(57)【要約】心停止被害者におけるＣＰＲ胸部圧迫及び除細動除細動ショックの施術の際に使用されるシステム及び方法。このシステムは、胸部圧迫の出所を決定するために、圧迫深さモニターからの圧迫波形を分析し、圧迫波形が自動化ＣＰＲ胸部圧迫装置に特徴的であるときに、圧迫サイクルの際、除細動ショックの施術を可能にする。
2016529031.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＣＰＲ胸部圧迫の際に、心停止被害者の胸部の動きを示す運動信号を提供することができる運動センサを備えた胸部圧迫モニターと、
除細動電極及び関連する除細動器と、
電気療法が必要であるかどうかを決定するために前記電極からのＥＣＧ信号を受信及び解釈し、前記除細動器を操作し前記電極を介して電気療法を施し、心停止被害者が経験した胸部圧迫の圧迫波形の特徴を決定するために、前記胸部圧迫モニターからの運動信号を受信及び解釈することのできる制御システムを備える、心停止被害者におけるＣＰＲ胸部圧迫及び除細動ショックの管理の際に使用するためのシステムであって、
前記制御システムが、更に運動センサからの圧迫波形を決定し、１以上の圧迫波形の特徴に基づいて胸部圧迫の出所を決定し、決定された胸部圧迫の出所に基づいて電気療法の施術を制御できるようにプログラムされている、システム。
【請求項２】
前記制御システムは、更に、圧迫波形の特徴が手動のＣＰＲ胸部圧迫である場合、圧迫が進行している時に、電気療法の施術を停止することができる、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記制御システムは、更に、圧迫波形の特徴が胸部圧迫装置である場合、電気療法の施術を許容することができる、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記制御システムは、更に、圧迫波形の特徴が手動のＣＰＲ胸部圧迫である場合、電気療法の施術を停止することができるが、圧迫波形の特徴が、胸部圧迫装置により供給される圧迫である場合、電気療法の施術を許容することができる、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記制御システムは、更に、圧迫波形の特徴が手動のＣＰＲ胸部圧迫である場合、又はピストンベースの胸部圧迫装置である場合、電気療法の施術を停止するが、圧迫波形の特徴がベルトベースの胸部圧迫装置により供給される圧迫である場合、電気療法の施術を許容することができる、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記圧迫波形の特徴が、一連の圧迫の圧迫速度を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
前記圧迫波形の特徴が、一連の圧迫の圧迫深さを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項８】
前記圧迫波形の特徴が、一連の圧迫の圧迫速度を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記圧迫波形の特徴が、一連の圧迫の周期性を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記圧迫波形の特徴が、ベルトベースの圧迫装置に独特の波形特徴を含む、請求項１に記載の圧迫システム。
【請求項１１】
前記圧迫波形の特徴が、圧迫深さが安定し、圧迫保持の指標である波形内の期間を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記圧迫波形の特徴が、圧迫深さが安定し、圧迫保持の指標である波形内の期間を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記圧迫波形の特徴が、圧迫保持前、胸部の圧迫後に、胸部圧迫装置のオーバーシュートを示すピークを含む、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記圧迫波形が、ＣＰＲ胸部圧迫中の患者の胸部の変異を示す圧迫深さ波形である、請求項１に記載のシステム。
【請求項１５】
前記圧迫波形が、ＣＰＲ胸部圧迫中の患者の胸部の加速度を示す圧迫加速度波形である、請求項１に記載のシステム。
【請求項１６】
前記圧迫波形が、ＣＰＲ胸部圧迫中の患者の胸部の速度を示す圧迫速度波形である、請求項１に記載のシステム。
【請求項１７】
前記制御システムは、更に、
運動信号からの圧迫波形を測定し、
前記圧迫波形を決定し、
所定の圧迫速度に対応する圧迫速度；所定の圧迫深さに対応する圧迫深さ；一連の圧迫の一貫した周期性；一貫した圧迫の深さ；圧迫保持；圧迫下降後及び圧迫保持前の圧迫オーバーシュートピーク；圧迫間休止期；開放期間後及び圧迫間休止期後の上昇オーバーシュートピーク；開放オーバーシュートピーク間の締め付けオーバーシュートピーク；又は、前記圧迫サイクルにおける所定のポイントでの所定の加速度又は速度；を含む特徴について、単独又は組み合わせで圧迫波形を分析することにより、圧迫が、圧迫下降、圧迫保持、上昇及び圧迫間休止期を特徴とする圧迫サイクルを供給する胸部圧迫装置により実行されるかどうかを決定し、
前記特徴の１以上の検出により、圧迫間休止期でなく、圧迫ストローク中、圧迫保持、又は開放期間に圧迫を実施しながら心停止被害者に電気療法を施術するために除細動器を操作するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１８】
心停止被害者を、患者の胸部の動きを引き起こすＣＰＲ胸部圧迫で処置し、前記除細動器がショックアドバイザリーアルゴリズムに従い、前記心停止被害者に電気療法を施術することができる、心停止被害者を蘇生するための除細動器の制御方法であって、
前記心停止被害者の胸部の動きに対応する運動信号を生成し得る運動センサから運動信号を獲得し、前記心停止被害者の胸部の動きに対応する圧迫波形を生成する工程；
胸部圧迫が手動で、又は自動化胸部圧迫装置により実行されているかどうかを決定するために圧迫波形を分析するために、前記除細動器を制御することができる制御システムを操作する工程；及び
決定された胸部圧迫の出所に基づいて電気療法の施術を制御するために制御システムを操作する工程を含む、方法。
【請求項１９】
胸部圧迫が手動で実行されていると決定されて胸部圧迫が継続している間に、前記心停止被害者への電気療法の施術を停止するために前記制御システムを操作する工程を更に含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
胸部圧迫が自動化胸部圧迫装置により実行されていると決定されて胸部圧迫が継続している間に、前記心停止被害者への電気療法の施術を許容するために前記制御システムを操作する工程を更に含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項２１】
圧迫波形が、手動によるＣＰＲ胸部圧迫の特徴である場合、電気療法の施術を停止するが、圧迫波形が、胸部圧迫装置により供給される圧迫の特徴的ある場合、電気療法の施術を許容する工程を更に含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２２】
圧迫波形が手動によるＣＰＲ胸部圧迫の特徴であるか、ピストンベースの胸部圧迫装置の特徴である場合、電気療法の施術を停止するが、圧迫波形がベルトベースの胸部圧迫装置により供給される圧迫の特徴である場合、電気療法の施術を許容する工程を更に含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２３】
前記圧迫波形の分析工程が、
所定の圧迫速度に対応する圧迫速度；所定の圧迫深さに対応する圧迫深さ；一連の圧迫の一貫した周期性；一貫した圧迫の深さ；圧迫保持；圧迫下降後及び圧迫保持前の圧迫オーバーシュートピーク；圧迫間休止期；解除期間後及び圧迫間休止期後の上昇オーバーシュートピーク；解除オーバーシュートピーク間の固有のオーバーシュートピーク；又は、  前記圧迫サイクルにおける所定のポイントでの所定の加速度又は速度；を含む特徴について単独又は組み合わせで波形を分析することを更に含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２４】
除細動器が患者に電気療法を施術することを制御することができ、ＣＰＲ胸部圧迫により引き起こされる患者の胸壁の動きを示すあらゆる運動信号を受信及び解釈することができる制御システムにより実行する場合、制御システムにより決定された前記圧迫の出所に依存して前記圧迫が進行している間に、前記制御システムに、前記圧迫の出所を決定するために前記運動信号を決定させ、電気療法の施術を条件付きで許容し、又は停止させる、非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２５】
プログラムが、制御システムに、患者の胸壁の加速度、速度又は深さに対応する圧迫波形を生成させ、ＣＰＲ胸部圧迫の出所を示す波形の特徴を分析し、それによってＣＰＲ胸部圧迫の出所を決定させる、請求項２４に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２６】
制御システムが、ＣＰＲ胸部圧迫の出所が自動化胸部圧迫装置である場合にのみ、圧迫の進行中に、プログラムが、制御システムに、患者に電気療法を施術するように除細動器を操作させる、請求項２５に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２７】
