇼크 가능한 리듬이 CPR 간격의 종료 시에 희생자에게 존재할 가능성이 낮은 경우, AED는 ECG 신호들을 계속 수신 및 분석한다. 박스(428)에서, CPR 사이클의 종료 근처에서, AED 디바이스는 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정하기 위해 ECG 신호의 최종 분석을 수행한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재할지 여부의 이러한 제 2 결정은 쇼크 가능한 리듬이 여전히 존재하지 않는다는 확인으로서 역할하여서, 구조자는 환자의 상태가 어느 정도 쇼크가 유익할 수 있게 변경된 상황에서 희생자에게 쇼크를 제공하는 것을 보류하지 않게 된다.
대조적으로, 쇼크 가능한 리듬이 존재할 가능성이 높다고 시스템이 결정하는 경우, 박스(427)에서, AED는 제세동 디바이스를 사전-충전한다. 이 충전은 구조자가 CPR 흉부 압박을 운영하는 동안 발생한다. 박스(428)에서, CPR 사이클의 종료 근처에서, AED 디바이스는 ECG 신호의 최종 분석을 수행한다.
박스(429)에서, AED 디바이스는 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지에 관한 이러한 제 2 결정은 쇼크 가능한 리듬이 여전히 존재하지 않는다는 확인으로서 역할하여서, 구조자는 쇼크가 본질적으로 무익하게 환자의 상태가 변경되었을 때 환자에게 쇼크를 제공하지 않게 된다. 제세동기를 사전-충전할지를 결정하는데 이용된 임계치와 희생자에게 쇼크를 운영할지를 결정하기 위해 이용되는 임계치가 상이할 수 있다.
쇼크 가능한 리듬은 이 추후의 표준 하에서 그리고 이러한 추후의 시간에 존재하지 않는 경우(비록 이 표준은 사전-충전할지를 판단하기 위해 그리고 안전 인터록들을 제거하고 실제로 쇼크가 전달되도록 허용할지를 판단하기 위해 동일할 수 있지만), AED는 희생자가 중단없는 흉부 압박들을 받게 하기 위해 박스(434)에서 흉부 압박들을 지속하도록 구조자에게 지시한다. 박스(435)에서, AED는 디바이스가 사전-충전된 경우(예를 들어, 박스(427)에서) 희생자에게 쇼크를 전달함 없이 제세동 디바이스로부터 전하를 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상을 이용하여) 소산한다.
쇼크 가능한 리듬이 관측되는 경우, 박스(430)에서, AED 디바이스는 제세동기가 사전-충전되었는지(예를 들어, 박스(427)에서)를 결정하고, 제세동기가 이전에 사전-충전되지 않은 경우 제세동기를 충전(또는 임의의 아직-비완료된 충전을 완료)한다. 박스(431)에서, AED 디바이스는 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상의 이용하여) 흉부 압박들을 중단하도록 구조자에게 지시한다. 박스(432)에서, AED 디바이스는 쇼크를 전달하고, 박스(433)에서, AED 디바이스는 흉부 압박들을 재개하도록 사용자에게 지시한다. 이는 유사한 ECG 분석이 수행될 다른 CPR 사이클을 개시한다.
도 4c는 쇼크 가능한 리듬이 관측되는 가능성에 기초하여 상이한 전류 레벨들을 이용하여 제세동 디바이스를 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. AED에서 전력을 보존하기 위한 하나의 예시적인 방식은 더 긴 시간의 기간에 걸쳐서(예를 들어, 적어도 30초의 기간에 걸쳐서) 더 낮은 전류로 AED를 충전하여, 결과적으로 더 짧은 시간 기간(예를 들어, 많아야 10초의 기간에 걸쳐) 및 더 높은 전류를 이용하여 동일한 총 전하로 AED 디바이스를 충전하는 것에 비해 배터리 전력의 고갈을 더 적게 한다. 더 낮은 전류를 더 높은 충전 전류로 나눔으로써 계산되는 퍼센티지는 약 50%보다 더 클(예를 들어, 약 50%보다 더 큼, 약 60%보다 더 큼, 약 75%보다 더 큼) 수 있고, 약 90%보다 작을(예를 들어, 약 90%보다 작음, 약 80%보다 작음) 수 있다.
더 낮은 전류로 더 긴 시간 기간에 걸쳐서 AED 디바이스를 충전하는 것은 통상적인 CPR 간격이 2분 내지 5분 사이이기 때문에 CPR 간격 동안 발생할 수 있다. (쇼크가 필요로 될 수 있기 전에 이용 가능한 충전 간격 동안 실질적으로 완전한 충전 또는 완전한 충전을 허용하도록 선택된) 더 낮은 전류로 디바이스를 충전하는 것 및/또는 쇼크가 희생자에게 운영될 가능성이 높은 경우에만 디바이스를 충전하는 것은 AED 디바이스를 위한 배터리 수명의 연장에 기여할 수 있다. 배터리로부터 더 적은 총 전류를 추출(drawing)하는 것은 이를 테면, 더 작은 배터리의 이용을 가능하게 하고(및 그럼으로써 더 작은 및 더 가벼운 AED가 가능함) 및/또는 태양 전력 및/또는 인간 생성 전력과 같은 대안적인 전력 디바이스들의 이용을 가능하게 하는 부가적인 이점들을 제공할 수 있다.
일 실시예에서, "크랭크(crank)" 생성기가 이용될 수 있다. 제세동기 커패시터를 충전하는데 이용 가능한 시간은 여기서 기술된 시스템들 및 방법들을 이용하여 3 내지 10분 만큼까지 증가될 수 있고, 200 줄 커패시터(joule capacitor)는 3분 충전 지속기간 및 75%의 높은 전력 재생 회로 효율(high voltage flyback circuitry efficiency)을 가정하면, 많아야 대략 1.5 와트 전력 소스만을 필요로 한다. 대략 2 와트의 최대 전력에서 통상적인 막 커패시터의 누설로 인해, 2.5 내지 3 와트의 생성기가 필요로 될 것이다. 이러한 전력 공급기는 상업적으로 이용 가능한 외부의 핸드 크랭크 전력 공급기(뉴저지의 Teledex,Inc의 SuperBattery with Crank Generator) 또는 할당된 시간에 제세동기 커패시터를 충전하기에 충분한 전력 출력을 갖는 제세동기 내의 내장된 크랭크 생성기일 수 있다. 생성기의 부분으로서, 예를 들어, 위에서 기술된 수퍼베터리(Superbattery)에 포함된 것과 같은 배터리, 또는 예를 들어, Maxwell Technologies(샌디에고)에 의해 제조된 것과 같은 이른바 "울트라커패시터(ultracapacitor)", 예를 들어, 350 Farad, 부품 번호 BCAP0350 E270 Ti 1과 같은 부가적인 에너지 저장 엘리먼트가 바람직하게는 포함될 수 있다. 울트라커패시터는 구조자가 기계적인 에너지를 생성기에 제공하는 것을 정지하면 신호 증폭기들 및 디지털 프로세싱 회로와 같은 저-전압 회로를 위한 전력을 유지하는데 이용된다. 생성기를 위한 기계적인 에너지는 대안적으로는 심폐 소생술 동안 압박될 환자의 흉골 상에 위치된 구조물에 포함될 수 있다. 현재, 구조자들이 CPR 동안 환자의 흉골을 압박하는 동안 구조자들의 손들 아래에 위치된 로우-프로파일 하우징(low-profile housing) 내의 가속도계 센서를 통해 압박 깊이를 측정함으로써 구조자가 흉부 압박들을 행하는 성능을 측정하는 디바이스들이 상업적으로 존재한다(CPR-STATPADZ, ZOLL Medical, Chelmsford, MA). 하우징은 부가적으로 흉골 압박들 동안 유연하게 변형하도록 구성될 수 있고, 이에 따라 생성기, 예를 들어, 미국 특허 제5,818,132호에 기술된 바와 같이 선형 움직임 전기 전력 생성기의 액추에이터의 움직임을 야기한다. 통상적인 환자는 대략적으로 미국 심장 연합 권고들에 따라 2인치의 요구 깊이로 흉골을 누르기 위해 대략적으로 100 파운드의 힘을 필요로 한다. 따라서, 0.5 내지 1 인지의 하우징의 변형을 허용함에 의해서 2인치의 동일한 흉골 깊이를 달성하기 위해 2.5 내지 3인치까지 구조자의 압박 깊이를 증가시킬 것이지만, 40%의 생성기 효율을 가정하면, 2.5 내지 3와트의 필수 전력의 필요조건을 제공할 것이다. 대안적으로, 하우징은 하우징 내에 포함된 생성기 및 가속도계를 갖는 스프링으로 고정된 2 조각의 하우징(spring-loaded two piece housing)일 수 있으며, 생성기 액추에이터의 상위 부분은 하우징의 상위 부분에 부착되고 액추에이터의 하위 부분은 하우징의 하위 부분에 부착되고, 상위 하우징과 하위 하우징 간의 간격이 변경될 때 전력이 생성된다.
