"心肺機能蘇生法CPRの効果的な実施を促進するために胸部圧迫の測定及び指示を行うシステムであって、CPR被救護者の脊椎方向への胸部の変位を示す変位指示信号を生成する変位検出器と、圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、上記胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する胸部圧迫指示信号を提供する信号発生機構とを備えたシステム。上記システムは、自動コントローラと、上記自動コントローラの制御下で上記CPR被救護者の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者にCPRを実施する自動圧迫装置とをさらに備え、上記自動コントローラは、上記信号発生機構から上記胸部圧迫指示信号を受信し、上記胸部圧迫指示信号に従って上記CPR被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を制御する請求項1記載のシステム。上記変位検出器は、動作信号を生成する動作検出器を備え、上記システムは、上記動作信号を距離値に変換する変換器をさらに備え、上記信号発生機構は、上記距離値を所望範囲と比較する比較器を備えた請求項1記載のシステム。上記動作検出器は、測定された加速度信号を生成する加速度計を備え、上記変換器は、上記加速度信号を直線変位値に変換する積分器を備えた請求項3記載のシステム。上記システムは、装置の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を出力する傾斜センサ機構を備えた傾斜補償器と、上記傾斜補償信号に従って上記距離値を調整する調整器とをさらに備えた請求項4記載のシステム。上記システムは、上記変位検出器を少なくとも備える携帯型装置を備えた請求項1記載のシステム。上記携帯型装置は、ハウジング部に連結されたマウントを備え、上記マウントは、救護者がCPRを実施する間に上記CPR被救護者の胸部に力を作用させる位置に最も近い上記救護者の腕に上記ハウジング部を取り外し可能に固定するための取り外し可能な固定機構を備えた請求項6記載のシステム。上記携帯型装置は、救護者がCPRを実施する間に上記CPR被救護者の胸部に力を作用させる位置に最も近い上記救護者の手からの下向きに作用する力を直に受けるための、救護者の手の受け部を備えた請求項1記載のシステム。上記携帯型装置は胸部接触部をさらに備え、上記救護者の手の受け部は、上記救護者の手からの下向きに作用する力を上記胸部接触部に伝え、これによりCPRを実施する間に上記胸部接触部は上記CPR被救護者の胸部に上記伝えられた力を作用させる請求項8記載のシステム。救護者がCPR被救護者にCPRを実施する間におけるCPR被救護者の脊椎方向へのCPR被救護者の胸部の動作を示す、測定された動作信号を受信する第1入力と、CPRを実施する間における測定されたECG信号を受信する第2入力と、上記測定された動作信号および上記測定されたECG信号を受信し、上記測定されたECG信号に含まれるCPRによって誘発されたアーティファクトを特定するCPR誘発アーティファクト特定器と、上記測定されたECG信号から上記CPRによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、処理されたECG信号を生成するCPR誘発アーティファクト除去器とを備えたECG信号プロセッサ。上記CPR誘発アーティファクト特定器は、推定される線形システムHを特定するシステム特定器を備えた請求項10記載のECG信号プロセッサ。心肺機能蘇生法CPRの効果的な実施を促進するために胸部圧迫の測定及び指示を行う方法であって、CPR被救護者の脊椎方向への胸部の変位を示す変位指示信号を生成することと、圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、上記胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する胸部圧迫指示信号を提供することとを含む方法。上記方法は、自動コントローラと、上記自動コントローラの制御下でCPR被救護者の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者にCPRを実施する自動圧迫装置とを用いることと、上記自動コントローラにおいて上記胸部圧迫指示信号を受信することと、上記胸部圧迫指示信号に従って上記CPR被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を上記自動コントローラを用いて制御することとを含む請求項12記載の方法。