【誤訳訂正書】
【提出日】平成22年4月27日(2010.4.27)
【誤訳訂正１】
【訂正対象書類名】特許請求の範囲
【訂正対象項目名】全文
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
胸部圧迫時の深度測定のための装置であって、
胸部圧迫の加速度に相応する加速度信号を生成可能な加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の測定深度に相応する測定深度信号の生成可能な、前記加速度信号を積分する積分手段と、
前記積分手段に接続され、測定された深度信号の自動回帰移動平均を計算することにより胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成するようにプログラムされたプロセッサと、を備えた装置。
【請求項２】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項４】
実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定する手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、
前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項４に記載の装置。
【請求項７】
プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項８】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項９】
心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項１０】
前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
胸部圧迫を実施するための装置であって、
患者の胸部圧迫を実施する手段と、
胸部圧迫の加速度に相応する加速度信号を生成可能な加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の測定深度に相応する測定深度信号を生成可能な、前記加速度信号を積分する積分手段と、
前記積分手段と前記胸部圧迫を実施する手段とに接続され、測定された深度信号の自動回帰移動平均を計算することにより胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成可能なプロセッサとを備え、
前記胸部圧迫を実施する手段は前記推定の実際深度信号に基づいて胸部圧迫の深度を調整可能であることを特徴とする装置。
【請求項１２】
前記胸部圧迫を実施する手段は自動胸部圧迫装置からなることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定するための手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１４】
前記胸部圧迫を実施する手段は自動胸部圧迫装置からなることを特徴とする請求項１３に記載の装置。
【請求項１５】
心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えていることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１６】
前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項１５に記載の装置。
【請求項１７】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１８】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１９】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２０】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２１】
胸部圧迫時の深度測定のための装置であって、
胸部圧迫の加速度に相応する、ノイズ成分と実際成分とが含まれる加速度信号を生成する加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の推定の実際加速度に相応する推定の実際加速度信号を前記加速度信号から生成可能であるプロセッサとを備え、
前記プロセッサは、前記加速度測定器に接続され、前記加速度信号のノイズ成分に相応する推定ノイズ信号を生成可能で、かつ、測定された加速度と少なくとも1つのノイズ源の基準ノイズとを処理して推定ノイズ信号を生成するシステム識別装置と、前記システム識別装置および前記加速度測定器に接続され、推定の実際加速度信号を生成するために前記加速度信号と前記推定ノイズ信号とを組み合わせることができる信号組み合わせ手段とを有し、
さらに、前記胸部圧迫時の深度測定のための装置は、前記プロセッサに接続され、推定の実際加速度信号を積分して胸部圧迫の推定の実際深度に相応する推定の実際深度信号を生成可能である積分手段を備えたことを特徴とする装置。
【請求項２２】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２４】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号測定手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２７】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項２６に記載の装置。
【請求項２８】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項２６に記載の装置。
【請求項２９】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項２８に記載の装置。
【請求項３０】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項２８に記載の装置。
【請求項３１】
心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項３２】
前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
【請求項３３】
胸部圧迫を実施するための装置であって、
患者の胸部圧迫を実施する手段と、