다른 실시예에서, AED의 뚜껑은 태양 전지로 포장될 수 있고, 이에 따라 대략적으로 100 제곱 인치의 이용 가능한 표면 영역을 제공한다. 표준의, 상업적으로 이용 가능한 비정질 실리콘 결정 셀들은 현재 제곱 인치 당 대략 45 밀리와트들을 제공한다. 이 전력은 대안적인 구조물들은 물론 더욱 고가의 결정질 셀을 이용함으로써 2배가 될 수 있다. 따라서 태양 전지는 여기서 기술된 시스템들 및 방법들에 충분한 것 이상인 4 내지 10 와트의 전력을 제공할 수 있을 것이다. 인간 전력 생성 접근법에서 마찬가지로, 예를 들어, 구조자로부터의 그림자가 디바이스 이용 동안 태양 전지 앞을 통과하는 경우, 아날로그 및 디지털 저-전압 전자기기를 전력공급하기 위해 제세동기 커패시터 외에 울트라커패시터와 같은 전기 에너지 저장 엘리먼트가 포함될 것이다. 따라서, 배터리들이 제세동기에 전력을 공급할 수 없는 지점까지 성능이 열화되거나 고장난 배터리들에 있어서 조차도, 긴급상황에서 이용하기 위한 백업 전력 소스를 갖는 것이 이제 가능하며, 이는 기존의 기술과 관련하여 현재 이용 가능하지 않다. 바람직한 실시예에서, 전자기기로부터 고장난 배터리들을 분리하는 이중-안전장치의 스위치(fail-safe switch), 중계기 또는 트랜지스터가 이용되어서, 전력은 동작 동안 배터리들에 의해 태양 전지 또는 생성기로부터 전환되지 않게 될 것이다.
제세동기 커패시터는 상당히 증가된 시간 기간에 걸쳐서 충전될 수 있기 때문에 피크 충전 전류(peak charging current)는 10배 이상까지 상당히 감소될 수 있다. 이는 상당히 더 적은 배터리들이 제세동기를 전력공급하는데 이용되는 것을 허용한다. 이는 상당히 더 적은 배터리들이 제세동기를 전력공급하는데 이용되는 것을 허용한다. 일반적으로, 배터리들은 하나 이상의 주 전지들 및/또는 하나 이상의 보조(예를 들어, 재충전 가능한) 전지들을 포함할 수 있다. 제세동기를 전력공급하는데 이용될 수 있는 상당히 더 적은 배터리들의 예들은 예를 들어, 약 10W 미만(예를 들어, 약 10W 미만, 약 7W 미만, 약 5W 미만, 약 4W 미만, 약 3W 미만)의 비교적 낮은 전력 출력을 갖는 임의의 배터리(또는 다수의 배터리들의 조합)를 포함한다. 몇몇 예들에서, 전력 출력은 약 2.5W 보다 크고 10W 미만(예를 들어, 약 2.5W와 약 10W 사이, 약 2.5W와 약 7W 사이, 약 2.5W와 약 5W 사이, 약 2.5W와 약 4W 사이, 약 2.5W와 약 3W 사이)일 수 있다. 하나의 특정한 예에서, 현재 ZOLL AEDPlus는 상당한 크기, 무게 및 값비싼 비용으로 제세동기를 전력공급하기 위해 10 리튬 CRT123 상업적 배터리들을 필요로 한다. 여기서 기술된 시스템들 및 방법들에 있어서, 이는 1개 또는 많아야 2개의 CR123 배터리들로 감소될 수 있다. 또한, 표준의 상업적으로 이용 가능한 'C'크기 알카라인 전지와 같이 훨씬 더 적은 알카라인 배터리들을 이용하는 것이 이제 가능하다.
박스(436)에서, 흉부 압박들이 운영되고 있는 동안, AED는 ECG 신호를 분석(예를 들어, 미국 특허 제7,565,194호에 기술된 바와 같이)하고, 박스(437)에서, AED는 쇼크 가능한 리듬이 CPR 간격의 종료시에 희생자에게 존재할 가능성이 높은지를 결정한다. CPR 간격이 분석의 결과와 무관하게 지속되는 동안, 이러한 결정은 제세동기 디바이스의 충전을 시작할지를 판단하는데 이용된다.
쇼크 가능한 리듬이 CPR 간격의 종료 시에 희생자에게 존재할 가능성이 낮은 경우, AED는 ECG 신호들을 계속 수신 및 분석한다. 박스(439)에서, CPR 사이클의 종료 근처에서, AED는 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정하기 위해 ECG 신호의 최종 분석을 수행한다. 이 분석은 또한 쇼크 가능한 리듬이 존재할 때까지 지속될 수 있다.
대조적으로, 쇼크 가능한 리듬이 존재할 가능성이 높다고 시스템이 결정하는 경우(초기에 또는 추가의 모니터링 및 분석시에), 박스(438)에서, AED 디바이스는 낮은 충전 전류로 제세동 디바이스를 사전-충전하기 시작한다. 다른 예들에서, 충전 전류는 CPR 간격에서 잔여 시간의 길이에 기초할 수 있다. 예를 들어, 충전 전류는 CPR 간격의 종료시에 디바이스가 완전히 충전되도록 선택될 수 있다. 이는 결과적으로 연장된 시간 기간에 걸쳐서(예를 들어, 약 30초를 초과하는 시간의 기간에 걸쳐서, 약 45초를 초과하는 시간의 기간에 걸쳐서, 약 1분을 초과하는 시간의 기간에 걸쳐서) 낮은 레이트로 충전이 되게 할 수 있다. 예를 들어, 쇼크 가능한 리듬이 초기에 결정된 경우, 충전 레이트는 상대적으로 낮을 수 있는 반면에, 초기 쇼크 가능한 리듬이 존재하지 않았지만, 디바이스가 흉부 압박 사이클에서 추후에 쇼크 가능한 리듬을 감지한 경우, 충전 레이트는 비교적 빠를 수 있다. 이 충전은 구조자가 CPR 흉부 압박들을 운영하는 동안(일부가 CPR 흉부 압박들의 제공의 종료 이후에 발생할 수 있을지라도, 그것이 CPR의 타이밍에 관한 실제 영향을 생성하는데 충분하지 않을지라도) 일어난다.