ＣＰＲ胸部圧迫の出所が自動化胸部圧迫装置である場合にのみ、圧迫の進行中に、プログラムが、制御システムに、患者に電気療法を施術するように除細動器を操作させる、請求項２６に記載のプログラムを記憶している非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２８】
プログラムが、制御に、圧迫波形を分析させて、胸部圧迫を達成するために圧迫ベルトを使用する胸部圧迫デバイスに特有の波形の特徴を検出させ、
ＣＰＲ胸部圧迫の出所が、胸部圧迫を達成するために圧迫ベルトを使用する自動化胸部圧迫装置である場合にのみ、圧迫の進行中に、プログラムが、制御システムに、患者に電気療法を施術するように除細動器を操作させる、請求項２７に記載のプログラムを格納している非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２９】
波形の特徴が、
所定の圧迫速度に対応する圧迫速度；
所定の圧迫深さに対応する圧迫深さ；
一連の圧迫の一貫した周期性；
一貫した圧迫の深さ、
圧迫保持；
圧迫下降後及び圧迫保持前の圧迫オーバーシュートピーク；
圧迫間休止期；
解放期間後、及び圧迫間休止期後の解放オーバーシュートピーク；
解放オーバーシュートピーク間の固有のピーク；又は
加速度若しくは速度値について、単独又は組み合わせを含む、請求項２５のプログラムを格納している、非一時的なコンピュータ可読媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
以下に記載する発明は、ＣＰＲ及び除細動の分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
心停止被害者のための蘇生法としては、ＣＰＲ胸部圧迫、人工呼吸及び除細動が挙げられる。被害者から信頼できるＥＣＧを得ることができる場合にのみ、除細動が実施され、ＣＰＲ胸部圧迫は、ＥＣＧ信号に多くのノイズを誘発し、それらは、患者にショックを与えるために信頼できる決定を行うために十分に破損していないＥＣＧデータを得るためのＡＥＤのために、１２〜１５秒の待機時間停止する必要がある。この静止期間の際に、ＣＰＲ圧迫により誘発される血流がいくらか停止し、これは非常に望ましくない。
【０００３】
また、本出願人の以前の特許、Ｓｈｅｒｍａｎら．Ｃｈｅｓｔ  Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ  ｄｅｖｉｃｅ  ｗｉｔｈ  Ｅｌｅｃｔｒｏ−Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ，米国特許第６，２１３，９６０号（２００１年４月１０日）を含む種々の参考文献に開示されているように、ＣＰＲ圧迫サイクルの特定の期間に除細動器からの心臓除細動ショックを適用することが有利であるが、上への動き（ｕｐｓｔｒｏｋｅ）では胸部が拡張しているので、圧迫又は下への動き（ｄｏｗｎｓｔｒｏｋｅ）の終了後が最良である。有利であるが、心臓除細動ショックとＣＰＲ胸部圧迫との同期は、２つの障害を念頭において実施しなければならない。第一に、きれいなＥＣＧデータを得ることが歴史的に必要であるので、圧迫の妨害を回避することが最良である。第二に、ＣＰＲ圧迫がＣＰＲ施術者により手動で提供されている場合、それはヒトにショックを与える危険がある（ＣＰＲ施術者において心停止を引き起こす可能性がある）ので、ショックの同期は実施すべきでない。
【０００４】
第一の問題は、Ｈａｌｐｅｒｉｎ，ＣＧ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ  Ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ，米国特許第６，８６５，４１３号（２００５年３月８日）．Ｈａｌｐｅｒｉｎに開示されている動きアーティファクト低減技術により解決される。また、ＣＰＲ胸部圧迫を継続しながら、ＥＣＧ信号の分析を可能にする、種々の除細動器において具現化されているＴｈｒｕ  ＣＰＲ（登録商標）技術を参照のこと。第二の問題は、ＺＯＬＬ  Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎｓ  ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）胸部圧迫装置等の自動化胸部圧迫装置を用いてＣＰＲ胸部圧迫を提供することにより対処される。ＺＯＬＬの自動体外式除細動器（ＡＥＤ’ｓ）は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）装置と相互接続することができ、心臓が非常に圧迫され、ショックに応答する（これは、ＡＥＤの操作者によって選択されなければならない動作モードで設けられている）圧迫サイクルのポイントの間に除細動／電気的除細動ショックを適用するようにプログラムされている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
胸部圧迫装置と相互接続せずに、ＣＰＲ胸部圧迫の間に、ＥＣＧを分析することができるが、それにもかかわらず、圧迫の進行中に、除細動及び／又は電気的除細動ショック等の電気療法を提供することが可能であり、ＣＰＲ胸部圧迫を自動化システムにより実施する場合に、圧迫サイクルと同期された電気療法を提供することも可能であるが、圧迫の進行中に、ＣＰＲ胸部圧迫を手動で（ＣＰＲ被害者と電気的に接続され得る人による）実施する場合に、同期された除細動／電気的除細動を提供することができないＡＥＤを提供することは有利である。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
後述する装置及び方法は、ＣＰＲ中の、改善された除細動の施術を提供する。ＣＰＲの経過の間に胸部圧迫深さを測定するために現在使用されている胸部圧迫モニターを使用し、胸壁の動き（加速度、速度、又は深さ信号）に対応する信号を生成し、ショックのための圧迫サイクル内の最適ポイントを決定するために使用される。被害者の胸部の電極からのＥＣＧ信号を受信及び解釈し、除細動器が、電極を介した除細動／電気的除細動を施術することを制御させ、胸壁の動きに対応する信号を受信及び解釈するＡＥＤ制御ボックス等の制御システム。後述するように、このシステムは、ＣＰＲが、胸部圧迫装置により、又はＣＰＲ施術者により供給されるかを決定するためにも使用することができる。
【０００７】
ＣＰＲ施術者が手動による圧迫を実施している間、除細動器が患者にショックを与えないことを確実にするために（ＣＰＲ施術者におけるショックをもたらし、おそらく救助者に心停止をもたらす）、胸部圧迫モニターから得られた圧迫波形を分析し、ＣＰＲ胸部圧迫を決定し、患者が手動により、又は機械により圧迫されているかを決定することができ、患者を圧迫している間、ＣＰＲ施術者がショックを受けないことを確実にするため、圧迫の出所に基づいてＣＰＲ胸部圧迫が進行している間、ＡＥＤは、ショックを与えるかショックを与えないかを自動的に決定することができる。機械によって与えられたショックのため、ＡＥＤを圧迫装置に接続する必要なく、又は圧迫装置からのフィードバックに頼る必要なく、ＡＥＤは、ショックの施術を圧迫ストロークと同期することができる。また、ベルトベース及びピストンベースの胸部圧迫装置の圧迫波形は十分に異なっているので、同期されたショックが検証されていないために、システムにより提供される圧迫中にショックが提供されていないことを確実にするために、胸部圧迫モニターから得られた圧迫波形を分析し、患者が圧迫ベルトにより、又はピストンにより圧迫されているかを決定することができ、圧迫の出所に基づき、ＡＥＤはショックを与えるか、ショックを与えないかを自動的に決定することができる。
【０００８】
前記システムは、ＣＰＲ胸部圧迫の進行中に、あらゆる電気療法の施術を制御するために使用することができる。電気療法としては、除細動ショック、電気的除細動ショック、電気的神経刺激、及び心刺激に使用されるパルス磁場を挙げることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】手動による胸部圧迫を提供する救助者とともに、患者への使用中の胸部圧迫モニターの使用を示す。
【図２】図１の電極アセンブリの平面図である。
【図３】ＺＯＬＬ  Ｍｅｄｉｃａｌ’ｓ  Ｒｅａｌ  ＣＰＲ  Ｈｅｌｐ（登録商標）胸部モニターに実装される、胸部圧迫モニターを示す。
【図４】患者に使用中の胸部圧迫装置とともに、患者に使用中の胸部圧迫モニターの使用を示す。
【図５】患者に使用中のピストンベースの胸部圧迫装置とともに、患者に使用中の胸部圧迫モニターの使用を示す。
【図６】ＣＰＲ胸部圧迫の加速度、速度及び圧迫深さの関係を示す。
【図７】手動によるＣＰＲ、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）ＣＰＲ胸部圧迫、及びピストンＣＰＲ胸部圧迫の代表的な圧迫波形を示す。
【図８】手動によるＣＰＲ、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）ＣＰＲ胸部圧迫、及びピストンＣＰＲ胸部圧迫の代表的な圧迫波形を示す。
【図９】手動によるＣＰＲ、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）ＣＰＲ胸部圧迫、及びピストンＣＰＲ胸部圧迫の代表的な圧迫波形を示す。
【図１０】圧迫下における、典型的平均的なパーセンタイル値のヒトの男性の行動を模倣するように構成された、試験用の人体解剖模型で測定した圧迫からの実際の波形である。
【図１１】圧迫下における、典型的平均的なパーセンタイル値のヒトの男性の行動を模倣するように構成された、試験用の人体解剖模型で測定した圧迫からの実際の波形である。