胸部圧迫の加速度に相応する、ノイズ成分と実際成分が含まれている加速度信号を生成する加速度測定器と、
前記加速度測定器に接続され、胸部圧迫の推定の実際加速度に相応する推定の実際加速度信号を前記加速度信号から生成可能であるプロセッサとを備え、
前記プロセッサは、前記加速度測定器に接続され、前記加速度信号のノイズ成分に相応する推定ノイズ信号を生成可能であり、かつ、測定された加速度と少なくとも1つのノイズ源の基準ノイズとを処理して推定ノイズ信号を生成するシステム識別装置と、前記システム識別装置および前記加速度測定器に接続され、前記推定の実際加速度信号を生成するために前記加速度信号と前記推定ノイズ信号とを組み合わせることができる信号組み合わせ手段とを有し、
さらに、前記胸部圧迫を実施するための装置は、前記プロセッサに接続され、前記推定の実際加速度信号を積分して胸部圧迫の前記推定の実際深度に相応する前記推定の実際深度信号を生成可能な、前記推定の実際加速度信号を積分する手段を備え、
前記胸部圧迫を実施する手段は前記推定の実際深度信号に基づいて胸部圧迫の深度を調整可能であることを特徴とする装置。
【請求項３４】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは前記推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項３５】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項３６】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項３５に記載の装置。
【請求項３７】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項３５に記載の装置。
【請求項３８】
実際成分のほかにノイズ成分が含まれている患者の心電図信号を測定する手段と、
前記心電図信号を測定するための手段と前記プロセッサとに接続され、前記心電図信号のノイズ成分を推定する手段とをさらに備え、
前記プロセッサは、前記心電図信号のノイズ成分が予め定められている範囲内になったとき、前記推定の実際深度信号を生成するようさらにプログラムされていることを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項３９】
前記プロセッサに接続されたディスプレイをさらに備え、前記ディスプレイは前記推定の実際深度信号を表示可能であることを特徴とする請求項３８に記載の装置。
【請求項４０】
前記プロセッサに接続されたユーザフィードバック手段をさらに備え、前記ユーザフィードバック手段は、胸部圧迫が事前に設定された数値範囲内に収まっているかどうかを示すフィードバックを提供可能であることを特徴とする請求項３８に記載の装置。
【請求項４１】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫の割合を測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫の割合を表示可能であることを特徴とする請求項４０に記載の装置。
【請求項４２】
前記プロセッサはさらに胸部圧迫のデューティサイクルを測定可能であり、前記ユーザフィードバック手段はさらに胸部圧迫のデューティサイクルを表示可能であることを特徴とする請求項４０に記載の装置。
【請求項４３】
心肺蘇生中に患者の換気を行うことができる換気手段をさらに備えたことを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項４４】
前記換気手段は電気的換気を実施する手段からなることを特徴とする請求項４３に記載の装置。
【誤訳訂正２】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】０００４
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【０００４】
ハルペリンら（Halperin et al.）の「CPR Chest Compression Monitor（心肺蘇生胸部圧迫モニタ）」（米国特許 6,390,996、2002年5月21日）に示されている我々の特許を得た装置以外の加速度測定器のみにより圧迫深度を測定する心肺蘇生装置は、加速度の測定間違いに十分にあるいは正確に対応することはなく、また圧迫開始点のドリフトに対応することもない。さらに、加速度の測定にエラーがあれば、圧迫深度を導き出すのに必要な積分処理でエラーが増幅されてしまう。
【誤訳訂正３】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】０００７
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【０００７】
上述の装置の宿命的な問題は、加速度測定器のみの使用で胸部圧迫深度の問題を解決するのが困難なことを示している。そうではあるが、加速度の測定により位置の変化を決定できるという基本的な考え方は、分かり易いものである（開始位置が分かっているシステムの場合）。位置の変化は、加速度の測定値を2回積分することにより決定される。
【誤訳訂正４】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００１４
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００１４】
これらのエラーやその他のエラーの加速度が積分されてまとめられる。信号のノイズやドリフトによるエラーは、積分定数をゼロ以外の値にする。ゼロではない定数は、加速度にすでに存在するエラーを大きくする。このように、圧迫モニタが報告する総合的な圧迫深度は極めて不正確となり得る。したがって、加速度の測定値から胸部圧迫の深度を正確かつ精密に導き出す方法が必要である。
【誤訳訂正５】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００１６
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００１６】
