心肺复苏术辅助装置的制作方法

本实用新型涉及在通过胸部压迫进行的心肺复苏术的实施或训练中，以适当地进行胸部压迫的方式进行辅助的心肺复苏术辅助装置。

背景技术：

目前，作为心停止时的救生治疗之一，已知有胸部压迫进行的心肺复苏术(Cardio Pulmonary Resuscitation；CPR)。

但是，在胸部压迫进行的心肺复苏术中，认为在适当的胸部压迫位置、即肋骨的下半部分设置力点，或者压迫时的胸部压入深度或每单位时间的压迫次数、胸部压迫的间隔的充分的胸部释放(反冲)、胸部压迫时间的比例(占空比，duty cycle)等适当至为重要。

因此，开发了适当辅助心肺复苏术的装置，但期望开发一种新型构造的心肺复苏术辅助装置，即，与胸部表面的形状相对应地实现安装状态的维持或检测精度的稳定化，并且，也降低使用时的不适感，且在实施心肺复苏术时配线等不会成为障碍。

技术实现要素：

实用新型所要解决的课题

本实用新型是以上述情况为背景而开发的，其解决课题在于，提供一种新型构造的心肺复苏术辅助装置，即，与胸部表面的形状相对应地实现安装状态的维持或检测精度的稳定化，并且，也降低使用时的不适感，且在实施心肺复苏术时配线等不会成为障碍。

用于解决课题的技术方案

以下，记载用于解决这种课题的本实用新型的方式。此外，以下记载的各方式中采用的结构要素尽可能以任意的组合采用。

本实用新型第一方面提供心肺复苏术辅助装置(10、74)，其辅助胸部压迫进行的心肺复苏术，其特征在于，所述心肺复苏术辅助装置(10、 74)具备与胸部重合的感压部(24)，该感压部(24)具有在由弹性体形成的柔软的介电层(16)的两面重合有由导电性弹性体形成的柔软的第一电极(20a)和第二电极(20b)的构造，并且，在该感压部的该第一电极和该第二电极的对置部分构成检测部(22)，该检测部(22)检测伴随该第一电极和该第二电极的对置距离的变化的静电电容的变化，另一方面，施加测量用电压的电源装置(40)与该第一电极(20a)和该第二电极(20b) 连接，并且，检测该检测部(22)的静电电容的检测单元(42)与该第一电极(20a)和该第二电极(20b)连接，所述心肺复苏术辅助装置(10、 74)还设置有处理单元(46)，该处理单元(46)基于由该检测单元(42) 获得的该检测部(22)的静电电容的值，计算胸部压迫次数、每单位时间的胸部压迫次数、胸部压迫时的胸部压入深度、胸部释放时的胸部压入深度、以及挤压压迫胸部的时间与不挤压胸部而返回的时间的比例中的至少一个评价信息，所述心肺复苏术辅助装置(10、74)具备配线部，所述配线部从所述感压部(24)延伸出到该感压部的面方向的外侧，并且，在将该感压部安装于受验者的胸部的状态下相对于受验者的体轴向倾斜方向延伸出。

根据这种按照本实用新型第一方面的构造的心肺复苏术辅助装置，与被救者的胸部重合的感压部由柔软的构造的静电电容型传感器构成，例如，作为整体可设为挠性的层叠片材状，沿着胸部的表面形状容易变形。因此，容易使感压部与胸部密合，能够将感压部在胸部上容易地定位保持，并且，不易产生在感压部和胸部之间形成间隙所致的检测精度降低等，能够进行胸部压迫的稳定的检测。

特别是，在本实用新型中，通过采用静电电容型传感器，与利用现有的加速度传感器等的情况相比，能够不拘泥于环境条件而获得稳定的测定精度。即，在通过加速度传感器检测胸部压迫状态时，难以避免承载被救者的背部的褥垫的弹性带来的影响，对于在柔软的床上的被救者和在硬的板上的被救者，测定值不同，但在本实用新型的心肺复苏术辅助装置中，能够不拘泥于这种环境条件而以稳定的精度取得伴随胸部压迫的各种测定值。另外，在用于通过担架或救护车、直升机等运送中的被救者或训练用的人体模型时，在加速度传感器中，运送时的振动对检测结果带来影响，因此，难以进行心肺复苏的正确的辅助，但如果采用检测伴随电极间的对置距离的变化的静电电容的变化的静电电容型传感器，则能够避免运送时的振动的影响，能够正确地检测胸部的压迫。

另外，通过采用静电电容型传感器，也能够面向适当化地引导利用现有的加速度传感器等不能实现的施救者进行的胸部的压迫状态。即，在静电电容型传感器中，因为也可以以位置信息检测在以规定面积加宽的区域设定的多个点的压迫状态，所以例如如后述的第四方式所记载，也可以检测压迫位置，通过按照以压迫力和位置的信息能够识别施救者的方式在监视器等进行显示，能够容易地实现以能够实现更适当的压迫力或位置等的方式引导施救者。

进而，因为心肺复苏术辅助装置的感压部能够柔软地变形，所以在施救者压迫被救者的胸部实施心肺复苏术(非开胸的心脏按摩)时，经由感压部进行胸骨压迫所致的不适感也降低。因此，例如即使在使用了本实用新型的心肺复苏术辅助装置的训练后没有心肺复苏术辅助装置而实施心肺复苏术的情况下，通过与训练时同样地压迫被救者的胸部，也能够实施适当的心肺复苏术。而且，在施救者的手或被救者的胸部，也能够避免经由心肺复苏术辅助装置的压迫所致的疼痛或损伤，因此，例如也能够对应长时间的心脏按摩。

另外，基于具备检测部的静电电容型传感器(感压部)的检测值，计算在心肺复苏术中为重要的参数的胸部压迫次数、每单位时间的胸部压迫次数、胸部压迫时的胸部压入深度、胸部释放时的胸部压入深度、胸部压迫时间的比例中的至少一个，由此能够评价执行的心肺复苏术。

再另外，在本方面的心肺复苏术辅助装置中，也可以设置存储单元，其经时存储静电电容型传感器(感压部)的检测值及通过处理单元进行了运算处理的测定值等。通过设置这样的存储单元，例如也能够基于从测量开始至当前时间点等的特定时间内的信息求出对被救者实施的胸骨压迫的施术时间及中断该施术的时间等并输出到外部。

另外，在救护作业时，有时在头部侧或下肢侧(即沿着受验者的体轴的方向)安排胸部的压迫的医生或其辅助者、器具等，但由于配线延伸出的位置相对于受验者的体轴为倾斜方向，从而在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置的配线不会成为障碍。

本实用新型第二方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其特征在于，所述配线部相对于受验者的体轴以10°～80°的角度延伸出。

根据第二方面，因为配线部相对于受验者的体轴以10°～80°的角度延伸出，所以在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置的配线不会成为障碍，进行胸部压迫的医生或其辅助者、器具等的配置或活动范围加宽。

本实用新型第三方面在第二方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其特征在于，所述配线部相对于受验者的体轴以30°～60°的角度延伸出。

根据第三方面，因为配线部相对于受验者的体轴以30°～60°的角度延伸出，所以在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置的配线不会成为障碍，进行胸部压迫的医生或其辅助者、器具等的配置或活动范围更宽。

本实用新型第四方面在第三方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其特征在于，所述配线部相对于受验者的体轴向下肢的方向以45°的角度延伸出。

根据第四方面，因为所述配线部相对于受验者的体轴向下肢的方向以 45°的角度延伸出，所以在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置的配线不会成为障碍，进行胸部压迫的医生或其辅助者、器具等的配置或活动范围更宽。

本实用新型第五方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其特征在于，心肺复苏术辅助装置还具备与所述配线部的所述感压部相反的侧的端部连接的连接器，所述配线部具有与所述第一电极(20a)电连接的第一配线和与所述第二电极(20b)电连接的第二配线，这些第一配线和第二配线由保护层覆盖，并且，这些第一配线和第二配线在所述连接器的部分于同一面侧露出，所述连接器在与露出的所述第一配线及所述第二配线对置的位置具备与所述电源装置及/或所述检测单元电连接的多个端子，所述感压部经由第一配线及第二配线以及多个所述端子而与所述电源装置及/或所述检测单元电连接。

根据第五方面，第一配线和第二配线在连接器的部分于同一面侧露出，因此，与第一配线和第二配线在连接器的部分不在同一面侧露出的情况相比，与连接器的连接构造变得简单。

本实用新型第六方面在第五方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其特征在于，所述连接器还具备通过均匀的力压迫所述第一配线及第二配线以及多个所述端子且卡止所述配线部的卡止部件。

