CN104684470A

CN104684470A - 用于测量电极接触阻抗的系统和方法

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Publication number: CN104684470A
Application number: CN201280076150.XA
Authority: CN
Inventors: D·K·弗里曼; C·M·里舍凯利; D·C·毛雷尔
Original assignee: Draeger Medical Systems Inc
Current assignee: Draeger Medical GmbH
Priority date: 2012-08-01
Filing date: 2012-08-01
Publication date: 2015-06-03
Anticipated expiration: 2032-08-01
Also published as: US20150241505A1; CN104684470B; WO2014021883A1; EP2879579A1

Abstract

提供了一种确定电极与病人连接质量的装置和方法。该装置包括至少三个电极，其选择性地连接至病人，用于感测代表病人参数的电生理信号。电流源连接至所述至少三个电极中的每一个，所述电流源可以施加正电流和负电流两者。控制处理器连接至所述电流源和所述至少三个电极。所述控制处理器识别至少三个电极的若干独特电极对，并且控制电流源以同时将正电流施加至每个识别的电极对的一个电极，并且将负电流施加至每个识别的电极对的其他电极，从而确定至少三个电极中至少一个的连接质量。

Description

用于测量电极接触阻抗的系统和方法

技术领域

本发明涉及一种用于病人监测装置的系统和方法，更具体地，用于测量电极的接触阻抗，从而确定与电极相关的连接质量。

背景技术

在为病人提供医疗服务的过程中，需要监测重要的统计数值和其他的病人参数。不同类型的病人监测装置可以经由至少一个电极而监测病人的生理状态，所述电极在身体的各个位置处联接至病人的皮肤。例如，在临床环境下使用心电图(ECG)监测仪而对心脏的电活动进行定期监测。通过多个监测病人心脏电脉冲的电极而将ECG监测仪连接至病人。为了使ECG监测仪有效地记录病人的电脉冲，从这里延伸出的电极通常包括导电胶，所述导电胶嵌入用于确保电极连接至病人身体的粘着垫。来自监测仪的缆线选择性地连接至电极，从而使检测到的电压传输至ECG监测装置，以便为医护人员提供关于病人心脏功能的数据。

所公知的是记录信号的质量取决于电极和病人身体之间的电阻。将电极-病人交界面(interface)处的电阻称为接触阻抗。因此，合意的是当对病人进行监测时，在不同的时间测量接触阻抗，进而确保监测到的信号具有足够好的质量。一个测量接触阻抗的方法是使用上拉/下拉电阻器，其中将每个电极连接至与电压源串联的电阻器(一般为数十兆欧姆)。当接触阻抗增加至数十兆欧姆的范围时，会导致电极电压接近所施加的电压水平。这表示存在接触不良，并且暗示感测到的信号的质量欠佳。另一个测量接触阻抗的方法为对给出的电极施加电流，所述电流通过其他连接的电极而返回地。这会导致被施加电流的电极的压降和所有其他电极的并联组合的相应压降。通过对N个电极中的每一个重复此测量，可以得到成组的N个非线性方程和N个未知数，其中N等于连接至系统的电极的数量。然而，与用于测量接触阻抗的这些方法和其他方法相关联的缺陷包括信号质量的可靠测量较低，计算时间增加以及进行该测量所需的系统复杂。根据本发明原理的系统解决了已知系统的缺陷。

发明内容

在一个实施方案中，提供了确定电极与病人连接质量的装置。所述装置包括至少三个电极，其选择性地连接至病人，用于感测代表病人参数的电生理信号。电流源连接至所述至少三个电极中的每一个，所述电流源可以施加正电流和负电流两者。控制处理器连接至所述电流源和所述至少三个电极，所述控制处理器识别至少三个电极的若干独特电极对，并且控制电流源以将正电流施加至每个识别的电极对的一个电极，并且同时将负电流施加至每个识别的电极对的其他电极，从而确定至少三个电极中至少一个的连接质量。

在另一个实施方案中，ECG监测装置确定连接至病人的电极的连接质量。ECG监测仪包括多个联接至病人的电极，多个电极中的每一个均感测表示至少一个来自病人的病人参数的电脉冲。电流源选择性地可连接至多个电极，从而将正电流和负电流中的一个选择性地施加至多个电极的任意一个。控制处理器连接至电流源和多个电极。控制处理器识别来自多个电极的若干独特电极对，并且对于每个识别的电极对，控制电流源从而在电极对中将正电流施加至一个电极，并且将负电流施加至其他电极，从而生成表示电极对电压差异(voltagedifference)的线性方程，并且确定多个电极的各自一个的连接质量数据。

在另一个实施方案中，提供了确定连接至病人的电极的连接质量的方法。所述方法包括以下行为：提供至少三个电极，其为控制处理器感测表示病人参数的电生理信号。将可以施加正电流和负电流两者的电流源连接至至少三个电极中的每一个。识别至少三个电极的若干独特电极对，并且控制电流源，从而将正电流施加至每个识别的电极对中的一个电极，并且同时将负电流施加至每个识别的电极对中的其他电极。确定至少三个电极中的至少一个的连接质量。

附图说明

图1为根据发明原理的用于测量电极接触阻抗的系统的示例性方框图。

图1A显示了中性电极的使用以降低ECG监测仪所记录的共模噪声的水平。将三个主要电极(primary electrode)的平均电压输入反相放大器，所述反相放大器的输出连接至中性电极。

