(57)【要約】      （修正有）【課題】センサドリフトの適切な除去を維持しながら、圧迫震度信号のフィルタ歪みの影響を除去するか又は低減する。【解決手段】実施者によって患者に対して実行される、加速度信号及び基準信号を使用することによりリアルタイムのＣＰＲ胸部圧迫深度を正確に求める方法。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
実施者によって患者又は人体模型に対して実行されるリアルタイムの胸部圧迫深度ｘを正確に求める方法であって、時刻ｔにおいて、ＣＰＲ実行において使用される胸部圧迫センサユニットによって測定される信号に対し、
前記胸部圧迫の加速度値を表す信号ａ（ｔ）を受け取るステップと、
前記受け取られた加速度信号ａ（ｔ）に対し望ましくない信号成分を除去するため１つ又は複数のフィルタを適用するステップと、
前記フィルタリングステップの後に前記信号に対し二重積分を適用し、生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）をもたらすステップと、
独立基準信号Ｒ（ｔ）を使用して、該独立基準信号Ｒ（ｔ）を、前記生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）と同様の振幅、形状及び位相を有する調整された基準信号ｒ（ｔ）をもたらすように変更するステップと、
前記受け取られた加速度信号ａ（ｔ）に対して適用されたものと同じフィルタ（複数可）を使用することにより、前記調整された基準信号ｒ（ｔ）から、フィルタリングされた、調整された基準信号ｒ＿ｆ（ｔ）を減算することにより、結果としての補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）を取得するステップと、
前記生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）と前記補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）とを加算することにより、時刻ｔにおける前記圧迫深度ｘを確定するステップと
を実行することを特徴とする、方法。
【請求項２】
前記フィルタはくし形フィルタであることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）は、前記ＣＰＲ実行において加えられる圧迫力を測定する力センサによって生成される力信号Ｆ（ｔ）から導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）はＥＣＧ信号から導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）は胸部インピーダンス測定値から導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）は血圧測定値から導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）は、請求項３、４、５及び６に記載の信号のうちのいずれかの組み合わせから導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記独立基準信号Ｒ（ｔ）は、力信号Ｆ（ｔ）と他の測定された情報生成信号との組み合わせから導出されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記調整された基準信号ｒ（ｔ）は、前記独立基準信号Ｒ（ｔ）と、以前に求められた圧迫深度ｘ（ｔ−１）信号との位相差及び振幅比とを計算することによって生成されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記加速度計信号及び前記基準信号は同期されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記力センサは、前記実施者の手のひらと前記患者の胸部との間に配置されることを特徴とする、請求項３に記載の方法。
【請求項１２】
実施者によって患者又は人体模型に対して実行されるリアルタイムの胸部圧迫深度ｘを正確に求める装置であって、ＣＰＲ実行において使用される胸部圧迫センサユニットと、請求項１〜１１のいずれか１項に記載のステップを実行する手段とを具備することを特徴とする、装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、胸部圧迫に関する。特に、本発明は、加速度及び力から圧迫深度を求める方法について述べる。
【背景技術】
【０００２】
近年、ＣＰＲ（心肺蘇生）フィードバックシステムは、心停止患者に対するＣＰＲの質を向上させる方法として注目されてきた。このようなシステムの１つの典型的な特徴は、胸部圧迫中に圧迫深度及び速度を測定し、これらを許容されるガイドライン限界値と比較し、たとえば圧迫深度が３．８ｃｍ〜５．１ｃｍという許容値を満たさない場合、救助者に対し言葉によるか又は視覚的フィードバックを与える、というものである。
【０００３】