根据第六方面，能够利用卡止部件以均匀的力压迫所述第一配线及第二配线以及多个所述端子，因此，能够将第一配线及第二配线以及多个端子更可靠地连接。

本实用新型第七方面在第五方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，，其特征在于，所述第一配线及第二配线的宽度为所述端子的宽度的101～ 500％或20％～99％。

根据第七方面，第一配线及第二配线的宽度为端子的宽度的101～ 500％或20％～99％，即，配线和端子中的任一个的宽度宽，因此，在将配线和端子进行连接时，即使它们的相对位置稍微偏离，也能够更可靠地确保连接。

本实用新型第八方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，在所述感压部，在多个部位设置有所述检测部。

根据第八方面，通过在感压部的多个部位设置检测部，例如能够基于各检测部的检测结果判定压迫位置、或者分别测定设置有各检测部的每一位置的压迫量。

本实用新型第九方面在第八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，将所述第一电极和所述第二电极在多个部位交叉配设，在这些各交叉部位，使该第一电极和该第二电极夹着所述介电层对置，构成所述检测部。

根据第九方面，通过在相互交叉的第一电极和第二电极的交叉部位构成检测部，能够以简单的结构设置多个部位的检测部。另外，通过将第一电极和第二电极在多个部位交叉配设，即使在设置多个检测部的情况下，也能够减少发送这些检测部的检测信号的配线等，实现构造的简单化。

本实用新型第十方面在第八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述处理单元基于通过所述检测单元获得的所述检测部的静电电容的检测值计算胸部压迫位置，将其作为所述评价信息。

根据第十方面，通过基于根据检测部的静电电容的变化算出的静电电容值的分布等探测胸部的压迫位置，能够了解胸部压迫位置是否适当、或者心肺复苏术中的压迫位置的变化或偏离等。因此，了解到这些信息的施救者也能够基于该信息将压迫位置适宜修正为更适当的位置。

本实用新型第十一方面在第八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述处理单元基于通过所述检测单元获得的所述检测部的静电电容的值计算胸部压迫时间相对于心肺停止的经过时间的比例，将其作为所述评价信息。

根据第十一方面，通过计算胸部压迫时间相对于被救者的心肺停止时间的比例，能够判定救生治疗的有效性。即，缩短从确认心肺停止至开始胸部压迫进行的心肺复苏术为止的时间，并且持续执行胸部压迫对于救命率的提高或良好的预后至为重要，因此，将该比例作为评价信息进行计算是有效的。

本实用新型第十二方面在第八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述处理单元选择检测到阈值以上的静电电容的变化的所述检测部，基于这些选择的检测部的静电电容的值，计算胸部压迫时的胸部压入深度和胸部释放时的胸部压入深度的至少一方。

根据第十二方面，因为降低起因于在感压部的压迫面积的差异的检测值的误差，所以在胸部压入深度的探测中能够抑制施救者的手的大小或胸部压迫位置等的差异所致的探测结果的误差，能够稳定且高精度地探测胸部的压入深度。例如，能够基于所选择的检测部的静电电容的平均值来计算胸部压迫时的胸部压入深度和胸部释放时的胸部压入深度的至少一方，作为此时的平均值，只要能够掌握存在阈值以上的静电电容的变化的对象检测部的整体输出即可，例如，可以采用算术平均或几何平均、调和平均等。

本实用新型第十三方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述感压部的面积为人的手掌的胸部压迫部分的平均面积以上。

根据第十三方面，感压部的面积相对于施救者的手掌的实质上的胸部压迫部分的面积增大，在施救者压迫被救者的胸部时，即使胸部的压迫位置稍微偏离，也能够有效检测压迫/释放所致的检测部的静电电容的变化。优选的是，通过将感压部的面积设为例如人的手掌的鱼际的平均面积即 900mm²以上，至少在心肺复苏术可有效进行的范围内，即使压迫位置偏离，也能够有效地检测伴随胸部的压迫和释放的静电电容的变化。此外，在本方面中成为对象的人是假定进行心肺复苏的治疗的人，通常可采用以成人男女为群体的手掌上的胸部压迫部分的平均面积。

本实用新型第十四方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述感压部相对于所述电源装置及所述检测单元装卸自如地连接。

根据第十四方面，通过将与施救者及被救者直接接触的感压部在例如使用后等定期更换，能够保证感压部的卫生，并且，通过重复输入压迫力的感压部的更换，实现心肺复苏术辅助装置的可靠性或耐久性的提高。而且，通过使期望进行定期更换的感压部相对于电源装置或测量单元装卸自如，能够不需要更换心肺复苏术辅助装置整体而通过部分的更换来确保卫生及可靠性等。

本实用新型第十五方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述第一电极和所述第二电极的至少一方具备被接地的噪声屏蔽电极。

根据第十五方面，通过噪声屏蔽电极防止施救者的手或被救者的胸部与第一电极和第二电极的至少一方的接触对检测造成的不良影响(噪声)，实现检测精度的提高。此外，噪声屏蔽电极也可以设置于感压部，但例如也可以与感压部分开地，配置于感压部与施救者的手或被救者的胸部之间。

本实用新型第十六方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，在所述第一电极和所述第二电极的至少一方，经由绝缘体层重合有被接地的噪声屏蔽电极。

根据第十六方面，通过将被保持为基准电位的噪声屏蔽电极配置于施救者的手或被救者的胸部与电极之间，并且在噪声屏蔽电极与电极之间配置介电常数大的绝缘体层，能够防止在施救者的手或被救者的胸部与电极之间构成电容，能够避免对检测的不良影响(噪声)。

本实用新型第十七方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，设置有可以将所述感压部在胸部上进行对位的对位单元。

根据第十七方面，因为将感压部在被救者的胸部上对位配置于适当的位置，所以施救者只要压迫感压部正确的位置，即可压迫被救者的胸部上的正确的位置。因此，通过以利用心肺复苏术辅助装置检测的胸部压迫的参数成为适当值的方式进行心肺复苏术，能够正确地压迫被救者的胸部而实施有效的心肺复苏术。

本实用新型第十八方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，设置有输出所述处理单元的计算结果即所述评价信息的通知单元。

根据第十八方面，施救者或其它人能够基于通过通知单元输出的评价信息容易地掌握施救者实施的心肺复苏术的良否等。此外，通知单元没有特别限定，例如除扬声器进行的发音或发声、向监视器的视觉信息的显示、灯的点亮外之外，还可以采用各种方式。

本实用新型第十九方面在第十八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述通知单元是显示在胸部压迫位置的从适当位置的偏离的监视器显示单元。

根据第十九方面，在进行心肺复苏术时，施救者容易视觉识别显示于监视器的偏离，并以自发地压迫适当的胸部压迫位置的方式进行修正。此外，更优选以在进行监视器显示时在监视器上容易识别的方式以红色或黄色等鲜艳的颜色显示胸部压迫位置，并且以容易判别上下左右的方式交叉点显示胸骨下半部分等的适当的位置等。尤其是，具体的监视器显示方式没有限定，例如也可以将使检测到的当前的胸部压迫位置向适当位置移动所需的方向以箭头或文字在监视器上显示、或者与方向并行地将必要的移动距离以箭头的大小或文字在监视器上显示。另外，在必要的情况下，也可以以声音通知移动方向或距离。

本实用新型第二十方面在第十八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述通知单元将所述感压部的所述静电电容的检测值或基于该静电电容的检测值算出的值以地图状显示。

根据第二十方面，通过将静电电容的检测值或基于该静电电容的检测值算出的值以地图状显示，医生或其辅助者等能够直观地掌握心肺复苏术的良否或改善点等的信息，有助于更适当的心肺复苏术的实施。

本实用新型第二十一方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，具备：无线发送单元，其将通过所述检测部得到的检测值或根据该检测值由所述处理单元求出的所述评价信息作为发送信号进行无线发送；无线接收单元，其接收该发送信号；通知单元，其基于该无线接收单元的接收信号来通知该评价信息。

根据第二十一方面，通过无线收发检测值或评价信息的信号，能够不需要配线，并且，只要是无线有效的距离，则就能够在任意的场所取得信息。特别是，在一边用担架等使被救者或训练用的人体模型等移动一边实施心肺复苏术的情况下，不需要配线的处理，并且，辅助施救者的人通过无线接收检测值或评价信息，由此，基于接收到的信息辅助施救者也变得容易。而且，由于也避免移动时的振动所致的配线的脱落等，所以也能够实现可靠性的提高。

本实用新型第二十二方面在第二十一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述无线接收单元由便携式终端构成。

根据第二十二方面，通过将无线接收单元设为便携性优异的便携式终端(移动终端)，产生通过无线进行信息的收发的优点，在任意的场所的信息的接收、接收信息的同时的移动等变得容易。特别是，在辅助者对移动的施救者提供信息而辅助心肺复苏术的情况下，辅助者也能够一边在便携式终端获得信息一边移动，辅助变得容易。