图2描绘了根据发明原理的在用于测量接触阻抗系统中使用的连接至病人的电极的示例性电路示意图；

图3为根据发明原理的在用于测量接触阻抗系统中使用的连接至病人的电极的示例性电路示意图；

图4为根据发明原理的在用于测量接触阻抗系统中使用的连接至病人的电极的示例性电路示意图；

图5为根据发明原理的在用于测量接触阻抗系统中使用的连接至病人的电极的示例性电路示意图；

图5A为根据发明原理的在用于测量接触阻抗系统中使用的连接至病人的电极的示例性电路示意图；

图6为表示根据发明原理的测量接触阻抗中使用的连接至病人的每个电极对的电压的表格；

图7为详细描述根据发明原理的用于测量接触阻抗的系统工作的流程图；

图8为详细描述根据发明原理的用于测量接触阻抗的系统工作的流程图；以及

图9为详细描述根据发明原理的用于测量接触阻抗的系统工作的流程图。

具体实施方式

用于测量接触阻抗的系统(下文中为“系统”)自动对电极和病人之间的连接质量进行测量、计算并且量化。通过在连接至病人的电极和病人的皮肤之间的交界面处测量阻抗而确定连接质量。这称为接触阻抗，并且在监测病人的过程中，系统有利地测量并确定每个电极的接触阻抗。通过在监测病人期间测量接触阻抗，医护人员可以实时注意到代表一个或更多的连接至病人的电极的连接变差的情况。这可以使医护人员对情况进行补救，否则会导致通过电极感测到的信号的质量低于期望的信号质量，从而导致产生的数据不能准确地表示病人当前的情况。使用成组的至少三个电极中的两个电极而自动地确定具体电极的连接质量数据，所述至少三个电极均连接至受到监测的病人。每个电极包括连接至此的第一电流源和第二电流源，所述第一电流源具有第一极性，所述第二电流源具有相反极性。来自第一电流源和第二电流源中每一个的电流强度与另一个相等。通过选择性地将具有预定强度的第一电流源施加至三个电极中的一个，并且同时将具有预定强度的第二电流源施加至三个电极中的另一个，系统自动地测量并确定连接至病人的电极的连接质量。系统顺序地将第一电流源和第二电流源施加至三个电极中的每个电极对组合。以此方法，系统有利地测量每个电极之间的差分电压，并且由于电流水平(current level)为预定值，所以对于每个电极对，系统自动地产生线性方程，其中两个电极之间的差分电压等于第一电极和第二电极的接触阻抗之和乘以电流水平。然而，第一电极和第二电极的各自阻抗是未知的，直到系统产生代表每个电极对的方程。此后，可以有利地对代表每个电极对(例如，电极1和电极2、电极2和电极3以及电极1和电极3)的三个产生的线性方程进行数学操作，从而解析出每个电极的各自接触阻抗。响应于确定各自电极的接触阻抗，将接触阻抗值与接触阻抗阈值进行比较，从而确定由各自电极感测到的信号质量是否足够好，借此使较低阻抗与电极/病人交界面处的较强连接相关。通过自动并同时将两个相反极性的电流源施加至两个不同的电极，系统可以在较短时间内确定信号质量，进而减小对病人监测的影响。实现了使用本系统的用于确定信号质量所需时间的减少，这是由于减少了产生和解析每个表示各自电极对的三个线性方程的计算处理需求。系统提供了进一步的优势：通过识别电极的连接质量而选择导联组合(lead combination)，所述导联组合提供最高质量的ECG数据。此外，由系统提供的连接质量数据可以使用户确定在给定时间内可以使用的ECG导联的何种组合。

图1为示例性病人监测装置102的方框图，病人监测装置102经由多个电极A-C而选择性地监测来自病人的电脉冲，所述多个电极A-C使用导电胶和粘合剂而连接至病人的预定位置。这里显示了电极A-C，应当了解的是可以用任意数量的电极监测病人的电脉冲，并且采用电极的数量取决于监测装置102监测到的数据的类型。在一个实施方案中，病人监测装置为ECG监测仪，并且多个电极可以包括附接于病人肢体和胸部的电极。本领域的技术人员理解的是，电极一般定位于右臂(RA)、左臂(LA)、右腿(RL)、左腿(LL)，并且在一些情况下，有数个电极位于胸部上。这些电极中，RA、LA和LL一般称为“主要电极”，胸部上的电极称为“V-导联”，并且RL一般称为“中性电极”，尽管在实践中可以将任何电极指定为中性的。发明人使用术语“第二电极”以共同指代V-导联和中性电极。将主要电极RA、LA和RL联接至平均器，所述平均器自动地将主要电极的电压平均，从而产生称为威尔逊点(Wilson Point)的参考电压。三个主要电极和中性电极的说明显示在图1A中，其中Z_RA、Z_LA、Z_LL和Z_中性分别表示RA、LA、LL和中性电极的电阻抗。由平均器产生的参考电压可以用作确定任意V-导联的阻抗，将在下文中对此进行讨论。通过电场各个源(例如电源线噪声)的电容联接，会将显著的噪声导入身体。该噪声称为共模噪声，并且其可以模糊ECG信号。因此，为了减小该噪声，大多数的ECG监测仪会取三个主要电极的平均电压，并随后将该信号输入至反相放大器。将放大器的输出连接至中性电极。通过将所有电极共有的信号反相并且将其注入体内，极大地降低了ECG监测仪所经受的噪声水平。另外，已知V-导联包括电极V₁–V₆，所述电极V₁–V₆以已知方式位于病人胸部的预定位置。监测装置监测电脉冲以产生和输出ECG波形的方式是已知的，并且所述方式与本发明并不密切相关，将不对此进行进一步讨论。

回顾图1，监测装置102包括控制处理器104，控制处理器104包括用于控制监测装置102的操作的控制逻辑。控制逻辑包括用于监测病人的电脉冲以产生病人参数数据(例如ECG波形)的算法。系统进一步包括多个电流发生器106A-106C，电流发生器106A-106C与各自电极相关。这里所提到的电流发生器106A-106C共同使用附图标记106，应当理解的是，任何关于元件106功能的描述可以由各自电流发生器106A-106C中的任意一个完成。每个电流发生器106均电联接至控制处理器104，并且均在选择控制下，进而将在下文中对此进行描述。虽然图1显示各个电流发生器106A-106C直接连接至控制处理器104，但是电路设计的本领域技术人员将理解的是，存在其他等效方法和电路设计，可以使控制处理器104选择性地联接至各自电流发生器106，并且达到相同的目标。电流发生器106可以在给定时间内选择性地将第一电流或第二电流中的一个施加至各自电极，所述第一电流具有第一极性，所述第二电流具有第二相反极性。例如，电流发生器106包括正电流源107和连接至负电源供应器(-AVDD)的负电流源109(例如耗用电流(current drain))。如此处所示，该实施方法包括联接至第一电极A的第一电流发生器106A、联接至第二电极B的第二电流发生器106B以及联接至第三电极C的第三电流发生器106C。如上文关于电极数量的描述，本系统可以包括的电流发生器106的数量等于连接至病人监测装置102的电极的数量。在另一个实施方案中，系统可以使用减少数量的电流发生器，并且经由各种开关布置而联接至不同的电极，进而使监测装置102的电复杂性最小化。