上記変位指示信号を生成することは、動作信号を生成する動作検出器を使用することと、上記動作信号を距離値に変換することと、上記距離値を所望の範囲と比較することとを含む請求項12記載の方法。上記動作信号を生成することは、測定された加速度信号を生成することを含み、上記変換することは、上記加速度信号を積分して直線変位値を生成することを含む請求項14記載の方法。上記方法は、上記動作検出器の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を生成することと、上記傾斜補償信号に従って上記距離値を調整することとをさらに含む請求項15記載の方法。救護者がCPR被救護者にCPRを実施する間におけるCPR被救護者の脊椎方向へのCPR被救護者の胸部の動作を示す、測定された動作信号を受信することと、CPRを実施する間における測定されたECG信号を受信することと、上記測定された動作信号および上記測定されたECG信号を受信し、上記測定されたECG信号に含まれるCPRによって誘発されたアーティファクトを特定することと、上記測定されたECG信号から上記CPRによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、処理されたECG信号を生成することとを含むECG信号処理方法。上記CPRによって誘発されたアーティファクトの特定は、推定される線形システムHを特定することを含む請求項17記載のECG信号処理方法。CPRの試行をモニタリングすることを目的とし、CPRの正しい実施を手助けすることを目的とし、また、例えば、良好なECG読取り値を得るためにCPRを停止する必要のないように、ECG信号からCPRによって誘発されたアーティファクトを除去することにより、蘇生の試みを成功しやすくすることを目的とする、小型で、携帯可能で、経済的なツールが必要とされる。本発明は、CPR被救護者の生存率を実質的に改善するために、種々の状況でCPRの適当な実施を援助することを目的として提供される。また、本発明は、CPRの実施と、患者のECGのモニタリング、特に患者の心拍リズムのモニタリングとを同時に行うことを含む蘇生技術を向上するために提供される。この目的を達成するため、後述する1以上の特有な目的及び利点を成し遂げるような本発明の1以上の態様を以下に説明する。本発明の1つの目的は、CPRの効果的な実施を促進するために、胸部圧迫を測定し、また促すためのシステム又は装置を提供することである。他の目的は、CPRを実施する際に胸部圧迫の速度及び深さを正確に測定する携帯型CPR胸部圧迫モニタを提供することである。本発明の一態様では、装置は、正しい圧迫を促す信号を救護者に送る。本発明の目的は、最小限のセットアップ時間だけを必要とし、操作時に直感的に分かり、しかも使いやすい装置を提供することである。その装置は、サイズが小さく、軽量で、しかも製造及び配置が安価であるのが好ましい。本発明の他の態様では、携帯型CPR胸部圧迫モニタは、一体型の細動除去器、及び/又は、データ記憶及び検索構成要素を備える。本発明の他の目的は、携帯型CPR胸部圧迫モニターの支援を受けてCPRを実施すると同時に、CPR被救護者からECG信号を取得するためのシステムを提供すること、また、CPRを停止することなく正確なECG及び心拍リズムの読取りを可能とするために、CPRを行う際にECG信号中に検出される、圧迫によって誘発されるアーティファクトを除去するための装置を提供することである。本発明は、一態様では、救護者によるCPRの効果的な実施を促進するために胸部圧迫を測定し、また促すための携帯型装置の形をとってもよいシステムとなる。このシステムは、CPR被救護者の脊椎方向へのCPR被救護者の胸部の変位を示す出力信号を生成するための変位検出器を備える。信号発生機構は、圧迫周波数を所望の周波数帯域内に変化させて維持し、かつ、胸部の変位を所望の距離範囲内に変化させて維持するために、胸部に加えられる所定の胸部圧迫力と所定の圧迫周波数とを指示する信号を提供するために設けられている。本発明の態様によれば、変位検出器は、脊椎に対して胸部の動作量を決定するための動作検出器を備える。動作検出器によって生成された出力信号を距離値に変換するために、変換器を設けてもよい。