本实用新型第二十三方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，具备对于所述评价信息以所设定的判定值为基准而进行良否判定的判定单元，并且设置有通知该判定单元的良否判定结果的通知单元。

根据第二十三方面，心肺复苏术的实施者或其辅助者能够通过良否判定而简单地掌握实施中或实施后的心肺复苏术是否充分适当。因此，特别是在心肺复苏术的训练中，容易将有效的心肺复苏术用于身体。

本实用新型第二十四方面在第十七方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，设置有建议单元，其在通过所述判定单元得到的良否判定结果判定为否的结果时，通知应以成为良而变更的方针。

根据第二十四方面，通过根据建议单元表示的变更方针变更压迫的深度或节奏、反冲时间的长度、占空比等，能够较容易地实施有效的心肺复苏术。

本实用新型第二十五方面在第二十三方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，将基于至少一个所述评价信息由所述判定单元得到的良否判定结果为良的胸部压迫时间，以相对于心肺停止的经过时间的比例形式进行计算。

根据第二十五方面，通过判定单元实现的良否判定结果来特定以一定程度的有效性执行胸部压迫进行的心肺复苏术的时间的长度，由此，在心肺停止的经过时间能够掌握实施有效的心肺复苏术的时间的比例。在本方式中，因为以基于至少一个评价信息的良否判定结果为良作为基准而特定进行胸部压迫的时间，所以对于例如心肺复苏术的熟练度低的施救者而言，也能够掌握实施较为有效的胸部压迫的时间的比例。

本实用新型第二十六方面在第二十五方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，将基于所述评价信息由所述判定单元得到的良否判定结果全部为良的胸部压迫时间，以相对于心肺停止的经过时间的比例的形式进行计算。

根据第二十六方面，通过判定单元实现的良否判定结果来特定以充分的有效性执行胸部压迫进行的心肺复苏术的时间的长度，由此，在心肺停止的经过时间能够掌握实施有效的心肺复苏术的时间的比例。在本方式中，因为以基于评价信息的良否判定结果全部为良作为基准特定进行胸部压迫的时间，所以能够引导例如心肺复苏术的熟练度高的施救者进行更高度的心肺复苏术的学习。

本实用新型第二十七方面在第一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，设置有将所述感压部定位于胸部上的定位单元。

根据第二十七方面，因为通过定位单元将感压部定位于胸部上，所以即使重复压迫感压部，也能够防止感压部在胸部上的偏离，容易适当地实施心肺复苏术。特别是，能够避免在一边利用担架或救护车、直升机等移动一边实施心肺复苏术的情况下，感压部因移动时的振动而在胸部上偏离、或者从胸部掉落的不良情况。

本实用新型第二十八方面在第一方面～第二十七方面中任一方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，所述感压部被装配于训练用的人体模型上而使用。

根据第二十八方面，通过将本实用新型的心肺复苏术辅助装置用于训练，基于评价信息，容易将正确的心肺复苏术用于身体，能够有效地进行训练。而且，根据具有柔软的感压部的心肺复苏术辅助装置，降低在胸部压迫时经由感压部所致的不适感，因此，在训练后作为实际的救命活动进行心肺复苏术时，与训练的差异小，能够与训练时同样地进行实施。

本实用新型第二十九方面在第二十八方面的心肺复苏术辅助装置的基础上，其中，具备对于所述评价信息以所设定的判定值为基准而进行良否判定的判定单元，并且具备在对所述感压部的压迫结束后显示该判定单元的良否判定结果的评价结果显示单元。

根据第二十九方面，作为训练进行心肺复苏术的人在训练后观察良否判定结果，由此，能够正确地识别应改善的项目。由此，能够实现训练的効率化，能够更迅速地提高心肺复苏术的技术。

发明效果

根据本实用新型，在心肺复苏术辅助装置中，通过将与胸部重合的感压部作为柔软的静电电容型传感器，通过感压部沿着胸部的凹凸变形而容易保持于胸部上，并且，即使是经由感压部的胸部压迫，也能够以接近直接压迫胸部的情况的感觉实施心肺复苏术，进而还能够避免感压部的接触所致的疼痛等。另外，由于配线延伸出的位置相对于受验者的体轴成为倾斜方向，从而在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置不会成为障碍。

附图说明

图1是表示作为本实用新型第一实施方式的心肺复苏术辅助装置的俯视图。

图2是图1所示的心肺复苏术辅助装置的传感器主体的立体分解图。

图3是图2所示的传感器主体的纵剖视图。

图4是配线部的连接器的部分的纵剖视图。

图5是将图1所示的心肺复苏术辅助装置以对训练用人体模型的配置状态表示的使用状态说明图。

图6的(a)是图1所示的心肺复苏术辅助装置的感压部的压迫时检测的检测信号的分布的分布图，是表示轻压迫不适当的位置的情况的图。

图6的(b)是表示图1所示的心肺复苏术辅助装置的感压部的压迫时检测的检测信号的分布的分布图，是强压迫适当的位置的情况的图。

图7的(a)是模型地表示图1所示的心肺复苏术辅助装置的感压部的俯视图，是表示压迫了感压部的中央部分的状态的图。

图7的(b)是模型地表示图1所示的心肺复苏术辅助装置的感压部的俯视图，是表示压迫了感压部的外周端部分的状态的图。

图8是模型地表示使用图1所示的心肺复苏术辅助装置时的探测结果的图表。

图9的(a)是模型地表示使用图1所示的心肺复苏术辅助装置时的探测结果的图表，是表示检测数据的取得间隔适当的情况的图。

图9的(b)是模型地表示使用图1所示的心肺复苏术辅助装置时的探测结果的图表，是检测数据的取得间隔过长的情况的图。

图10是表示在使用了图1所示的心肺复苏术辅助装置的心肺复苏术的实施中在监视器上实时显示的静电电容的检测值的一例的图。

图11的(a)是将使用图1所示的心肺复苏术辅助装置时的探测结果以地图状表示的显示例，是表示帧频适当的情况的图。

图11的(b)是将使用图1所示的心肺复苏术辅助装置时的探测结果以地图状表示的显示例，是表示帧频不适当的情况的图。

图12是表示在使用了图1所示的心肺复苏术辅助装置的心肺复苏术结束后在监视器上显示的良否判定结果的一例的图。

图13是将作为本实用新型第二实施方式的心肺复苏术辅助装置以对训练用人体模型的配置状态表示的使用状态说明图。

具体实施方式

以下，参照附图说明本实用新型的实施方式。

图1表示作为本实用新型第一实施方式的心肺复苏术辅助装置10。心肺复苏术辅助装置10在基于胸部压迫的心肺复苏术中使用，具备重合于胸部而检测胸部压迫的传感器主体12、和进行传感器主体12的检测结果的处理等的传感器控制器14。

如图2、3所示，传感器主体12具有在介电层16的一面重合弹性片18a，并且在介电层16的另一面重合弹性片18b的构造。

介电层16由橡胶或树脂等电绝缘性弹性体形成，设为板状或片状，具有弹性或挠性，并且可伸缩变形，特别是在厚度方向上可容易地变形。此外，作为介电层16的形成材料，例如优选采用硅橡胶、丙烯腈-丁二烯共聚物橡胶、丙烯酸橡胶、表氯醇橡胶、氯磺化聚乙烯、氯化聚乙烯、聚氨酯橡胶、聚乙烯树脂、聚丙烯树脂、聚氨酯树脂、聚苯乙烯树脂、聚氯乙烯-聚偏二氯乙烯共聚物、乙烯-醋酸乙烯共聚物等。进而，介电层16也可以是发泡体，只要确保必要的介电常数和柔软性，则该发泡体未必限于通过独立气泡而呈均质的相的材料，例如也可以形成连续气泡等而呈现不均匀的相。另外，介电层16的厚度或形成材料等根据在后述的检测部22 求出的相对介电常数或柔软性适宜设定。

另外，在弹性片18a上设置有作为第一电极的电极20a，并且在弹性片18b上设置有作为第二电极的电极20b。电极20a、20b例如通过在橡胶或树脂等弹性体中添加了导电性填料(例如炭黑或银粉等金属粉)的柔软的导电性弹性体形成，可以容易地变形。此外，作为电极20a、20b的形成材料即弹性体，例如优选采用硅橡胶、乙烯-丙烯共聚物橡胶、天然橡胶、苯乙烯-丁二烯共聚物橡胶、丙烯腈-丁二烯共聚物橡胶、丙烯酸橡胶、表氯醇橡胶、氯磺化聚乙烯、氯化聚乙烯、聚氨酯橡胶、聚酯树脂、聚醚型聚氨酯树脂、聚碳酸酯聚氨酯树脂、氯乙烯-醋酸乙烯酯共聚物、酚醛树脂、丙烯酸树脂、聚酰胺酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、硝化纤维素、改性纤维素类等。另外，弹性片18a、18b例如通过与电极20a、20b相同的弹性体形成。本实施方式的弹性片18a、18b为了容易理解而被设为透明或半透明，但可以不必是透明的。