控制处理器104在给定时间内选择性地控制各自电流发生器106中的两个，从而自动地将相同强度但是相反极性的电流施加至各自的电极对。通过自动且同时地将相反极性的电流施加至两个不同的电极，系统有利地限定在特定时间时电流流动的精确路径。通过限定电流流动的精确路径，可以测量出同时被施加电流的两个电极的差分电压。放大器108在控制处理器104和各个电极A-C之间电联接。放大器108选择性地测量并比较两个连接至病人101的各自电极之间的差分电压。各自电极对的差分电压数据可以自动地提供至控制处理器104，从而用于计算接触阻抗，所述接触阻抗与电流流过的电极对的每个电极相关。

在操作中，控制处理器104基于连接至病人监测装置101的电极的数量而选择性地识别若干电极对。控制处理器104可以以任何已知方法识别电极的数量，例如感测在特定连接器处是否存在电压，或者通过查询由医护人员输入的配置信息，所述医护人员在给定时间内识别电极的数量和配置。在识别若干电极对后，控制处理器104确定所需的表示电极对接触阻抗的若干线性方程，从而确定电极对的每个电极的接触阻抗。将对包括电极A、B和C的电极对的示例性操作进行描述。控制处理器104生成第一控制信号110并将其提供至连接至电极A的电流发生器106A。第一控制信号110可以包括识别施加至电极的电流极性和施加至电极的电流强度的信息。在另一个实施方案中，第一控制信号110还可以包括电流将被施加至电极的持续时间。虽然控制信号的内容描述为与第一控制信号110相关，但是本领域的技术人员将理解的是，由控制处理器104生成的每个控制信号均可以包括相同类型但具有不同值(例如，不同极性)的数据。在生成第一控制信号110的同时，控制处理器104生成第二控制信号112并将其提供至联接至电极B的电流生成器106B。第二控制信号112使得电流发生器106B施加电流至电极B，所述电流与施加至电极A的电流具有相同的强度和相反的极性。响应于同时将强度相同极性相反的电流施加至电极A和电极B，控制处理器104使得放大器108自动地测量电极A和电极B之间的差分电压。对于识别的每个电极对，控制处理器104生成用于确定成组电极中每个电极的接触阻抗的方程。第一方程为线性方程，其中测量的电极A和电极B的差分电压等于电极A和电极B的阻抗之和与电流的乘积。然而，由于电极A和电极B的单个阻抗是未知的，所以控制处理器104自动地对各个其他电极对(例如电极B和电极C；以及电极A和电极C)重复上述操作，从而产生各自第二线性方程和第三线性方程。响应于生成等于识别的电极对的数量的若干线性方程，控制处理器104使用三个方程自动地求解计算每个电极的接触阻抗，从而求解代表每个电极A-C的接触阻抗的各自的值。由于差分电压和施加至每个电极对的电流是已知的，所以该计算是可行的。此方法的重要方面是：相比于以前的方法，减小了计算每个电极的接触阻抗所需的时间。例如，考虑这样的方法：将单电流源顺序施加至所有的电极，而将其他的所有电极关联至地。此方法产生了成组N个非线性方程，其中N等于电极的数量。这些非线性方程无法精确求解出阻抗，并且因此必须使用计算量更大的方法，相比于这里描述的新方法，所述计算量更大的方法要求需要更长的时间进行求解。

将作为结果的各个电极的接触电极阻抗与接触阻抗阈值相比较，从而产生所选择的电极的连接质量数据。如果作为结果的电极阻抗在阈值水平之下，则确定连接质量为良好。如果作为结果的电极阻抗等于或大于阈值水平，则确定连接质量为差。例如，电极阻抗可以在50kΩ至十几兆欧之间变动，其中较低的阻抗表示在病人/电极交界面处的连接质量较高。在一个实施方案中，可以有连接质量数据标识符的范围，其基于作为结果的阻抗而为用户提供关于连接质量的超过“良好”和“差”的更多水平信息。

监测装置102进一步包括警报器114、通信处理器116和显示器118，警报器114、通信处理器116和显示器118中的每一个均连接至控制处理器104。在确定每个电极A-C的连接质量数据后，控制处理器104可以提供用于输出至用户的连接质量数据。在一个实施方案中，确定所选择的电极的连接质量数据表示连接质量较差，则控制处理器104可以自动地使得警报114进行发布。警报器可以为触觉、听觉或视觉警报中的任何一个(或其任何组合)，所述警报器提醒医护人员至少一个电极的连接较差。医护人员随后被提醒，以修复与病人的连接，从而保证高质量的病人监测。在另一个实施方案中，可以收集每个电极的连接质量数据，并将所述数据提供至用于将连接质量数据传递至远程系统的通信处理器116。通信处理器116可以连接至通信网络(有线的或无线的)，并且将连接质量数据传输至病人管理系统，以包含在病人记录中。通信处理器116可以采用已知的通信协议，从而通过蜂窝网络、局域网和/或广域网进行通信。在进一步的实施方案中，连接质量数据可以用于修正在显示装置18上的显示图像。例如，控制处理器104可以生成与每个电极相关的连接质量指示符，并且在显示器118上显示连接质量指示符。在确定连接质量为良好的情况下，连接质量指示符可以以第一格式或风格显示。如果确定曾经连接质量差，则控制处理器104可以令连接质量指示符改变为不同的格式或风格，所述格式和风格提醒用户连接质量差。其中可以使用连接质量数据的方法描述只用于举例说明的目的，并且连接质量数据可以用于任何提供病人护理的目的。

在另一个实施方案中，病人监测装置可以为脑电图监测仪(EEG)，所述脑电图监测仪(EEG)感测沿着头皮的电活动，从而测量来自大脑神经元内的离子电流流动的电压波动。在此实施方案中，可以以相似的方法应用上文描述的原理，借此可以确定连接至病人头皮的独立电极的连接质量。然而，在EEG情况下测量的施加至电极的电流可以为与DC电流相对的AC电流。