【図１２】圧迫下における、典型的平均的なパーセンタイル値のヒトの男性の行動を模倣するように構成された、試験用の人体解剖模型でも測定したＬｕｃａｓ（登録商標）圧迫装置からの実際の波形である。
【図１３】比較のために、図１１及び図１２を１つのグラフに重ねた波形を示す。
【図１４】独自に定義可能であるように、胸部圧迫装置の操作を介して変化する、一連の圧迫波形を示す。
【図１５】独自に定義可能であるように、胸部圧迫装置の操作を介して変化する圧迫波形を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
図１は、手動による胸部圧迫を提供する救助者２とともに、患者１への使用中の胸部圧迫モニターの使用を示す。蘇生努力の一環として、救助者は、患者の胸部にＥＣＧ電極アセンブリ３を適用している。このアセンブリは、胸骨電極４、頂部電極５、及び胸骨ブリッジ６を備えている。胸部圧迫モニター７は、ブリッジを有する発泡体の層間に挟まれ、胸骨ブリッジ内に配置されている。ブリッジは、十字印に沿って、その被害者の胸骨の上の胸部圧迫モニターの適切な配置のためのテンプレートとして機能し、（サイズの多種多様な患者のために）胸骨と頂点電極が適切に配置されることが保証される。電極アセンブリは、制御システム、又は胸部圧迫モニターからの決定したセンサ信号（例えば、加速度信号、速度信号、又は距離信号）の胸部圧迫モニター機能を制御（及び制御するようプログラム）することができ、若しくはＥＣＧ及び除細動機能を制御（及び制御するようプログラム）することができ、これらのセンサ信号からの圧迫の深さを決定し、救助者にフィードバックを生成及び供給するシステムを装着した除細動器８（ケーブル９を介して）に接続されている。フィードバックは、警報器を介した音声により供給される音によるフィードバック（声によるプロンプト）、又はディスプレイにより供給される視覚によるフィードバッグの両方であってもよい。これらの圧迫モニター機能は、Ｈａｌｐｅｒｉｎの’４１３特許に記載されたもの、及び本出願人らのＰｏｃｋｅｔＣＰＲ（登録商標）装置に実装されたもの等の、胸部圧迫モニター自体に組み込まれている制御システムによっても達成することができる。フィードバックは、より深く圧迫するプロンプトを含んでいてもよく、より速い、又は遅い速度で圧迫するように求められ、迅速かつ完全に圧迫した後、患者の胸部を解放するように求められる。
【００１１】
図２は、胸部圧迫モニター７を備える、図１の電極アセンブリの平面図である。この図では、胸骨電極４及び頂部電極５、並びにブリッジ６内の胸部圧迫モニター７の位置がより明確に示されている。胸部圧迫モニターは、図１に示すブリッジ６が位置する電極内に発泡層間に挟まれて配置しており、患者に装着されると、ＣＰＲ胸部圧迫モニターは患者の胸骨切痕上に配置される。この胸部圧迫モニター及びその筐体は、発展中の当分野では、パックと呼ばれている。
【００１２】
図３は、ＺＯＬＬ  ＭｅｄｉｃａｌのＣＰＲ  ｓｔａｔ−ｐａｄｚ（登録商標）又はＣＰＲ−Ｄ−ｐａｄｚ（登録商標）に、またＺＯＬＬ  ＭｅｄｉｃａｌのＲｅａｌ  ＣＰＲ  Ｈｅｌｐ（登録商標）胸部圧迫モニター（独立型の装置）にも実装されている胸部圧迫モニター７を説明する。パックは、筐体下部１３、及び筐体上部１４を有する筐体１２を有する。筐体下部は、（患者胸部又は患者胸郭の前側表面に対向する）わずかに凸面の底面１５を有して、患者の胸骨切痕に沿っている。筐体上部は、わずかに凹面の上面１６（患者に対し相対的に浅部）を有し、これは使用中パック上に手を配置しやすくする。パックの加速度を計測する加速度計アセンブリ１７は、パッケージに入って、取付基板１８に配置される。一般的には加速度計アセンブリは、複数軸の加速度計アセンブリであり、２個又は３個の加速度計が互いに直交して配置されており、２本又は３本の直交軸線上の加速度を検出することができる。好ましくは、これらの軸線は、圧迫モニター内で圧迫軸線１９（典型的には、仰臥位の患者の前方／後方軸線に対応する垂直方向軸線）と重なるように揃えられ、１本又は２本の軸線は該圧迫軸線に直交する（典型的には２本の水平方向軸線）。この配置により、Ｈａｌｐｅｒｉｎの特許文献に記載されているように、胸部圧迫深さを計測することができる。加速度計アセンブリは、２個又は３個の加速度計が筐体に回転可能に取り付けられた、別の加速度計を備えることもできる。Ｈａｌｐｅｒｉｎ及びＰａｌａｚｚｏｌｏに記載されているように、加速度計は、ＣＰＲ胸部圧迫中に達成胸壁の加速度に対応する加速度信号を生成し、制御システムは、圧迫深さを決定するために、この加速度信号を処理する。また、Ｇｅｈｅｂに記載されているように、制御システムは、ＣＰＲの施術者は、それが（放出速度）を展開できるように胸部を解放すべきである期間の胸壁の速度を含む速度を決定するために、この加速度信号を処理する。
【００１３】
図１、２及び３に示すように、胸部圧迫モニターは、ＣＰＲ胸部圧迫の間、胸部圧迫モニター及びモニターのセンサの動きが、密接に患者の胸壁の上方及び下方運動に対応するように、胸部、特に胸骨の上の胸部前面に関連して保持されるように適合する筐体を有している。
【００１４】
加速度計をベースとする圧迫モニターは、圧迫深さ、速度及び加速度に関する情報を取得するための最も便利な構成として提示される。しかし、圧迫深さ、速度及び加速度を感知することができ、又は信号を感知し、若しくは圧迫深さ、速度及び加速度を導くか、決定するデータを得ることができるあらゆる装置は、加速度計をベースとする圧迫モニターの代わりに使用することができる。したがって、圧迫深さ、速度及び加速度を決定するための手段としては、上述の加速度計、速度を直接測定する速度センサ、及び圧迫モジュールの変位を追跡する距離センサ又は近接センサを挙げることができる。例えば、近接センサ、超音波距離センサアレンジメント、光学的距離センサ、磁気運動センサ、ＲＦＩＤセンサ、及びエミッター／検出器アレンジメント、例えば、本明細書に全体として参照として組み入れられる、２０１２年６月１日に出願された、Ｆｒｅｅｍａｎ及びＨｅｒｋｅｎ，Ｃｈｅｓｔ  Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ  Ｂｅｌｔ  ｗｉｔｈ  Ｂｅｌｔ  Ｐｏｓｉｔｉｏｎ  Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ，米国仮出願第６１／６５４，６４２号に記載されたものを、胸部の実際の変位を測定するために使用することができ、制御システムは、変異曲線の導関数としての速度を容易に決定することができる。Ｇｒｕｂｅｎら，Ｓｔｅｒｎａｌ  Ｆｏｒｃｅ  Ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ  Ｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ  Ｄｕｒｉｎｇ  Ｃａｒｄｉｏｐｕｌｍｏｎａｒｙ  Ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ，１１５  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  １９５（１９９３年５月）（ＣＰＲ中の胸部の変位を測定するために位置検出変換器を組み込んだ機械的な連結の使用を記載している）に記載されたように、パックに固定された可変抵抗器及び機械的リンク機構は、変位を測定するために使用することができ、制御システムは、変位データから開放速度を計算することができる。
【００１５】
Ｇｅｈｅｂら，Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎｓ  Ｄｕｒｉｎｇ  ＣＰＲ，米国特許第７，７２０，２３５号（２００７年５月２２日）及びＣｅｎｔｅｎら，Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ  Ｓｅｎｓｏｒ  Ｆｏｒ  ＣＰＲ  Ｆｅｅｄｂａｃｋ  Ｄｅｖｉｃｅ，米国特許出願公開第２０１２／００８３７２０号（２０１２年４月５日）には、患者、及び速度感知システムとして、磁場を通して動きを感知する誘導コイルの下、磁場発生器を用いて胸部圧迫深さを測定するシステムが開示されている。このシステムは、圧迫深さを決定することができるので、上述のシステムにおける速度センサとして使用することができる。Ｃｅｎｔｅｎ，Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ  Ｆｏｒ  Ｔｈｅ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  Ｏｆ  Ｃｈｅｓｔ  Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ  Ｄｅｐｔｈ  Ａｎｄ  Ｏｔｈｅｒ  Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ  Ｄｕｒｉｎｇ  ＣＰＲ，米国特許出願公開第２０１１／００４０２１７号（２０１１年２月１７日）には、赤外光学照射、及び患者から反射された赤外光の検出を用いて胸部圧迫深さを測定するシステムが開示されている。このシステムは、胸壁の動きの速度を決定することができるので、上述のシステムにおける距離センサとして使用することができる。
【００１６】
圧迫深さ、速度又は加速度を決定するためのこれら及び他のあらゆる手段を使用してもよい。また、単一のセンサ、又は単一型のセンサは、速度及び胸部変位を決定するために必要な情報を提供するのに十分であるが、複数のセンサ及びセンサ型は、任意の順列で使用することができる。例えば、速度センサは、速度を直接測定するために使用することができ、変位センサ又は測定装置（速度センサから独立して操作可能）は、変位を直接測定するために使用することができ、制御システムは、速度センサから速度を決定し、変位センサから変位を決定することができる。