进而，电极20a、20b分别形成薄壁的长条带状，在正交二轴的x－y 平面上配置有设置于弹性片18a上并与x轴并行延伸的5个电极20a、和设置于其它弹性片18b上并与y轴并行延伸的5个电极20b。而且，通过将弹性片18a与介电层16的一面重合，将电极20a配置于介电层16和弹性片18a之间，在介电层16的一面重合电极20a的1x～5x，并相互并行延伸。另一方面，通过将弹性片18b与介电层16的另一面重合，将电极 20b配置于介电层16和弹性片18b之间，在介电层16的另一面重合电极 20b的1y～5y，并与电极20a正交地相互并行延伸。由此，将电极20a和电极20b在多个部位交叉配设，在电极20a、20b交叉的对置部分分别构成电容器，形成可基于该电容器的静电电容的变化检测输入的作为静电电容型传感器的检测部22。检测部22也可以仅设置一个，但在本实施方式中，通过将电极20a和电极20b在多个部位交叉配设，分散设置有多个。另外，介电层16在图1所示的俯视时，以与弹性片18a、18b上的电极20a、 20b的配设区域大致相同或比其大的形状形成，在所有的检测部22被夹持于电极20a、20b间。此外，图1中，为了容易理解，检测部22被标注基于斜线的阴影表示。

在这些电极20a、20b的交叉部分(检测部22)，当在介电层16和弹性片18a、18b的层叠方向上介电层16压缩变形时，电极20a、20b间的对置距离缩短，因此，该部分的静电电容发生变化。因此，通过使用由电气控制装置构成的传感器控制器14来探测各检测部22的静电电容的变化，能够检测各检测部22上的电极20a、20b的对置距离的变化，构成感压部24。即，电极20a、20b的各交叉部分(检测部22)可作为静电电容型的检测元件(单元)起作用。此外，在检测部22，检测伴随电极20a、 20b的对置距离的变化的静电电容的变化，同时，通过电极20a、20b的伸缩或面方向的相对位移带来的实质的对置面积的变化，也能够检测静电电容的变化。即，在后述的胸部压迫时，不仅能够检测伴随对置距离的变化的静电电容的变化，而且还能够检测面方向的相对位移或伸缩引起的静电电容的变化。

本实施方式的感压部24为将25个检测部22以5列×5行二维配置的静电电容型的传感器，构成传感器主体12。另外，感压部24的面积为人的手掌上的胸部压迫部分的平均的面积以上。优选例如为人的手掌上的实质的胸部压迫部分即鱼际(位于拇指的根部分的手掌的凸起)的平均的面积(例如900mm²左右)以上，由此也能够充分对应压迫位置的偏离。另外，更优选的是，通过设为人的整个手掌的平均的面积以上，也能够确认以手掌的适当的部分能否压迫等。此外，图1中，为了便于理解，通过双点划线假想图示感压部24。

另外，弹性片18a、18b扩展至比电极20a、20b的配设区域(感压部 24)更靠外侧，在弹性片18a、18b的比电极20a、20b更靠外侧，通过导电性材料分别印刷有配线26a、26b。而且，将配线26a与电极20a连接，并且将配线26b与电极20b连接。此外，配线26a、26b例如能够作为通过导电性油墨印刷于弹性片18a、18b的表面的配线图案获得。进而，电极20a、20b也可以通过由导电性弹性体形成的导电性油墨与配线26a、26b 同样地印刷形成于弹性片18a、18b上。另外，弹性片18a、18b在除电极 20a、20b的配设区域及配线26a、26b的形成区域以外的外周端部，通过粘接剂或双面粘合带等相互粘固。

另外，在弹性片18b上重合有绝缘体层28。绝缘体层28由除具有挠性及伸缩性外还具有电绝缘性的软质的合成树脂或橡胶弹性体等形成，形成片状乃至于板状，相对于弹性片18b重合于与介电层16相反的一侧。此外，作为绝缘体层28的形成材料，优选采用聚乙烯或聚氨酯橡胶等。

进而，设置于弹性片18c上的噪声屏蔽电极30与绝缘体层28重合。噪声屏蔽电极30与电极20a、20b同样地由柔软且可伸缩的导电性弹性体以薄膜状形成，相对于绝缘体层28重合于与弹性片18b相反的一侧。由此，噪声屏蔽电极30相对于弹性片18b的电极20b经由绝缘体层28重合，且通过绝缘体层28电绝缘。

另外，将弹性片18d相对于弹性片18a重合于与介电层16相反的侧。弹性片18c及弹性片18d相当于保护层。

接着，对图3进行说明。本实施方式的传感器主体12由罩32覆盖。罩32由布或橡胶弹性体、软质的合成树脂等形成，制成将表侧的片材和背侧的片材在外周部分相互粘固而成的袋状，收容由介电层16、弹性片 18a、18b、18c、绝缘体层28以及噪声屏蔽电极30构成的传感器主体12。进而，在罩32的表面(覆盖弹性片18a的一侧的表面)描绘出作为对位单元的压迫点图示34、和用于使与受验者的体轴对位变得容易的黑线35a、 35b，通过压迫点图示34、黑线35a、35b可以在胸部上容易地进行对位(参照图5)。此外，图1中，为了容易观察罩32内的传感器主体12，将罩32 以透视的状态进行图示。

另外，与电极20a连接的配线26a及与电极20b连接的配线26b经由连接器90装拆自如地连接于作为处理单元的传感器控制器14。另外，与噪声屏蔽电极30连接的配线26c与设置于传感器控制器14的接地端子连接，将噪声屏蔽电极30接地，噪声屏蔽电极30的电位成为基准电位。

配线部包含配线26a、配线26b及配线26c而构成，该配线部从感压部24延伸到感压部24的面方向的外侧，并且，在将感压部24安装于受验者的胸部的状态下，相对于受验者的体轴A向倾斜方向延伸出。即，如图5所示，配线部的延伸方向相对于体轴A成角度α。另外，在本实施方式中，表示配线部引出到受验者的左侧时的情况，也可以引出到受验者的右侧。此外，在此，体轴A是指纵向穿过身体的中心的线。在进行救护作业时，有时在头部侧或下肢侧(即沿着受验者的体轴的方向)安排进行胸部压迫的医生或其辅助者、器具等，但通过配线部延伸出的位置相对于受验者的体轴为倾斜方向，从而在进行救护作业时，心肺复苏术辅助装置的配线不会成为障碍。在此，配线部优选相对于受验者的体轴以10°～80°的角度延伸出，更优选以30°～60°的角度延伸出。特别是，在相对于受验者的体轴向下肢的方向以45°的角度延伸出的情况下，进行胸部压迫的医生或其辅助者、器具等的安排或活动范围更广。

连接器90与配线部的、与感压部24相反的一侧的端部连接。另外，如图4所示，配线26a、26b在连接器90的部分于同一面侧露出，在与这些配线26a、26b对置的位置具备与电源电路40及检测电路42电连接的多个端子。感压部24经由配线26a、26b及端子与电源电路40及检测电路42电连接。在此，配线26a、26b的宽度优选为端子宽度的101～500％或99％～20％。

另外，连接器90还具备通过均匀的力压迫配线26a、26b及多个端子且卡止配线部的卡止部件91。卡止部件91通过拧紧螺丝92，挤压配线26a、 26b及多个端子94。另外，如图4所示，连接器90从下方依次具有基板 96a、配线形成层96b、粘合层96c、柔软层96d、粘结层96e及卡止部件91，端子94被形成于基板96a，配线26a、26b、26c被形成于配线形成层96b。

例如，如图1所示，传感器控制器14具备经由连接器90与各电极20a、 20b连接的作为电源装置的动作电压供电用的电源电路40、和作为检测单元的静电电容探测用的检测电路42。电源电路40选择性地对电极20a的 1x～5x和电极20b的1y～5y进行供电，在中央运算装置(CPU)44的控制下，相对于构成电容器的25处的各交叉部分扫描地施加作为测量用电压的周期性的波形电压。

而且，在该电压作用下检测的静电电容的检测信号依次由检测电路42 进行检测，将该检测值存储于RAM(random access memory)46。此外，检测电路42进行的静电电容的检测例如通过使用根据电流值求出的阻抗求静电电容值而进行。