박스(439)에서, CPR 사이클의 종료 근처에서, AED 디바이스는 ECG 신호의 최종 분석을 수행하고, 박스(440)에서 AED 디바이스는 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재하지 않는 경우, AED는 희생자가 중단없는 흉부 압박들을 받도록 박스(450)에서 흉부 압박을 지속하게 구조자에게 지시한다. 박스(452)에서, AED는 디바이스가 사전-충전된 경우(예를 들어, 박스(438)에서), 희생자에게 쇼크를 전달함 없이 제세동 디바이스로부터 전하를 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상을 이용하여) 소산한다.
쇼크 가능한 리듬이 관측되는 경우, 박스(441)에서, AED 디바이스는 제세동기가 완전한 충전 레벨에 도달하였는지를 결정하고 높은 전류로 완전한 충전 레벨(필요로 되는 경우)까지 제세동기를 충전한다. 예를 들어, 연장된 시간 기간에 걸쳐서 낮은 전류로 사전-충전이 될 수 있지만, 디바이스가 시간 내에 완전히 충전되지 않는 경우 완전한 충전에 도달하기 위한 충전(또는 사전-충전되지 않은 경우의 충전)은 높은 전류로 그리고 실제적이 되는 짧은 기간만큼 동안 발생할 수 있다.
블록(444)에서, AED 디바이스는 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상을 이용하여) 흉부 압박을 중단하도록 구조자에게 지시한다. 박스(446)에서, AED 디바이스는 쇼크를 전달하고, 박스(448)에서, AED 디바이스는 흉부 압박들을 재개하도록 사용자에게 지시한다. 이는 유사한 ECG 분석이 수행될 다른 CPR 사이클을 개시한다.
도 4d는 ECG 분석에 기초하여 선택된 레벨(예를 들어, 원하는 총 전압 또는 충전)까지 제세동 디바이스를 적응적으로(adaptively) 충전하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. 예를 들어, 제세동 디바이스를 위한 충전의 레벨(및 희생자에게 전달되는 전하의 총량)은 ECG 신호의 진폭, 주파수, 및/또는 AMSA 값과 같은 ECG 분석과 관련된 인자들에 기초하여 적응적으로 결정될 수 있다. 예를 들어, 희생자가 높은 진폭 ECG 신호를 갖는 VF를 경험하고 있으면, 쇼크에서 나은 레벨의 에너지만이 이용될 수 있다. 대조적으로, ECG 신호가 낮은 진폭을 나타내는 상황과 같이 낮은 에너지 쇼크에 의해 관류 리듬으로의 변환이 발생할 가능성이 낮은 상황들에서, 제세동 디바이스는 더 높은 에너지 레벨로 충전될 수 있다.
몇몇 구현들에서, 진폭 크기 스펙트럼 영역(amplitude magnitude spectrum area; AMSA) 값은 제세동 디바이스를 어떻게 충전할지 그리고 제세동 쇼크를 언제 운영할지를 결정하는데 이용될 수 있다. 예를 들어, 높은 AMSA 값은 관류 리듬으로의 변환의 높은 가능성에 상관된다고 여겨진다. AMSA 값은 모니터링될 수 있고, 흉부 압박이 운영되는 시간의 길이는 AMSA 값에서 관측된 경향들(trends) 및/또는 임계 AMSA 값에 기초하여 수정될 수 있다. 예를 들어, AMSA 값에서 변화(예를 들어, 감소)가 AED 디바이스에서 제공되는 시스템들에 의해 관측될 때 쇼크가 운영될 수 있다. AMSA 값은 또한 제세동기를 충전하는 레이트를 결정하는데 이용될 수 있다. 예를 들어, 성공적인 변환을 예측하는데 있어 70% 이상의 정확도 레벨(예를 들어, 70%, 80%, 90%)과 연관된 AMSA 번호는 제세동기를 충전하는데 있어 가장 빠른 가능한 레이트와 연관될 수 있고; 더 낮은 값의 AMSA 번호는 충전의 레이트이다(예를 들어, 50%의 정확도 레벨과 연관된 AMSA 번호가 관측될 때 절반의 충전 속도).
도 4d에서, 블록(462)에서, 흉부 압박들이 운영되고 있는 동안, AED 디바이스는 ECG 신호를 분석하고, 박스(464)에서, AED 디바이스는 쇼크 가능한 리듬이 CPR 간격의 종료 시에 희생자에게 존재할 가능성이 높은지를 결정한다. 쇼크 가능한 리듬이 CPR 간격의 종료 시에 희생자에게 존재할 가능성이 낮은 경우, AED는 박스(468)에서 다른 CPR 간격 동안 흉부 압박들을 지속하도록 구조자에게 지시하고, ECG 신호들을 계속 수신 및 분석한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재할 가능성이 높다고 시스템이 결정하는 경우, 박스(466)에서, AED 디바이스는 ECG 신호의 분석에 기초하여 충전의 레벨을 결정한다. 예를 들어, 충전의 레벨 또는 충전의 레이트는 ECG 신호의 진폭, ECG 신호의 주파수 및/또는 ECG 신호의 AMSA 값에 기초할 수 있다. 충전의 레벨은 낮은 충전에서 높은 충전으로 변할 수 있다. 일반적으로, AMSA 값이 이용되는 경우, 충전의 레벨은 AMSA 값에 비례하여서, AMSA 값이 더 높은 경우 디바이스는 더 높은 레벨로 충전하게 된다. 박스(470)에서, AED는 결정된 충전 레벨로 제세동 디바이스를 충전한다. 충전의 레이트는 또한 느린 충전 레이트에서 빠른 충전 레이트로 변할 수 있는데; 예를 들어, AMSA 값이 이용되는 경우, 충전 레이트는 AMSA 값에 비례할 수 있어서, AMSA 값이 더 높은 경우 디바이스는 더 빨리 충전되게 된다.
박스(472)에서, CPR 간격의 종료 근처에서, AED 디바이스는 최종 분석을 수행하고 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정(박스(474))한다. 쇼크 가능한 리듬이 존재하지 않는 경우, AED는 박스(482)에서 흉부 압박을 지속하도록 구조자에게 지시하여서 희생자는 중단없는 흉부 압박들을 받게 된다. 박스(484)에서, AED는 쇼크를 희생자에게 전달함 없이 제세동 디바이스로부터 전하를 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상을 이용하여) 소산한다.
쇼크 가능한 리듬이 관측되는 경우, 박스(476)에서, AED는 (예를 들어, 여기서 기술된 방법들 중 하나 이상을 이용하여) 흉부 압박을 중단하도록 구조자에게 지시한다. 박스(478)에서, AED 디바이스는 쇼크를 전달하고, 박스(480)에서, AED 디바이스는 흉부 압박들을 재개하도록 사용자에게 지시한다.
