CN105163804A - 对于已变弱的除颤垫接触的检测 - Google Patents

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CN105163804A CN201480024097.8A CN201480024097A CN105163804A CN 105163804 A CN105163804 A CN 105163804A CN 201480024097 A CN201480024097 A CN 201480024097A CN 105163804 A CN105163804 A CN 105163804A
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Abstract

一种检测电耦合到患者皮肤的一对电极之间失去电接触的系统和方法。所述方法包括监测在低频范围和高频范围中的至少一种中所述电极对之间的经胸阻抗参数，基于表明胸部按压的信号来检测胸部按压的发生，建立低频和高频范围中的至少一种中的参数的基准水平，检测至少一个参数的变化是否超过所述基准水平一阈值，响应于至少一个参数超过所述基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与皮肤的电接触，并响应于对至少一个电极正在失去电接触的确定，发出警报。

Description

对于已变弱的除颤垫接触的检测
相关申请的交叉引用
本申请在35U.S.C第119(e)条下要求对2013年3月7日所提交的标题为“DETECIONOFREDUCEDDEFIBRILLATIONPADCONTACT”的美国临时申请序列号No.61/774082的优先权，该申请的全部内容通过参考合并入本文。
技术领域
本发明针对医用电极和电极系统，更具体地，针对可用于例如除颤器的医用设备的医用电极。
背景技术
心脏停搏和其他心脏健康的疾病是世界范围内的一个主要死亡原因。各种复苏努力的目的在于在心脏停搏期间维持身体的循环和呼吸系统，以力图挽救受害人的生命。越早开始这些复苏抢救，受害人生存的机会就越大。
为了避免受害人经历心脏停搏，许多紧急救援人员(例如EMT、警察、消防员等)接受了操作自动体外除颤器(AED)设备的培训，并在他们的应急响应车中为他们配备了这样的设备。在例如飞机、火车、汽车的普通交通工具中，在酒店或商店，及其他地方，也经常配置有AED设备。AED是能够通过电击除颤来治疗正在经受威胁生命的心律失常的患者的便携式电子设备。电击除颤所提供的电能可很好地终止心律失常，允许患者的心脏重建有效的心律。有些AED能够自动诊断患者身上潜在威胁生命的心室纤维性颤动和室性心动过速的心律失常，有些AED被设计为操作足够简单以让外行也能够使用，并提供简单的音频和视频命令来指导使用。AED设备的示例包括高级生命支持(ALS)AED设备，例如E系列、M系列、R系列或X系列除颤器，以及基础生命支持(BLS)AED设备，例如AEDPro或AEDPlus除颤器，每种都可从马塞诸萨州Chelmsford的卓尔医疗公司获得。
发明内容
依照本发明的一方面，提供了生命支持设备。所述生命支持设备包含一对配置为附着在患者皮肤上的电极，电耦合到所述电极对上的治疗接口，以及电耦合到所述治疗接口的经胸阻抗监视器。所述经胸阻抗监视器被配置为监测在低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围的至少一种中的所述电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数，基于表明CPR胸部按压的信号来检测CPR胸部按压，建立对应于低频范围和高频范围中至少一种的经胸阻抗参数的基准水平，检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一个阈值，响应于检测到至少一个经胸阻抗参数的变化超过基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触，并响应于对所述电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。
依照本发明的另一方面，提供了检测一对电耦合到患者皮肤上的电极之间失去电接触的方法。所述方法包含动作：监测低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围的至少一种中的电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数，基于表明CPR胸部按压的信号来检测CPR胸部按压的发生，建立低频范围和高频范围中至少一种中的经胸阻抗参数的基准水平，检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一个阈值，响应于检测到至少一个经胸阻抗参数的变化超过基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触，并响应于对所述电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。依照本发明的再一方面，提供了以一组指令进行编码的计算机可读介质，当由生命支持设备的处理器执行时，所述指令实现上述方法。