另外，在ROM(read only memory)48中存储有由电极20a、20b的交叉部分构成的电容器的特性数据，基于该特性数据，通过CPU44，也能够根据排除配线电阻的影响而求出的静电电容的检测值求对电极20a、20b 的交叉部分带来的外力即压迫力。此外，图1中，为了容易理解，电源电路40、检测电路42、CPU44、RAM46、ROM48在传感器控制器14中作为功能块被图示。

因此，通过将由构成电容器的电极20a、20b的交叉部分构成的25个检测部22处的静电电容分别扫描，能够检测作为整体的二维的静电电容值的分布。此外，也可以获得基于静电电容的检测值的压迫力的二维的分布。此外，也可以得到基于静电电容的检测值的压力的二维分布。

这种构造的心肺复苏术辅助装置10例如在救生治疗或救生训练时被用于实施基于胸骨压迫进行的心肺复苏术时。以下，对救生训练的具体的使用例进行说明。

首先，如图5所示，将模拟人体的全身乃至于上半身的作为被救者的训练用人体模型50横置于担架或床上，图示，将心肺复苏术辅助装置10 的感压部24重合安装于作为训练用的人体模型的训练用人体模型50的胸部。在本实施方式中，通过在覆盖感压部24的罩32的表面描绘的作为对位单元的压迫点图示34，以与训练用人体模型50上的胸部压迫点一致的方式在训练用人体模型50的胸部上对位感压部24。另外，感压部24也可以仅以非粘固的方式敷设于训练用人体模型50的胸部上，但例如，也可以通过将覆盖感压部24的罩32利用双面粘合带或钩环扣件、按扣等定位单元可装拆地粘固于训练用人体模型50上，将感压部24在训练用人体模型50的胸部上的规定位置定位保持。此外，作为将感压部24定位于胸部上的定位单元，除上述示例的方式以外，可以选择性地采用例如喷胶或粘接剂、粘接性聚合物、粘接性布等实现的粘接、热熔、外周部分的卡止、吻合器进行的固定、周缘部的胶带进行的固定、锁销、铆接固定、螺纹紧固、夹持固定、带联接、夹子固定、向设置于训练用人体模型50的表面的凹部的嵌入、绑定、弹性体进行的重合面的凹凸嵌合等、各种固定方式或任意地组合采用上述固定方式。感压部24也可以非拆卸地固定于训练用人体模型50的胸部，但优选可装拆地进行定位。另外，定位单元也可以将感压部24整体定位固定，但也可以将一个部位或多个部位部分地固定。

在通过如上述的钩环扣件或按扣等定位单元进行定位时，压迫点图示 34不是必须的，例如，也可以通过设置于罩32的背面和训练用人体模型 50的胸部前面的钩环扣件或按扣的相互位置构成对位单元。另外，在本实施方式中，压迫点图示34为十字交叉的线，通过与连接训练用人体模型 50的左右中央及乳头的假想线(图5中的双点划线)对位，将感压部24 在训练用人体模型50的胸部上定位，但压迫点图示34不限于十字线。

接着，将传感器控制器14的未图示的电源开关从OFF切换为ON，开始电源电路40进行的对电极20a、20b的供电，同时，开始检测电路42 进行的静电电容的检测。

而且，作为未图示的施救者的训练者从感压部24之上压迫训练用人体模型50的胸部，对训练用人体模型50实施基于胸部压迫的心肺复苏术。感压部24因为整体柔软，所以根据压迫力的作用下的训练用人体模型50 的胸部的压迫或训练者的手的变形而自如变形。因此，训练者能够几乎不感到介由感压部24带来的不适感，而以与直接压迫胸部的情况相同的感觉实施心肺复苏术。

另外，当训练者经由感压部24压迫训练用人体模型50的胸部时，在被训练者的手压迫的检测部22，电极20a、20b的对置面间距离减小。其结果，该检测部22的静电电容增大，静电电容的变化由检测电路42进行检测。

另外，由检测电路42检测到的各检测部22的静电电容的检测信号从检测电路42被传送到处理单元(CPU44、RAM46、ROM48)，用于评价训练者的心肺复苏术的各种参数的计算。就本实施方式的处理单元而言，作为评价信息，除训练用人体模型50的胸部的压迫位置是否适当外，还分别计算压迫时的压入深度、释放时的压入深度、压迫时间的比率(Duty Cycle；DC)、压迫次数、一分钟的压迫次数(bpm)、胸骨压迫时间相对于心肺停止时间的比例(Chest Compression Fraction；CCF)。以下，示出各参数的计算方法之一例。

更具体而言，基于各检测部22的静电电容检测值，求感压部24的静电电容的分布(参照图6的(a)、(b))。而且，在静电电容的变化量为最大的检测部22位于感压部24的外周端，且检测到的静电电容为预先设定的阈值以下的情况下(图6的(a))，判定压迫位置为偏离感压部24的不适当的位置。另一方面，在静电电容的变化量为最大的检测部22位于感压部24的外周端以外的情况、或者位于外周端且检测到的静电电容超过预先设定的阈值的情况(图6的(b))，判定为在该检测部22附近压迫适当的位置。如上算出训练用人体模型50的胸部的压迫位置，判定压迫位置是否适当。进而，通过计算压迫位置，能够确认适当的压迫位置和实际的压迫位置之差(距离)，因此，能够简单地掌握压迫位置的修正量，能够进行有效的训练。在本实施方式中，在判定为压迫位置偏离适当位置的情况下，在作为通知单元的监视器显示单元(后述的个人计算机52的监视器54)上显示文字或图形等通知给训练者，由此促进压迫位置的变更。尤其是，通知单元不限于监视器显示单元，只要使训练者可识别压迫位置的偏离即可，也可以是声音或灯的点亮等。

此外，图6的(a)、(b)是将从感压部24发送到传感器控制器14的静电电容的检测信号的强度(电压)作为分布图表示的例子，纵轴的刻度表示电极20a的1x～5x，并且，横轴的刻度表示电极20b的1y～5y，纵轴和横轴的各刻度的交点表示各检测部22。图6的(a)是实施了无效的心肺复苏术的情况，根据检测信号的强度和其分布可知，压迫位置是脱离适当的位置的电极20a的5x和电极20b的1y的交点附近，并且，以检测信号的最大值为40～50digit的不充分的力进行压迫。另一方面，图6的(b) 是实施了有效的心肺复苏术的情况，根据检测信号的强度和其分布可知，压迫位置是作为适当的位置的电极20a的3x和电极20b的1y的交点附近，并且，以检测信号的最大值为100～150digit的非常大的力进行压迫。

另外，压迫时及释放时的压入(压迫)深度例如如下算出。即，选择静电电容的变化量超过预先设定的阈值的检测部22，算出这些检测部22 的静电电容的总和后，基于该静电电容的总和除以所选择的检测部22的数所得的值，算出在所选择的检测部22检测的静电电容或压迫力的平均值。基于该平均值算出训练用人体模型50的胸部的初始状态的压迫量，由此能够求出压迫时及释放时的压入深度。即，通过预先根据实验或运算等数据，作为函数或映射数据等求出训练用人体模型50相对于压迫力的变形特性(包含压迫特性或恢复特性)，能够算出伴随压迫或释放的训练用人体模型50的变形。此外，压入深度的计算未必限定于基于检测到的静电电容的平均值，但优选选择超过阈值的检测部22，基于所选择的检测部22的静电电容的检测值来进行计算，基于平均值的计算是其一例。

更具体而言，如图7的(a)所示，在压迫了感压部24的中央部分的情况下，选择图中斜线的阴影表示的16个检测部22，计算这些检测部22 的静电电容检测值的总和(Ca1+Ca2+···+Ca16)，且将算出值除以所选择的检测部22的数量即16。基于该计算结果的数值，求在16个检测部22检测的静电电容的平均值，基于该力的平均值计算压入深度。另一方面，如图7的(b)所示，在压迫了远离感压部24的中央的端部分的情况下，选择图中斜线的阴影表示的10个检测部22，算出这些检测部22 的静电电容检测值的总和(Cb1+Cb2+···+Cb10)，并将算出值除以所选择的检测部22的数量即10。基于该计算结果的数值，求出由10个检测部22检测的静电电容的平均值，基于该平均值计算压入深度。此外，图7中，通过双点划线的圆简略地表示训练者的手掌的压迫位置。总之，压入深度基于通过Cave＝ΣCn/n求出的静电电容检测值的平均值(Cave) 而算出。此外，上式中，n是所选择的检测部22的个数。