広い意味で移動平均技術は複数の圧迫サイクルをまとめて平均化するが、時間が経った圧迫動作よりも新しい圧迫動作に重きを置いている。移動平均技術のひとつは、できるだけ多くのノイズを除去するために生の加速度信号にフィルタをかけることから始める。次いで圧迫速度を導き出すためにフィルタをかけた加速度信号を積分する。累積した低周波成分を除去するために速度をフィルタにかける。胸部の位置変化を導き出すためにフィルタがかけられた速度測定値を積分する。胸部の位置変化は次いでベースライン制限装置およびピーク制限装置を通して処理される。ベースライン制限装置は移動平均プロセッサから、ピーク制限装置は移動平均プロセッサから構成される。ベースライン制限装置は現在の圧迫の実際開始点を、ピーク制限装置は現在の圧迫の実際ピーク深度を推定する。ベースライン検出装置は次いで現在の圧迫の開始点を特定する。ピーク検出装置は次いで現在の圧迫のピーク深度を特定する。信号を積分するための方法は、現在の圧迫の推定の実際深度を導き出すために、推定開始点および推定ピーク深度を組み合わせる。最後に、現在の圧迫の推定の実際深度は手での蘇生実施者、自動心肺蘇生装置、あるいは心電図操作者に知的な情報を提供する1つまたは複数の装置に提供される。
【誤訳訂正６】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００１７
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００１７】
別の方法では、患者心電図のノイズ成分の変化を胸部圧迫の開始に関連づける。患者心電図の信号ノイズ成分が事前に設定された閾値を越えたとき、加速度測定器が加速度を測定し始める。こうして現在の圧迫の実際開始点が確立される。この方法はある種の外部加速度エラーを減少させるとともに、ドリフトを減少させた。この方法はまた、積分定数をゼロに設定するのを助ける。
【誤訳訂正７】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００２９
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００２９】
フィルタ処理３５の効果は図7〜図9に認められる。ここで、第１のフィルタステップ３５の後の4つの仮定の圧迫について一期間の圧迫深度、速度、加速度を示している。（図7〜図9は第１のフィルタステップの出力を示す）。図9の測定された加速度波形１３は、図4のフィルタ処理されていない対応する波形１３よりもノイズがはるかに少ない。図8と図9の速度波形および深度波形は、ノイズの少ない加速度波形から導き出されている。それにもかかわらず、積分処理では速度波形が加速度波形よりもノイズが大きくなり、深度波形が速度波形よりもノイズが大きくなる。さらに、外部加速度スパイク２２は、（矢印２４，２５で示すように）変動により生じたエラーのようにまだ残っている。
【誤訳訂正８】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００３０
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００３０】
図5に戻って、フィルタ処理された加速度は最初の積分ステップ３６で積分され、圧迫速度が導き出される。しかし、図8に示すように、さらにフィルタ処理をしないと速度波形にはまだノイズが残る。このように速度は、フィルタ済み速度に変えるため2番目のフィルタステップ３７でフィルタ処理される。2番目のフィルタは高パス・フィルタからなり、速度波形および深度波形のほとんどの信号ノイズをさらに減少させる。（別の実施形態では、2番目のフィルタをバンド・パス・フィルタ、移動平均フィルタ、無限インパルス・フィルタ、自動回帰フィルタ、自動回帰移動平均フィルタにすることができる）。
【誤訳訂正９】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００３１
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００３１】
フィルタ処理３７の効果は図10〜図12に認められる。ここで、2番目のフィルタステップ３７の後の4つの仮定の圧迫について一期間の圧迫深度、速度、加速度を示している。（図10〜図12は2番目のフィルタステップ３７の出力を示す）。図11の測定された速度波形１３は図8の波形よりノイズが少ない。（最初のフィルタステップ後の速度波形）。深度波形は速度波形から導き出されているため、同様にノイズが少ない。それにもかかわらず、積分処理では加速度波形や速度波形よりも深度波形に少しノイズが多くなる。さらに、外部加速度スパイク２２は、（矢印２４，２５で示すように）ドリフトにより生じたエラーのようにまだ残っている。
【誤訳訂正１０】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００３２
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００３２】
図5に戻って、フィルタ処理された速度は2番目の積分ステップ３８で積分され、胸部圧迫深度が計算される。信号ノイズは相当除去され3番目のフィルタステップは不要である。しかし、図10に示すように、深度波形のノイズは図11の速度波形のノイズよりまだ少し多い。したがって、別の実施形態では、深度波形のノイズをさらに減少させるために高パス・フィルタ、バンド・パス・フィルタ、その他からなる3番目のフィルタを使用することができる。
【誤訳訂正１１】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００３３
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００３３】
最初のフィルタステップ（３５と３７）と積分ステップ（３６と３８）の後、ベースライン制限装置はステップ３９の実際圧迫開始点を推定する。ベースライン制限装置は現在の圧迫開始点を推定するために、以下に記載する他の技術と共に、過去の圧迫における開始点を使用する。ベースライン制限装置そのものは、図10の圧迫深度波形のベースライン部分に基づいて作動するデジタルまたはアナログ信号プロセッサからなる。圧迫深度波形のベースライン部分は、実際開始点が最も多く集まっている位置の深度波形の部分から形成される。例えば、ベースラインは圧迫深度に等しい深度波形と1.1インチ（2.79 cm）低い深度波形の部分を形成する（圧迫の開始時点の大きな変化はまれで大きな変化を示す信号は恐らく異常である）。このように、制限装置は無視するか、あるいは現実的な深度値をその深度の1.1インチ上方に「開始点」を暫定的に割り当てる。1つの実施形態では、ベースラインより上方の過去の開始点を無視して、ベースラインより上方の現在の開始点を報告するか、エラーとして処理する。（過去の開始点はすでに観測された圧迫開始点のことである。現在の開始点とは現在の圧迫の開始点である。）別の実施形態では、ベースラインより上方の現在の開始点はまれなものとし、過去の開始点を平均化することができる。