依照本发明的再一方面，提供了生命支持设备，其包含一对被配置为附着在患者皮肤上的电极，电耦合到所述电极对的治疗接口，和电耦合到所述治疗接口的经胸阻抗监视器。依照一实施例，所述经胸阻抗监视器被配置为监测在低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围的至少一种中的所述电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数，建立对应于低频范围和高频范围中至少一种的经胸阻抗参数的基准水平，检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一个阈值，响应于检测到至少一个经胸阻抗参数的变化超过基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触，并响应于对所述电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。
附图说明
附图并非意欲按比例尺绘制。在图中，各图中示出的每个相同或接近相同的部件由相同的数字表示。为清楚起见，并未对每个图中的每个部件都做出标记。在图中：
图1是可依照本发明的各方面来使用的电极系统的示意图；
图2示出应用于患者躯干的图1的电极系统；
图3是从下面看的图1的电极系统的示意图；
图4是示出在实现CPR按压期间一对电极之间所测得的经胸阻抗可随时间变化的方式的波形图；
图5是图4波形图的扩展版本，示出当电极失去与患者皮肤的电接触时，电极对之间所测得的经胸阻抗可随时间变化的方式；
图6示出在时间段T2和T3期间图4所示经胸阻抗信号的频谱分量；
图7是例如依照本发明实施例的AED的生命支持设备的示意图；
图8是依照本发明的方面的经胸阻抗监测例行程序的流程图；
图9示出可实现的各动作，以在图8的经胸阻抗监测例行程序期间监测高频经胸阻抗；和
图10是扩展的波形图，其示出在CPR按压的按压阶段期间，当电极失去与患者皮肤的电接触时，电极对之间所测得的经胸阻抗可随时间变化的方式。
具体实施方式
本发明在其应用上并不限于下列描述中所阐述的或图中所示出的结构细节及部件排列。本发明可以有其他实施例，并能够以各种方式来执行或实施。同样，这里所有的措辞和术语是为了便于描述的目的，而不应被看作是限制。“包括(including)”、“包含(comprising)”、“具有(having)”、“含有(containing)”、“涉及(involving)”的使用，及其在这里的变化形式意指包含随后所列的项目及其对等物，以及另外的项目。
图1是一般标示为100的电极系统的示意图，其可用在AED设备中，例如前面所描述的可从卓尔医疗公司获得的AED设备。如所描述的，电极系统100在结构上类似于可从卓尔医疗公司获得的CPR-D-padzTM电极系统，其可用于各种不同的除颤设备，例如同样来自卓尔医疗公司的AEDProTM除颤器或AEDPlusTM除颤器。如图2所示，电极系统100可放置或系在患者200的躯干上以提供例如起搏或除颤的治疗。
如图1所示，电极系统100包括衬底110，它在图1中以虚线表示以不至于遮掩其上安装有电极系统其他部件的电极系统100的内部部件。所述衬底可由例如棉的纤维或塑料材料形成。衬底110定义有第一治疗垫115，第二治疗垫125，和中央区域，所述中央区域定义了包括压力传感器145、例如加速器的按压区域120。
每个治疗垫115、125包括电极130。电极130和压力传感器145经由电导线132、133和147电耦合到连接器175，所述连接器转而通过电导线140电耦合到AED设备135。在某些电极系统中，电导线132、133和147可被设计为足够长以允许连接器175直接插到AED设备135中，而无需使用电导线140。AED设备135被配置为根据需要将电荷或电荷系列传递给电极130。AED设备135可由外部电源来供电，或通过电池、电容、电池和电容、或电耦合到电极系统100的其他电能存储装置来供电。
当被放到将要接受心肺复苏(CPR)治疗的患者身上时，按压区域120提供了CPR管理者可通过电极系统100对患者胸部施加按压的位置。衬底110的按压区域120包括压力传感器145，它可监测施加于患者的按压频率、深度和强度，并将这些信息提供给AED设备135。基于由压力传感器提供的关于胸部按压的充分性或增加或降低按压频率、深度或强度的需要的信息，AED设备135可例如通过扬声器或显示器(未示出)来将反馈提供给CPR管理者。
在图1中，电极和压力传感器示为共同形成一个集成结构，然而，在其他电极系统中，可在分开且不同的衬底上提供电极和/或压力传感器。例如，在可从卓尔医疗公司获得的OneStepTM电极系统中，以分开的封装并在分开的衬底上提供每个除颤电极和按压设备。在例如可从卓尔医疗公司获得的Stat-padzTM或Pro-padzTM电极系统的其他示例性电极系统中，可以分开的封装并在分开的衬底上提供除颤电极，但没有压力传感器。而且，在其他电极系统中，也可作为电耦合到公共连接器(例如，连接器175)的分离电极，或作为集成到一个或两个治疗垫中的ECG电极来提供心电图(ECG)感测电极。
在每个上述电极系统中，为了使用的方便和简洁，衬底的底面涂有粘合剂，以使电极系统可粘贴到患者的皮肤上。例如，如示出自下向上看时图1的电极系统100的图3中所描述的，衬底110的某些区域315、325涂有粘合层以将电极130固定在患者的皮肤上。粘合层可包括能够将电极固定在患者皮肤上的任何形式的粘合剂。一般地，区域315、325在各电极130周围。通常由导电且至少有些粘性的凝胶形成的凝胶垫317、327被放置在各电极130的导电表面。虽然未在图3中示出，凝胶垫317、327一般完全覆盖各电极的导电表面，使得在患者的皮肤和电极的导电表面之间没有直接的物理接触(即，任何来自电极的电能都通过凝胶垫传导到患者的皮肤)。在使用前，可剥离背衬层316、326覆盖粘合区域。尽管未在图3中示出，衬底也可包括在按压区域120中所形成的粘合层，以将此区域粘到患者的皮肤上，且当呈现时，将在使用前覆盖有可剥离背衬层。