将在图2-图5中进一步详细描述在图1中的上述接触阻抗测量系统的示例性实施方案。图2为连接至病人101的多个电极中的各自一个电极的示例性电路图。如此处所示，电极A以已知方式可释放地固定至病人101，并且电流发生器106A联接至电极A，所述电流发生器106A可以在给定时间内将正电流或负电流施加至电极A。电极A的接触阻抗表示为电阻Z1。因此，目标是自动地测量电极A的接触阻抗Z1，从而确定电极A的连接质量数据。虽然图2只描绘了电极A，但是本领域的技术人员将理解的是，该图表示连接至病人101的成组电极中的每个电极。电流发生器106包括双源，所述双源可以选择性地连通/断开。第一电流源可以将正电流施加至电极(I_p)，第二电流源可以将负电流施加至电极(I_n)。第一电流源连接至正电源(AVDD)而第二电流源连接至负电源(-AVDD)。选择性地控制电流发生器106A，以在给定时间内供应第一电流源(正)或第二电流源(负)中的一个，所述给定时间取决于在给定时间内的测量，将在下文中参考图3-图5对此进行描述。施加至电极A和任意一个其他电极的电流的强度是相等的(即|I_p|＝|I_n|＝I)。

现在参考图3，显示了说明从成组电极中选出的两个电极的示例性电路示意图。在图3中显示了有代表性的电极对300。电极对300包括电极A和电极B，电极A和电极B的每个均连接至放大器108的输入。电极A和电极B的每个包括分别与其相关的接触阻抗Z1和接触阻抗Z2。系统有利地计算接触阻抗值，从而确定电极A和电极B的连接质量数据。

电流发生器106A和电流发生器106B分别响应于由控制处理器(图1中的104)生成的控制信号。电流发生器106A使得正电流施加至电极A，而同时控制电流发生器106B而将负电流施加至电极B。因此，形成了电流路径，电流从电流发生器106A开始流动通过所述电流路径而通过电极A和病人101，并且朝向电流发生器106B中的耗用电流(负电流源)而通过电极B返回。差分电压(V_m)是由放大器108测量的，并且在确定电极A和电极B的接触阻抗中，连同与其他电极对相关的差分电压数据一起使用电极对300的差分电压数据。

在操作中，系统有利地测量接触阻抗Z1和接触阻抗Z2。具有接触阻抗Z1的电极A连接至正电流源，所述正电流源关联至电源电压(AVDD)。具有接触阻抗Z2的电极B连接至负电流源，所述负电流源关联至负电源(-AVDD)。放大并记录在第一电极对300中的电极之间的差分电压V_m1。为了推导出用于计算接触阻抗Z1和接触阻抗Z2的值的方程，将正电流施加至电极Z1而同时将负电流施加至电极Z2。这将产生如下方程1：

V_m1＝I(Z1+Z2) (1)

其中I已知，V_m是测量得到的，且Z1+Z2为未知的。

在单个方程中出现了两个未知变量而使系统无法确定Z1和Z2的值。因此，发明人将通过引入第三电极(具有第三接触阻抗Z3的电极C)，通过将成对的刺激(stimulation)施加在电极A和电极C之间，以及电极B和电极C之间，从而推导两个额外的方程。系统测量第二电极对和第三电极对每个的差分电压，并且确定用于确定接触阻抗的第二线性方程和第三线性方程，所述接触阻抗与成组电极中的三个电极中的每一个相关。通过推导三个具有三个未知数的线性方程，系统可以迅速解出三个未知数中的每一个。这显示在图4中，图4描绘了具有第三电极(电极C)的系统，所述第三电极具有与电极C相关的接触阻抗Z3。简单起见，只显示了两个电流源，但是在实际中，将正电流源和负电流源或双电流源附接至每个电极，并且可以将成对的刺激施加至每个电极(参见图1)。通过将正电流施加至Z1而将负电流施加至Z3，并且随后对电极Z2和电极Z3进行重复，并且包括上文的方程1，我们可以得到以下用于确定接触阻抗Z1–Z3的方程：

V_m1＝I(Z1+Z2) (1)

V_m2＝I(Z1+Z3) (2)

V_m3＝I(Z2+Z3) (3)

将V_m1、V_m2和V_m3的值与由方程1表示的第一方程、由方程2表示的第二方程和由方程3表示的第三方程一起存储。这些方程关于变量Z1-Z3为线性的，图1中的控制处理器104依据已知量可以确定Z1、Z2和Z3的值。这些接触阻抗Z1-Z3的结果值分别显示在方程4-6中。

Z1＝0.5/I*(V_m1+V_m2–V_m3) (4)

Z2＝0.5/I*(V_m1+V_m3–V_m2) (5)

Z3＝0.5/I*(V_m2+V_m3–V_m1) (6)

同时将不同极性的两个电流源施加至电极对的两个不同电极可以很容易地接近瞬间地确定方程4-6中的值，并且使用最小的处理能力量。如果只施加单电流源，这些方程将不会有效。例如，如果将正电流源施加至Z1而不施加负电流至Z3，随后流动通过Z1的电流由于电极Z3连接至高输入阻抗放大器而返回通过中性电极并且不通过Z3。即使将电极Z3关联至地，通过Z1输入的电流将会通过Z3和中性电极返回。由于通过Z3的电流在此情况下是未知的，所以上述方程将不再有效。通过引入两个电流源(一正和一负)，系统有利地限定通过任意两个电极(不考虑额外电极的存在)的电流路径。

响应于使用方程4-6而确定接触阻抗值Z1-Z3，将这些接触阻抗值Z1-Z3与接触阻抗阈值相比而确定用于连接至病人101的特定电极的连接质量数据。

在3-电极病人监测系统(例如，3-导联ECG监测系统)中，与测量单独电极电压相反，放大器测量并记录电极之间的差分电压。这如上面描述在图3中。然而，在具有多于3个电极(例如，12-导联ECG)的病人监测系统中，可以有一定数量的相对于参考电压而测量其电压的电极。在一个实施方案中，参考电压可以为威尔逊点(V_WP)，所述威尔逊点(V_WP)定义为主要导联的平均电压。图5为显示了可以如何计算与V-导联相关的接触阻抗值的电路示意图。

图5显示了如何确定表示次要电极(secondary electrode)的第四电极(电极D)的接触阻抗Z4。在一个实施方案中，电极D为在ECG监测系统中的V-导联。为了测量电极D的接触阻抗，系统在每个连接至病人的电极上测量电压。只是为了举例，显示在图5中的电极为电极A、电极B和电极D。然而，本领域的技术人员将理解的是，系统包括用于任意数量的其他主要电极(例如图3中的电极C)或任意数量的其他次要电极(未显示)的类似电路。