ECG 데이터 외의 다른 데이터가 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지에 관한 결정의 부분으로서 포함될 수 있고, 분석 알고리즘, 예를 들어, 펄스 산소측정법(pulse oximetry), 카프노그래피(capnography), 호흡, 임피던스 심박동 기록(impedance cardiography), 혈압 측정들에 통합될 수 있다. 데이터 중 적어도 일부는 그것 상에서 임의의 푸리에 또는 다른 변환 방법이 수행되지 않고 시간 도메인에서 유지될 수 있다. 펄스 산소측정법, 임피던스 심박동 기록, 혈압 측정들은 펄스가 존재하는지를 결정하기 위해 ECG를 증대(augment)시키는데 이용될 수 있다. 카프노그래피는 심폐 소생술의 전반적인 효과를 결정하는데 이용될 수 있다. 부가적인 측정들은 또한 "Method and Apparatus for Enhancement of Chest Compressions During Chest Compressions"의 미국 특허 제7,220,335호(그 내용은 그 전체가 여기에 인용에 의해 포함됨) 및 발명의 명칭이 "ECG rhythm advisory method"인 미국 특허 출원 제11/430,579호(그 내용은 그 전체가 여기에 인용에 의해 포함됨)에 의해 교시된 기법들에 따라 흉부 압박들 동안 흉부 압박의 속도 또는 가속도의 측정을 포함할 수 있다.
몇몇 실시예들에서, ECG 신호(CPR, 인공물들 가짐)와 CPR 신호(압박 가속도, 속도 또는 변위(displacement)의 형태) 간의 상호-상관이 계산될 수 있다. ECG 신호와 CPR 신호 간의 상호-상관의 세기에 기초하여, 시스템은 ECG 신호로부터 인공물들을 제거하기 위해 적절한 분석 방법을 선택하고 ECG 신호에 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지를 결정한다. 예를 들어, ECG 신호와 CPR 신호 간의 높은 상호-상관 값은 대부분의 인공물이 흉부 압박들에 기인한다는 것을 표시하고, 이에 따라 CPR 인공물들을 갖는 ECG에 대해 설계된 분석 방법은 다른 분석 방법들보다 더 신뢰할 수 있다. 대안적으로 낮은 상호-상관 값은 통상적으로 기록된 ECG 신호에서 강한 비-CPR-관련 인공물들이 존재한다는 것을 표시한다.
도 5a 및 5B는 ECG 신호가 비-CPR 잡음이 없다는 것을 표시하는, CPR 가속도 신호(acceleration signal)(도 5a)와의 강한 상호-상관을 도시하는 관측된 ECG 신호(도 5a)의 예를 예시한다. 강한 상호 상관은 CPR 신호와 ECG 신호의 형상에서의 유사성에 기초하여 관측될 수 있다. 상호 상관은 ECG 신호의 분석 동안 자동으로 계산될 수 있다.
위에서 언급한 바와 같이, ECG 신호와 CPR 신호 간의 낮은 상호-상관 값은 통상적으로 기록된 ECG 신호에서 강한 비-CPR-관련된 인공물들이 존재한다는 것을 표시한다. 비-CPR-관련된 인공물들의 존재에 있어서, CPR 동안 수행된 ECG 분석은 덜 신뢰할 수 있을 수 있다(또는 신뢰할 수 없을 수 있음). ECG 분석의 더 적은 신뢰도로 인해, 시스템은 재확인 분석에서 더 긴 기간의 CPR-없는 시간을 활용할 수 있다(예를 들어, 더 긴 분석 기간은 쇼크 가능한 리듬이 존재하는지에 관한 결정 이전에 그리고 CPR의 정지 이후에 활용될 수 있음). 도 6a 및 6B는 CPR 가속도 신호(도 6b)와의 약한 상호-상관을 갖는 관측된 ECG 신호(도 6a)의 예를 예시한다. 이는 ECG가 강한 비-CPR 잡음을 갖는다는 것을 표시하고 더 긴 재확인 분석 기간이 이용될 수 있다.
정보 프로세싱 기법은 단순한 조합 규칙들 또는 수학(math), 신경망들, 모호한 또는 표준의 로직, 또는 다른 인공 지능 기법들을 포함하는 전문가 시스템들을 포함할 수 있지만, 이들로 제한되지 않는다. 예를 들어, 다수의 인자들이 제세동할지에 관한 결정을 내리기 위해 조합될 수 있다. 몇몇 상황들에서, (예를 들어, ECG 분석에 기초하여 결정된 바와 같이) 쇼크 가능한 리듬이 존재하는 경우 조차도, AED 디바이스는 다른 조치가 더 효율적일 가능성이 있다는 것을 하나 이상의 다른 인자들이 제안하기 때문에 쇼크를 환자에게 전달하는 것을 권고하지 않을 수 있다. 예를 들어, 쇼크 가능한 리듬이 존재하지만, 속도, 가속도 또는 압박들의 깊이 중 하나 이상에 기초하여 측정된 바와 같은 CPR 흉부 압박의 품질이 낮은 경우, AED 디바이스는 쇼크를 전달하기 위해 흉부 압박들을 중지하기 보다는 혈액 순환을 증가시키도록 흉부 압박들을 지속하기를 권고할 수 있다.
몇몇 실시예들에서, AED 디바이스는 상이한 측정들을 조합하고 구조자에게 전달되는 흉부 압박들의 효과 및/또는 제세동의 바람직함에 관련된 결과들을 출력할 수 있다. 예시적인 출력들은 "제세동에 대한 강한 필요성", "제세동에 대한 약한 필요성","더 빠른 흉부 압박들이 필요함", 또는 "부가적인 흉부 압박들이 필요함"과 같은 진술(statement)들을 포함할 수 있다.
몇몇 실시예들에서, AED 디바이스는 흉부 압박 사이클 동안(예를 들어, 구조자가 흉부 압박들을 전달하는 동안) 제세동 쇼크를 전달할 수 있다. 예를 들어, AED는 흉부 압박 사이클과 제세동 쇼크를 동기화할 수 있다. 흉부 압박의 감압(decompression)(심장 확장(diastolic)) 단계의 앞선 부분(대략 최초의 300밀리초) 동안 제세동 쇼크의 전달은 전달된 쇼크의 성공 가능성을 개선할 수 있다. 감압 단계는 구조자가 흉부 상에서 압박 힘을 감소시켜, 흉부가 올라오고 심장이 팽창하도록 허용할 때 시작한다. AED 디바이스는 흉부 압박 단계 및 감압 단계의 선두를 나타내는 타이밍 정보를 검출하고 감압 단계의 시작의 300 밀리초 내에 전자기 치료의 전달을 개시할 수 있다. 몇몇 실시예들에서, 전자기 치료의 전달은 감압 단계의 시작의 25 내지 250 밀리초 내에 개시될 수 있다. 흉부 압박 단계 타이밍 정보의 검출을 위한 회로 및 프로세싱은 압박 센서 및/또는 가속도계를 포함할 수 있다. 제세동과 흉부 압박 단계의 동기화를 위한 예시적인 방법들은 발명의 명칭이 "Synchronization of Defibrillation and Chest Compressions"인 미국 특허 출원 제12/263,813호에서 기술되며, 그 내용 전체가 인용에 의해 여기에 포함된다.
대형 자가-부착 전극 패드들(~5"의 직경)은 통상적으로 제세동 치료를 환자들에게 전달하는데 이용된다. 패드들은 또한 치료를 전달하는 도전성 표면들을 통해 ECG 모니터링을 제공한다. 일 구현에서, 부가적인 소형(-0.5"의 직경) ECG 전극들은 큰 패드들 내에 통합될 수 있다.
일 실시예에서, 2개의 소형 ECG 전극들 및 대형 패드들은 적어도 2개의 서로 직교하는 ECG 리드들이 생성되도록 구성된다. 이 리드들의 벡터 합(vector sum)은 시간에 따른 궤도(trajectory)를 생성한다. 위에서 기술된 궤도 분석을 위한 동일한 방법들이 이 궤도를 분석하는데 또한 이용될 수 있다.