信号発生機構は、前記距離値と所望距離値の範囲とを比較し、かつ、その値が所望距離値の範囲内に収まるか否かに従って胸部圧迫力及び周波数に関する指示信号を送信するための機構を備えてもよい。上述のように提供された携帯型CPR胸部圧迫モニターは、自動胸部圧迫機構と共に使用してもよく、このとき、携帯型CPR胸部圧迫モニターは、自動胸部圧迫機構が被救護者に対して胸部圧迫を行う方法を制御し、これにより、所定の胸部の変位及び圧迫周波数のパラメータに従って被救護者に対して効果的にCPRを実施することができる。そのような携帯型CPR胸部圧迫モニターは、さらにECGモニタと共に用いられてもよい。ECG信号の読取りを容易にするため、特に、CPRを停止することなくCPR被救護者の心拍リズムの読取りを容易にするために、胸部圧迫によって誘発されたアーティファクトをECG信号から除去するか又は抑制するために、ECG信号増加器を設けてもよい。図1は、CPRを実施する間の胸部圧迫の速度および深さを測定するための携帯型CPR胸部圧迫モニタの一つの実施形態の概略図である。図示したモニタ10は、心肺機能蘇生法CPRの効果的実施を促進するように胸部圧迫を測定し、かつ促すためのモニタリングシステムの特定の実施例である。このシステムは、変位検出器と信号発生機構とを備える。変位検出器は、CPR被救護者の胸部の脊椎方向への変位を示す変位指示信号を生成して出力する。信号発生機構は、周波数および胸部変位パラメータを所望の範囲内に変化させて維持するように、胸部に加えられる胸部圧迫力と圧迫の周波数とについて指示するための胸部圧迫指示信号を提供する。モニタリングシステムには、装置の傾斜の程度を示す傾斜補償信号を出力する傾斜センサ機構を備えた傾斜補償器をさらに設けてもよい。モニタリングシステムは、出力された傾斜補償信号に従って、測定された加速度信号から計算された変位値を調整する調整器をさらに有していてもよい。図示した実施例では、携帯型CPR圧迫モニタ10が設けられている。それは、インターフェース26を介してマイクロプロセッサ28に接続されている加速度計12を備えた変位検出器を有する。図示したインターフェース26は、パラレルまたはシリアルのインターフェースを備えてもよく、また、これは内部マイクロプロセッサ28が一つの一体型の一部として設けられている場合に設けられても、外部マイクロプロセッサ28が別体の装置として設けられている場合に設けられてもよい。前記信号発生機構は、インターフェース26を介してマイクロプロセッサ28に接続された入力を有する可聴インジケータすなわちスピーカ18を備えている。直流電圧電源20は、スイッチ22とグラウンドとの間に接続され、上述した加速度計12および可聴インジケータ18を含む図示したモニタ10の種々の構成要素に給電するための直流電圧Vを供給する。第1ジャイロスコープ24および第2ジャイロスコープ25を有する傾斜補償装置が設けられている。それらは、インターフェース26を介してマイクロプロセッサ28に接続された出力をそれぞれ有する。図示したモニタは可聴インジケータを使用するが、別のタイプのインジケータが追加で、または代替として使用されてもよい。例えば、インジケータは、振動機構や可視インジケータ例えば点滅するLEDなどを備えてもよい。図示したモニタ10は、加速度計12により生成された加速度信号を2回積分することによって胸部の変位を決定する。マイクロプロセッサ28は、加速度信号を2回積分することを含む、図示したモニタ10の種々の機能を実行するために必要な計算を処理するために設けられている。加速度計12は、AnalogDevicesADXL05のような高品質で安価な加速度計であるのが好ましい。ADXL05加速度計は、単一モノリシックICに設けられた完全な加速度測定システムを有する。それは、ポリシリコンの表面を有するマイクロマシン構成のセンサと、信号調整回路とを備え、これらの構成要素は力均衡コントロールループを実装する。加速度計は、最大で±5gのレベルまでの正負両方の加速度を測定できる。前記センサは、46個の単位セルと、共通のビームとを有する。単位セルは、独立した複数の固定プレートと、加えられた加速度に応じて移動するメインビームに取り付けられた中央プレートとを有する、差動コンデンサを構成する。これらのプレートは、直列に接続された2つのコンデンサを形成する。センサの固定コンデンサプレートは、2つの1MHzの矩形波により差動的に駆動される。これら2つの矩形波の振幅は等しいが、それらの位相は互いに180度ずれている。