在使用中，将患者仰卧放置，电极系统100放置在患者身上。在放置前，患者躯干的皮肤可用消毒剂或杀菌纸巾来清洁，如需要可剃除患者皮肤上的体毛。对于图1-3中所示的电极系统，电极系统的按压区域120通常首先放置于接近患者的胸骨处，然后放置包括电极130的部分。一旦被适当地放置在患者身体上，将通过扯下标签318、328上的可剥离背衬层316、326来去除覆盖粘合层区域315、325和凝胶垫317、327的可剥离背衬层316、326。在衬底110的按压区域120包括粘合层和可剥离背衬层的地方，在去除可剥离背衬层316、326之前通常会去除覆盖按压区域的可剥离背衬层。一旦去除，压力将被施加到每个电极130的中央区域(以及按压区域120，如果有粘合剂的话)，然后向外辐射，以确保每个治疗垫(以及按压区域120)尽可能紧密地贴合患者的身体。一旦连接到相关联的AED设备135，该AED设备将监测患者的生命体征，并依据AED设备的类型来例如在CPR和/或除颤或起搏的执行中适当地提示紧急救援人员。
如本领域技术人员应了解的，在使用期间，治疗垫115、125可能失去与患者皮肤的粘合。在作为CPR的部分所执行的胸部按压的执行期间，尤其如此，因为按压和放松的每个周期将易于切断治疗垫与病人皮肤的接触。当治疗垫失去与患者皮肤的粘合时，治疗垫中的电极和患者之间的经胸阻抗增加。许多AED设备制造商理解这一点，例如可从卓尔医疗公司获得的一些AED设备包括这样的电路，以用于感测治疗垫和病人之间的经胸阻抗，并基于所感测的经胸阻抗来调整在每个除颤脉冲期间所传递的能量总和。例如，卓尔医疗公司所制造的各种AED设备可通过交换能量传递路径内外不同阻值的电阻来补偿治疗垫和患者之间经胸阻抗的变化。在某些模型中，AED设备被配置为感测治疗垫和病人之间的经胸阻抗，如果所感测的经胸阻抗超过预定值(例如，250欧姆)，AED设备发出警报，警示一个或多个治疗垫已失去与病人的电接触。
申请者已了解，监测一段时间内电极或治疗垫与患者身体之间所感测的经胸阻抗的变化，以在完全或几乎完全失去电接触之前识别电极或治疗垫之间失去接触，这是有益的。所述监测可以是连续或接近连续的，并可用于发出警报，警示一个或多个电极正在失去电接触，且应重新粘贴或更换。尽管本发明的这个方面主要描述的是关于除颤电极或除颤治疗垫，但是应该了解，本发明的各方面可应用于任何置于患者皮肤上的电极，无论电极是有粘性衬底的电极还是通过一些其他机制固定在病人皮肤上的无粘性电极，也不管电极是什么类型(例如，ECG感测电极、除颤电极、组合ECG感测/除颤电极、心脏起搏电极、多段电极、或能够感测患者生理参数(例如，脉氧水平、胸廓的经胸阻抗、脉搏率等)的任何其他类型电极)。
图4是示出在实现CPR胸部按压期间一对电极之间所测得的经胸阻抗可随时间变化的方式的波形图。CPR按压可手动实现，例如，由紧急救援人员手动按压患者的胸部，或者它们可例如利用负载分配束带类型的机械按压设备(例如卓尔医疗公司所制造的AutoPulseTM非侵入式心脏支持泵)，具有有效减压的活塞驱动式机械按压设备(例如Physio-ControlInternational有限公司所制造的LucasTM胸部按压系统等)来机械化实现。
在图4中，经胸阻抗的低频值以虚线形式表示，而实际高频波形以实线形式表示。高频波形中的正弦变化主要是因CPR胸部按压而产生，并与之相关。在CPR胸部按压的执行过程中，响应于胸部按压的执行，依据胸部按压的阶段，所感测的经胸阻抗可有大约1到15欧姆的变化，而较低经胸阻抗通常反映按压周期的按压阶段。尽管未在图4中示出，但是如果存在的话，叠加在高频波形上的可以是经胸阻抗基于患者呼吸的变化(例如，大约1欧姆或更少的变化)和基于患者心跳的变化(例如，大约1/2欧姆或更少的变化)。应该了解，尽管图4中所描述的经胸阻抗值代表在大范围的不同患者身上所看到的，当然，这些值对于每个患者将各不相同。
如图4中所描述的，当电极首先置于患者身体上时(即在时间＝0时)，电极(包括患者身体)之间所感测的经胸阻抗大约是100欧姆。尽管应该了解经胸阻抗值可对于每个患者各不相同，但是该经胸阻抗值对于适当放置的电极是典型的。电极之间所感测的经胸阻抗则减少大约10欧姆，因为由于有凝胶垫，患者的最外层皮肤(即角质层)变得湿润而更具导电性。经胸阻抗由于角质层润湿而减少的时间段在图4中标示为T1。时间段T1之后，衬垫之间所感测的经胸阻抗保持相对稳定，如标示为T2的时间段中所描述的。时间段T2之后，由于重复施加CPR按压，电极之间所感测的经胸阻抗可增加至并超过150欧姆，如标示为T3的时间段所表明的。如果未采取措施以将电极重新粘贴到患者皮肤上，电极和病人之间将失去电接触，而许多AED设备宣称在经胸阻抗值约为250欧姆或更大时，电极和患者皮肤之间已失去接触。
图5是扩展的波形图，示出在先前结合图4所描述的时间段T2和T3期间CPR胸部按压的执行过程中，粘贴在患者身体上的一对电极之间所测得的经胸阻抗可随时间变化的方式。如在图4中，经胸阻抗的低频值(例如，低于例如0.5Hz、0.1Hz或0.05Hz的设定频率的频率，其低于胸部按压的频率)以虚线形式表示，而实际高频波形(例如，处于或高于所示设定频率的频率)以实线形式表示。在图5中，没有描述由于患者呼吸和/或心跳而产生的高频波形的变化，如果它们存在的话。如先前所描述的，在CPR按压的执行过程中，响应于胸部按压的执行，依据胸部按压的阶段，所感测的高频经胸阻抗可有约1到15欧姆的变化。