도 7은 제세동기 디바이스의 이용 동안 CPR 운영 품질 및 환자 상태에 관한 정보를 제공하는 디스플레이 부분(502)을 구비한 제세동 디바이스(500)를 도시한다. 데이터는 구조자에게 효율적이고 유효한 방식으로 수집 및 디스플레이된다. 디스플레이(502) 상에 도시되는 바와 같이, 흉부 압박들의 운영 동안, 디바이스(500)는 CO2 파형(512)(대안적으로 Sp02 파형이 디스플레이될 수 있음) 및 필터링된 ECG 파형(510)과 동일한 디스플레이 상의 박스(514) 내에 흉부 압박들에 관한 정보를 디스플레이한다.
흉부 압박들 동안, ECG 파형은 ECG 데이터 지점 및 가속도계 판독들을 수집하고, ECG 파형으로부터 움직임 야기된(예를 들어, CPR 야기된) 잡음을 판독 및 필터링함으로써 생성된다. 흉부 압박들 동안 흉부 압박의 속도 또는 가속도의 측정은 "Method and Apparatus for Enhancement of Chest Compressions During Chest Compressions"인 미국 특허 제7,220,335호에 교시된 기법들에 따라 수행될 수 있으며, 그 내용 전체가 여기에 인용에 의해 포함된다. 필터링된 ECG 파형의 디스플레이는, 구조자가 해독하는데 디스플레이된 파형이 더 쉽기 때문에, 임상의(clinician)들이 CPR에 있어 중단들을 감소시키는데 도움을 준다. ECG 파형이 필터링되지 않는 경우, 수동 흉부 압박들로부터의 인공물들은 압박들이 중지되지 않으면 조직화된 심장 리듬의 존재를 구분하는 것을 어렵게 한다. 이러한 인공물들의 필터링은 임상의들이 흉부 압박들을 중지하지 않고 근본적인 리듬(underlying rhythm)을 관찰하도록 허용한다.
박스(514) 내의 CPR 정보는 압박들이 검출될 때 자동으로 디스플레이된다. 박스(514)에서 디스플레이되는 흉부 압박들에 관한 정보는 레이트(518)(예를 들어, 분당 압박들의 수) 및 깊이(516)(예를 들어, 인치들 또는 밀리미터의 압박들의 깊이)를 포함한다. 압박들의 레이트 및 깊이는 가속도계 판독들을 분석함으로써 결정된다. (값들이 수용 가능한 범위 내부에 있는지 또는 외부에 있는지에 관한 표시 외에, 또는 그 대신에) 실제 레이트 및 깊이 데이터의 디스플레이는 구조자에게 유용한 피드백을 제공한다고 여겨진다. 예를 들어, 흉부 압박 깊이에 대한 수용 가능한 범위는 1.5 내지 2 인치 사이인 경우, 구조자의 압박들이 단지 0.5 인치라는 표시를 구조자에게 제공하는 것은 구조자가 흉부 압박들의 자신의 운영을 어떻게 올바르게 수정할지를 결정하도록 허용한다.
박스(514)에 디스플레이되는 흉부 압박들에 관한 정보는 또한 관류 성능 표시자(PPI)(520)를 포함한다. PPI(520)는 압박들의 레이트 및 깊이 둘 다에 관한 피드백을 제공하기 위해 형상 내의 채워진 양이 상이한 형상(예를 들어, 다이아몬드)이다. CPR이 예를 들어, 1.5 인치보다 큰 각각의 압박 깊이와 더불어 약 100 압박/분(CPM)의 속도로 알맞게 수행되고 있을 때, 전체 표시자는 채워질 것이다. 레이트 및/또는 깊이가 수용 가능한 제한 아래로 감소하면, 채워진 양이 감소한다. PPI(520)는 구조자가 PPI(520)를 완전히 채워진 채로 유지하게 할 수 있도록 CPR의 품질의 시각적 표시를 제공한다.
디스플레이(500)에서 도시되는 바와 같이, 필터링된 ECG 파형(510)은 디스플레이 디바이스의 전체 스팬(span)을 채우는 완전한 길이 파형인 반면에, 제 2 파형(예를 들어, CO2 파형(512))은 파형의 부분적인 길이이며 디스플레이의 일부만을 채운다. 제 2 파형 곁에 있는 디스플레이의 부분은 박스(514)에서 CPR 정보를 제공한다. 예를 들어, 디스플레이는 제 2 파형을 위해 수평 영역의 절반을 분리하여, 박스(514)의 우측 상에서 CPR 정보를 그리고 좌측 상에서 파형(512)을 디스플레이한다.
구조자에게 디스플레이되는 데이터는 구조자의 동작들에 기초하여 변할 수 있다. 예를 들어, 디스플레이되는 데이터는 현재 구조자가 환자에게 CPR 흉부 압박들을 운영하는지에 기초하여 상이할 수 있다. 부가적으로, 사용자에게 디스플레이되는 ECG 데이터는 CPR 흉부 압박들의 검출에 기초하여 변할 수 있다. 예를 들어, 적응형 필터는 CPR이 현재 수행되고 있는지 여부의 검출에 기초하여 자동으로 턴 온(ON) 또는 오프(OFF)될 수 있다. 필터가 (흉부 압박들 동안) 온 상태에 있을 때, 필터링된 ECG 데이터가 디스플레이되고, 필터가 (흉부 압박들이 운영되지 않는 기간들 동안) 오프 상태에 있을 때 필터링되지 않은 ECG 데이터가 디스플레이된다. 필터링된 또는 필터링되지 않은 ECG 데이터인지 여부에 관한 표시가 파형과 함께 포함될 수 있다.
도 8a는 CPR 흉부 압박들의 검출에 기초하여 제세동 디바이스의 디스플레이 상에 제시되는 정보를 수정하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. 예시적인 프로세스는 박스(602)에서, 흉부 압박들의 운영 동안 다양한 데이터의 수집과 함께 시작한다. 측정들은 ECG 신호들, CO2, SpO2의 측정, 및/또는 깊이, 레이트, 및 해제 정보와 같은 CPR 흉부 압박 품질 측정들을 포함할 수 있다. 박스(604)에서, 제세동기 디바이스는 CPR 정보, 필터링된 ECG 파형 및 CO2, SpO2, 또는 흉부 압박들과 같은 제 2 파형을 디스플레이 디바이스 상에 디스플레이한다. 위에서 기술된 바와 같이, CPR 운영 동안 단일의 디스플레이 디바이스 상에 이러한 정보의 조합을 디스플레이하는 것은 보기 쉬운 환자 상태 및 CPR 품질의 요약을 제공한다.
박스(606)에서, 제세동 디바이스는 CPR 흉부 압박들이 여전히 운영되는지를 결정한다. 예를 들어, 가속도계로부터 수집된 데이터는 구조자가 여전히 흉부 압박들을 운영하는지를 결정하는데 이용될 수 있다. 사용자가 여전히 흉부 압박들을 운영하는 경우, 시스템은 CPR 정보, 필터링된 ECG 파형 및 제 2 파형을 계속 디스플레이한다. 구조자가 흉부 압박들의 운영을 정지하였다는 것을 제세동 디바이스가 검출하는 경우, 박스(608)에서, 제세동 디바이스는 디스플레이 상에 제시할 정보를 수정하고 박스(609)에서 수정된 정보를 디스플레이한다. 디스플레이 상에 제시되는 정보의 예시적인 수정은 흉부 압박들의 정지의 검출 시에 필터링된 ECG 파형으로부터 필터링되지 않은 ECG 파형으로 자동으로 스위칭하는 것을 포함할 수 있다.