静止しているとき、2つのコンデンサの値は同じであり、それゆえ、それらの電気的中心すなわち中央プレートでの電圧出力はゼロである。加速度が加えられたとき、共通の中央プレートまたはビームは、固定プレートの一方に接近しかつ他方から離れるように移動する。このことは、2つの静電容量に不一致を生じさせ、その結果、中央プレートで出力信号を生じる。前記出力信号の振幅は、前記センサが受ける加速度の量に応じて変化する。TTL高レベル電圧>2.0Vdcを加速度計の自己試験ピンに印加することによりADXL05加速度計で自己試験を開始できる。これにより、チップは、-5g装置の最大負出力に相当する量でビームを移動させる偏向電圧を当該ビームに印加する。動作中に、圧迫モニタ10の加速度計は、単なる垂直方向だけの移動に限られず種々の方向に移動することになる。換言すれば、モニタ10は、CPRの実施中にCPR被救護者の胸部上で傾くことになり、これにより、加速度計12により示される直線運動が、傾斜によって誘発される非線形運動により変えられることになる。したがって、図示した実施形態では、胸部に対する装置の傾斜で誤差を生じることなく、被救護者の脊椎に対する胸部の正確な変位の決定を容易にするために、上述した傾斜センサ機構が設けられている。第1ジャイロスコープ24は、第1水平縦軸の周囲で測定される角速度を示す角速度信号を生成する。第2ジャイロスコープ25は、前記第1水平縦軸と直交して位置する第2水平縦軸の周囲で測定される角速度を示す角速度信号を出力する。これらの角速度信号が積分されて角変位信号が得られ、これらの角変位信号は、測定された直線変位をモニタ10の傾斜について補正するのに使用可能である。第1および第2ジャイロスコープ24,25は、MurataGyrostar圧電ジャイロスコープENC05Eで構成されてもよい。この商業的に入手可能なジャイロスコープは、約20×8×5mmの大きさで、カムコーダの映像の安定化のような大量のアプリケーションのために設計されている。このジャイロスコープはコリオリの原理を利用しており、このことは回転座標系における直線運動がその直線運動に直交する幾らかの力を有することを意味する。コリオリ力は、検出された後、プリズムバーに取り付けられた圧電変換素子により電圧出力に変換される。前記電圧出力は、検出される角速度に比例する。図示した実施形態では、2つのジャイロスコープは、干渉を避けるために僅かに異なる周波数で駆動される。インターフェース26は、シリアルまたはパラレルのインタフェースを備えたことに加えて、A/DおよびD/A変換器をさらに備えてもよく、この場合、変位量を指示して正しい速度毎分80-100回の圧迫でCPRを促すための音変換器18を駆動するD/A変換器が含まれる。加速度計12からの出力は、デジタル化と、マイクロプロセッサ28によるその後の解析のために、インターフェース26の一部として設けられたA/D変換器を介して送られる。同様に、第1および第2ジャイロスコープ24,25のそれぞれからの出力は、インターフェース26の一部として設けられたA/D変換器を介してマイクロプロセッサ28に送られる。マイクロプロセッサ28は、モニタ10を含む携帯型一体モジュールの一部として設けられている。あるいは、ラップトップコンピュータのような分離したコンピュータが、図示したモニタ10の外部インターフェースとして機能するインターフェース26に接続されて設けられてもよい。加速度計およびジャイロスコープを利用した別のタイプの慣性固有受容装置InertialProprioceptiveDeviceに関するさらなる情報は、非特許文献4において提供され、その内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。図2は、シミュレーションの被救護者胸部アセンブリにより生成された信号を示す。このシミュレーションの模造胸部アセンブリは、しっかりと支持されたベースにブロックを連結するスプリングを備えて構成されていた。ブロックを垂直な位置に整列した状態に維持するとともにブロックの垂直移動を容易にするために、シャフトに取り付けたブロックの内部に直線ベアリングが設けてあった。胸部のコンプライアンスに似せてブロックの移動をゆっくりにするために、ダンパーがブロックに連結されていた。ブロックの垂直変位は、位置変換器LVDTにより測定された。力変換器が、アルミニウムブロックの頂部に取り付けられ、CPRのような圧迫の結果としての出力の力を示す信号を提供した。