【誤訳訂正１２】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００６２
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００６２】
胸部圧迫中に大量の心電図ノイズが生じることから、圧迫の開始点は心電図ノイズが事前に設定された閾値を越える点に関連付けられる。しかしながら、圧迫の動作と心電図のノイズの発生の間にいくらかの遅れあるいはずれが生じる。時間のずれはミリ秒から10分の1秒の単位である。圧迫のいずれの部分も逃さないために、バッファ（デジタル、アナログのいずれでも）を適用して時間のずれを修正する。その後、心電図のノイズが特定の閾値を越えると、加速度測定器が作動する（そして加速度測定値を得始める）ようにスイッチをプログラムする。測定加速度を2回積分することにより総圧迫深度を決定する。
【誤訳訂正１３】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００７３
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００７３】
荷重センサ８２の場合、荷重センサは蘇生実施者、患者、自動心肺蘇生装置、患者の下、または圧迫が始まるときに荷重センサが荷重状況を感知するようなその他の部位に接続される。荷重状況に関する荷重センサの測定値が事前に定められた閾値を越えたとき、測定開始点がゼロに設定される。荷重センサは荷重センサが荷重状況を感知したときに活性化されるスイッチに操作上接続されるか、単に信号処理システム識別装置（詳細は以下に記す）に信号を送る。圧迫深度は加速度を2回積分されて決定される。荷重センサが圧迫の開始を検出したとき開始点をゼロに設定する技術を、図5および図6の信号処理技術と組み合わせることができる。
【誤訳訂正１４】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００８８
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００８８】
図28および図29は、心肺蘇生中に測定される加速度から正確な位置を決定するときの一般的な問題を提示し、位置を決定するための一般的な解決法を示したブロック図である。図28は、実際胸部圧迫加速度が胸部位置の不正な値にどのように変換されるかを示すブロック図である。大まかに言えば、実際加速度１０５、信号ノイズ１０６、外部加速度ノイズ１０７、ある種のドリフト１０８は、未知の機能１０９（それは線形あるいは非線形で、無作為のあるいは決定的な入力を含んでいる）で結び付けられている。未知の非線形機能は、加速度測定器で測定された不正な加速度１１０を生成するシステムとして知られている。不正な加速度は2回積分され、加速度に不正を入れることにより生じる問題を大きくしてしまう。増加するエラーは組み込みエラー１１１と呼ばれる（しかし、積分技術そのものが直接位置にエラーを持ち込むことはないと考えられる）。最後にドリフト１１２のその他の原因が最終値の不正な位置１１３に影響することがある。
【誤訳訂正１５】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００８９
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００８９】
図29は、不正な胸部圧迫加速度を胸部圧迫の推定の実際深度に変換するための一般的な解決のブロック図である。まず、基準センサ１１９が実際圧迫開始点を確立する。このようにして、加速度の開始点を知ることができる（助けとなるが、基準センサ１１９は一般的な解決策とはならない）。実際加速度１０５および真実のまたは推定のノイズ源１２２０（図28の１０６〜１０８のブロックからなる）がシステム１０９によって未知の機能により統合される。その結果は不正な加速度１１０である。測定された加速度は次にデータ積分手段１２１（これは線形もしくは非線形機能からなる）に提供されるとともに、システム識別装置１２２に提供される。
【誤訳訂正１６】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】００９２
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【００９２】
システム識別装置は次に、測定された加速度の推定ノイズ１２３を生成するために、ノイズ源基準値と測定された加速度を組み合わせるか、関連付ける。次に、推定ノイズ１２３はデータ１２１を組み合わせるための手段に提供される。データを組み合わせる手段は推定ノイズ１２３と測定された加速度１１０を組み合わせて、推定の実際加速度１２４を生成する。推定の実際加速度は次に2回積分される（１２５）。フィルタ１２６は、推定の実際加速度にまだ残っているエラーの複合の影響を減らすために、オプションで片方または両方の積分ステップで使用される。最終結果は、加速度測定器の実際位置１２７を正確で精密に推定することになる。
【誤訳訂正１７】
【訂正対象書類名】明細書
【訂正対象項目名】０１３７
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【０１３７】
１…患者
２…圧迫モニタ
３…胸骨
４…プロセッサ
５…位置変化ディスプレイ
７…心電図ディスプレイ
３４…生の加速度信号
３５…フィルタ
３６…積分
３７…フィルタ
３８…積分
３９，４７，４８…ベースライン制限装置
５１…フィルタ
５２…開始点検出器
５５，５６，５７…ピーク制限装置
５８…フィルタ
５９…ピーク検出器
６１…推定の実際深度
６２…ユーザフィードバック
【誤訳訂正１８】
【訂正対象書類名】図面
【訂正対象項目名】図５
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【図５】
2006503659.tif 000001
【誤訳訂正１９】
【訂正対象書類名】図面
【訂正対象項目名】図６
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【図６】
2006503659.tif 000002
【誤訳訂正２０】
【訂正対象書類名】図面
【訂正対象項目名】図２８
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【図２８】
2006503659.tif 000003
【誤訳訂正２１】
【訂正対象書類名】図面
【訂正対象項目名】図２９
【訂正方法】変更
【訂正の内容】
【図２９】
2006503659.tif 000004