박스(610)에서, 제세동 디바이스는 흉부 압박들이 재개되었는지를 결정한다. 흉부 압박들이 재개되지 않은 경우, 제세동 디바이스는 수정된 디스플레이(609)로부터의 정보를 계속 디스플레이한다. 흉부 압박들이 재개된 경우, 제세동 디바이스는 CPR 정보, 필터링된 ECG 파형, 및 CO2 또는 SpO2 파형을 도시하는 것으로 복귀하도록 디스플레이를 수정한다.
도 8b는 CPR 흉부 압박들의 운영 동안 디스플레이되는 예시적인 정보를 도시하는 반면에, 도 8c 및 8D는 CPR 흉부 압박들의 부재시에 디스플레되는 예시적인 정보를 도시한다. 제세동 디바이스는 흉부 압박들이 검출되는지에 기초하여 제시되는 정보를 자동으로 스위칭한다.
디스플레이 상에 제시되는 정보의 예시적인 수정은 디스플레이되는 하나 이상의 파형들을 자동으로 스위칭하는 것을 포함할 수 있다. 일 예에서, 디스플레이되는 측정의 타입은 흉부 압박들의 존재 또는 부재에 기초하여 수정될 수 있다. 예를 들어, CO2 또는 흉부 압박들의 깊이는 CPR 운영 동안 디스플레이(예를 들어, CO2 파형(620)은 도 8b에서 디스플레이됨)될 수 있고, 흉부 압박들의 정지의 검출시에, 파형은 SpO2 또는 펄스 파형을 디스플레이(예를 들어, SpO2 파형(622)은 도 8c에서 디스플레이됨)하도록 스위칭될 수 있다.
디스플레이 상에 제시되는 정보의 다른 예시적인 수정은 흉부 압박들의 존재 또는 부재의 검출 시에 디스플레이로부터 CPR 정보를 자동으로 부가/제거하는 것을 포함할 수 있다. 도 8b에 도시된 바와 같이, 흉부 압박들이 검출될 때, 디스플레이의 부분(624)은 깊이(626), 레이트(628) 및 PPI(630)와 같은 CPR에 관한 정보를 포함한다. 도 8c에 도시된 바와 같이, CPR이 중단되고 시스템이 CPR 흉부 압박들의 부재를 검출하면, 제세동 디바이스는 구조자가 CPR을 재개해야 한다는 표시(632) 및 흉부 압박들이 마지막으로 검출되었었던 유휴 시간의 표시(634)를 포함하도록 디스플레이의 부분(624) 내의 CPR 정보를 변경한다. 다른 예들에서, 도 8d에 도시된 바와 같이, CPR이 중단될 때, 제세동 디바이스는 CPR 데이터를 도시하는 이전의 디스플레이의 부분(624)을 제거할 수 있고 제 2 파형의 완전한 뷰(full view)를 디스플레이할 수 있다. 부가적으로, 유휴 시간(636)에 관한 정보는 디스플레이 다른 부분 상에 제시될 수 있다.
몇몇 예들에서, 제세동기 디바이스는 흉부 압박들의 존재 또는 부재에 기초하여 필터링된 ECG 파형과 필터링되지 않은 ECG 파형 사이에서 자동으로 스위칭한다. 예를 들어, 필터링 없는 ECG 파형은 흉부 압박들이 검출되지 않을 때 디스플레이될 수 있는 반면에, 필터링된 ECG 파형은 흉부 압박들이 검출될 때 디스플레이될 수 있다. 예를 들어, 도 8e는 흉부 압박들이 최초로 개시된 시간의 ECG 파형(640)을 도시한다. ECG 파형의 제 1 부분(644)은 필터링되지 않은 ECG 파형을 디스플레이한다. 제세동기 디바이스는 흉부 압박들이 수행되고 있다고 결정할 때, 디바이스는 ECG 신호를 필터링하고 부분(642)에 도시된 바와 같이 필터링된 ECG 신호를 디스플레이한다. 도 9a는 제세동기 디바이스의 디스플레이 상에 CPR 품질의 표시를 제공하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. 박스(700)에서, CPR 흉부 압박들 동안, 제세동기 디바이스는 ECG 신호를 분석하고, 박스(702)에서, 제세동기 디바이스는 압박들의 깊이 및 레이트를 측정함으로써 흉부 압박들에 관한 정보를 수집한다. 압박들의 깊이 및 레이트는 가속도계에 의해 수집된 측정들에 기초하여 결정될 수 있다. 박스(704)에서, 제세동기 디바이스는 필터링된 ECG 신호, CPR 흉부 압박들의 깊이에 관한 정보, CPR 흉부 압박들의 레이트에 관한 정보를 단일의 사용자 인터페이스 상에 디스플레이한다. 박스(706)에서, 제세동기 디바이스는 깊이 및 레이트에 대한 수용 가능한 값들을 표시하는 임계값들에 깊이 및 레이트 측정들을 비교함으로써 CPR 흉부 압박들의 깊이 및 레이트가 수용 가능한 범위 내에 있는지를 결정한다. 깊이 및 레이트가 수용 가능한 범위 내에 있다고 제세동기 디바이스가 결정한 경우, 제세동기 디바이스는 흉부 압박들의 품질을 계속 모니터링한다. 다른 한편, 깊이 및 레이트가 수용 가능함 범위 외부에 있다고 제세동기 디바이스가 결정한 경우, 제세동기 디바이스는 깊이 및 레이트가 수용 가능한 범위 외부에 있다는 시각적 표시를 제공하도록 디스플레이를 수정한다. 시각적 표시는 그래픽적 표현, 수용 가능한 범위 외부에 있는 특정한 값들의 강조 및/또는 특정한 정보가 디스플레이되는 색상의 변경과 같이 다양한 방식들로 제공될 수 있다. 예를 들어, 깊이 또는 레이트가 수용 가능한 범위 내에 있는 경우, 값은 녹색 폰트로 디스플레이될 수 있고, 깊이 또는 레이트가 수용 가능한 범위의 경계들 부근에 있는 경우, 값은 황색 폰트로 디스플레이될 수 있고, 깊이 또는 레이트가 수용 가능한 범위 외부에 있는 경우, 값은 적색 폰트로 디스플레이될 수 있다. 다른 컬러들 또는 표시자들이 이용될 수 있다.
도 9b는 CPR 품질이 수용 가능한 범위들 내에 있을 때 CPR 흉부 압박들의 운영 동안 디스플레이되는 예시적인 데이터를 도시하는 반면에, 도 9c는 CPR 품질이 수용 가능한 범위 외부에 있을 때 디스플레이에 대한 수정들을 도시한다.
도 9c에서 도시된 예에서, 흉부 압박들의 레이트는 분 당 154 압박들(도 9b)로부터 분당 88 압박들로 떨어진다. 제세동기 디바이스는 분당 88 압박들의 압박 레이트가 분당 100 내지 200 압박들의 수용 가능한 범위 미만이라는 것을 결정한다. 압박 레이트가 수용 가능한 범위 미만으로 떨어졌음을 사용자에게 경고하기 위해, 제세동기 디바이스는 레이트 정보를 강조하도록 시각적 표시(718)를 제공한다. 이 예에서, 시각적 표시(718)는 레이트 정보의 강조이다. 압박들의 깊이가 수용 가능한 깊이 범위들보다 얕거나 깊을 때 깊이 측정들에 기초하여 유사한 시각적 표시들이 제공될 수 있다.