前記アセンブリは、人間の胸部の粘弾特性によく似せるように、設計されかつ較正された。力変換器は標準重量をもって較正され、変位変換器は定規をもって較正された。加速度計ANALOGDEVICESRADXL05は適当な付勢およびフィルタリング構成要素によって回路基板に取り付けられ、回路基板はアルミニウムホルダに取り付けられた。加速度計アセンブリが模造胸部上に配置され、手による圧迫が実施された。図2は、模造胸部を手によって圧迫する間の、LVDTにより測定された実際の変位と、加速度計アセンブリからの加速度信号を用いて計算された変位との比較を示す。加速度信号は2回積分され、測定された変位および加速度とともに図示した。図示した信号波形は、時間の経過を表す横座標と、ミリメータの変位または加速度gのいずれかの値を表す縦座標とに関して表示されている。図示した波形は、加速度信号30、測定された距離信号32、および計算された距離信号34を含む。図2は、計算された変位と測定された変位の一致度または近似度、特に、重要なパラメータである最大変位の一致度または近似度を示す。図3,4は、例えば図1に示す概略図に従って実装された圧迫モニタ10を有する携帯型モジュールの例示的な機械的構成を示す。図示したモジュール11は、外側フランジ部37を有する円形ベース36を備える。ベース36上には、回路基板38が取り付けられている。回路基板38は、留め具40によりベース36に固定されている。第1および第2ジャイロスコープ24,25、加速度計12、インジケータ18、電源20、およびインターフェース26を含む複数の構成要素が基板38上に直に取り付けられている。図示したモジュールは、直径が約3インチで、高さが約0.5インチである。図3は、回路基板38上に互いに対して直角に取り付けられた第1および第2ジャイロスコープ24,25を示す。第1および第2ジャイロスコープ24,25は、各縦軸のそれぞれの周囲の角速度を測定する。図示した加速度計12は、TO-100パッケージ10ピン缶内に収容され、加速度を検出する軸垂直軸が回路基板38の平面に直交する。加速度計12は、堅固な取付面を与えるとともに回路基板38との電気的接続を与える直角サポート43に取り付けられている。図5-7は、ここに開示する図示した圧迫モニタ10に関連して利用できる携帯型装置の種々の実装を示す。図5は、被救護者47に対してCPRを実施する救護者46を示す。救護者の手は、被救護者の胸部に対して、適当な位置で接触して置かれている。圧迫モニタ10は、救護者がCPRの間に被救護者の胸部に力を加える位置に近接した位置で、救護者の手首の一方に取り付けられている。図示したモニタ10は、モニタのハウジング部に連結されたマウントを有する。図示した実施形態では、マウントは、取り外し可能な固定機構、すなわち図1に示すようなモニタ10の種々の構成要素を収容するハウジング部50を救護者の腕手首に取り外し可能に固定するバンド48を有する。図6では、圧迫モニタ10は、ハウジング50と、その下に位置させた圧迫力伝達部52とを備え、圧迫力伝達部52は、救護者により所望領域においてCPR被救護者の胸部に対して下向きに加えられる力を、被救護者の脊椎に向かう方向に集中させる。図6に示す携帯型モニタ10は、前記携帯型装置から離れた計算装置図示せずに測定された信号を送るためのケーブル44を有していてもよい。あるいは、プロセッサがハウジング50内に一体的に設けられてもよく、その場合にはケーブル44は必要なくなる。図7では、携帯型モニタ10は一つのディスク状ハウジング50を有し、そのハウジングの上に救護者46が手を置く。このように、図6,7に示す圧迫モニタ10のバージョンのそれぞれによれば、救護者46がCPRの間に被救護者の胸部に力を加える位置に近接した位置で、救護者46の手から下向きに作用する力を直接受けるための受け部を、ハウジング50の上部に設けてある。ハウジング50がマイクロプロセッサを既に収容しているかどうかに応じて、ハウジング50内の電気要素を、例えば外部の信号モニタリングシステムまたはコンピュータに接続するための外部ケーブル44を設けてもよい。ECG電極54がECG信号線56およびECGモニタリング装置図示せずのそれぞれに接続されている。ECG信号を表示および/または処理するために、図示した圧迫モニタ10内に所定の機構例えば、それ自体で完備したECGディスプレイが設けられてもよく、したがって、その場合にはECG信号線56が圧迫モニタ10に接続されてもよい。