在图5中，电极A联接至病人101，并且进一步连接至上述讨论的放大器108的负输入。这里对连接至各自放大器的正输入或负输入的电极的描述只是为了举例。因此，如果将第一电极描述为连接至正输入，并且将第二电极描述为连接至负输入，本领域的技术人员将理解的是，可以容易地进行相反连接，并且系统将得到相同的结果。电极A也连接至第二放大器502，所述放大器502测量电极A上的实际电压，所述实际电压表示为Va。电极B联接至病人101并且还连接至上述的放大器108的正输入，以测量与电极对300相关的差分电压V_m1。电极B上的电压由Vb表示。虽然没有显示，但是本领域的技术人员将理解的是，另一个放大器可以连接至电极B，类似于电极A上的第二放大器502。该另一个放大器可以测量和记录电极B上的电压Vb。电极D为具有接触阻抗Z4的次要电极，所述接触阻抗Z4与电极D相关，并且包括电极D上存在的电压Vd。电极D进一步包括电流发生器106D，响应于由控制处理器(图1中的104)生成的控制信号，所述电流发生器106D可以应用第一正电流源或第二负电流源。电极D的差分电压数据V_m4测量在电极D上的电压Vd和参考电压504之间的差值。在一个实施方案中，参考电压为威尔逊点。

在操作中，电压Va、Vb和Vd分别表示电极A、电极B和电极D的电极电压。为了测量接触阻抗Z4的值，使用了包括电极A和电极D的另一个电极对508。以此方式，控制电流发生器106A以将正电流施加至电极A，而同时通过电流发生器106D而将负电流施加至电极D。这会导致电流流动通过电极A并且通过电极D返回。由施加的电流产生的电压在方程7中表示为：

Va-Vd＝I(Z1+Z4) (7)

相对于地(增益＝1)放大并且记录电压Va。可以通过将差分电压V_m4加至参考电压(V_WP)而得到电压Vd，如方程8所示：

Vd＝Vm4+VWP (8)

系统在形成电极对506的电极B和电极D之间重复此过程。可以在电极B和电极D之间进行类似的测量，其中将正电流施加至电极B并且将负电流施加至电极D。通过对电极对506重复上述应用，可以通过修正上述的方程8和如下所示的方程9并且与如下列出的方程10和方程11一起使用方程9而推导出阻抗Z1、Z2和Z4的值：

Va–Vd1＝I(Z1+Z4) (9)

Vb–Vd2＝I(Z2+Z4) (10)

Vm1＝I(Z1+Z2) (11)

其中在电流通过电极A和电极D注入的情况下Vd1为Vd(根据方程8)，而在电流通过电极B和电极D注入的情况下Vd2为Vd(根据方程8)，当电流通过电极A和电极B注入时测量Vm1，当电流通过电极A和电极D注入时测量Va，当电流通过电极B和电极D注入时Vb有效。虽然不直接测量Vb，但可以通过直接放大和记录Vb，或使用差分电压Vm1、Vm2和Vm3结合电极电压Va而容易得到Vb。一旦Vb已知，可以使用上述关于方程4-6的相同方法而计算出Z1、Z2和Z4的值，其中在图5显示的实施方案中，Z3由Z4代替。因此，在方程12-14中显示的Z1、Z2和Z4的值分别为：

Z1＝0.5/I*(V_m1+Va–Vd1–Vb+Vd2) (12)

Z2＝0.5/I*(V_m1+Vb–Vd2–Va+Vd1) (13)

Z4＝0.5/I*(Va–Vd1+Vb–Vd2–V_m1) (14)

系统有利地可以计算与病人监测装置有关的接触阻抗的值，所述病人监测装置包括多个连接至病人的电极。其包括例如ECG监测装置，所述ECG监测装置包括任意数量的连接至病人的电极。例如，在包括10个电极的12-导联ECG系统中，将通过首先考虑电极Z1-Z3而测量电极接触阻抗Z1-Z10。发明人使用上述方法计算Z1-Z3的值。随后发明人将考虑电极Z2-Z4，其中可以推导出三个方程和三个未知数，从而允许求解Z4。对每组电极Z3-Z10重复上述过程，直到所有电极阻抗已知。选择用于计算各自接触阻抗的三个电极可以包括如下电极：所有主要电极、主要电极和次要电极的组合或所有次要电极。因此，可以将用于确定接触阻抗的电极选择为任意电极，只要每个电极可以有施加至此的正电流或负电流，所述正电流或负电流可以使得有电极的成对电刺激。

系统有利地使用三个电极和三个电极对，以计算每个电极的接触阻抗。这可以使控制处理器(图1)迅速使用三个线性方程，从而迅速求解各自阻抗值。在另一个实施方案中，额外的电极和电极对也可以用于确定电极的各自阻抗值。然而，在采用多于三个电极和电极对的系统中所需的计算将会更加在代数上复杂并且需要额外的处理能力。另外，使用多于三个电极对计算出的、作为结果的接触阻抗具有较小的优势，并且对比于使用三个电极和三个电极对计算出的接触阻抗，将不会更加精确。

图5A描绘了详细描述在中性电极上如何确定阻抗的电路图。在一些ECG监测仪中，不可以记录中性电极上的电压，除非所述中性电极从中性驱动电路断开。在这样的监测仪中，这里描述的系统可以用于：通过断开中性驱动电路，并且暂时将电极连接至放大器而测量中性电极阻抗，从而可以记录电极的电压。一旦将中性电极连接至用于记录的所需电路，则可以以识别方式计算其阻抗，以实现上述的V-导联电极。如这里所示，将电极E配置为中性电极。中性驱动电路505经由开关513而选择性地联接至电极E。中性驱动电路505取三个主要电极的平均电压而减小共模，随后将其信号输入至反相放大器，所述反相放大器选择性地联接至电极E。通过将所有电极共有的信号反相，并且将反相信号通过电极E而注入回身体，会显著减小ECG监测仪所经受的噪声水平。

为了测量电极E的阻抗Z5，重复关于图5的上述过程中的方面。如上所述计算与第一电极对300有关的差分电压Vm1，所述第一电极对300包括电极A和电极B。计算包括电极A和电极E的第二电极对510的差分电压VmRL。然而，由于在此实施方案中将电极E识别为中性电极时，导致开关513从第一闭合位置移动至第二断开位置，所述第二断开位置将电极E与中性驱动电路505断开联接。通过将电极E与中性驱动电路505断开联接，系统同时从电流发生器106A将正电流Ip施加至电极A，并且从电流发生器106E将负电流In施加至电极E。电极E上的电压与参考电压VMP(例如威尔逊点)之间的电压差异VmRL经过了放大器503。可以使用上述方程8而计算电压Ve，除了在方程8中Vd由表示电极E上电压的Ve代替，且Vm4由表示第二电极对510之间差分电压的VmRL代替。系统在形成电极对512的电极B和电极E之间重复此过程。可以在电极B和电极E之间进行类似的测量，其中在将中性驱动电路505从电极E断开联接后，将正电流施加至电极B，并且将负电流施加至电极E。通过对电极对512重复上述应用，通过将方程9和方程10分别修改为下方的方程15和方程16，并且连同方程11一起使用方程15和方程16(为了方便，以下进行重复)，可以随后推导出Z1、Z2和Z5的阻抗值。