도 9b 및 9C에서 도시된 예들에서, 관류 성능 표시자(PPI)(716)는 CPR 동안 흉부 압박들의 품질에 관한 부가적인 정보를 제공한다. PPI(716)는 압박들의 측정된 레이트 및 깊이에 기초하여 형상 내의 채워진 양이 상이한 형상(예를 들어, 다이아몬드)을 포함한다. 도 9b에서, 깊이 및 레이트가 수용 가능한 범위 내에 있어서(예를 들어, 적어도 100 압박/분(CPM) 및 각각의 압박의 깊이가 1.5 인치들 초과), PPI 표시자(716a)는 완전히 채워진 형상을 도시한다. 대조적으로 도 9c에서, 레이트가 수용 가능한 범위 미만으로 떨어질 때, 표시자(716b)의 채워진 양은 감소되어서 표시자의 일부만이 채워지게 된다. 부분적으로 채워진 PPI(716b)은 수용 가능한 범위 미만인 CPR의 품질의 시각적 표시를 제공한다.
CPR 흉부 압박들의 레이트 및 깊이에 관한 정보를 측정하는 것 외에, 몇몇 예들에서, 제세동기 디바이스는 구조자가 흉부 압박의 종료 시에 구조자의 손들을 완전히 해제했는지에 관한 정보를 제공한다. 예를 들어, 구조자가 피로해짐에 따라, 구조자는 흉부 압박들 사이에서 희생자에게 기대기 시작할 수 있어서, 흉강(chest cavity)이 압박의 종료시에 완전히 팽창할 수 없을 수 있다. 구조자가 흉부 압박들 사이에 완전히 해제하지 않는 경우 CPR의 품질은 떨어질 수 있다. 이러한 것으로서, 사용자가 완전히 해제하지 않을 때 사용자에게 시각적 또는 청각적 표시를 제공하는 것이 유익할 수 있다.
도 10a는 구조자가 흉부 압박들 사이에 완전히 해제하는지 여부의 표시를 제공하기 위해 취해지는 동작들을 도시하는 흐름도이다. 박스(802)에서, 제세동기 디바이스는 CPR 흉부 압박들의 깊이, 레이트 및 해제를 측정한다. CPR 흉부 압박들의 깊이, 레이트 및 해제는 가속도계로부터 수집된 정보에 기초하여 결정될 수 있다. 수집된 정보에 기초하여, 박스(804)에서, 제세동기는 구조자가 흉부 압박들 사이에 완전히 해제하는지를 결정한다. 박스(806)에서, 제세동기는 구조자가 완전히 해제하는지 여부에 관한 정보를 포함하는 표시자를 디스플레이 상에 제공한다. 예를 들어, 제세동기 상의 디스플레이는 흉부 압박들 사이에 구조자가 완전히 해제하는지를 표시하기 위해 박스 내의 채워진 양이 변하는 해제 표시 박스를 포함할 수 있다. 예를 들어, 도 10b에서 도시되는 바와 같이, 구조자가 완전히 해제할 때 박스(820)는 완전히 채워질 수 있다. 구조자가 완전히 해제하지 않을 때, 해제 표시 박스 내의 채워진 양은 감소되어서, 박스는 (예를 들어, 도 10c의 박스(822)에서 도시된 바와 같이) 단지 부분적으로 채워지게 된다.
도 11에서 도시되는 바와 같이, 몇몇 예들에서, CPR 품질의 시각적 표현은 CPR 압박 바 그래프(compression bar graph)(900)에서 나타난다. CPR 압박 바 그래프(900)는 CPR 흉부 압박들의 검출시에 자동으로 디스플레이될 수 있다.
CPR 압박 바 그래프(900)에서, 특정한 바의 범위(extent) 또는 높이는 압박의 깊이에 관한 정보를 전달한다. 예를 들어, 바(902)는 바(904)보다 더 큰 범위를 가지며, 이는 바(902)와 연관된 압박의 깊이가 바(904)와 연관된 압박의 깊이보다 크다는 것을 표시한다. 바람직한 깊이들의 범위들은 CPR 압박 바 그래프(900) 상의 수평으로 연장하는 라인들에 의해 표시된다. 라인들은 수용 가능한 깊이들(예를 들어, 영역(910)) 및 너무 얇은 깊이들(예를 들어, 영역(912))의 표시를 제공할 수 있다. 부가적으로, 수용 가능한 범위 외부에 있는 압박들은 압박 깊이의 수용 가능한 범위 내에 있는 압박들과 상이한 컬러로 강조될 수 있다.
CPR 압박 바 그래프(900)에서, y-축은 시간을 나타내고, 각각의 압박은 구조자가 압박들의 레이트를 관찰하도록 허용하기 위해 디스플레이된다. 예를 들어, 영역(906)은 영역(908)에 비해 밀접하게 이격된 바들을 포함하며, 이는 흉부 압박들의 레이트가 영역(908)과 연관된 시간 기간에서보다 영역(906)과 연관된 시간 기간에서 더 크다는 것을 표시한다.
위에서 기술된 실시예들 중 적어도 일부는 수동적인 인간-전달된 흉부 압박들 동안 이용되는 디스플레이들 및 기법들을 기술하지만, 유사한 기법들 및 디스플레이들은 MA의 ZOLL Medical에 의해 제조된 AutoPulse 디바이스와 같이 자동화된 흉부 압박 디바이스들과 함께 이용될 수 있다.
위에서 기술된 실시예들 중 적어도 일부는 AED 디바이스와 함께 이용되는 기법들 및 디스플레이들을 기술하지만, 유사한 기법들 및 디스플레이들은 다른 제세동기 디바이스와 함께 이용될 수 있다. 예시적인 전문가 등급 제세동기 디바이스들은 MA에 ZOLL Medical에 의해 제조된 A 시리즈, E 시리즈 또는 M 시리즈 디바이스들 및 필립스 MRX 또는 필립스 XL 디바이스들을 포함한다.
부가적으로, 제세동기는 ZOLL Medical(MA의 Chelmsford)에 의해 제조되는 LifeVest와 같은 착용 가능한 제세동기의 형태를 취할 수 있다.
기술된 것 이외의 다수의 다른 구현들이 이용될 수 있으며, 다음의 청구범위에 의해 포함될 수 있다.