動作中に、図5-7に示す実施形態のいずれかの図示した圧迫モニタ10は、被救護者の脊椎方向への被救護者の胸部の変位を示す変位指示信号を生成することによりCPRの効果的実施を促進することになる。具体的には、装置10内に設けた可聴インジケータは、適正な胸部変位が達成されたときを示すために変調される。すなわち、所望の範囲内の胸部変位が救護者46により達成されたとき、可聴インジケータは第1ピッチを有する変調信号を出力することになり、一方、変位が前記範囲外であれば、変調信号の周波数は第2ピッチになる。可聴な指示信号の振幅は、胸部圧迫の所望の周波数に一致するようにパルス化されてもよい。あるいは、可聴インジケータは、適当な信号処理構成要素と共に、救護者に対することばの指示、すなわち救護者に対する音声指示を提供できる。あるいは、適当な速度で圧迫するようにユーザに促すためにビープ音を発する音変換器を設けてもよい。図8は、被救護者にCPRを自動的に実施するための自動圧迫装置59を含む、種々の蘇生補助装置に接続されたCPR被救護者を示す。より具体的には、自動圧迫装置59は、所望の胸部圧迫周波数で被救護者の脊椎に向かう方向に所望の胸部変位を生じさせるために、被救護者の胸部に対して内方径方向の力を加える。被救護者に接続される追加の装置は、エアーチューブ60に連結された換気マスク58と、ECG電極及びこれに対応するECG信号線56と、細動除去電極62と、CPR胸部圧迫モニタ10 ́とを含み、CPR胸部圧迫モニタ10 ́は、検出された加速度信号を含む、それにより生成された信号を伝送するためのケーブル44に接続される。全体のアセンブリは、自動化された方法で被救護者47の蘇生を促進する。このような構成は、例えば被救護者が救急車で搬送されている場合を含む種々の状況において特に有効である。被救護者が搬送される間も蘇生の試みが継続されることになれば、被救護者を病院に搬送する間にできるだけ早く蘇生の試みを行うことにより助かる可能性が増加する。図示するように、被救護者は換気マスク58を含む換気装置に接続され、これにより呼吸の試行を実施することを可能にする。ECGモニタ装置図示せずに接続されたECG信号線56によって患者の心電図および関連する心拍リズム情報をモニタリングすることができる。CPRは、自動圧迫装置59により自動的に実施可能である。細動除去装置図示せずに細動除去線64を介して接続された細動除去電極62の使用により、適切なタイミングで細動除去を実施できる。自動圧迫装置59は圧迫モニタ10 ́により生成される信号によって制御可能であり、これにより適当な圧迫力を適当な周波数で被救護者の胸部に加えることができる。また、圧迫モニタ10 ́により生成された加速度信号は、ケーブル44を介して読み出すことができ、CPRの実施と同時に、ECG信号線56を介して得られるECG信号を処理するために使用可能である。より具体的には、CPRが実施されるとき、ECG信号はその影響を受けて、CPRによって誘発されたアーティファクトを含む可能性がある。ECG信号を処理するためにECGプロセッサ詳細後述が設けられてもよく、これにより、CPRによって誘発されたアーティファクトが除去され、結果として得られる処理されたECG信号を、意味があり、かつ、理解可能なものにする。自動圧迫装置59は、例えば、DrHenryHalperinの名前で本出願と同時かつ同日に出願され、本願と共通の譲受人に譲渡された同時係属特許出願に開示されるCPRベスト装置CPRvestapparatusを備えていてもよく、または、特許文献5に開示されるような自動CPRシステムAutomatedCPRsystemを備えていてもよい。これら各文献の内容は、ここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。図8に示すアセンブリでは、自動圧迫装置とともに自動圧迫コントローラ図示せずが設けられ、前記自動圧迫コントローラの制御の下で被救護者47の胸部に圧迫力を加えることにより被救護者S47に対してCPRが実施される。自動圧迫コントローラは、圧迫モニタ10 ́から胸部圧迫指示信号を受信し、その胸部圧迫指示信号に従って、CPR被救護者の胸部に加えられる圧迫の力および周波数を制御する。図9は、図1に示す圧迫モニタ10により生成された加速度信号および傾斜信号を変位指示信号に変換するとともに前記変換を較正する処理を示すフローチャートである。図示した処理は、例えば、図1に示す実施形態におけるマイクロプロセッサ28により実行されてもよい。最初のステップS2では、加速度信号が直線変位xに変換される。