Va–Ve1＝I(Z1+Z5) (15)

Vb–Ve2＝I(Z2+Z5) (16)

Vm1＝I(Z1+Z2) (11)

其中在将电流通过电极A和电极D注入的情况下Ve1为Ve(根据修改的方程8)，在将电流通过电极B和电极D注入的情况下Ve2为Ve(根据修改的方程8)，当将电流通过电极A和电极B注入时测量Vm1，当将电流通过电极A和电极E注入时测量Va，并且当将电流通过电极B和电极E注入时Vb是有效的。虽然不直接测量Vb，但是可以通过直接放大并记录Vb，或使用差分电压Vm1、Vm2和Vm3结合电极电压Va而容易得到Vb。一旦Vb已知，则可以使用上述关于方程12-14的相同方法而计算出Z1、Z2和Z5的值，其中Z4在图5A显示的实施方案中由Z5代替。因此，显示在方程17-19中的Z1、Z2和Z5的值分别为：

Z1＝0.5/I*(V_m1+Va–Ve1–Vb+Ve2) (17)

Z2＝0.5/I*(V_m1+Vb–Ve2–Va+Ve1) (18)

Z5＝0.5/I*(Va–Ve1+Vb–Ve2–V_m1) (19)

在一个实施方案中，由于断开中性驱动电路可以引入60HZ的噪声，可能需要在某些时间区间(例如50-100msec)上将各自电极上测量的电压平均，从而将噪声平均。在另一个实施方案中，当测量初始中性电极阻抗时，中性驱动电路选择性地连接至不同的电极，所述电极不包括在当前用于确定电极阻抗的电极对的子集中。虽然一旦将中性驱动电路连接至不同的电极，系统必须等待预定的时间量以使电路稳定，但是该方法有利地不需要对记录的电压进行平均，这是由于中性驱动电路将会使60Hz的噪声减弱。

上述关于图1-图5A的系统有利地确定每个连接至病人的电极的接触阻抗。如果作为结果的给定电极的接触阻抗值超过了阻抗水平阈值(例如，1GΩ或甚至无穷阻抗(由于电极与病人断开))，则系统识别此接触阻抗为无效的。任何施加至电极对(包括接触阻抗识别为无效的电极)的成对刺激均将会导致电压测量饱和。本领域的技术人员将理解的是，实际饱和限制将基于特定的放大器、电源供应器等。为了确定电极的阻抗是否足够高以导致饱和并且因此被识别为无效，系统分离中性驱动电路和施加在所有可能的电极组合之间的成对刺激，从而测量作为结果的各个电极对之间的电压波动。将所有电极对组合的测量到的电压输入表格中。将成对电压值与饱和水平相比较，如果特定成对组合的电压中的至少一个接近、满足或超过对应于饱和水平的电压，则系统自动地避免测量在电压对中特定电极的接触阻抗。另外，系统可以通知医护人员阻抗超过了阈值，从而允许医护人员在识别为无效的电极对中改变或调整电极。在图6中显示了这样表格的示例：其包括6-电极系统的所有电极对的电压值。在此示例中，电极V1具有的阻抗很高(这可以从图6推断出)，因为在所有情况下测量的电压均接近饱和水平(在该示例中饱和水平设定为1V)。因此，不可以使用关于图1-图5A的上述算法对电极V1的阻抗进行测量。然而，该表格表明所有其他电极均不饱和，因此上述方法可以用于计算剩余电极的阻抗。如果发现用作中性的电极饱和，则随后将将另一个电极指定为中性的。在一个实施方案中，在确定连接至系统的电极的接触阻抗之前，系统自动地执行该成对饱和检查。

如果在制作该表格时将中性驱动系统分离，则随后在电压测量中将会有噪声，对于表格中每个数据点，可能需要在几十或几百个毫秒上对数据进行平均。在该系统的另一个实施方案中，在表格的排布(population)期间附加中性驱动系统。在此情况下，将执行任何涉及中性电极的成对刺激，而中性驱动系统暂时从中性电极分离，并附接至另一个当前未受到刺激的电极，进而使病人生成的任意共模噪声衰减。

使用图6中的成对电压数据可以提出进一步问题。在一个实施方案中，如果任意主要电极(左臂、右臂、左腿)具有足够高以导致饱和的阻抗，则将导致图5和图5A所示的、用于计算V-导联接触阻抗的参考电压无效。由于V-导联是相对于参考电压而测量的，所以无效的参考电压意味着所有的V-导联电压也均是无效的。如果系统确定一个或更多的主要电极饱和，则系统自动地调整这样的方法：参考电压是确定的，并且只对具有不饱和电压或接近饱和(例如，在距饱和水平预定的数值距离内)电压的主要电极进行平均。使用基于有效主要电极电压的重新计算的参考电压而重复成对的电刺激，并且测量所有电极对的电压，从而再次排布图6所显示的表格。

总之，图6中所建立的表格将允许系统确定两个参数，所述两个参数可以在测量阻抗之前确定。(1)确定哪个电极连接至中性驱动系统，以及(2)确定哪个电极用于计算威尔逊点。在如何进行这样的表格排布的示例中，考虑ECG监测系统具有6个连接至病人的电极。将中性电极分离，并且对电压的表格进行测量(如图6中)。如果表格显示左臂电极电压饱和并且所有其他电极未饱和，这表示不需要改变中性电极的选择，但是由于使用左臂电极电压而计算威尔逊电压，所以威尔逊电压为无效的。由于威尔逊电压为无效的，则所有V-导联电压均为无效的。为了对此进行说明，系统自动地将方法调整为：通过将左臂电压排除在外而计算威尔逊电压。因此，在此示例中，将威尔逊电压重新定义为左腿和右臂(排除左臂)的平均值。随后使用修正的威尔逊电压而重新测量该表格，并且用有效的电压水平(其为不饱和的)再次排布图6中的表格，并且由于威尔逊电压为精确的，所以所述有效的电压水平为精确的。