在图5中所描述的时间段T3期间，经胸阻抗信号低频分量的幅度增加约多于10欧姆，可监测低频分量的这个幅度变化，并将之与阈值比较以检测电极正开始失去与患者皮肤的接触。所述阈值可设置为任何方便的值，并可随AED设备性能的不同而变化。例如，当AED设备能够补偿经胸阻抗在一系列经胸阻抗值上的变化时，所述阈值可设置为该范围的一半或三分之一。可将经胸阻抗信号的出现的低频值与所感测经胸阻抗值的最小值比较，如果其差大于所述阈值，AED设备可发出警报，警示一个或多个电极正开始失去与患者皮肤的电接触。
在图5中所描述的时间段T2部分期间，经胸阻抗信号的高频分量的幅度约为8欧姆，但由于电极失去与患者皮肤的电接触，该幅度在时间段T3期间增加。还可监测经胸阻抗信号高频分量的幅度变化，并用于检测电极正在开始失去与患者皮肤的电接触。例如，可将经胸阻抗信号高频分量的幅度与阈值比较，或将经胸阻抗信号高频分量的幅度变化与阈值比较，并用于检测电接触的丢失。如图5中进一步示出的，高频波形的形状，以及经胸阻抗信号高频分量的斜率也在时间段T3期间变化，也可监测这些变化，并将其用于检测电极正在开始失去与病人皮肤的电接触。
除了监测经胸阻抗信号高频分量的幅度、形状、或斜率，经胸阻抗信号的谱分析还可用于检测一个或多个电极正在开始失去与患者皮肤的电接触。例如，图6是示出在时间段T2和T3期间图4中所示经胸阻抗信号的幅度和频率的频谱图，时间段T2以交叉影线描述。如可从图6中看到的，在时间段T2期间，经胸阻抗信号在基频处(即，执行CPR胸部按压的频率，在本例中是1.8Hz)的幅度显著大于第三(5.4Hz)和第五(9.0Hz)谐波处的幅度，且第三谐波处的幅度大于第五谐波处的幅度。这与在其间一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触的时间段T3期间的那些相同频率处的幅度形成对比，其中第三谐波处的幅度大于基频处的幅度，第五谐波处的幅度大于第三谐波处的幅度。如也是在图6中所描述的，在其间一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触的时间段T3期间，在除基频与第三和第五谐波之外的频率处的噪声大于在时间段T2期间所建立的噪声阈值。依照本发明的方面，可将CPR胸部按压的基频处的相对能量含量与其谐波处的相对能量含量相互比较，和/或将之与噪声的确定的基准水平比较，以检测一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触。
图7是可用于依照本发明方面来监测经胸阻抗的生命支持设备700的方框图。该生命支持设备700可以是基础生命支持(BLS)设备，例如BLS除颤设备，或高级生命支持(ALS)设备，例如自动外部除颤器(AED)设备和/或起搏设备。
如图7所示，生命支持设备700包括至少一个处理器710、存储器720、用户接口730、ECG接口740、治疗接口750、附加传感器接口760、经胸阻抗滤波器770、和例如经由总线725相互耦合的经胸阻抗监视器780。电源790向生命支持设备700的各部件提供电能，所述电源790可包括例如一个或多个电池的低频电源，或高频电源。尽管未示出，生命支持设备700通常包括通信网络接口，通过该接口，设备可经由有线或无线通信网络与其他设备或医疗保健专业人士、例如医院或其他急救护理提供者通信。
所述至少一个处理器710通常是市场上可买到的通用处理器或数字信号处理器，例如由TexasInstruments、Intel、AMD、Sun、IBM、Motorola、Freescale和ARMHoldings制造的处理器。然而，所述至少一个处理器710可以是任何类型的处理器、多处理器或控制器，无论是市场上可买到的还是专门定制的。所述至少一个处理器710被配置为监测患者的医疗状况，实现医疗数据登录和存储，和/或响应于所检测到的身体状况，例如心律失常来向患者提供医疗处理。
存储器720包括非瞬时性计算机可读写非易失性数据存储介质，其配置为存储非瞬时性指令和其他数据。另外，所述存储器包括在所述至少一个处理器710的运行期间存储数据的处理器内存。在一些示例中，所述处理器内存包括较高性能、易失性的随机存取存储器，例如动态随机存取存储器(DRAM)、静态存储器(SRAM)或同步DRAM。一般地，所述存储器可包括任何用于存储数据的设备，因为本发明的实施例并不限于具体的存储器、存储器系统或数据存储系统。
所述用户接口730包括允许所述至少一个处理器710与外部实体、例如用户通信的硬件和软件(和/或固件)部件的组合。这些部件被配置为从例如物理运动、语调或思维过程的行为中接收信息。另外，用户接口730的所述部件可向外部实体提供信息。可在用户接口730中使用的部件的示例包括键盘、LED、鼠标设备、跟踪球、麦克风、触屏、打印设备、显示屏和扬声器。
所述ECG接口740包括允许所述至少一个处理器710与多个被配置为监测患者ECG的心电图(ECG)感测电极742通信的硬件和软件(和/或固件)部件的组合。所述治疗接口750包括将一个或多个治疗传递设备、例如用于除颤和/或起搏的电容和治疗电极752，耦合到至少一个处理器710的硬件和软件(和/或固件)部件的组合。除了为患者提供电治疗，所述治疗接口能够将电信号传输到患者的身体，所述信号可通过另一电极(例如，另一治疗电极或ECG感测电极)接收，并用于测量经胸阻抗。例如，用以测量经胸阻抗的电信号可具有大约50到100kHz范围内的频率，和大约0.5到4mARMS的电流，如CRCPress出版，JosephD.Bronzino主编的BiomedicalEngineering1995第一版的第75章中所描述的。应该了解，在某些其中治疗垫包括ECG感测电极和治疗电极或其中治疗电极还能够用于监测患者的ECG的生命支持设备中，ECG接口和治疗接口可合成为一个接口。