【００１７】
図４は、胸部圧迫装置２１が患者１に設置されている、患者に使用中の胸部圧迫モニターの使用を示す。胸部圧迫装置は出願人の米国特許第７，４１０，４７０号に記載されており、荷重分散パネル２３及び引きストラップ２４（患者の両側にそれぞれ１本ずつ）が筐体２５内で駆動スプール及びモーターに取り付けられている圧迫ベルト２２（ファントム線で示す）を有する。この図で示すように、ＥＣＧ電極アセンブリ３は患者胸部で荷重分散バンドの下に配置されている。このアセンブリは、図１に示す胸骨電極４、心尖電極５、胸骨ブリッジ６、及び胸部圧迫モニター７を有する。胸部圧迫モニター及び電極は、好ましくは除細動器に直接接続されており、筐体に内蔵された接続部を介して節即されていてもよい。胸部圧迫モニターは、患者と荷重分散パネルとの間で患者の胸骨の上方に配置されている。ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置は、患者の胸郭を急速に圧迫し、各圧迫サイクルの間に、胸郭を圧迫状態に保持することができる。ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置は、各圧迫サイクル間の短時間に締めつけられたベルトを保持することもできる。以下に説明するように、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置により達成される圧迫は、圧迫波形の分析によって容易に識別可能である。
【００１８】
図５は、ピストンベースの圧迫装置と連結した、胸部圧迫モニターの使用を示す。この装置は、Ｎｉｌｓｓｏｎら，ＣＰＲ  Ｄｅｖｉｃｅ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄ，米国特許出願公開第２０１０／０１８５１２７号（２０１０年７月２２日），Ｓｅｂｅｌｉｕｓら，Ｓｕｐｐｏｒｔ  Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ，米国特許出願公開第２００９／０２６０６３７号（２００９年１０月２２日），Ｓｅｂｅｌｉｕｓら，Ｒｉｇｉｄ  Ｓｕｐｐｏｒｔ  Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ  ｏｎ  Ｔｗｏ  Ｌｅｇｓ  ｆｏｒ  ＣＰＲ，米国特許第７，５６９，０２１号（２００９年８月４日），Ｓｔｅｅｎ，Ｓｙｓｔｅｍｓ  ａｎｄ  Ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ  ｆｏｒ  Ｔｒｅａｔｉｎｇ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ａｒｒｅｓｔ，米国特許第７，２２６，４２７号（２００７年６月５日）及びＫｉｎｇ，Ｇａｓ−Ｄｒｉｖｅｎ  Ｃｈｅｓｔ  Ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ  Ｄｅｖｉｃｅ，米国特許出願公開第２０１０／０００４５７２号（２０１０年１月７日）に開示されており、Ｔｈｕｍｐｅｒ（登録商標）胸部圧迫装置と同じ原理で作動する。この装置は、支持アーム３３上の患者の胸部上に吊されたモーター筐体３２で配置されたモーターによって駆動するピストン３０及び圧迫パッド３１を使用し、背板３４により患者への前方／後方次元に固定されている。ピストンベースの圧迫装置は、現在は、圧迫サイクルの間、高い圧迫保持か、圧迫間の保持を提供することができない。以下に説明するように、ピストンベースの圧迫は、圧迫波形の分析により容易に同定可能である。
【００１９】
図６は、ＣＰＲ胸部圧迫の加速度、速度及び圧迫深さ（変位）の関係を示す。これらの値のいずれか１つを測定することができ、測定した信号の直接的な統合又は微分を通して、他を決定することができる。図６は、３つの圧迫波形：理想的な圧迫波形の加速度波形、速度波形、及び圧迫深さ波形を示す。圧迫サイクルには、下への動き、上への動き（解放部分）が含まれ、おそらく下への動き及びそれに続く上への動きの間、若しくは上への動き及びそれに続く下への動きの間の遅延が含まれる。圧迫サイクルと、圧迫装置が、患者の胸部について、又は患者の胸部で締めつけが保持されたままであるか、又はわずかに圧迫された、次の圧迫サイクル間の遅延は、圧迫間保持と呼ばれる。（圧迫間保持があるか又はない遅延は、一般的に圧迫間休止期と呼ばれる。）圧迫サイクルは、下への動き及びそれに続く上への動き間の遅延である圧迫保持をも含む可能性がある（これは、本出願人の米国特許、Ｓｈｅｒｍａｎら，Ｍｏｄｕｌａｒ  ＣＰＲ  Ａｓｓｉｓｔ  Ｄｅｖｉｃｅ，米国特許第６，０６６，１０６号（２０００年５月２３日）で高圧迫保持と呼ばれる）。
【００２０】
図６に示すように、加速度、胸壁速度及び胸壁深さは、圧迫サイクル中に互いに調和している。ＣＰＲ施術者が押すか、胸部圧迫装置が患者の胸部上で圧迫力を発揮する際、胸部、及び胸部との関連で固定された圧迫モジュールが下方に加速され、負の加速度Ａｄｏｗｎとして示される下方の加速度を経験する。上から下への動きの終了近くで、加速度Ａｄｏｗｎはゼロまで減速し、ＣＰＲ施術者は圧迫を解除し、胸郭の自然回復力が大きくなり、胸壁の上方への反発につながるような上向きの加速度Ａｕｐになる。これは、胸部が完全に拡張された位置に達するとすぐに、ゼロに減速する正の加速度Ａｕｐに反映される。上方の動きはＡslowにて減速され、圧迫サイクルの完了時にゼロに戻る。ＣＰＲ施術者が繰り返して胸部を圧迫するようにサイクルが継続する。速度曲線は、下方の加速度Ａｄｏｗｎがゼロになる際に発生する下方速度Ｖｐｅａｋｄｏｗｎの極大値、上方の加速度Ａｕｐが正になると上昇する上方若しくは解放速度Ｖｕｐ、及びＡｕｐがゼロに下がる際に発生するＶｐｅａｋｕｐを伴って加速度曲線に従う。上方速度の間に、下方速度がゼロに戻り、元の胸部位置に戻る際に、胸部の変位はその最も深い範囲Ｄｐｅａｋに達する。これらの曲線は厳密に相互に関連しているように、各曲線は、他から決定することができ、一つのパラメータに関するデータは、他のパラメータを決定するために分析することができる。
【００２１】
図７、８及び９は、手動によるＣＰＲ、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）ベルトＣＰＲ胸部圧迫、及びピストンベースのＬＵＣＡＳ（登録商標）ＣＰＲ施術者により供給胸部圧迫の代表的な圧迫波形を示す。図７は、手動によるＣＰＲに典型的な圧迫深さ波形を示す。この波形は一連の圧迫の時間の関数としての胸壁の変位を示す。グラフに示すように、信号処理及び特徴抽出技術によって識別可能な以下のいくつかの特徴は、この波形が手動によるＣＰＲの特徴であることを示している；
各圧迫の最深部が、非常に丸みを帯びた外観を特徴とし；
胸部が圧迫の高い状態に保持された圧迫保持期間はわずかであるか、若しくはなく；
圧迫サイクルの上への動きは、以前の下への動きの終了にすぐに続き；
１つの圧迫サイクルから次のサイクルに移る時の圧迫の深さはかなり変動し；及び
圧迫サイクルの周期が可変である。
【００２２】
図７のグラフに示すように、手動によるＣＰＲの際の圧迫深さは非常に可変である。手動による圧迫は、理想的には２．０〜２．５インチの深さである（ＡＣＬＳガイドライン２０１０による）。深さの一貫性は、所望の深さの目標がほとんどの圧迫について適合する限り重要ではない。しかし、圧迫の深さの不一致は、手動によるＣＰＲの指標である波形の認識可能な特徴である。また、圧迫の際に時間及び若干の延長の遅れを伴い、密接にいくらかの圧迫に間隔をあけて、圧迫速度は変化する。ＣＰＲ施術者が連続的に圧迫しようとすると、圧迫速度は、ＣＰＲ施術者が毎分１００圧迫の一貫した速度で圧迫しようとしているにもかかわらず変化する。周期性（連続した圧迫の間の間隔）は不規則で非常に可変である。完璧な周期性では、ＣＰＲ施術者は、各圧迫の間で正確に６００ミリ秒で、１つの圧迫を６００ミリ秒おきに達成するであろう。完璧な周期性を仮定すると、それぞれの圧迫は、同じ間隔によって前後の圧迫から分離する必要がある。典型的な手動による圧迫波形は、完璧な周期性から大きく外れている。例えば、１つの圧迫３９は、約６００ミリ秒で次の圧迫４０に続くが、次の圧迫４１は、約１０００ミリ秒で圧迫４０に続く。また、ポイント４２で、ＣＰＲ施術者が短い休息を取り、圧迫間に休止したことを示す。圧迫４３及び４４の間の非常に長い遅延が存在する。
【００２３】
図８は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）胸部圧迫装置によって提供される自動可ＣＰＲの典型的な理想的な圧迫波形を示す。（それは実際の波形ではないが、装置が完全条件下で達成するであろう理想的な波形の代表である。）この波形は、圧迫の一連の時間の関数としての胸壁の変位を表す。グラフに示すように、信号処理及び特徴抽出技術によって識別可能な以下のいくつかの特徴は、この波形がＡｕｔｏｐｕｌｓｅにより提供される自動化ＣＰＲの特徴であることを示している：
各圧迫の最深部はＡｕｔｏＰｕｌｓｅにより達成される圧迫保持を示す、非常に平らな外観を特徴とし；
各圧迫の最も高い部分は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅにより達成される圧迫間保持を示す、非常に平らな外観を特徴とし；
圧迫の深さは、１つの圧迫サイクルから次のサイクルに対し、非常に一貫性があり；及び
圧迫サイクルの周期は、各圧迫が同じ間隔だけ前後の圧迫から分離されるように、非常に一貫している。
【００２４】