そして、ステップS4では、第1および第2ジャイロスコープ24,25のそれぞれにより出力された角速度信号が角変位θ1およびθ2にそれぞれ変換される。ステップS6では、前記変位xが傾斜について補償され、これにより、傾斜について補償された直線変位値xtが生成され、この値はxa×θ1b×θ2に等しい。各胸部圧迫サイクル通常600-700msの間に、装置は2度すなわち圧迫の頂点と底で静止することになる。これら2つの時点は、垂直加速度が0になるとともに速度の方向の変化があるので容易に特定できる。したがって、ステップS8で、装置が頂点または底にあるかどうかについて決定がなされる。もしそうであれば、ステップS10で直線変位変換が較正される。もしそうでなければ、処理はステップS2に戻る。ステップS10で直線変位変換を較正する際に、休止点で測定を行うことにより、システムを再較正して、加速度を直線変位xに変換するのに利用される後述の等式から成分v0,x0を消去する。加速度計からの加速度信号を直線変位に変換するためのアルゴリズム、およびジャイロスコープからの角速度信号を角変位に変換するためのアルゴリズムはよく知られている。一般に、慣性航法システムは、並進運動および回転運動のための基本運動方程式から位置と向きを決定できる。ある物体について、各時間ステップtにおいて回転速度wが検出された場合、当該物体の向きは、次式1によって与えられる。1θ=θ0wtここで、θは方向角度に等しく、tは時間ステップに等しく、wはジャイロスコープにより出力された回転速度である。同様に、位置は並進運動の運動方程式により見出される。2x=x0v0×t0.5a×t2ここで、xは位置に等しく、vは速度に等しく、aは加速度計により出力された加速度に等しい。等式1,2により運動と位置を推定できる。あるいは、カルマンフィルタ状態推定アルゴリズムを用いて運動および位置を推定してもよい。システムの時間依存の運動および位置がいったん推定されると、ニューラルネットワーク、隠れマルコフモデル、または整合フィルタのようなパターン認識スキームが、その運動データを使って実行されてもよい。真の垂直変位x ́は、一つの並進変位と2つの角変位x,θ1,θ2の組合せとして推定されてもよい。垂直から±30度の予想される角偏差範囲内では、以下の簡単な等式3が成り立つことが期待される。3xt=xa×θ1b×θ2係数a,bは、最良の線形あてはめの方法と、より複雑な非線形モデルとのうちの適当なものを使って経験的に決定されてもよい。熱ドリフトが一要因である場合には、温度補償のために追加の回路構成を圧迫モニタの一部として設けてもよい。蘇生が進行中である間、ヘルスケア担当者が患者のECGの変化、特に患者の心拍リズムの変化を連続的に認識していることがきわめて重要である。心拍リズムの不正確な評価は、不適当な治療につながり得る。しかしながら、CPRが実施されるとき、測定されるECG信号には、CPRによって誘発されたアーティファクトが存在することになり、これは解釈を難しくする。図10-16は、この問題に対処するための種々のシステムモデル、解析波形図、および提案されるECG処理の実施形態を示す。図10に示すように、例えばECG信号線56上で得られる測定されたECG信号emは、真のECG信号eと真のCPRノイズ信号aCPRによって誘発されたアーティファクトとの合計に等しいと仮定できる。本発明の目的は、測定されたECG信号emが入力されるサブシステムであって、CPRによって誘発されたアーティファクトを含まない、測定されて処理されたECG信号em ́を出力するサブシステムを提供することにある。CPRによって誘発されたアーティファクトを除去するための最初の方法として、図11に示すような帯域通過フィルタ66が使用されてもよい。この方法では、測定されたECG信号emは、真のECG信号eとCPRノイズの重ね合わせとして見られる。フィルタ66は、アーティファクトをできるだけ抑えながら、できるだけ多くのECG信号を選択的に保つ。この方法による問題は、CPRによって誘発されたアーティファクトから真のECG信号を分離するのが、それら各信号の成分が周波数領域の同じ部分に同時に存在するので困難であるということにある。図12は、CPRに影響されたECG信号の処理に関係のある幾つかの波形を示す。最初の波形arは、CPRによって誘発されたアーティファクトを表す測定可能な信号を表す。その信号は、力、加速度、距離、速度、運動、またはベストvestの信号で構成されてもよく、これらのうちのそれぞれは、CPRによって誘発されたアーティファクトに係る何らかの様相を表す。