所述附加传感器接口760可包括硬件、软件和/或固件部件的组合，以将至少一个处理器710耦合到一个或多个其他传感器762，例如体温传感器、呼吸传感器、血压传感器、胸廓经胸阻抗传感器、脉氧水平传感器、心音传感器、加速计或压力传感器等。例如，当生命支持设备700结合包括压力传感器(例如，图1中的压力传感器145)的电极系统使用时，所述压力传感器可经由附加传感器接口760电耦合到至少一个处理器710，以准确地识别CPR按压的频率，CPR胸部按压的深度或速度，或CPR胸部按压的频率、深度和速度。可替换地，当使用机械按压设备时，来自该机械按压设备，表明机械CPR按压的频率、深度和/或速度的输出信号可电耦合到附加传感器接口760，以准确地识别CPR按压的频率、深度和/或速度。
依照本发明的方面，生命支持设备700还包括经胸阻抗滤波器770和经胸阻抗监视器780。依照本发明的一方面，所述经胸阻抗滤波器770可用于对表明在电极对(例如，治疗电极对，或ECG感测电极对等之间)之间所检测到的经胸阻抗的经胸阻抗信号进行滤波。例如，经胸阻抗滤波器可被配置为带通滤波器，其中，通带对应于CPR胸部按压的基频及其谐波。可以这样来识别CPR胸部按压的基频：基于来自胸部按压设备145(图1)、例如加速计的信号，根据由机械按压设备所提供的表明CPR按压频率的输出信号，或基于在其中基频对应于胸部按压频率的经胸阻抗信号的频率分析，或者是它们的组合。
依照本发明的一方面，所述经胸阻抗监视器780被配置为同时监测经胸阻抗信号的低频和高频分量。例如，所述经胸阻抗监视器可连续或接近连续地监测经胸阻抗信号的低频值，将其与阈值比较，并响应于达到或超过所述阈值的经胸阻抗信号的低频值来向所述至少一个处理器710报警。所述至少一个处理器则可发出音频警报、视频警报、或音、视频警报，以通知紧急救援人员一个或多个电极正开始失去与患者的电接触。所述经胸阻抗监视器780还可连续或接近连续地同时在时域和频域中监测经胸阻抗信号的高频分量，以检测一个或多个电极正在开始失去电接触，并向所述至少一个处理器发出警报。所述经胸阻抗监视器还可将经胸阻抗信号的高频分量与表明CPR胸部按压的频率，CPR胸部按压的深度或速度，或CPR胸部按压的频率、深度和速度的信号关联，例如，从胸部压力传感器或机械胸部按压设备接收的外部信号，或基于经胸阻抗信号自身分析的内部信号。
尽管在图7中经胸滤波器770和经胸阻抗监视器780表示为不同于所述至少一个处理器710，应该了解，在某些实施例中，这些部件可在代码中实现，或作为由所述至少一个处理器710所执行的过程来实现。
图8是依照本发明的方面的经胸阻抗监测例行程序的流程图，所述例行程序可由生命支持设备(例如以上结合图7所描述的生命支持设备700)或生命支持设备的经胸阻抗监视器来实现。在动作810中，所述经胸阻抗监测例行程序监测电极对之间(例如，治疗电极对752之间)所测得的经胸阻抗的低频值。例如，在动作810期间，经胸阻抗监测例行程序可连续或基本连续地测量并存储经胸阻抗在低于设定频率处的低频值，所述设定频率低于CPR胸部按压频率。当所测得的经胸阻抗的低频值低于先前所测得的值时，所述监测例行程序可将该测得的低频值另外存储为表明所测得经胸阻抗低频值的最小值。返回参考图4，在时间T1的时间段期间，所测得经胸阻抗低频值的最小值将以约10欧姆的幅度逐步减小，直至其在时间段T2期间保持在基本稳定的值上。所述监测例行程序将在从时间段T2到T3的过渡期间继续测量和存储当前经胸阻抗的低频值，而在过渡到时间段T3期间当前所测得的经胸阻抗低频值增加。在动作830(下面将更充分地描述)中，可将当前所测得的经胸阻抗低频值和所存储的测得低频值的最小值(例如，在时间段T2期间所建立的基准值)之间的差与预定阈值比较，所述阈值表明一个或多个电极在失去与患者皮肤的电接触。
在动作820中，所述经胸阻抗监测例行程序监测涉及经胸阻抗信号在处于和高于设定频率的频率处的高频分量，且包括CPR胸部按压频率的参数。在动作820期间所监测的参数包括高频波形的幅度、高频波形的斜率、高频波形的形状、和高频波形的频谱特征。例如，在动作820期间，经胸阻抗监测例行程序可连续或基本连续地确定并存储高频波形的幅度、高频波形的斜率、高频波形的形状、和/或高频波形的频谱分析，例如，高频波形在CPR按压基频及其谐波处的能量总和，以及背景噪声的能级。另外，在动作820中，涉及经胸阻抗信号高频分量的一个或多个参数可与表明CPR胸部按压的频率、深度和速度的信号相关联，以识别表明与患者皮肤失去电接触的变化。下面将结合图9来讨论涉及可在动作820中监测的经胸阻抗信号的高频分量的各参数的更为详细的描述。
在动作830中，经胸阻抗监测例行程序确定更近时间所测得的低频经胸阻抗值和/或更近时间所确定的高频经胸阻抗参数是否表明一个或多个电极正开始失去与患者皮肤的电接触。响应于对更近时间所测得的低频经胸阻抗值和更近时间所确定的高频经胸阻抗参数不表明一个或多个电极正开始失去与患者皮肤的电接触的确定，所述监测例行程序返回动作810，在此，重复动作810、820和830。可替换地，响应于对动作830中更近时间所测得的低频经胸阻抗值、更近时间所确定的高频经胸阻抗参数、或以上两者表明一个或多个电极正开始失去与患者皮肤的电接触的确定，所述监测例行程序转入动作840。