圧迫に対してフィードバックを与えるシステムは、通常、患者の胸部の上に配置されるセンサパッドから成る。センサパッドは、加速度計及び任意に力センサを含む場合がある。圧迫深度測定は、通常、加速度の二重積分に基づく。しかしながら、二重積分の前に加速度信号からすべてのゼロオフセットが除去されない場合、積分は「それる（run off）」可能性があり、推定された深度は、フィードバックを与えるために使用できなくなる。
【０００４】
Myklebust他に対する米国特許第６，３０６，１０７号は、胸部圧迫深度を取得するための二重積分の方法について述べており、そこでは、新たな圧迫の始まりの時に力スイッチが起動されるたびに、深度及び速度がゼロにリセットされる。
【０００５】
刊行物、Aase他著、「Compression Depth estimation for CPR Quality assessment Using DSP on Accelerometer Signals」(IEEE Transactions on Biomechanical engineering, vol.49, no 3, Mar 2002）では、境界条件を設定することによって、加速度におけるオフセットが各圧迫後に除去され、それにより、力が解放された時に胸部が同じ位置及び速度に戻るものと想定される方法が記載されている。境界条件を決定する積分限界は、力スイッチを用いることによって見つけられる。この方法の欠点は、深度のリアルタイムのサンプル毎の評価を提供せず、以前の圧迫の深度を計算するのみである、ということである。
【０００６】
Palazzolo他に対する米国特許第７１１８５４２号は、加速度をフィルタリングして積分することにより深度を取得する別の技法について述べている。過去の開始点の移動平均を使用して、各圧迫の開始点が推定される。さらに、圧迫アーチファクトを含むＥＣＧ（心電図）信号等、独立した基準信号を、開始点を決定するのに役立つものとして使用することができる。さまざまなタイプのノイズ基準信号を使用して、そのノイズ基準信号を加速度信号と相関させることにより、積分の前に加速度信号におけるノイズ源を推定し除去することができる。
【０００７】
米国特許第７１１８５４２号に述べられている方法の１つの欠点は、フィルタによってもたらされる歪みに対し加速度信号又は深度信号を補償しない、ということである。一般に、フィルタは、それらの通過帯域外の周波数を除去するだけでなく、通過帯域内の一定の周波数成分を減衰させるか又は遅延させる。これにより、フィルタリングされた信号が元のバージョンに対し歪む可能性がある。
【０００８】
たとえば、ハイパスフィルタを使用して加速度オフセットにおけるドリフトが除去される場合、フィルタはまた、そのカットオフ周波数の付近の周波数も歪ませることになる。二重積分時、これらの歪みにより、結果としての深度信号の歪みももたらされる。フィルタのカットオフ周波数が圧迫周波数に近すぎる場合、深度信号は大幅に歪む可能性がある。一方、カットオフ周波数が低いほど、ドリフトを除去するにあたってフィルタが有効でなくなる。
【０００９】
デジタルフィルタを用いるフィルタリングは、デジタル化された信号波形から高周波数ノイズ及び／又はドリフトを除去するための強力且つ既知の技法である。デジタルフィルタを、異なるタイプ（ハイパス、ローパス、バンドパス、バンドストップ）、ファミリ（たとえば、有限インパルス応答（ＦＩＲ）又は無限インパルス応答（ＩＩＲ）並びに次数、位相、リップル及びカットオフ／コーナー周波数等の特性に対して調整することができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明の目的は、センサドリフトの適切な除去を維持しながら、圧迫深度信号のフィルタ歪みの影響を除去するか又は低減することである。
【００１１】
提案される解決法では、これは、フィルタリング及び積分中に取得される波形に対し補償信号を加算することによって達成される。補償信号は、加速度におけるオフセットドリフトを除去するために使用されてきたものと同じフィルタを使用して、独立した基準信号を、深度信号とおよそ同じ、すなわち同様の振幅、形状及び位相の信号でフィルタリングすることによって見つけられる。そして、生の基準信号とフィルタリングされた基準信号との差に等しい補償信号が計算され、圧迫深度信号に加算されることにより、フィルタによってもたらされる歪みが補償される。この補償信号は、フィルタによって除去される深度信号の一部におよそ等しいものと想定され、そのため、実際の圧迫深度がより正確に求められる。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、時刻ｔにおいて、患者又は人体模型に対するＣＰＲ実行において使用される胸部圧迫センサユニットによって測定される信号に対し、
胸部圧迫の加速度値を表す信号ａ（ｔ）を受け取るステップと、
受け取られた加速度信号ａ（ｔ）に対し１つ又は複数のフィルタを適用するステップであって、望ましくない信号成分を除去する、適用するステップと、