図８のグラフに示すように、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）胸部圧迫装置によって達成される圧迫の深さは非常に一貫している。圧迫深さは非実質的に変化していてもよいが、実用的な目的のために、装置によって達成される全ての圧迫は、同じ深さである。この完璧な整合性は、自動化装置によって達成される胸部圧迫の特徴である。また、圧迫速度は正確な間隔で、次に続く圧迫に続く各圧迫において非常に一貫性があり、本質的に不変である（このケースでは、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）は、各圧迫下降の開始との間に７５０ミリ秒、及びそれぞれの上への動き／解放相との間のように７５０ミリ秒が必要であるように、毎分８０回の圧迫速度で圧迫を達成するようにプログラムされている）。機械による圧迫に期待されるように、周期性には、非常に一貫性がある。各圧迫は、同じ間隔だけ、前後の圧迫から分離されている。手動によるＣＰＲにおいて見られる変化のいずれも、この圧迫波形では見られない。また、この波形では、Ａｕｔｏｐｕｌｓｅ（登録商標）の特徴的な保持期間が見られる。これらの保持期間４５及び４６は、各圧迫の上部及び下部に示されている。これらの保持期間は、圧迫深さが変更されないように、短い期間、又は圧迫波形のように平らなスポットが示される。
【００２５】
図９は、ピストンベースのＬＵＣＡＳ（登録商標）胸部圧迫装置により供給される自動化ＣＰＲに典型的な理想的な圧迫波形を示す。この波形は、一連の圧迫の時間の関数としての胸壁の変位を示す。グラフに示すように、信号処理及び特徴抽出技術によって識別可能な以下のいくつかの特徴は、この波形がピストンベースのＬＵＣＡＳ（登録商標）胸部圧迫装置により提供される自動化ＣＰＲの特徴であることを示している：
各圧迫の最深部はＡｕｔｏＰｕｌｓｅにより達成される保持がないことを示す、丸みを帯びた外観によって特徴付けられ；
各圧迫の最も高い部分は、ＬＵＣＡＳ（登録商標）装置によって達成される圧迫間間保持を示す、平らな外観を特徴とし；
圧迫の深さは、１つの圧迫サイクルから次のサイクルに対し、非常に一貫性があり；及び
圧迫サイクルの周期が非常に一貫している。
この理想的な波形には、かなりの圧迫保持が存在しないことで、理想的なＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）の波形とは異なっている。
【００２６】
図９のグラフに示すように、ＬＵＣＡＳ（登録商標）胸部圧迫装置により達成される圧迫の深さは非常に一貫している。圧迫深さは非実質的に変化していてもよいが、実用的な目的のために、装置によって達成される全ての圧迫は、同じ深さである。この完璧な整合性は、自動化装置によって達成される胸部圧迫の特徴である。また、圧迫速度は正確な間隔で、次に続く圧迫に続く各圧迫において非常に一貫性があり、本質的に不変である（このケースでは、各圧迫下降の開始との間に６００ミリ秒、及びそれぞれの上への動き／解放相との間のように６００ミリ秒）。機械による圧迫に期待されるように、周期性には、非常に一貫性がある。各圧迫は、同じ間隔だけ、前後の圧迫から分離されている。手動によるＣＰＲにおいて見られる変化のいずれも、この圧迫波形では見られない。また、この波形では、Ｌｕｃａｓ（登録商標）の特徴的な保持期間が見られる。これらの休止４７は、各圧迫の上部の終わりに示されているが、各圧迫の下部に該当する保持期間がない。これは、Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置が圧迫保持又は圧迫間保持を達成するが、圧迫間に一時的に休止しないからである。したがって、Ｌｕｃａｓ（登録商標）により供給される波形は、Ａｕｔｏｐｕｌｓｅ（登録商標）装置の波形から容易に区別することができる。
【００２７】
図１０及び１１は、圧迫下における、典型的平均的なパーセンタイル値のヒトの男性の行動を模倣するように構成された、試験用の人体解剖模型で測定した、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫からの実際の波形である。図１０は、換気休止期間（アイテム５０）による、連続する一連の圧迫（アイテム４９）によって分離される一連の圧迫（アイテム４８）を示す。圧迫は、毎分８０回の圧迫、又は圧迫サイクルあたり７５０ミリ秒の速度で達成される。図１１は、圧迫間休止期（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標））について、圧迫の間、この期間中にベルトがピンと張った状態に保持されている）、圧迫から下への動き（ベルトは、胸部を圧迫するように、急速に締め付けられる）、圧迫保持（ベルトは、最大の圧迫状態で胸部を保持している）、及び上への動き／解放期間（ベルトを解放することにより、胸部の圧迫力が除去される）を含む、１回の圧迫サイクルを示す。図１０に示すように、圧迫は、深さ及び周期で非常に均一である。図１０及び１１の両方から明らかなように、実際の圧迫波形は人為的結果を含む。１つのこのような人為的結果は、圧迫から下への動きと高圧迫保持との間の変化でわずかにオーバーシュートしている（各波形においてピーク５１として現れる）。他の人為的結果は、システムが安定し、圧迫間保持期間４５内に深さが落ち着く圧迫を測定した後、圧迫の間にピンと張った、それを維持するためにベルトを締めるので、上への動きの終わりに、上への動きのオーバーシュートピーク５２、それに続く締め付け（ｃｉｎｃｈｉｎｇ）オーバーシュートピーク５３として現れる。図８の理想化された波形のように、波形に容易に目に見える特徴は、圧迫保持期間４６、圧迫間保持期間４５、及び圧迫期間と圧迫から下への動きと上への動きとの間に鋭い遷移を含む。
【００２８】
図１２は、Ｌｕｃａｓ（登録商標）圧迫装置からの実際の波形であり、これも、圧迫下における、典型的平均的なパーセンタイル値のヒトの男性の行動を模倣するように構成された、試験用の人体解剖模型で測定した。波形は、図１０及び１１のＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）波形において見られる、人為的結果のオーバーシュートを含んでいない。これは、アイテム５８として標識した最大ポイントで発生する、圧力保持を介しない、圧迫ストロークの終わりと解放期間への即座の変換における丸みを帯びたピークを特徴とする。圧迫間休止期から圧迫ストロークへの変換、圧迫ストロークから解放期間への変換、及び解放期間から次の圧迫間休止期は漸進的であるが、はっきりと定義されない。また、６００ミリ秒の圧迫サイクルについて、圧迫は１秒あたり１００回の圧迫で達成される。ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）と同様に、圧迫は、深さ及び周期において非常に均一である。
【００２９】
図１３に示すように、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫波形とＬｕｃａｓ（登録商標）圧迫波形との更なる相違点は、１つのグラフにおいて圧迫波形を重ねることから明らかである。図１３では、図１１及び図１２の波形をお互いに重ねている。この重ね合わせから、２つの波形間で異なる更なる波形の特徴が明らかである。例えば、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫ストロークの最大速度及び加速度は、Ｌｕｃａｓ（登録商標）は系の最大速度及び加速度よりも高い。したがって、圧迫サイクルにおける所定のポイントにおける所定の加速度又は速度値は、ベルト圧迫をピストン圧迫と区別し、自動化胸部圧迫を手動による圧迫と区別するために使用することができる。例えば、圧迫から下への動きにける、１４インチ／秒以上の胸壁速度は、ベルト圧迫装置により達成される、自動化胸部圧迫を示す（これは、現存しているベルト圧迫装置の既知の動作パラメータに依存する）。下への動きへの変換（アイテム５４として標識される）の曲率は、より大きく、これは、下への動きの開始時にＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）により、より高い加速度が達せされたものと達成されたものより高い加速を示すので、より大きい。上への動きへの圧迫保持からの変換（アイテム５５として標識される）の曲率は、より大きく、これは、上への動きの開始時にＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）により高い加速度が達成されることを示す。また、下への動きの際の波形の傾斜は急であり（アイテム５６により標識）、これは、上への動きの際の速度、及び波形の傾斜が高いことを示し（アイテム５７により標識）、Ｌｕｃａｓ（登録商標）の変換及び傾斜の曲率と比較し、速度が高いことを示す。ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）の波形は、解放期間の間の深さを変更するために、圧迫保持からの非常に急な変換を含み、解放波形は急であり、これは、この装置により許容される解放運動の最大の上への加速度及び速度が、Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置により許可されるものよりも識別できるほど高いことを示す。また、圧迫ストロークは、両方の装置でピークを達成し、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）波形は、動きなしで長期間示されるが（圧迫保持として示される平らな部分）、Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置の波形は、上への動きに対して即座の変換、それに続く、アイテム５８として標識される最大ポイントの後、上向き速度がゆっくり上昇することを示す。Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置は、圧迫間休止期の最初に明らかな「リンギング」又は「ハンティング」を示し、これは、オーバーシュートピーク５２及び５３により示される。締め付けオーバーシュートピーク５３が、ベルトの締め付け作用によって引き起こされている間に、胸部を圧迫サイクルの際の圧迫状態で維持するために締め付けられるよう、上への動きのオーバーシュートピーク５２は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫ベルトの迅速かつ完全な遊離に対応する。