在动作840中，经胸阻抗监测例行程序向所述至少一个处理器710发出警报，警示一个或多个电极正开始失去与患者皮肤的电接触。响应于所述警报的接收，所述至少一个处理器可经由用户接口730向生命支持设备的用户发出视频警报、音频警报或音视频警报。所述警报例如可通知用户，一个或多个电极正在失去与患者皮肤的接触。所述警报可替换地或附加地指导用户检查电极是否恰当地粘贴在患者的皮肤上，指导用户对每个电极施加压力以使他们重新粘贴到患者的皮肤上，或指导用户在可能的情况下更换一组新的电极。在动作840中发出警报后，经胸阻抗监测例行程序可返回动作810，在此，可重复动作810、820、830和840。本领域的技术人员应该了解，动作810和820不需要按照图8中所示的顺序来执行，因为动作820可替换地可在动作810之前执行。而且，应该了解，依据生命支持设备700的性能，生命支持设备也许仅能够监测经胸阻抗的低频值，这样，可省略动作820。
图9是各动作的流程图，所述动作可由图8的经胸阻抗监测例行程序来实现，以在动作820期间监测高频经胸阻抗。本领域的技术人员应该了解，可以改变这些动作执行的顺序，且在某些实施例中，依据生命支持设备的性能，某些动作可以省略。例如，当生命支持设备不能够实现高频经胸阻抗波形的频谱分析时，可省略那些依赖这样频谱分析的动作。
在动作910中，经胸阻抗监测例行程序连续或基本连续地测得高频经胸阻抗波形的斜率，并存储所测得的斜率，以与先前所测得的值比较(例如，图8的动作830中)。例如，当当前所测得的斜率低于先前所测得的值时，监测例行程序可另外将该斜率值存储为表明测得斜率值的最小值(例如，基准斜率值)。可替换地，经胸阻抗监测例行程序可确定高频波形的斜率在例如预定数量的CPR胸部按压上的平均值或移动平均值，并存储该平均值或移动平均值，以与更近时间所测得的斜率值比较(例如，在动作830中)。当所述比较表明高频波形的当前斜率明显大于测得斜率值的最小值、平均值、或移动平均值时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作920中，经胸阻抗监测例行程序连续或基本连续地测量高频经胸阻抗波形的幅度，并存储所测得的幅度，以与先前所测得的值比较(例如，在动作830中)。例如，当当前所测得的高频经胸阻抗波形幅度低于先前所测得的值时，监测例行程序可另外将该测得幅度存储为测得幅度值的最小值(例如，基准幅度值)。可替换地，经胸阻抗监测例行程序可确定高频经胸阻抗波形幅度例如在预定数量的CPR胸部按压上的平均值或移动平均值，并存储该平均值或移动平均值，以与更近时间所测得的值比较(例如，在动作830中)。当所述比较表明高频波形的当前幅度明显大于测得幅度值的最小值、平均值、或移动平均值时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作920中，经胸阻抗监测例行程序还可将高频经胸阻抗波形的幅度，或高频经胸阻抗波形幅度的变化，与例如来自压力传感器或机械按压设备的表明CPR胸部按压频率的信号相关联。当电极与患者皮肤有良好的电接触时，可预期在CPR胸部按压的按压阶段期间，高频经胸阻抗波形的幅度将由于肺容量及心脏、外围动脉和静脉中血液量的减少而减少，并在CPR胸部按压的放松阶段期间增加。当高频经胸阻抗波形的幅度在按压阶段期间降低得不如先前所测得的值多，或当高频经胸阻抗波形的幅度在按压阶段期间相对先前所测得的值增加时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作930中，经胸阻抗监测例行程序连续或基本连续地监测高频经胸阻抗波形的形状，并存储所测得的形状，以与先前所测得的值比较(例如，在动作830中)。例如，在动作930中，经胸阻抗监测例行程序可确定最接近高频波形的形状的方程式，并将该方程式存储为表明高频波形的形状。当对应于当前所测得的高频波形的形状的方程式与先前所确定的方程式的差超过一确定数量时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。在动作930中，经胸阻抗监测例行程序还可将高频经胸阻抗波形的形状、或高频经胸阻抗波形形状的变化与表明CPR胸部按压频率的信号相关联。当电极与患者皮肤有良好的电接触时，可预期高频经胸阻抗波形的形状具有相对平滑的正弦形状。然而，当一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触时，在CPR胸部按压的按压阶段期间，高频经胸阻抗波形的形状可显示为阶梯状，因为一个或多个电极切断了与患者皮肤的电接触，例如图10的扩展波形图中所描述的。当在按压阶段期间，高频经胸阻抗波形的形状相对于先前的按压有变化时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作940中，经胸阻抗监测例行程序在对应于CPR胸部按压基频及其谐波的多个不同的频率处测量高频经胸阻抗波形的能量含量。可基于高频经胸阻抗波形自身，或基于例如来自胸部压力传感器或机械胸部按压设备的表明CPR胸部按压频率的信号来确定CPR按压的基频。所述谐波可以既包括基频的奇数谐波，也包括基频的偶数谐波，且经胸阻抗监测例行程序可使用经胸阻抗滤波器770(图7)来过滤掉其他频率。例如，在时间段T2期间，经胸阻抗监测例行程序可测量并存储CPR胸部按压基频处的能级，以及每个谐波的相对能级。这些能量的总和(例如，基准值)可与更近时间所测得的值比较。当更近时间所测得值的能量含量不同于在时间段T2期间所确定的值，或当更近时间所测得值的基频和各谐波处的相对能级不同于在时间段T2期间所获得的时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作950中，经胸阻抗监测例行程序测量背景噪声的能级。例如，在时间段T2期间，经胸阻抗监测例行程序可测量并存储背景噪声在除CPR胸部按压的基频外的频率处的能级。该噪声水平(例如，噪声的基准值)可与更近时间所测得的值比较。当更近时间所测得的噪声值不同于在时间段T2期间所确定的值时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