上記フィルタリングステップの後に信号に対し二重積分を適用するステップであって、生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）をもたらす、適用するステップと、
独立基準信号Ｒ（ｔ）を使用して、当該独立基準信号Ｒ（ｔ）を、生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）と同様の振幅、形状及び位相を有する調整された基準信号ｒ（ｔ）をもたらすように変更するステップと、
受け取られた加速度値ａ（ｔ）に対して適用されたものと同じフィルタ（複数可）を使用することにより、調整された基準信号ｒ（ｔ）から、フィルタリングされた、調整された基準信号ｒ＿ｆ（ｔ）を減算することにより、結果としての補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）を取得するステップと、
生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）と補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）とを加算することにより、時刻ｔにおける圧迫深度ｘを求めるステップと
を実行することにより、実施者によって患者又は人体模型に対して実行されるリアルタイム胸部圧迫深度ｘを正確に求める方法である。
【００１３】
本発明の方法の他の特徴は、添付の従属クレームに示されている。
【００１４】
本発明は、実施者によって患者又は人体模型に対して実行されるリアルタイム胸部圧迫深度ｘを正確に求める装置であって、ＣＰＲ実行において使用される胸部圧迫センサユニットと、上に定義した方法ステップを実行する手段とを備えることを特徴とする、装置をさらに含む。
【００１５】
以下、本発明について、添付図面を参照してより詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明によれば、時間の関数としての圧迫深度波形ｘ（ｔ）を正確に求めることは、以下の関係によって与えられる。
【００１７】
ｘ（ｔ）＝ｘ＿ｒ（ｔ）＋ｘ＿ｃ（ｔ）
ここで、ｘ＿ｒ（ｔ）は生の深度信号であり、ｘ＿ｃ（ｔ）は補償信号である。
【００１８】
図１は、ＣＰＲ実施者によって患者又は人体模型に対して実行されるリアルタイム胸部圧迫深度ｘを正確に求める本発明の方法の概略説明を示す。受け取られる加速度信号ａ（ｔ）をフィルタリングし二重積分することによって、生の深度推定値ｘ＿ｒ（ｔ）（図２ｄに示すような）が取得される。加速度ａ（ｔ）は、たとえば、圧迫中に胸骨に対して適用されるＣＰＲセンサユニット内部に配置された加速度計によって測定され、規則的な間隔でサンプリングされる。
【００１９】
図２ａは、測定された加速度の典型的な波形を示す。
【００２０】
ｘ＿ｒ（ｔ）を求めるために、測定された加速度信号はまず、１つ又はいくつかのデジタルフィルタによってフィルタリングされて、望ましくない信号成分、たとえばオフセットドリフト及び／又は高周波数ノイズが除去される。この目的に特に適している１つのフィルタタイプは、いわゆるくし形フィルタであり、それは非常に単純な無限インパルス応答フィルタである。
【００２１】
図２ｂは、くし形フィルタによってフィルタリングされた加速度の波形を示す。
【００２２】
フィルタリングされた加速度信号は、その後、たとえば積分デジタルフィルタを使用して二重積分される。デジタルフィルタリング理論によれば、フィルタの順序は最終結果に影響を与えず、このため、フィルタリング及び積分の並びを入れ替えてもよい。
【００２３】
図２ｃは、フィルタリングされた加速度を積分することによって見つけられる胸部速度の波形を示し、図２ｄは、胸部速度を積分することによって見つけられる生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）の波形を示す。
【００２４】
補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）（図２ｈに示す波形）は、元の基準信号ｒ（ｔ）（図２ｆに示すような）からフィルタリングされた基準信号ｒ＿ｆ（ｔ）（図２ｇに示すような）を減算することによって得られる。元の基準信号ｒ（ｔ）は、独立基準信号Ｒ（ｔ）から、この信号Ｒ（ｔ）を、生の深度信号ｘ＿ｒ（ｔ）と同様の振幅、形状及び位相を有するように調整することによって生成される。このため、補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）は、フィルタによって除去された基準信号の部分を表す。
【００２５】
ｒ＿ｆ（ｔ）を得るためにｒ（ｔ）をフィルタリングするプロセスでは、採用されるフィルタ（複数可）は、ｘ＿ｒ（ｔ）を計算するプロセスにおいて加速度をフィルタリングするために使用したものと同じであるか、又は少なくとも本質的に同じ信号の歪みを与える。
【００２６】