这样，如果基于有关检测到规定值以上的静电电容的变化的多个检测部22的平均值算出胸部的压入深度，则例如在训练者的手掌的大小存在个体差的情况、或如图7的(b)所示在训练者的手的一部分脱离感压部 24的位置压迫了胸部的情况下，降低图7的(a)和图7的(b)的起因于在感压部24的压迫面积的差异的检测结果的外插。此外，在本实施方式中，示出基于所选择的检测部22的静电电容检测值的算术平均算出压入深度的例子，但例如也能够基于静电电容检测值的几何平均或调和平均来算出压入深度。

此外，也可以利用手掌的大小或压迫位置的偏离的检测结果，根据静电电容检测值求胸部的压入深度。即，也可以根据压迫面积或压迫位置的检测结果预先准备多个将静电电容检测值变换为胸部压入深度的数学式，算出所有检测部22的静电电容检测值的平均值，同时，根据压迫面积或压迫位置的检测结果选择上述变换数学式，由此修正压迫面积或压迫位置的差异所致的检测值的差，求出压入深度。

另外，通过超过静电电容的阈值的增大来检测来自释放状态的压迫 (图8中的t1至t2)，同时，通过超过静电电容的阈值的减小来检测来自压迫状态的释放(图8中的t2至t3)，由此能够探测以压迫和释放为1单位的心肺复苏术的周期(图8中的t1至t3)的次数(压迫次数)。

此外，图8的图表以模型表示如上述算出的压入深度相对于时间经过的变化，t1表示进行了胸部压迫后将胸部释放至压入深度成为最小的时间，t2表示在t1的胸部释放后将胸部压迫至压入深度成为最大的时间，t3 表示在t2的胸部压迫后将胸部释放至压入深度成为最小的时间。为了将这样的压入深度和时间的关系正确地图表化，需要使数据的获取间隔(采样速率)不能过长。总之，只要数据的获取间隔适当即可，如图9的(a) 所示，表示压入深度和时间的关系的波形接近实际的压入深度的变化，另一方面，如果数据的获取间隔过长，则如图9的(b)所示，表示压入深度和时间的关系的波形与实际的压入深度的变化大不相同，可能欠缺准确率。这种数据获取间隔优选在全检测部22的80％以上时为0.1秒以下的间隔(毎秒10帧以上的数据获取)，更优选为0.07秒以下的间隔(毎秒 15帧以上的数据获取)。

进而，基于从释放状态起压迫后至再次返回释放状态为止的1周期所需的时间(t3－t1)，能够算出胸部压迫进行的心脏按摩的节奏(每单位时间的压迫次数)。此外，图8中，t1、t2、t3的单位为毫秒，因此，例如，每1分钟的压迫次数(bpm)通过bpm＝{1/(t3－t1)}＊1000＊60算出。

另外，基于检测部22的静电电容增加的压迫时间(t2－t1)除以从释放状态起压迫后至再次返回释放状态为止的1周期所需的时间(t3－t1) 所得的算出值，能够将1周期的压迫时间的比例(Duty Cycle)作为百分率获得。总之，1周期的压迫时间的比例(DC)在图8中可以通过DC＝ {(t2－t1)/(t3－t1)}＊100算出。

另外，在本实施方式中，也计算胸骨压迫比(CCF)。CCF是指将胸部压迫时间相对于确认到被救者的心肺停止后经过的时间(经过时间)的比例作为百分率计算出的比率。在训练中，在训练开始时确认心肺停止，因此，通过算出胸部压迫时间相对于从训练开始时起的经过时间的比例，能够求出CCF。通常，因为期望将胸骨压迫的中断设为最小限，所以在通过判定单元进行有关CCF的良否判定的情况下，例如在算出的CCF超过预先设定的阈值的情况下，能够判定为良。此外，计算CCF时的胸部压迫时间中不含确认到心肺停止后至开始胸部压迫为止的时间、自动体外式除颤器(AED)的使用时间、胸部压迫的执行者交代的时间等、胸部压迫以外的救命行动等耗费的时间。另外，作为计算CCF时的经过时间，在通常的救命活动中是从确认到心肺停止后至确认到心肺复苏为止的时间，在训练时，只要根据训练内容任意设定心肺停止时间点和心肺复苏时间点即可。进而，能够将确认到心肺停止的心肺停止时间点至确认到心肺复苏的心肺复苏时间点为止的时间作为经过时间，在心肺复苏术结束后计算 CCF，并且，也能够将确认到心肺停止的心肺停止时间点至当前时间点为止的时间作为经过时间，在心肺复苏术的执行中计算实时的CCF。这样，如果将在心肺复苏术中算出的实时的CCF通知给施救者，则施救者能够一边了解CCF一边进行心肺复苏术，能够进行品质更高的救命活动。

进而，在本实施方式中，对于压迫位置、压入深度、节奏、反冲深度、 Duty Cycle分别进行良否的判定，考虑良否判定结果而求出有效的胸部压迫时间，计算有效的胸部压迫时间相对于从心肺停止确认起的经过时间的比例，由此求出有效CCF。在本实施方式中，有效CCF是指对于压入深度、节奏、反冲、Duty Cycle、压迫位置的各评价信息，将良否判定结果全部为良的判定的时间作为有效的胸部压迫执行时间，将该胸部压迫执行时间相对于心肺停止时间的比例作为百分率算出的比率。此外，如本实施方式，期望在所有的项目上将良否判定结果为良的情况作为有效的胸部压迫时间来求有效CCF，但例如如果压迫位置适当，则即使其它项目未能达到良判定，也能够一定程度上期待心肺复苏术的效果，因此，有也基于压迫位置的良否判定结果为良的胸部压迫时间来计算CCF等的有效情况。总之，也可以将上述项目中的至少一个中良否判定结果为良的情况作为有效的胸部压迫时间，算出有效CCF。

以上能够获得在心肺复苏术中至为重要的各参数。另外，也可以基于获得的各参数来评价/评分训练者进行的心肺复苏术。具体而言，例如，对于各参数预先设定理想的数值(判定值)，基于实际的检测值相对于所设定的判定值之差，对压迫时的压入深度、释放时的压入深度、压迫时间的比率(Duty Cycle)、一分钟的压迫次数(bpm)分别进行评价，同时，根据这些各参数的评价结果综合评价心肺复苏术。作为各参数的判定值，例如能够采用CPR的准则中提倡的数值等，具体而言，压迫时的压入深度为5cm，释放时的压入深度为0cm，压迫时间的比率为50％，一分钟的压迫次数为110次等。另外，着眼于心肺复苏术的1周期进行了说明，但因为通常的心肺复苏术遍及一定程度的时间持续执行，所以例如也可以在每一周期取得上述各参数，基于全周期的平均值来评价心肺复苏术。

如上述，心肺复苏术的评价/评分例如通过将个人计算机52与传感器控制器14连接，将评价结果或注意点等显示于个人计算机52的监视器54、或者由个人计算机52的扬声器读出，而通知给训练者。这样，通过利用个人计算机52通知评价结果等，能够促使训练者进行心肺复苏术的进一步的改善。此外，在此，示出在心肺复苏术结束后通知评价结果的例子，但例如能够通过在心肺复苏术的执行中依次通知评价结果，促使执行中的心肺复苏术的修正而实现改善。如以上的说明所表明，在本实施方式中，将压迫位置的偏离或心肺复苏术的评价结果等评价信息通知给训练者的通知单元由与传感器控制器14连接的个人计算机52构成。

更具体而言，如图10所示，能够在心肺复苏术的执行中将评价信息显示于作为通知单元的个人计算机52的监视器54。即，图10表示个人计算机52的监视器54的显示例，在设置于画面中央的检测值映射显示区域 56，以地图状且实时显示基于静电电容的检测值的压入深度。在此所说的以地图状显示是指如图10的检测值映射显示区域56所示，将静电电容的检测值或基于此的算出值通过等高线和颜色的涂色区分作为平面上的分布进行显示。因此，在检测值映射显示区域56，根据压入深度而使颜色不同地进行彩色显示，能够根据颜色的分布直观地识别压迫的位置和深度。特别是，如图10所示，如果与人体模型的图示58重叠显示，则能够简单了解压迫位置和压入深度在胸部的分布，因此，除压迫的位置或深度是否适当之外，还能够在不适当的情况下容易地掌握应如何进行修正。此外，也可以使检测值映射显示区域56的显示进行旋转，例如，通过按照被救者的朝向进行旋转，能够更直观地掌握压迫位置和压入深度的分布。