在动作960中，经胸阻抗监测例行程序可将在CPR胸部按压基频及其谐波处的相对于在时间段T2期间的噪声能级(例如，在动作950期间所测得的)的相对能量含量(例如，在动作940期间所测得的)与更近时间所测得的值比较，以确定所述比率是否有变化。当确定在基频及其谐波处的能级的比率已改变时，经胸阻抗监测例行程序可确定一个或多个电极正在失去与患者皮肤的电接触(例如，动作830是)。
应该了解，结合图8和9所描述的各阈值可随CPR胸部按压是手动实现还是借助机械胸部按压设备实现而不同。例如，当利用机械胸部按压设备来实现CPR胸部按压时，阈值可小于在手动CPR胸部按压期间所使用的阈值，因为就按压和放松的频率、速率(例如，速度)，按压深度等而言，由机械胸部按压设备所传递的CPR胸部按压可能比手动所施加的更为均匀。在一些实施例中，经胸阻抗监测例行程序可被配置为依据CPR按压是手动还是借助机械胸部按压设备来实现而使用不同的阈值。例如，可在图8中的动作810之前做出关于CPR胸部按压是手动还是借助机械胸部按压设备来实现的初步决定。经胸阻抗监视器可经验性地基于经胸阻抗信号中所展示的胸部按压规律，或可基于对由询问设备用户是要手动还是机械地提供按压的、生命支持设备的用户接口所提出的询问的响应，来做出所述决定。
应该了解，通过在CPR期间监测电极对之间所感测的经胸阻抗的变化，可在完全失去电接触之前检测到电极与患者皮肤之间电接触的失去。尽管这种对失去电接触的早期检测，对于用于提供例如除颤或起搏的电治疗的电极尤其重要，它也可用于识别在何时其他电极(例如ECG感测电极)正开始失去电接触。
这样描述了本发明的至少一个实施例的几个方面，要了解，本领域的技术人员将很容易发现各种替换、修改和改进。这些替换、修改和改进意欲成为本公开的部分，并意欲存在于本发明的范围内。相应地，前面的描述和附图仅意在作为示例。

Claims (33)

1.一种生命支持设备，包含：
一对被配置为附着在患者皮肤上的电极；
电耦合到所述电极对的治疗接口；和
电耦合到所述治疗接口的经胸阻抗监视器，所述经胸阻抗监视器被配置为监测在低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围中的至少一种中在电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数，基于表明CPR胸部按压的信号来检测CPR胸部按压，建立与低频范围和高频范围中至少一种对应的经胸阻抗参数的基准水平，检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一阈值，响应于检测到至少一个经胸阻抗参数的变化超过基准水平所述阈值，确定电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触，并响应于电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。
2.如权利要求1所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗监视器进一步被配置为监测低频范围和高频范围两者中的经胸阻抗参数。
3.如权利要求1-2中任一项所述的生命支持设备，还包含：
用户接口，包括音频输出设备和视频输出设备中的至少一种；和
至少一个处理器，其电耦合到治疗接口、经胸阻抗监视器和用户接口，所述至少一个处理器被配置为响应于接收到警报，在音频输出设备和视频输出设备中的至少一种上呈现消息。
4.如权利要求3所述的生命支持设备，其中，所述消息表明所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触。
5.如权利要求4所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗具有对应于CPR胸部按压频率的高频分量，并且其中，高频范围中的经胸阻抗参数包括高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项。
6.如权利要求5所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗监视器被配置为基于经胸阻抗的基频来识别CPR胸部按压的频率。
7.如权利要求5所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗监视器被配置为从压力传感器和机械胸部按压设备中的之一中接收表明CPR胸部按压频率的信号，并基于所述信号来识别CPR胸部按压频率。
8.如权利要求7所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗监视器被进一步配置为将高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项与CPR胸部按压的频率相关联。
9.如权利要求8所述的生命支持设备，还包含：
电耦合到所述治疗接口的滤波器，所述滤波器被配置为过滤掉经胸阻抗高频分量的不与CPR胸部按压频率及其谐波相对应的频率。
10.如权利要求9所述的生命支持设备，其中，高频范围中的参数还包括高频分量的能级，和高频分量的谐波处的能级。