Claims (37)

  1. 외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법으로서,
    환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 단계;
    복수의 상기 흉부 압박들의 깊이 및 레이트(rate)에 대한 값들을 결정하는 단계;
    상기 제세동기의 그래픽 디스플레이 스크린 상에 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 깊이 및 레이트에 대한 값들을 결정하는 단계는,
    깊이에 대한 거리 및 레이트에 대한 분 당 압박들에 관한 숫자 값들(numeric values)을 결정하는 단계
    를 포함하고,
    상기 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 단계는,
    상기 결정된 숫자 값들에 대응하는 숫자들을 디스플레이하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 흉부 압박들이 적절하게 수행되고 있는지를 표시하는 아이콘을 상기 결정된 값들의 표시들에 인접하여 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 아이콘의 색상은 상기 흉부 압박들이 적절하게 또는 부적절하게 수행되고 있는지 여부에 기초하여 변하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자의 심장 활동에 관한 정보를 수신하고 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들과 더불어 상기 환자의 심전도(electrocardiogram)를 상기 그래픽 디스플레이 상에 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  6. 제 5 항에 있어서,
    상기 심전도를 디스플레이하는 단계는,
    상기 디스플레이에 걸쳐서 심전도 트레이스(electrocardiogram trace)를 측방향으로 이동시키는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  7. 제 6 항에 있어서,
    필터링되지 않은 심전도를 디스플레이하고, 흉부 압박들이 상기 환자에게 착수되었음을 감지하면, 후속적으로 필터링된 심전도를 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  8. 제 7 항에 있어서,
    흉부 인공물들(compression artifacts)을 도시하는 필터링되지 않은 부분을, 다른 필터링되지 않은 부분과 필터링된 부분 사이에서 상기 심전도의 트레이스 상에 즉각적으로(momentarily) 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 심전도와 대등하게 상기 환자로부터 제 2 데이터를 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  10. 제 9 항에 있어서,
    흉부 압박들이 상기 환자에게 착수되었다는 감지에 응답하여 상기 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계는,
    SPO2로부터 CO2로 변경하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  12. 제 10 항에 있어서,
    상기 제 2 데이터의 소스를 변경하는 단계는,
    환자 화학적 측정(patient chemical measurement)으로부터 흉부 압박 측정으로 변경하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 흉부 압박 측정은 바 그래프(bar graph)의 형태로 디스플레이되는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 바 그래프에서의 바들의 길이는 압박 깊이들을 나타내고,
    상기 바 그래프에서의 바들의 간격(spacing)은 압박 레이트를 나타내는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 바 그래프로 표준 깊이 및 레이트에 대한 표시자들을 디스플레이하는 단계
    를 더 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  16. 제 1 항에 있어서,
    상기 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 단계는,
    상기 환자의 가슴뼈(breastbone)에 대등하게 이동하도록 배치된 가속도계(accelerometer)로부터 측정들을 획득하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  17. 제 16 항에 있어서,
    깊이에 대한 값을 결정하는 단계는,
    상기 가속도계로부터의 측정들을 더블 인테그레이팅(double integrating)하는 단계
    를 포함하는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  18. 제 1 항에 있어서,
    상기 가속도계는 하우징에 부착되고, 상기 하우징은 결국 상기 환자 상에 배치될 제세동기 전극들의 쌍에 부착되는,
    외부 제세동기를 이용하여 환자 활동을 모니터링하기 위한 방법.
  19. 외부 제세동기로서,
    환자에 접촉하고 상기 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 측정들을 획득하도록 배열되는 하나 이상의 센서들;
    상기 제세동기 및 상기 환자의 상태에 관한 그래픽적 표현들을 구조자에게 디스플레이하기 위한 비디오 디스플레이 스크린; 및
    상기 환자 상에 수행되고 상기 센서들에 의해 감지되는 흉부 압박들의 깊이 및 레이트의 값들을 결정하고, 상기 비디오 디스플레이 스크린이 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하게 하기 위한 컴퓨터 명령들을 저장한 메모리에 연결되는 프로세서
    를 포함하는,
    외부 제세동기.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 깊이 및 레이트에 대한 값들을 결정하는 것은,
    깊이에 대한 거리 및 레이트에 대한 분 당 압박들에 관한 숫자 값들을 결정하는 것을 포함하고,
    상기 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 디스플레이하는 것은,
    상기 결정된 숫자 값들에 대응하는 숫자들을 디스플레이하는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  21. 제 19 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    상기 비디오 디스플레이 스크린이 상기 흉부 압박들이 적절하게 수행되고 있는지를 표시하는 아이콘을 상기 결정된 값들의 표시들에 인접하여 디스플레이하게 하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  22. 제 21 항에 있어서,
    상기 아이콘의 색상은 상기 흉부 압박들이 적절하게 또는 부적절하게 수행되고 있는지 여부에 기초하여 변하는,
    외부 제세동기.
  23. 제 1 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    환자의 심장 활동에 관한 정보의 수신에 응답하여, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들을 갖는 상기 환자의 심전도를 상기 비디오 디스플레이 스크린 상에 디스플레이하게 하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  24. 제 23 항에 있어서,
    상기 심전도를 디스플레이하는 것은,
    상기 디스플레이에 걸쳐서 심전도 트레이스를 측방향으로 이동시키는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  25. 제 24 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    상기 비디오 디스플레이 스크린 상에 필터링되지 않은 심전도를 디스플레이하게 하고, 흉부 압박들이 상기 환자에게 착수되었음을 감지하면, 후속적으로 필터링된 심전도를 디스플레이하게 하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  26. 제 25 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    흉부 인공물들을 도시하는 필터링되지 않은 부분을, 다른 필터링되지 않은 부분과 필터링된 부분 사이에서 상기 심전도의 트레이스 상에 즉각적으로(momentarily) 디스플레이하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  27. 제 19 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    상기 심전도와 대등하게 상기 환자로부터의 제 2 데이터를 디스플레이하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  28. 제 27 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    흉부 압박들이 상기 환자에게 착수되었다는 감지에 응답하여 상기 제 2 데이터의 소스를 변경하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  29. 제 28 항에 있어서,
    상기 제 2 데이터의 소스를 변경하는 것은,
    SPO2로부터 CO2로 변경하는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  30. 제 28 항에 있어서,
    상기 제 2 데이터의 소스를 변경하는 것은,
    환자 화학적 측정으로부터 흉부 압박 측정으로 변경하는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  31. 제 30 항에 있어서,
    상기 흉부 압박 측정은 바 그래프의 형태로 디스플레이되는,
    외부 제세동기.
  32. 제 31 항에 있어서,
    상기 바 그래프에서의 바들의 길이는 압박 깊이들을 나타내고,
    상기 바 그래프에서의 바들의 간격은 압박 레이트를 나타내는,
    외부 제세동기.
  33. 제 32 항에 있어서,
    상기 명령들은,
    상기 바 그래프로 표준 깊이 및 레이트에 대한 표시자들을 디스플레이하도록 추가로 제공되는,
    외부 제세동기.
  34. 제 19 항에 있어서,
    상기 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 데이터를 획득하는 것은,
    상기 환자의 가슴뼈에 대등하게 이동하도록 배치된 가속도계로부터 측정들을 획득하는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  35. 제 34 항에 있어서,
    깊이에 대한 값을 결정하는 것은,
    상기 가속도계로부터의 측정들을 더블 인테그레이팅(double integrating)하는 것을 포함하는,
    외부 제세동기.
  36. 제 19 항에 있어서,
    상기 하나 이상의 센서들은 하우징에 부착되는 가속도계를 포함하고, 상기 하우징은 결국 상기 환자 상에 배치될 제세동기 전극들의 쌍에 부착되는,
    외부 제세동기.
  37. 외부 제세동기로서,
    환자에 접촉하고 상기 환자 상에 수행되는 흉부 압박들에 관한 측정들을 획득하도록 배열되는 하나 이상의 센서들;
    상기 제세동기 및 상기 환자의 상태에 관한 그래픽 표현들을 구조자에게 디스플레이하기 위한 비디오 디스플레이 스크린; 및
    상기 흉부 압박들의 깊이 및 레이트의 값들을 결정하고 상기 하나 이상의 센서들로부터 데이터를 수신하는 것에 응답하여 상기 흉부 압박들의 깊이 및 레이트를 표시하는, 깊이 및 레이트에 대한 결정된 값들의 표시들을 상기 비디오 디스플레이 스크린이 디스플레이하게 하기 위한 수단
    을 포함하는,
    외부 제세동기.
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