图7为系统的详细操作的流程图，所述系统用于测量电极至病人的连接质量。在步骤700中，控制处理器识别连接至病人的若干电极，并且基于识别的若干电极而确定若干独特电极对。在步骤702中，将正电流施加至各自电极对的一个电极，同时将负电流施加至各自电极对的其他电极。在步骤702中施加的正电流和负电流具有相等的强度。在步骤704中，对各自电极对的电极之间的差分电压进行测量，并将所述差分电压存储在存储器中。在步骤706中，至少对第二电极对和第三电极对重复步骤704的应用，从而将第二电极对和第三电极对的差分电压存储在存储器中。在步骤708中，使用电流和每个电流对的差分电压而计算每个电极的阻抗，并且通过将确定的每个电极的阻抗和阻抗阈值比较而确定每个电极的连接质量。

图8为表示由控制处理器执行的算法的流程图，所述控制处理器用于计算多个电极中各自电极的阻抗。图8中的算法描述了图7中步骤708中所执行的动作，并且将使用示例进行描述，所述示例中通过控制处理器识别有三个电极对。该描述只用于举例的目的，并且本领域的技术人员将理解的是，下述原理可以如何按比例放大，从而在具有多于三个电极对的系统中使用。

在步骤802中，对于每个电极对，生成了表示其差分电压的线性方程。每个电极对的差分电压等于各自电极对的每个电极的阻抗之和与电流的乘积。控制处理器使用在步骤802中生成的线性方程而同时对每个电极的阻抗值进行求解。在步骤804中，这样确定与第一电极有关的第一阻抗：通过将第一电极对的差分电压加上第二电极对的差分电压，从总和中减去第三电极对的差分电压以生成第一总差分电压，并且将第一总差分电压乘以电流的一半。在步骤806中，这样确定与第二电极有关的第二阻抗：通过将第一电极对的差分电压加上第三电极对的差分电压，从总和中减去第二电极对的差分电压以生成第二总差分电压，并且将第二总差分电压乘以电流的一半。在步骤808中，这样确定与第三电极有关的第三阻抗：通过将第二电极对的差分电压加上第三电极对的差分电压，从总和中减去第一电极对的差分电压以生成第三总差分电压，并且将第三总差分电压乘以电流的一半。

图9为详细描述可以计算主要电极和次要电极两者的接触阻抗的方法的流程图。在步骤902中，控制处理器识别连接至病人的若干电极，并且基于识别的若干电极而确定若干独特电极对。在步骤904中，控制处理器查询电极对是否包括次要电极。如果在步骤904中查询的结果为负，则随后系统返回图7中的步骤704。如果步骤904中查询的结果为正，则在步骤906中，选择成组三个电极对，所述电极对包括两个主要电极和一个次要电极。在步骤908中，对于包括第一主要电极和次要电极的第一电极对，将正电流施加至识别为主要电极的电极，而同时将负电流施加至识别为次要电极的电极。在步骤910中，放大并测量与主要电极相关的电压。在步骤912中，确定在次要电极和参考电压之间的差分电压，参考电压为所有主要电极上的电压的平均值。在步骤914中，通过从参考电压减去差分电压而确定次要电极的电压。在步骤916中，对第二主要电极和次要电极重复步骤908-914。在步骤918中，使用第一主要电极和第二主要电极之间的差分电压、次要电极和参考电压之间的差分电压以及施加的电流而计算次要电极的阻抗。在步骤920中，通过将次要电极的阻抗与阻抗阈值相比较而确定次要电极的连接质量。

上述关于图1-图9的连接质量测量系统有利地可以迅速确定连接至病人的每个电极的连接质量，从而使病人监测中断的时间最小化。通过有利地识别电极对，并且同时将相反极性的电流施加至形成电极对的每个电极，系统可以生成线性方程，所述线性方程表示电极之间的差分电压，所述差分电压为电流与电极对中电极的单独阻抗之和的乘积。当线性方程表示三个独特电极对时，系统有利地使用三个线性方程，从而推导连接至病人的每个电极的各自阻抗值。由于生成和求解线性方程所需要的处理能力最小化，所以这可以有利地迅速(<1sec)确定每个电极的阻抗值。其结果是为医护人员提供了更精确的数据，所述数据描述了电极至病人的连接质量的特征。系统进一步有利地执行检查，以确定在任意特定电极上的电压是否接近饱和。这在ECG监测的范围内特别重要，其中V-导联的阻抗计算需要使用参考电压(其是所有主要电极的平均电压)。因此，系统有利地将确定为饱和的电极从任意阻抗计算中排除，进而提供每个特定电极连接质量的更可靠的指示。这有利地为用户提供了关于每个电极处连接的信息，并且允许用户改进监测配置以考虑和利用电极，从而推导具有更高连接质量的导联。这可以进一步使用户补救变差的连接，从而改进所监测的用户数据的质量。

在该系统的另一个实施方案中，在测量阻抗期间持续监测ECG。在测量阻抗期间连通或断开电流源将会在ECG信号中产生伪像(artifact)。虽然这样的伪像有可能会使关注的活动模糊，但是可以使用额外的滤波阶段而减弱或消除伪像，进而即使在测量阻抗期间也允许ECG进行监测。在同时允许病人监测装置基于监测的生理信号而提供降低的病人监测水平时，这可以有利地检查各个电极的阻抗。在监测装置为ECG监测仪的实施方案中，降低的监测可以包括确定心跳存在/不存在。上述系统的应用也可以用在其他装置(例如训练装备或远程监测系统)中，从而确定系统所连接的人是否活着。

尽管已经依据示例性实施方案对发明进行描述，但并不限于此。当然，应当对所附权利要求进行广义解释，以包括本领域技术人员可以做出的其他变量和发明的实施方案而不偏离本发明等价的区域和范围。本公开旨在覆盖这里讨论的实施方案的任何改编或变型。

Claims

1.一种确定电极至病人的连接质量的装置，所述装置包括：

至少三个电极，其选择性地连接至病人，从而感测表示病人参数的电生理信号；

电流源，其连接至所述至少三个电极的每一个，所述电流源能够施加正电流和负电流两者；

控制处理器，其连接至所述电流源和所述至少三个电极，所述控制处理器识别至少三个电极的若干独特电极对，并且控制电流源，以同时将正电流施加至一个电极且将负电流施加至每个识别的电极对的其他电极，从而确定至少三个电极的至少一个的连接质量。