11.如权利要求10所述的生命支持设备，其中，高频范围中的经胸阻抗参数还包括除高频分量的频率和高频分量的谐波外的频率处的背景噪声的总量。
12.如权利要求11所述的生命支持设备，其中，低频范围中的经胸阻抗参数包括经胸阻抗的幅度。
13.如权利要求5所述的生命支持设备，还包含：
电耦合到所述治疗接口的滤波器，所述滤波器被配置为过滤掉经胸阻抗高频分量的不与CPR胸部按压频率及其谐波相对应的频率。
14.如权利要求1所述的生命支持设备，其中，所述设定频率是约0.1Hz、0.5Hz和0.05Hz中的一个。
15.如权利要求1所述的生命支持设备，其中，经胸阻抗具有对应于CPR胸部按压频率的高频分量，且其中，高频范围中的经胸阻抗参数包括高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项。
16.如权利要求15所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗监视器进一步被配置为将高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项与CPR胸部按压的频率相关联。
17.如权利要求15所述的生命支持设备，其中，高频范围中的经胸阻抗参数还包括高频分量的能级，和高频分量的谐波处的能级。
18.如权利要求1所述的生命支持设备，还包含至少一个处理器，其中，所述经胸阻抗监视器由至少一个处理器作为过程来实施。
19.如权利要求1所述的生命支持设备，其中，所述经胸阻抗具有对应于CPR胸部按压频率的高频分量，且其中，高频范围中的经胸阻抗参数包括高频分量的能级，和高频分量的谐波处的能级。
20.一种检测电耦合到患者皮肤的一对电极之间失去电接触的方法，包含动作：
监测低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围中的至少一种中在电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数；
基于表明CPR胸部按压的信号来检测CPR胸部按压的发生；
建立低频范围和高频范围中的至少一种中的经胸阻抗参数的基准水平；
检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一阈值；
响应于至少一个经胸阻抗参数超过基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触；并
响应于对所述电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。
21.如权利要求20所述的方法，其中，所述设定频率是约0.1Hz、0.5Hz和0.05Hz中的一个。
22.如权利要求20所述的方法，其中，监测的动作包括监测在低频范围和高频范围两者中的经胸阻抗参数。
23.如权利要求22所述的方法，其中，所述经胸阻抗具有对应于CPR胸部按压频率的高频分量，且其中，监测高频范围中的经胸阻抗参数的动作包括监测高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项。
24.如权利要求23所述的方法，其中，检测CPR胸部按压的发生的动作包括分析经胸阻抗以基于经胸阻抗的基频来识别CPR胸部按压的频率。
25.如权利要求23所述的方法，其中，检测CPR胸部按压的发生的动作包括从压力传感器和机械胸部按压设备中的一个接收表明CPR胸部按压频率的信号，并基于所述信号来识别CPR胸部按压频率。
26.如权利要求24或25所述的方法，还包含如下动作：
将高频分量的斜率、高频分量的幅度和高频分量的形状中的至少一项与CPR胸部按压的频率相关联。
27.如权利要求26所述的方法，还包含如下动作：
过滤掉经胸阻抗高频分量的不与CPR胸部按压频率及其谐波相对应的频率。
28.如权利要求27所述的方法，其中，所述监测高频范围中的经胸阻抗参数的动作还包括监测高频分量的能级和高频分量的谐波处的能级。
29.如权利要求20所述的方法，其中，监所述测低频范围中的经胸阻抗参数的动作包括监测所述经胸阻抗的幅度。
30.如权利要求20所述的方法，其中，所述监测高频范围中的经胸阻抗参数的动作包括监测在CPR胸部按压频率处的能量数量相对于除CPR胸部按压频率外的频率处的能量数量的比率。
31.如权利要求20所述的方法，还包含如下的动作：
确定表明CPR按压的信号是否来自于压力传感器和机械胸部按压设备之一；和
响应于对所述信号是来自于压力传感器和机械胸部按压设备之一的确定，调整所述阈值。
32.一种以一组指令进行编码的计算机可读介质，当由生命支持设备的处理器执行时，所述指令实现如权利要求20-31中任一项所述的方法。
33.一种生命支持设备，包含：
一对被配置为附着在患者皮肤上的电极；
电耦合到所述电极对的治疗接口；和
电耦合到所述治疗接口的经胸阻抗监视器，所述经胸阻抗监视器被配置为监测在低于设定频率的低频范围和处于或高于设定频率的高频范围中的至少一种中在电极对之间的经胸阻抗的经胸阻抗参数，建立对应于低频范围和高频范围中至少一种的经胸阻抗参数的基准水平，检测至少一个经胸阻抗参数的变化是否超过基准水平一阈值，响应于检测到至少一个经胸阻抗参数的变化超过基准水平所述阈值，确定所述电极对中的至少一个电极正在失去与患者皮肤的电接触，并响应于对所述电极对中的至少一个电极正失去与患者皮肤的电接触的确定，发出警报。
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