【００３０】
手動によるＣＰＲ波形は、機械的なＣＰＲ波形とは容易に区別することができ、異なる機械的なＣＰＲ装置は、お互いに容易に区別し得る波形を生成するので、コンピュータ制御システムは、容易に波形を解釈し、胸部圧迫が行われている方法を決定することができる。これは波形の特徴を特定する信号処理を介して達成することができる（ＥＣＧ波形の特徴を検出するために使用されているものと同様の信号処理及び特徴抽出技術を用いて）。したがって、圧迫モニター、除細動電極、及び電極からのＥＣＧ信号を受信及び解釈し、除細動／電気的除細動ショック等の電気療法が示されるかどうかを判断し（ショックアドバイサリーアルゴリズムを介して）、電極を介して患者に電気療法を施術し、胸部圧迫モニターからの運動信号を受信及び解釈することのできる制御システムを備える関連除細動器が、患者に装備されている場合、制御システムは、自動的に圧迫波形を検出し、圧迫波形を解釈して手動によるＣＰＲを機械的ＣＰＲと区別し、ベルト−ＣＰＲをピストン−ＣＰＲと区別し、波形の特徴が、ＣＰＲ胸部圧迫が手動により行われていることを示すか、若しくはＣＰＲ胸部圧迫と電気療法との同期を確実なものとしない機械装置により実施されていることを示す場合に、電気療法の施術を停止し（圧迫は蘇生速度で進行中である場合）、制御システムが、ＣＰＲ胸部圧迫が自動化胸部圧迫装置により供給されていると判断する場合に、圧迫が蘇生速度で進行中である際、ショック／非ショック（ｓｈｏｃｋ／ｎｏ  ｓｈｏｃｋ）アルゴリズムによる電気療法の施術を許容する。（ＣＰＲ施術者の要求によりショックが与えられるＡＥＤシステムについて、制御システムは、手動による圧迫が進行中である場合電気療法の施術を完全に防止することに代え、ＣＰＲ施術者に警告を与えるためのインターフェースを操作し、手動によるＣＰＲ胸部圧迫が進行中の間に、電気療法の施術の前に入力される追加のオペレータを必要とする。）制御システムは、図１〜５のシステムにおける電気療法の施術を制御するために実装されている。
【００３１】
１以上の圧迫サイクルの直後に、又はその前に他のＣＰＲ圧迫が蘇生速度（心停止被害者において、血流を誘発するのに有効と考えられる任意の圧迫速度、典型的には、毎分６０〜１２０回の圧迫）で実行されている場合、圧迫は蘇生速度で進行中であると考えられるが、例えば、換気休止期間、ＥＣＧ分析休止期間、及び他の休止、又は圧迫若しくはセットの圧迫間の休止期間に起こる等の、患者が積極的に圧迫されていない場合には、そうではない。電気療法は、胸部圧迫モニター及び制御システムによって決定される深さに応じて（典型的には、圧迫の最も深い点付近）、ショックの効力を増大させることが知られている圧迫サイクルにおける特定のポイントで、同期して送達することができる。圧迫が、換気休止期間、ＥＣＧ分析休止期間、及び他の休止、又は圧迫若しくはセットの圧迫間の休止期間に起こる等の、圧迫はもはや蘇生速度で進行中でないときはいつでも、以前に検出した圧迫の出所にかかわらず、制御システムは、ショック／非ショックアルゴリズムにより電気療法を施術するようにプログラムすることができる。
【００３２】
圧迫率及びその周期の決定は、信号処理技術を介して容易に達成される（正確な技術は重要又は必須ではない）。制御システムは、圧迫速度及び周期性を決定し、測定した圧迫速度、周期性及び変動を、所定の値と比較するようにプログラムされている。圧迫速度が所定の圧迫速度（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置に対応する）と一致すると判断されると、制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を可能にすることができる。又は、逆に言えば、圧迫速度が所定の値（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置により達成される圧迫速度に対応する）から実質的に外れたと判断されると、制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を不能にし、特に、胸部圧迫モニターが胸部が圧迫されていることを示す場合に、電気療法の施術の機能を不能にする。制御システムは、圧迫の休止が決定された後の短期間、更に電気療法機能を不能にし、及び／又はＣＰＲ施術者が患者から離れたことを示すインターフェースを介してＣＰＲ施術者からの入力を受信するまでショック機能を不能にする（これは、手動圧迫を行うＣＰＲ施術者は、患者から手を除去するために十分な時間を持っていることを確認することである）。圧迫が手動により達成されていることを示す、自動化胸部圧迫装置の予測される圧迫速度からの逸脱の程度は、毎分約５％未満の圧迫であると仮定することができる。したがって、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫については、検出された、毎分７６〜８４回の圧迫速度により、圧迫が自動化胸部圧迫装置により実行されたと確認してもよい。毎分７６回未満、又は８４回を超える胸部圧迫速度は、胸部圧迫が手動により実行されたことを示すであろう。有意に高い圧迫速度の検出は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置が使用されていないことを示す。Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置等の他の装置圧迫の際の同期ショックについて検証される場合、毎分９５〜１０５回の検出された圧迫速度が、Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置が使用されていることを示し、この範囲外の圧迫はＣＰＲが手動であることを示す、同様の検出スキームが適用される（当然、圧迫速度が一定であり、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）装置の予測範囲内でない限り）。
【００３３】
圧迫周期の一貫性及び矛盾に基づく、手動及び自動化圧迫の識別のために、制御システムは、圧迫波形のあらゆる特徴を用い、圧迫間の時間（例えば、下への動きの開始）を決定するようにプログラムされている。これは、信号処理技術により決定することができる（正確な技術は重要又は必須でない）。圧迫間の時間が一定であり、所定の周期性（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）又はＬｕｃａｓ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置に対応する）と一致すると判断されると、制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を可能にすることができる。（又は逆に言えば、周期性が所定の値（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置により達成される周期性に対応する）から実質的に外れたと判断されると）制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を不能にし、特に、胸部圧迫モニターが胸部が圧迫されていることを示す場合に、電気療法の施術の機能を不能にする。制御システムは、圧迫の休止が決定された後の短期間、更にショック機能を不能にし、及び／又はＣＰＲ施術者が患者から離れたことを示すインターフェースを介してＣＰＲ施術者からの入力を受信するまでショック機能を不能にする（これは、手動圧迫を行うＣＰＲ施術者は、患者から手を除去するために十分な時間を持っていることを確認することである）。）胸部圧迫が手動により達成されていることを示す、自動化胸部圧迫装置の予測される圧迫速度からの偏位の程度は、約５％未満の圧迫であると仮定することができる。したがって、７５０ミリ秒の周期性を有するはずであるＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）については、７１３〜７８７の検出された周期性を有する一連の圧迫により、圧迫が自動化胸部圧迫装置により実行されたと確認してもよい。したがって、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）について、３７．５ミリ秒未満の検出された逸脱により、圧迫が自動化胸部圧迫装置により実行されたと確認してもよい。次に続く圧迫との間の３７．５ミリ秒以上の逸脱は、胸部圧迫が手動により実行されることを示す。Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置等の他の装置圧迫の際の同期ショックについて検証される場合、５７０〜６３０ミリ秒の検出された周期性が、Ｌｕｃａｓ（登録商標）装置が使用されていることを示し、この範囲外の周期性はＣＰＲが手動であることを示す、同様の検出スキームが適用される（当然、周期性が一定であり、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）装置の予測範囲内でない限り）。