図示した実施形態では、信号arは、図1に示す装置の加速度計12により生成された加速度信号からなる。次の波形は、CPRの実施中に測定された測定ECG信号emである。さらに次の波形apは、予測されるアーティファクトである。最後の波形em ́は、CPRによって誘発されたアーティファクトを除去するように処理されている、測定されて処理されたECG信号である。図12に示す測定されて処理されたECG信号em ́は、後述するような線形予測フィルタリングを用いて生成された。真のECG信号eとアーティファクト成分aが時間領域および周波数領域の両方で重なっているとき、前記アーティファクトに相関する別個の信号が利用できるのであれば、真のECG信号eとアーティファクト成分aとを区別することはなお可能である。測定されたECG信号emを生じさせるシステムは、真のECG信号eとアーティファクト波形aとの合計としてモデル化される。このモデルを図13に示す。真のCPRノイズ信号aは、測定可能な入力arにより乱される線形システムHの出力として処理される。ここに開示する実施形態による線形予測フィルタリングの目的は、加速度信号arを、測定されたECG信号em内のアーティファクト成分すなわちaからなる波形に変換する線形システムHを特定することにある。このシステムが特定されれば、入力として加速度信号arを用いてシミュレーションのシステムHの出力apをとることにより、線形予測フィルタリングを用いてアーティファクト成分を予想することができる。この線形予測信号apを測定されたECG信号emから減算したときに結果として得られる信号が、処理されたECG信号em ́として図14のシステムの出力において示した、推定された真のECG信号である。図15は、図14の実施形態に示すシステム特定プロセス70の特定の例示の実施形態を示す。このシステム特定ブロック70は、相関する信号入力ar86と相関しない信号入力em88を有する。相関する信号入力86は、第1のFFT76に入力される一方、相関しない信号入力88は第2のFFT78を介して入力される。第1のFFT76の出力は、自己スペクトル計算機80と、クロススペクトル計算機82とに入力される。第2のFFT78の出力は、クロススペクトル計算機82に入力される。第1のFFT76の出力は、測定された信号arの周波数領域表現であり、第2のFFT78の出力は、測定されたECG信号emの周波数領域表現である。自己スペクトル計算機80は、入力信号の自己スペクトルSAAを出力する一方、クロススペクトル82は、観測された入力信号および出力信号の間のクロススペクトルSAEを出力する。これらは、例えば、非特許文献5及び6で開示されるようなフーリエ変換技術を用いて計算可能であり、これらの文献の内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。それから、入力信号の自己スペクトルSAAは、複素除算器84の分母入力に入力される一方、観測された入力信号および出力信号の間のクロススペクトルSAEは、前記除算器84の分子入力に入力される。除算器84は、その入力信号に対して複素除算を実行することにより、その出力90において、推定される伝達関数Hの複素表現を生成する。伝達関数Hは、加速度計により出力された加速度信号や測定されたECG信号を含んでもよい入力信号の新しい短いセグメントから周期的に更新可能である。図14に示すシステムにより出力される、処理されたECG信号em ́は、重ね合わせおよび加算の技術を利用して生成される。線形システムであるシステムHに代えて、測定されたECG信号からCPRによって誘発されたアーティファクトを減ずるために非線形システムが代わりに使用されてもよい。図14,15に示すシステムに代えて、逐次最小二乗RLSサブシステム90が図16に示すように設けられてもよい。逐次最小二乗法によれば、新しいデータサンプルがサブシステムの入力のそれぞれに入力される毎に、逐次モデルが処理の進行とともに変更される。図16に示すようなRLSサブシステムをつくるために逐次最小二乗法を利用する技術は、その技術分野において公知である。例えば、非特許文献7を参照してもよく、その文献の内容はここにおいて完全なる引用により明白に組み込まれている。以下は、RSLサブシステムを使用するための基礎を形成することができる例示のプログラムリストである。ここで、xは入力加速度、yは測定される出力、zは予測される出力である。"