本实施方式中，在检测值映射显示区域56，基于静电电容的检测值的压入深度通过等高线和颜色的涂色区分而作为平面上的分布以地图状显示，但是，在检测值映射显示区域56，只要显示静电电容的检测值或基于静电电容的检测值算出的值(压入深度等)的感压部24平面上的分布即可。例如，在相当于感压部24的平面上分散设定的多个点上，除分别显示静电电容的检测值之外，还可以将相当于感压部24的平面进行网眼区划，对每个区划显示检测值等。尤其是，相较于将检测值在平面上作为数值显示，如等高线和颜色的涂色区分那样，优选能够简单地掌握的方式。此外，将基于静电电容的检测值或静电电容的检测值算出的值以地图状显示是指将与静电电容检测值或基于此的算出值对应的颜色或具体的数值、记号等在与感压部24上的检测位置对应的平面上的部位进行显示。

这样，在实时显示检测值映射显示区域56时，期望相对于心肺复苏术的动作(例如胸部的压迫及释放)，以0.15秒以内的延迟追随检测值映射显示区域56的显示进行更新，更优选显示的延迟为0.1秒以内。由此，观察检测值映射显示区域56的人能够相对于心肺复苏术的动作不会感到检测值映射显示区域56的显示的显著的时间延迟而作为实时的信息显示无不适感地进行识别。此外，检测值映射显示区域56的显示未必需要是与心肺复苏术的进行对应的实时显示，除以规定的时间延迟显示之外，也可以作为静态图像进行显示，并在每规定时间自动地更新图像，还可以手动任意地更新或选择图像。

进而，检测值映射显示区域56的地图状显示的帧频优选为4fps(frames per second)以上，更优选为10fps以上。由此，如图11的(a)～(c) 中概略性所示，检测值映射显示区域56的显示高精度地追随心肺复苏术的动作。即，如果将帧频为5fps的图11的(a)的情况和帧频为3fps的图11的(b)的情况相比，则在图11的(b)中，不能显示压迫力为最大的图11的(a)的第2帧，从而不能正确地掌握压迫力的变化。因此，为了正确地掌握心肺复苏术的动作的推移，优选检测值映射显示区域56的每单位时间的帧数(帧频)多。此外，图11的(a)和(b)是表示相同压迫力的变化的情况，表示(a)的第2帧和第4帧在(b)因帧频的不同而未显示。

另外，在图10的监视器显示中，在左方的中段设置有有关4项目的建议显示区域60。即，关于压入深度、一分钟的压迫次数(节奏)、胸部的释放(反冲)、压迫时间的比率(Duty Cycle；DC)的各项目(评价信息)，进行以通过作为判定单元的个人计算机52设定的判定值为基准的良否判定，在本实施方式中，在建议显示区域60，关于判定为良显示○，关于判定为否显示×。图10中，将节奏、反冲、DC这3项目判定为良，同时，将压入深度不充分判定为否，因此，通过增大压入深度，容易理解能够改善心肺复苏术。本实施方式中，关于评价信息基于预先设定的判定值执行良否判定的判定单元和通知良否判定结果的判定结果通知单元均由个人计算机52构成。此外，关于各项目，也可以在良否判定的结果的基础上或代替该结果，显示测定结果的数值等。

进而，在监视器表示的右方上段设置有显示压迫位置的良否和压迫次数的辅助显示区域62。在辅助显示区域62，基于压迫位置的良否判定结果，关于判定为良显示○，关于判定为否显示×，并且，显示从训练开始至当前为止的胸部压迫次数。此外，也可以设置建议单元，其对于基于显示于建议显示区域60和辅助显示区域62的良否判定结果判定为否的项目，通知应以成为良而变更的方针，例如，也可以显示乃至于发声“请深按”等。

再另外，在辅助显示区域62的下方设置有CCF显示区域64。CCF 显示区域是表示将胸部压迫的执行时间相对于被救者的心肺停止时间(从心肺停止确认起的经过时间)的比例作为百分率计算出的CCF的区域，在本实施方式中，除上述的一般的CCF外，还显示有效CCF。此外，在 CCF显示区域64，在图10的显示的基础上，或替换之，也可以显示对于上述5个评价信息的至少一个，将良否判定结果为良的判定即时间作为胸部压迫执行时间，将胸部压迫执行时间相对于心肺停止时间的比例作为百分率算出的CCF。

另外，在监视器显示的下段设置有将压入深度相对于训练中的时间经过的变化作为图表进行显示的图表显示区域66。进而，在建议显示区域 60的上方设置有提取图表显示区域66的特定的短时间并放大显示的图表放大显示区域68。此外，在图表显示区域66的左方设置有通过由鼠标等指点设备选择而开始显示的启动开关部70、和通过由鼠标等指点设备选择而切换为后述的图12的良否判定结果画面的评价开关部72。

另一方面，图12表示在图10的心肺复苏术的训练结束后(相对于感压部24的压迫结束后)在个人计算机52的监视器54进行显示的良否判定结果的一例。如上述，良否判定结果是以预先设定的判定值为基准，分别评价了压迫时的压入深度、释放时的压入深度、压迫时间的比率(Duty Cycle)、一分钟的压迫次数(节奏)的结果，图12中，对进一步加入了压迫位置从目标位置的偏离的5个项目进行评价，显示评价结果。

更具体而言，上述5个各项目以判定值作为基准以100分满分进行评分，显示每个项目的得分，同时，以能够容易掌握各项目的得分的均衡的方式显示表示5项目的得分的均衡的五角形的雷达图。进而，将5项目的得分的平均作为总和得分表示，总和得分的良否判定结果以文字方式显示于总和得分的下方。另外，分别显示进行训练的时间(训练时间)、从训练开始至结束位置实际进行心肺复苏术的时间(压迫时间)、上述5项目均超过判定值而实施有效的心肺复苏术的时间(有效时间)，同时，压迫时间和有效时间相对于训练时间的比率以百分率显示。此外，本实施方式中，个人计算机52对评价信息以所设定的判定值为基准执行良否的判定，同时，将良否判定的结果显示于个人计算机52的监视器54，判定单元和评价结果显示单元均由个人计算机52构成。

在图12的具体例中，如图10的图表所示，因为遍及训练中的大致整体，压入深度未达到判定值的5cm，因此，深度的项目的得分为0分，有效时间极短，并且，总和得分低，为77分，在良否判定上显示“poor”这一否的判定结果。这样，通过客观地判定训练结果的良否并将其迅速地给予训练者，训练者能够具有对训练的目标或改善点的辨识，实现有效的训练的进展。

但是，图12的结果是未将心肺复苏术的实施中实时显示的个人计算机52的监视器信息(图10)通知给训练者的例子，通过将该监视器信息给予训练中的训练者，也能够在训练中得以改善。即，图10中，将深度不足的情况通过记号示于建议显示区域60，因此，训练者观察个人计算机 52的监视器54、或者辅助者传递监视器54的显示内容等，随时对训练者给予建议显示的信息，由此，训练者能够实现按照该建议显示意图上加深压入深度等改善。这样，通过在个人计算机52的监视器54的建议显示区域60及辅助显示区域62以记号显示应变更的方针，构成本实施方式的建议单元。

此外，如上述，训练结果的评价方法终究是一例，也可以采用其它评价方法。具体而言，图12中，基于各项目的得分的平均点进行总和评价，但例如在从判定值超过容许范围而脱离的项目有一个乃至于规定数的情况下，也可以与其它项目的得分无关地将综合评价为否。另外，例如，也可以基于各项目中的从基准(判定值)的偏离量(偏差)的平均进行总和评价。

另外，训练结果的显示方法没有特别限定。即，如上述实施方式，除通过分数和文字表示总和评价之外，也可以通过文字或记号(例如○和×) 等表示总和评价的良否、或者通过总和评价相对于判定值的达成率(％) 表示总和评价的良否。

根据这种按照本实施方式的构造的心肺复苏术辅助装置10，能够分别探测胸部的压迫位置、胸部的压迫次数、每单位时间的胸部压迫次数(节奏)、压迫时及释放时的胸部的压入深度、胸部压迫时间的比例，因此，能够以基于这些探测结果更适当地执行心肺复苏术的方式进行辅助。

进而，心肺复苏术辅助装置10因为检测压迫的感压部24由弹性体形成且可柔软地变形，所以容易沿着胸部表面的凹凸变形，不易从胸部滑落，并且，降低在感压部24和胸部之间形成间隙所致的检测结果的误差。而且，因为降低经由感压部24所致的压迫时的不适感，所以训练者能够以与不使用心肺复苏术辅助装置10的情况大致相同的感觉进行训练。而且，也不会因压迫时感压部24相接而产生疼痛或伤痕。

再另外，因为感压部24的面积为人的手掌上的胸部压迫部分的平均的面积以上，所以能够有效检测手掌压迫胸部所致的静电电容的变化，并且，即使手掌的压迫位置在脱离适当的胸部的压迫区域的范围内偏离，也能够有效地检测心肺复苏术的各参数。特别是，通过采用由弹性体形成的柔软的感压部24，即使充分增大感压部24的面积，感压部24也沿着胸部的表面变形，因此，能够遍及宽的范围有效检测静电电容的变化。而且，构成静电电容型传感器的感压部24通过变更介电层16及电极20a、20b 的大小或电极20a、20b的数量等，能够容易地变更面积及检测精度。