【００３４】
圧迫深さ及びその一貫性は、信号処理技術により容易に達成される（正確な技術は重要でない）。制御システムは、圧迫深さを決定し、所定の値で圧迫する圧迫から測定される圧迫深さ及び圧迫深さの変化を比較するようにプログラムされている。圧迫深さが、一貫して所定の圧迫速度（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置に対応する）と一致すると判断されると、制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を可能にすることができる。（又は、逆に言えば、圧迫深さが次の１つの圧迫深さと実質的に外れる（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）等の公知の胸部圧迫装置の予想から実質的に外れる）と判断されると、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を不能にし、特に胸部圧迫モニターが胸部が圧迫されていることを示す場合に、電気療法の施術の機能を不能にする。制御システムは、圧迫の休止が決定された後の短期間、更にショック機能を不能にし、及び／又はＣＰＲ施術者が患者から離れたことを示すインターフェースを介してＣＰＲ施術者からの入力を受信するまでショック機能を不能にする（これは、手動圧迫を行うＣＰＲ施術者は、患者から手を除去するために十分な時間を持っていることを確認することである）。）圧迫が手動により達成されることを示す、自動化胸部圧迫装置の予測される圧迫深さからの逸脱の程度は、±２５％、又は１つの圧迫から次の圧迫まで約０．５インチ、又は１つの圧迫群から次の圧迫群まで平均±１０％であると仮定することができる。したがって、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫については、１つの圧迫から次の圧迫まで、０．５インチ未満、又は好ましくは０．２５インチの検出される圧迫深さにより、特に多くの圧迫についてのしきい値の下、一環しているなら、圧迫が自動化胸部圧迫装置により実行されているとして確認してもよい。１つの圧迫から次の圧迫又は次に続く圧迫まで０．５インチよりも大きい胸部圧迫深さの変化は、手動により実行されている（又は、少なくとも装置によって確実に実行されていない）。
【００３５】
同様に、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）装置により達成される保持の検出は、圧迫がＡｕｔｏＰｕｌｓｅにより実行されていることを特に提供し得る。ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）は、約１００ミリ秒の下への動きで胸部を圧迫し、圧迫された胸部を１５０ミリ秒（最大１８６ミリ秒）保持し、迅速な上への動きにより（約）胸部を解放し、前の圧迫からの下への動きの開始７５０ミリ秒後の次の圧迫から下への動きを開始する前に、約３７５ミリ秒間、胸部について締めつけられたベルトを保持する。２つの保持期間は信号処理技術により検出することができる（正確な技術は重要でない）。それらは、圧迫深さが不変である圧迫波形の一部として識別可能であり、速度がゼロであり、加速度はゼロである。この保持期間の持続時間は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅのプログラミングによって予め決定されるが、患者の特性に応じて変えることができる（例えば、圧迫保持をより短くすることができ、目標の圧迫深さまで、装置をより長く圧迫する）。この保持期間の決定は、胸部圧迫がＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）装置によって実行されていることを確認するために使用することができる。装置は完全に一貫して作動するが、胸部圧迫モニターによって決定された保持時間は、保持時間においていくつかの小さな逸脱を示すことにより決定される。しかし、手動による圧迫は、非常に短い圧迫保持と、圧迫間の一貫性のない保持時間を特徴とする。圧迫は、約５又は１０ミリ秒未満の偏差で約５０ミリ秒の平均を保持しているが、圧迫深さは、５％未満であり、これは、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）の圧迫であることを示す。したがって、制御システムは、圧迫保持がないこと、５０ミリ秒未満の圧迫保持の検出、又は２５０ミリ秒を超える圧迫保持の検出、及び／又は手動による圧迫の指標としての、次の圧迫との間の±５％のミリ秒を超える偏差を解釈するようプログラムされている。
【００３６】
制御システムは、図１０、１１、１２及び１３の議論で特定された波形の特徴を決定することにより、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）胸部圧迫装置及びピストンベースの胸部圧迫装置により達成された圧迫を区別することもできる。ピストンベースのＬｕｃａｓ（登録商標）胸部圧迫装置は、圧迫間の短い休止期間であるが、わずかの圧迫保持又は圧迫無しで胸部を圧迫するように構成されている。胸部圧迫モニター波形は、圧迫保持がないことを反映している。下への動き後の即座の上方への移動の検出と組み合わせた圧迫間の一貫性の保持の検出（すなわち、上への動きと下への動きとの間の圧迫保持期間がない）は、ピストンベースの圧迫装置の使用を示す。制御システムは、圧迫が進行中ではあるが、電気療法を施術するＡＥＤの機能を不能にし、特に胸部圧迫モニターが、胸部が圧迫されていることを示す場合に、電気療法の施術の機能を不能にする。また、この胸部圧迫技術により同期されたショックを検証する場合、制御システムは、圧迫の際に電気療法を可能にし、ピストンベースの圧迫のために最も適切な圧迫サイクル中のポイントで、ショックの供給を同期させることができる。
【００３７】
また、圧迫オーバーシュートピーク５１、上への動きのオーバーシュートピーク５３、又は締め付けオーバーシュートピーク５３を検出でないことは、圧迫がＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）により実行されていないことを示す。圧迫オーバーシュートピーク５１、又は上への動きのオーバーシュートピーク５３、及び／又は締め付けオーバーシュートピーク５３の検出は、圧迫がＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置により実行されていることを示す。同様に、圧迫保持の検出は、圧迫がＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置により実行されることを示す。安定かつ一貫した圧迫間保持の検出は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）又はＬｕｃａｓ（登録商標）装置のいずれかで達成された自動化ＣＰＲであることを示す。
【００３８】
ＣＰＲ胸部圧迫の異なるモードの間の区別は、単独又は組み合わせのいずれかで、上述のパラメータのいずれかを用いて達成することができる。より確実に識別するために、２つ以上の特徴、又は特徴がないことを検出することが有益である。上述のパラメータを用いて、これを容易に達成することができる。例えば、圧迫オーバーシュートピーク５１又は圧迫時に同じ深さで、例えばオーバーシュート後の長期間又は長期間胸部圧迫モニターの最小限の動きの限られた期間（少なくとも１００ミリ秒を組み合わせた上への動きのオーバーシュートピーク５３の検出、図１１）に圧迫保持）を保持及び／又は圧迫間休止期で４００又は５００ミリ秒以上は、それぞれのオーバーシュートが検出された後、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）デバイスが使用されることが確実であることを示している。このように大きく組み合わせを使用することができる。例えば、圧迫保持のない、６００ミリ秒の一貫した周期性は、圧迫が、確実にＬｕｃａｓ（登録商標）圧迫装置により実行されているが、圧迫保持が検出される、７５０ミリ秒の一貫した周期性は、圧迫が、確実にＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置により実行されていることを示す。他の例では、一貫した周期性、オーバーシュートの検出、圧迫保持の検出、又は他の任意の波形特徴を伴う毎分８０又は１００回の圧迫の圧迫速度により、胸部圧迫装置が使用中であり、公知の装置が使用中であることが確認される。１つのパラメータ又はパラメータの組み合わせを使用することの利点は、他のパラメータ又はパラメータの組み合わせを使用することなく得ることができる。
【００３９】