好ましい実施形態では、基準信号ｒ（ｔ）は、圧迫力を測定する力センサによって生成される測定値から導出される。救助者の手のひらと患者の胸部との間に位置することが望ましいセンサは、好ましくは加速度計サンプリングと同期して力Ｆ（ｔ）をサンプリングする。使用することができる他のタイプの基準信号には、圧迫関連アーチファクトを含むＥＣＧ測定値又は胸部インピーダンス測定値か、又はさまざまな種類の血圧測定値がある。基準信号Ｒ（ｔ）はまた、任意の情報生成信号の組合せ、たとえば上述した信号の２つ以上の組合せを含んでもよい。
【００２７】
図２ｅは、力センサによって測定される圧迫力Ｆ（ｔ）の波形を示す。
【００２８】
タイプの異なるセンサからの出力信号は単位が異なり、したがって一般的に振幅が異なるため、基準信号Ｒ（ｔ）の数値振幅は、深度信号ｘ（ｔ）の数値振幅と本質的に一致するように調整される必要がある。基準信号及び深度信号はまた、調整される必要のある、通常の位相差又は遅延を有する可能性がある。
【００２９】
この調整は、独立基準信号Ｒ（ｔ）と、以前に求められた圧迫深度信号ｘ（ｔ−１）との位相差及び振幅比を計算することによってもたらされる（図１参照）。
【００３０】
以下、生の（測定された）基準信号Ｒ（ｔ）と位相／振幅調整された基準信号ｒ（ｔ）との間の関係について、一例によりさらに説明する。
【００３１】
基準信号として圧迫力Ｆ（ｔ）を使用することにより、Ｒ（ｔ）＝Ｆ（ｔ）が与えられるものとする。力はニュートンで測定され、深度はｍｍで測定されることが知られている。このため、Ｎでの力振幅とｍｍでの深度振幅との関係が既知でなければならない。以下では、圧迫中の力対深度の比を、胸部剛性（stiffness）ｋ（Ｎ／ｍｍ）と呼ぶことにする。基準信号ｒ（ｔ）を計算するために、測定された力Ｆ（ｔ）は、ｋによって除算されなければならず、そのためｒ（ｔ）＝Ｆ（ｔ）／ｋとなる。
【００３２】
図２ｆは、力信号の振幅及び位相を、可能な限り適切に圧迫深度信号に一致させるように調整することによって見つけられる基準信号ｒ（ｔ）を示す。
【００３３】
さらに、胸部における粘性力成分のために、通常、深度は力に対して遅延する。このため、振幅調整された基準信号の位相は、深度とより整合するように調整される必要がある。
【００３４】
一実施形態では、胸部剛性ｋは、単に以前の圧迫の最大力を対応する最大深度で除算することによって見つけられる。この計算に採用される深度は、たとえば、アルゴリズムによって推定されるような以前の圧迫の深度ｘ（ｔ）であってもよい。力信号及び深度信号の位相差を、たとえば以前の圧迫力Ｆ（ｔ）及び深度ｘ（ｔ）の最大点及び最小点の差を観測することによって見つけることができる。第１の圧迫（複数可）に対し、計算を開始するためにｋ及びμの定数値を使用してもよい。深度は、絶対値、すなわち０に対して測定された値であってもよく、又は相対値、すなわち以前の最低深度点に対して測定された値であってもよい。
【００３５】
好ましい実施形態では、力信号の振幅及び位相は、測定された圧迫力信号Ｆ（ｔ）と調整された基準信号ｒ（ｔ）との以下の関係を想定することによって調整される。すなわち、
Ｆ（ｔ）＝ｋｒ（ｔ）＋μｖ（ｔ）
又は
ｒ（ｔ）＝（Ｆ（ｔ）・μｖ（ｔ））／ｋ
である。ｖ（ｔ）は、たとえばｘ（ｔ）又は別法としてｒ（ｔ）を時間に対して微分することによって求めることができる胸部速度である。ｋは胸部剛性であり、μは胸部減衰と呼ばれる。μ及びｋはともに、定数であってもよく、又は深度により可変であってもよい。上記式を、加速度を含むようにさらに一般化してもよい。
【００３６】
上述した両実施形態に対し、力信号の振幅及び位相をそれぞれ変更するために使用される剛性ｋ及び減衰成分μを、たとえば以下に述べられている方法を使用して、以前の圧迫に関して力及び深度の波形から深度の関数として計算してもよい。すなわち、Tomlinson A、Nysaether J、Kramer-Johansen J、Steen PA、Dorph E.著、「Compression force-depth relationship during out-of-hospital cardiopulmonary resuscitation」（Resuscitation, 2006）（近刊）、又はKristy B. Arbogast、Matthew R. Maltese、Vinay M. Nadkarni、Petter Andreas Steen、Jon B. Nysaether著、「Anterior-Posterior Thoracic Force-Deflection Characteristics Measured During Cardiopulmonary Resuscitation": Comparison to Post-Mortem Human Subject Data Stapp Car Crash Journal」（Vol. 50, November 2006）（近刊）である。
【００３７】
ｒ（ｔ）の計算に使用されるｋ及びμの値は、たとえば、以前の圧迫で見つけられたｋ及びμの平均値又は中間値に基づいてもよい。
【００３８】
波形ｘ（ｔ）の最下点は、時にゼロからの著しいオフセットを示す場合がある。このため、一般に、ｘ（ｔ）は、各圧迫の絶対圧迫深度より相対圧迫深度を計算する場合の方がより正確である。これに対応するために、深度出力を、各圧迫後に、たとえば２つの圧迫の間の最小力又は最小深度点でゼロにリセットしてもよい。