另外，与基准电位的端子(未图示)连接的噪声屏蔽电极30经由绝缘体层28与电极20b重合，在感压部24与被救者即人体或训练用人体模型50的胸部重合的状态下，在电极20b和人体或训练用人体模型50的胸部之间配置噪声屏蔽电极30和绝缘体层28。因此，能够防止在电极20b 和人体或训练用人体模型50的胸部之间构成电容器，能够避免因该电容器的静电电容而在检测结果上产生误差，能够高精度地获得检测结果。

另外，包含感压部24的传感器主体12相对于具有电源装置及测量单元的传感器控制器14装卸自如地连接，因此，能够将可能产生例如因重复压迫所致的损伤或劣化等的感压部24根据需要从传感器控制器14拆下进行更换。另外，如果在使用后更换传感器主体12，则也能够清洁地保持与人体接触的传感器主体12。此外，不用说也可以在传感器控制器14故障时等更换从传感器主体12拆下的传感器控制器14。

以上，详细叙述了本实用新型的实施方式，但本实用新型不受该具体的记载限定。例如，电极20a、20b的数量是示例，可以适宜变更。特别是，通过增加电极20a、20b的数量，也能够实现更详细的检测及更宽范围的检测。另外，电极20a、20b未必限定于在多个部位相互交叉的构造，例如可以是仅在一处交叉的构造，也可以在多个部位将第一电极和第二电极夹着介电层16一对一地对置配置，由这些第一、第二电极的对置部分构成检测部。总之，在多个部位设置检测部的情况下，这些检测部可以由分别独立的电极构成。此外，检测部也可以在感压部24上不设置于多个部位，而仅设置于感压部24的一个部位。

另外，噪声屏蔽电极30和绝缘体层28不是必须的。进而，噪声屏蔽电极30和绝缘体层28也可以重合配设于弹性片18a侧，由此，能够防止在施救者的手和电极20a之间构成电容而在检测结果上产生误差的情况。另外，配置于噪声屏蔽电极30和第一、第二电极20a、20b之间的绝缘体层也可以不必如上述实施方式那样特别地设置，例如，也可以利用弹性片 18a、18b、18c作为绝缘体层。进而，噪声屏蔽电极30和绝缘体层28与传感器主体12分体，通过将这些噪声屏蔽电极30和绝缘体层28重合于罩32的外表面，也可以使得噪声屏蔽电极30和绝缘体层28配置于第一、第二电极20a、20b和人体之间。

再另外，作为压迫压迫胸部的时间和不挤压胸部而返回的时间的比例的测定值，在上述实施方式中，采用1周期的压迫时间的比例[(t2－t1) /(t3－t1)]的值，但不限于此，例如，也可以采用[(t2－t1)/(t3－t2)] 的值等。进而，作为各测定值，采用2次以上的多次的平均值等，或者经由适当的频通滤波器，由此，也能够实现噪声的除去或外部显示结果的稳定化等。

另外，在本实施方式中，包含感压部24的传感器主体12相对于传感器控制器14装卸自如地连接的结构不是必须的，通过实质上不能分离地连接，避免传感器主体12和传感器控制器14的不经意的分离，能够实现可靠性的提高。

再另外，也可以在传感器控制器14上装备作为无线发送单元的无线发送装置，由个人计算机52侧的无线接收单元无线接收无线发送的测定结果的发送信号。另外，该情况下，期望电源电路40包含蓄电池。进而，也可以在传感器控制器14仅装备无线发送静电电容的检测信号的功能，另一方面，在个人计算机52中，构成进行根据无线接收到的静电电容的检测信号求出作为目的的压迫力或胸部压入深度等的测定值的运算处理的运算单元，由此，也能够实现与传感器主体12一体化的结构部分的小型化而使处理变得更容易。

具体而言，具备基于无线的收发单元的心肺复苏术辅助装置74在图 13中作为本实用新型的第二实施方式表示。在以下的说明中，对于与第一实施方式实质上相同的部件及部位在附图中标注同一符号，由此省略说明。

该心肺复苏术辅助装置74具有将与感压部24的第一、第二电极20a、 20b连接的配线26a、26b经由传感器控制器14通过有线与无线发送装置 76连接的构造。总之，本实施方式的心肺复苏术辅助装置74具备将从感压部24的检测部22接收到的静电电容的检测信号变换成基于无线的发送信号的运算处理单元(传感器控制器14)、和无线发送生成的发送信号的无线发送单元(无线发送装置76)。

另外，从无线发送装置76无线发送的发送信号通过具备无线接收单元的个人计算机52或平板电脑80等便携式终端接收。进而，个人计算机 52或平板电脑80也具有通过基于接收信号的运算处理计算评价信息，在监视器54、82进行显示，作为通知单元的功能。此外，便携式终端也可以同时使用个人计算机52和平板电脑80这两方，该情况下，可以由平板电脑80分担在第一实施方式中说明的个人计算机52的功能的一部分，也可以使平板电脑80并行地执行与个人计算机52相同的处理。进而，也可以在个人计算机52上设置其它无线发送单元，将由个人计算机52进行了处理的评价信息从个人计算机52无线发送到平板电脑80进行显示。另一方面，也可以代替个人计算机52而采用平板电脑80，该情况下，平板电脑80具备第一实施方式中说明的个人计算机52的功能。进而，作为便携式终端，除示例的个人计算机52或平板电脑80之外，也可以采用智能手机等。再另外，无线接收单元优选为便携性优异的便携式终端，但例如也可以的固定式终端(台式电脑等)。

根据这种按照本实施方式的构造的心肺复苏术辅助装置74，相对于个人计算机52或平板电脑80等终端利用无线发送感压部24的检测信号，因此，不需要用于连接终端的配线，并且，终端的操作性提高。特别是，在用担架或救护车、直升机等运送的同时进行使用的情况下，显示评价信息的终端通过无线与感压部24或传感器控制器14等的感测部分连接，由此，运送不会受到与终端的连接配线的阻碍，易于使用。而且，连接终端的配线也不会因移动时的振动而脱落，也能够实现可靠性的提高。

此外，也可以由传感器控制器14执行根据检测信号求出评价信息的运算处理，并将评价信息作为发送信号无线发送。另外，为了将以充分的采样率取得的有效的检测结果以不产生体感程度的延迟的方式通过无线顺畅地向便携式终端等传送，优选基于无线的数据通信速度为50Mbps以上。因此，例如，优选采用相较于bluetooth(注册商标)可进行高速的通信的wifi等。

另外，图5所示的心肺复苏术辅助装置10对训练用人体模型50的配置状态仅仅是示例，心肺复苏术辅助装置10整体的大小或感压部24覆盖训练用人体模型50的胸部的面积等可以适当变更。也可以采用具备相较于上述实施方式面积大的感压部24的较大型的心肺复苏术辅助装置10，可以在更宽的范围检测压迫位置等。另外，本实用新型中，感压部24为柔软的构造，因此，即使采用较大的感压部24，感压部24也能够沿着训练用人体模型50的表面或施救者的手的凹凸等容易地变形，能够进行有效的检测，并且降低经由感压部24所致的不适感。

在上述实施方式中，对将本实用新型的心肺复苏术辅助装置10用于心肺复苏术的训练的情况进行了说明，但心肺复苏术辅助装置10不限于训练用，也可以用于针对被救者的救生治疗。该情况下，期望通过在心肺复苏术的执行中实时通知评价结果，敦促施救者进行修正，以便进行更适当的心肺复苏术。

符号说明

10、74：心肺复苏术辅助装置、14：传感器控制器(电源装置、测量单元、处理单元)、16：介电层、20a：电极(第一电极)、20b：电极(第二电极)、24：感压部、28：绝缘体层、30：噪声屏蔽电极、34：压迫点图示(对位单元)、40：电源电路(电源装置)、42：检测电路(检测单元)、 44：中央运算装置(处理单元)、46：RAM(处理单元)、48：ROM(处理单元)、52：个人计算机(便携式终端、无线接收单元、通知单元、监视器显示单元、判定单元、判定结果通知单元、建议单元、评价结果显示单元)、76：无线发送装置(无线发送手段)、80：平板电脑(便携式终端、无线接收单元、通知单元、监视器显示单元、判定单元、判定结果通知单元、建议单元、评价结果显示单元)、90：连接器、91：卡止部件、92：螺丝、94：端子、96a：基板、96b：配线形成层、96c：粘合层、96d：柔软层。