手動及びそれと区別できる自動ＣＰＲを識別するための方法の全ては、上記のそれらが一般に使用されている圧迫装置、自動体外式除細動器、圧迫モニターで実現できるという利点を有しており、一般に使用されている装置に対する変更や追加のない、圧迫装置との相互運用性を必要としない。必要な波形は、追加の信号入力を必要とせず、加速度計、又はすでに使用中の磁気速度センサ等の単一の動きセンサから導出される。必要とされる全ては、胸部圧迫モニター筐体に配置されたセンサである。しかし、追加のセンサは、制御システムに追加の信号を供給するために、システムに追加することができ、制御システムは、これらの信号を分析し、判別処理にそれらを組み込むようにプログラムすることができる。胸骨ブリッジ６及び圧迫モニター７から遠隔操作するように、追加の加速度計、速度センサ又は他の運動センサを、胸骨電極又は頂部電極５の周囲の電極アセンブリ３に配置された患者の胸部に適用することができる。使用において、これらの装置は、ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置の圧迫バンドの影響を受け、胸部圧迫モニターと一体的に移動するが、手動による圧迫又はＬｕｃａｓ（登録商標）装置により影響されず、胸部圧迫への移動は非常に密接に胸部圧迫モニターの動きに縛られることとなる。また、患者の胸部付近、最も都合よくは電極アセンブリ付近に配置され、更に圧迫ベルトによって影響される領域内に手動及びピストンＣＰＲの圧迫ポイントから離れて配置される接触センサ又は圧力センサは、胸部圧迫ベルト−有無を示す制御システムに信号を供給する。この機能を実装するために圧電型圧力センサ、抵抗カーボンインク、感圧性布、又は任意の他の接触センサを使用することができる。
【００４０】
また、任意の電気又は電子通信システムを介して制御システムへの圧迫装置からの情報を提供する必要なく、胸部圧迫装置は、運動センサを介して制御システムに信号を供給するように改変することができる。これは、運動センサ及び制御システムによって検出することができるようにした圧迫波形の方法で圧迫装置の動作を変更することによって実施することができる。圧迫波形は、一貫して圧迫速度若しくは周期性を変化させ、又は波形にチャタリングを導入することによって、例えば、信号装置として用いることができる。
【００４１】
これを図１４及び１５に示す。図１４は、一貫して、所定の明らかに異なる圧迫速度で不定期の圧迫セットを提供する、圧迫率を変化させるようにプログラムされた圧迫装置からの波形を示す。２つの比較セットを図１４に示す。セット１は、毎分８０回の圧迫で実行するが、セット２は毎分６０回の圧迫で実行する。制御システムは、圧迫の他のセットの中で、圧迫のセットに対して所定の圧迫率を検出し、それによって特定の胸部圧迫装置が使用中であると判断するようにプログラムすることができる。図１５は、圧迫波形においてスタッター（ｓｔｕｔｔｅｒ）、例えば、圧迫サイクルのポイントにおいて容易に検出可能なピーク又は屈曲点を供給するようにプログラムされた圧迫装置からの波形を示す。例えば、下への動き、又は上への動きの際、好ましくは上への動きの終わりに向かって、システムは、瞬間にベルトを停止し（ＡｕｔｏＰｕｌｓｅ（登録商標）圧迫装置に関する以前の特許、例えば、Ｍｏｌｌｅｎａｕｅｒ，Ｍｅｔｈｏｄ  Ｏｆ  Ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ  ＣＰＲ  Ｗｉｔｈ  Ａ  Ｍｏｄｕｌａｒ  ＣＰＲ  Ａｓｓｉｓｔ  Ｄｅｖｉｃｅ  Ｕｓｉｎｇ  Ａ  Ｂｒａｋｅ  Ｔｏ  Ｍｏｍｅｎｔａｒｉｌｙ  Ｈｏｌｄ  Ａ  Ｂｅｌｔ  Ａｔ  Ａ  Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ  Ｏｆ  Ｔｉｇｈｔｎｅｓｓ，米国特許第８，０６２，２３９号（２０１１年１１月２２日）に開示されたようなブレーキを用いて）、又はモーターを減速若しくは加速し、波形にノッチ又は変曲点を挿入することができる。これらのノッチは、図１５においてアイテム５９として標識されている。制御システムは、波形中のノッチを検出し、それによって、使用中の特定の胸部圧迫を検出するようにプログラムすることができる。
【００４２】
図１０〜１５は、圧迫深さ波形を用いた識別方法を示す。同様の分析は、上記のように、手動によるＣＰＲ胸部圧迫及び自動化圧迫装置に由来する波形の独特かつ特色のある特徴を検出するために、任意の圧迫波形を分析でき、波形の識別又は独特の特徴に基づいて波形を区別し、胸部圧迫の出所を決定するように、加速度波形及び速度波形の対応を用いて達成することができる。したがって、加速度計を運動センサとして使用する場合、識別方法を達成するために、胸部圧迫深さ波形を得るために加速度波形を統合する必要はない。
【００４３】
上述の識別方法の全ては、好ましくは、胸部圧迫モニター内の除細動器制御システム内に配置することができる制御システムを介して達成され、又は他の制御システムとして提供され得る。上述したように、システムは、ＣＰＲ胸部圧迫の際に心停止被害者の胸部の動きを示す運動シグナルを供給することができる運動センサ、除細動電極、及び関連除細動器を備える胸部圧迫モニター、（ショックアドバイサリーアルゴリズムに従い）電気療法が必要であるかどうかを決定するために電極からのＥＣＧ信号を受信及び解釈し、電極に電気療法を施術し、胸部圧迫モニターからの運動信号を受信及び解釈し、心停止被害者が経験した胸部圧迫の代表的圧迫波形を測定することができ、運動センサからの圧迫波形を解釈し、１以上の圧迫波形の特徴に基づいて胸部圧迫の出所を決定し、決定した胸部圧迫の出所に基づいて電気療法の施術を提供することができる関連する制御システムを備えている。
【００４４】
したがって、システムは、このように心停止の犠牲者を蘇生するために除細動器を制御する対応する方法を実行する。この方法は、心停止被害者の胸部の動きに対応する運動信号を生成し得る運動センサから運動信号を獲得し、前記心停止被害者の胸部の動きに対応する圧迫波形を生成することを含む。波形を生成した後、方法は、胸部圧迫が手動で、又は自動化胸部圧迫装置により実行されているかどうかを決定するために圧迫波形を分析するために、前記除細動器を制御することができる制御システムを操作する工程；及び決定された胸部圧迫の出所に基づいて電気療法の施術を制御するために制御システムを操作する工程を含む。
【００４５】
制御システムは、製造時にプログラムしてもよいが、コンピュータ又は制御システムによって実行されるとき、上述の方法、又は方法の任意の工程、又は種々の方法の任意の組み合わせを達成するために、コンピュータ及び／又は制御システムをシステムの種々の要素と通信及び／又は制御させる、プログラムを格納している、非一時的なコンピュータ可読媒体中のソフトウェアプログラムの配布を介して、既存の除細動器及びＡＥＤをアップデートしてもよい。これらの工程は、制御システムに、患者の胸壁の加速度、速度又は深さと関連する圧迫波形を生成させ、波形を分析してＣＰＲ胸部圧迫の出所を示す波形の特徴を検出させ、それによってＣＰＲ胸部圧迫の出所を判断させ、制御システムが、ＣＰＲ胸部圧迫の出所が自動化胸部圧迫装置であると判断した場合にのみ、圧迫が進行中ではあるが、除細動器が患者に電気療法を適用するように操作し、制御システムが、ＣＰＲ胸部圧迫の出所が自動化胸部圧迫装置であると判断した場合にのみ、圧迫が進行中ではあるが、除細動器が患者に電気療法を適用するように操作することを含む。
【００４６】
上記説明では、用語、周期性は、圧迫波形の特徴を意味するように使用されてきた。周期は、１つの波形の任意の部分を検出し、次の波形、又は前の波形の同じ部分の検出の間の時間で測定することができる圧迫の間の時間の規則性を意味する。これは、連続圧迫ストローク、連続したピーク圧迫深さ、連続した圧迫ストロークのオーバーシュートのピーク、又は波形の他の部分の検出開始までの時間を意味する場合がある。したがって、正確に同じ周期性を有する一連の圧迫は、高い（完璧な）周期性を有するが、非常に変化しやすい期間を有する一連の圧迫は低い周期性を有する。用語、圧迫速度は、ある期間にわたる圧迫の平均速度を意味する。圧迫は、いくつかのセットのスパンにわたる平均圧迫速度が圧迫速度よりも低くなるように、換気休止期間によって分離されたいくつかのセットについて、１分あたりの圧迫で表される圧迫速度で実行することができる。自動化ＣＰＲ圧迫装置により休止期間が供給されない場合、平均圧迫速度及び圧迫速度は同じでなければならない。また、圧迫は定常の圧迫速度で実施することができるが、低い周期性を有し、例えば、手動による施術者は、公知の胸部圧迫装置と一致する圧迫速度で圧迫を提供することができるが、これらの手動による圧迫の周期性が自動化装置の不変の周期性と一致する可能性はほとんどない。
【００４７】
「自動化胸部圧迫装置」という用語は、圧迫速度、周期性、圧迫深さ及び他の圧迫波形の特徴が、装置のプログラム又が設計によって予め定められるように、コンピュータ化した制御システム、電気機械システム等により制御された胸部圧迫装置を意味し、ＣＰＲ施術者の物理的行為（電気機械システムのためのセットポイントを制御システムに入力し、又は調整すること以外）のために変動の対象ではない。手動によるＣＰＲ胸部圧迫は、ＡＣＬＳガイドラインに示されるような、古典的な２本の手によるＣＰＲ、並びに圧迫波形の特徴を制御するための、自然の中における、機械的なＣＰＲ施術者の身体的活動に依存する装置（Ｌａｃｈら，Ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  Ａｐｐａｒａｔｕｓ，米国特許第４，７７０，１６４号（１９８８年９月１３日））を用いる機械的補助的ＣＰＲを意味する。本発明は、市販の２つの自動胸部圧迫装置に関連して説明されているが、任意の自動化胸部圧迫装置に適用することができる。
【００４８】
以上、装置及び方法の好適な実施形態をそれらの開発環境に言及して説明してきたが、それらは、本発明の原理の単なる例示に過ぎない。様々な実施形態の構成要素を、他の種概念のそれぞれに組み込んで、かかる他の種概念と組み合わせてそれらの構成要素の利益を享受してもよく、様々な有益な利点を各実施形態単独で或いは相互に組み合わせて採用してもよい。本発明の趣旨及び添付特許請求の範囲から逸脱することなく他の実施形態及び構成を考案してもよい。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【国際調査報告】
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