【００３９】
図２ｉは、本発明の方法によって得られる深度ｘ（ｔ）の推定値を示す。別法として、胸部の絶対圧迫を測定するために、各圧迫後に深度ｘ（ｔ）を深度ｘ０にリセットしてもよく、ｘ０＝Ｆ＿ｍｉｎ／ｋである。ここで、Ｆ＿ｍｉｎは、深度がリセットされる点における力である（Tomlinson他、２００６）。
【００４０】
圧迫深度信号ｘ（ｔ）と同様の振幅、形状及び位相を有する信号ｒ（ｔ）は、それ自体、圧迫深度の推定値であることが観察される。特別な環境下、たとえば加速度が患者の背中面の移動によって影響を受ける搬送中、ｒ（ｔ）は、ｘ（ｔ）より適当な圧迫深度の推定値を与えてもよい。このため、このような環境が検出された場合、システムは、圧迫深度の代表としてｘ（ｔ）の代りにｒ（ｔ）を表示するように選択してもよい。
【００４１】
ｒ（ｔ）及びｘ（ｔ）の混成化を行い、これによって圧迫深度を表すものとすることも可能である。たとえば、ｒ（ｔ）が圧迫の最も浅い部分を表し、ｘ（ｔ）が圧迫の最も深い部分を表すものとしてもよく、たとえば、事前定義された深度間隔、たとえば１０ｍｍ〜２０ｍｍの深度でｒ（ｔ）からｘ（ｔ）までの段階的な変化があるようにしてもよい。
【００４２】
別の適用例では、ＣＰＲ訓練中に胸部圧迫深度を計算する目的で人体模型に対してセンサが使用される。センサを、本物の患者であるかのように人体模型の胸部上に外部的に使用してもよく、又は人体模型内部に組み込んでもよい。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】本発明による原理の概略説明を示す図である。
【図２ａ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、測定された加速度を示す図である。
【図２ｂ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、デジタルくし形フィルタによってフィルタリングされた加速度を示す図である。
【図２ｃ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、フィルタリングされた加速度を積分することにより見つけられる胸部速度を示す図である。
【図２ｄ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、胸部速度を積分することによって見つけられる生の深度を示す図である。
【図２ｅ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、力センサによって測定された圧迫力Ｆ（ｔ）を示す図である。
【図２ｆ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、力信号Ｆ（ｔ）の振幅及び位相を可能な限り適当に深度信号に一致するように調整することによって見つけられる基準信号ｒ（ｔ）を示す図である。
【図２ｇ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、ｒ＿ｆ（ｔ）、すなわち加速度をフィルタリングする（図２ｂ参照）ために使用されるものと同じフィルタを使用してフィルタリングされた基準信号を示す図である。
【図２ｈ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、基準信号ｒ（ｔ）からフィルタリングされた基準信号ｒ＿ｆ（ｔ）を減算ことによって見つけられる補償信号ｘ＿ｃ（ｔ）を示す図である。
【図２ｉ】本発明のさまざまな態様を示す波形の例であり、ｘ（ｔ）、すなわち提案方法によって取得される深度の推定値を示す図である。
【図１】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図２ｃ】
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【図２ｄ】
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【図２ｅ】
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【図２ｆ】
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【図２ｇ】
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【図２ｈ】
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【図２ｉ】
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【外国語明細書】
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2008272447.tif 000014
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