2.根据权利要求1所述的装置，进一步包括：

至少三个放大器，每个放大器连接成在各自电极对中接收电极的电压，从而确定与电极对相关的电压差异；以及

控制处理器，其基于确定的电压差异以及电流而计算所述至少三个电极的每个电极接触阻抗，所述电压差异与每个电极对相关，所述电流由所述电流源施加。

3.根据权利要求2所述的装置，其中：

所述控制处理器生成与每个电极对相关的线性方程，每个线性方程令与各自电极对相关的电压差异等于由电流源施加的正电流与电极对的每个电极的阻抗之和的乘积。

4.根据权利要求3所述的装置，其中：

所述控制处理器使用生成的线性方程而计算至少三个电极的每一个的阻抗。

5.根据权利要求4所述的装置，其中：

所述控制处理器根据确定的每个电极对的电压差异和由电流源施加的正电流而同时确定至少三个电极的每一个电极的阻抗。

6.根据权利要求5所述的装置，

所述控制处理器将确定的每个电极的阻抗与阻抗阈值相比较，从而确定每个电极的连接质量。

7.根据权利要求6所述的装置，其中：

当确定的电极阻抗小于阈值时，所述控制处理器确定电极的连接质量为良好，当电极的接触阻抗大于阈值时，所述控制处理器确定电极的连接质量为差。

8.根据权利要求1所述的装置，其中：

所述至少三个电极包括成组主要电极和成组次要电极；并且

所述控制处理器控制电流源，从而将正电流施加至成组主要电极的各自一个电极，同时将负电流施加至成组次要电极的各自一个电极，并且确定各自一个次要电极与参考电压之间的电压差异。

9.根据权利要求1所述的装置，其中：

如果电极和每个与其成对的电极之间的确定的电压差异接近预定值，则所述控制处理器确定电极为饱和的。

10.根据权利要求9所述的装置，其中：

当确定其他电极的连接质量时，所述控制处理器自动地将确定为饱和的电极排除在外。

11.根据权利要求1所述的装置，其中：

所述装置为心电监测仪。

12.根据权利要求1所述的装置，进一步包括：

警报器、显示器和通信处理器的至少一个，其中(a)警报器，其通知用户确定的连接质量数据；(b)显示器，其为用户显示指示符，所述指示符表示至少一个电极的连接质量；以及(c)通信处理器，其选择性地将表示连接质量的数据传递至远程系统。

13.一种确定连接至病人的电极的连接质量的ECG监测装置，所述装置包括：

多个电极，其联接至病人，所述多个电极的每一个感测电脉冲，所述电脉冲表示至少一个来自病人的病人参数；

电流源，其选择性地能够连接至多个电极，所述电流源将正电流和负电流中的一个选择性地施加至多个电极中的任意一个；

控制处理器，其连接至电流源和多个电极，所述控制处理器识别来自多个电极的若干独特电极对，并且对于每个识别的电极对，控制电流源而在电极对中将正电流施加至电极中的一个，并且将负电流施加至其他电极，从而生成表示电极对电压差异的线性方程，并且确定多个电极的各自一个的连接质量数据。

14.根据权利要求13所述的ECG监测装置，进一步包括：

多个放大器，每个放大器连接成接收各自电极对中电极的电压，从而确定与电极对相关的电压差异。

15.一种确定连接至病人的电极的连接质量的方法，包括如下行为：

提供至少三个电极，其为控制处理器感测表示病人参数的电生理信号；

连接电流源，所述电流源能够将正电流和负电流两者施加至至少三个电极中的每一个；

识别至少三个电极的若干独特电极对；

控制电流源以将正电流施加至每个识别的电极对中的一个电极，并且同时将负电流施加至每个识别的电极对中的其他电极；以及

确定至少三个电极中至少一个的连接质量。

16.根据权利要求15所述的方法，进一步包括下述行为：

连接放大器，从而在各自电极对中接收电极的电压，以确定与电极对相关的电压差异；以及

基于与每个电极对相关的确定的电压差异和所述电流源所施加的电流，计算至少三个电极的每个电极的接触阻抗。

17.根据权利要求16所述的方法，进一步包括：

通过所述控制处理器而生成线性方程，所述线性方程与每个电极对相关，每个线性方程令与各自电极对相关的电压差异等于电流源所施加的正电流与电极对的每个电极的接触阻抗之和的乘积。

18.根据权利要求17所述的方法，进一步包括下述行为：

使用生成的线性方程而计算至少三个电极的每一个的接触阻抗。

19.根据权利要求18所述的方法，进一步包括下述行为：

根据确定的每个电极对的电压差异和电流源所施加的正电流而同时确定至少三个电极的每个电极的接触阻抗。

20.根据权利要求19所述的方法，其中确定连接质量的行为进一步包括：

通过控制处理器将确定的每个电极的接触阻抗与接触阻抗阈值相比较。

21.根据权利要求20所述的方法，其中确定连接质量的行为进一步包括：

当确定的电极的接触阻抗小于阈值时，确定电极的连接质量为良好；以及

当电极的接触阻抗大于阈值时，确定电极的连接质量为差。

22.根据权利要求15所述的方法，其中：

至少三个电极包括成组主要电极和成组次要电极；并且进一步包括以下行为：

控制电流源以将正电流施加至成组主要电极的各自一个电极，并且同时将负电流施加至成组次要电极的各自一个电极；以及

确定次要电极的各自一个和参考电压之间的电压差异。

23.根据权利要求15所述的方法，进一步包括以下行为：

如果在确定的电极和每个与其成对的电极之间的电压差异接近预定的值时，则通过所述控制处理器而确定电极为饱和的。

24.根据权利要求23所述的方法，进一步包括以下行为：

在确定其他电极的连接质量时，自动将确定为饱和的电极排除在外。

25.根据权利要求15所述的方法，其中

由心电监测仪执行所述方法。

26.根据权利要求15所述的方法，进一步包括至少一个下述行为：

(a)经由警报器而通知用户确定的连接质量数据；

(b)在显示装置上为用户显示指示符，所述指示符表示至少一个电极的连接质量；以及

(c)经由通信处理器而选择性地将表示连接质量的数据传递至远程系统。