NO311747B1 - Fremgangsmåte for å bestemme om en livlös person har puls, basert på impedansmåling mellom elektroder plassert på pasientenshud, hvor elektrodene er tilkoblet en ekstern defibrillator sittimpedansmålesystem, samt system for utförelse av fremga - Google Patents

Description

Foreliggende oppfinnelse angår fremgangsmåte for ekstern defibrillator som måler blodstrøm ved hjelp av impedansanalyse som angitt i innledningen til krav 1 samt system for utførelse av fremgangsmåten som angitt i innledningen til krav 7.

Ved hjertestans er det av vesentlig betydning at livredningen starter umiddelbart og at den riktig behandlingen blir gitt. En av parameterene som er av stor betydning er pulsen, som skal kontrolleres ifølge standard retningslinjer for gjenopplivning, idet puls eller ikke puls er avgjørende for om hjerte-lunge-redning (HLR) og defibrillering skal utføres.

Den vanlige måten å finne pulsen på er å kjenne etter utenpå huden, ved å klemme lett rett over en halspulsåre med to fingre. I fra litteraturen er det påvist at denne målingen er både usikker og tar lang tid. Selv innsatspersonell med medisinsk erfaring kan ha problemer med å utføre pulskontroll hurtig og pålitelig.

Det finnes eksempler på utstyr som kan benyttes til å kontrollere puls. Mest brukt er pulse-oksymeteret, som måler metningen av oksygen i blodet gjennom å belyse huden og som normalt kan indikere at det er blodstrøm. Dette instrumentet gir ikke pålitelige målinger når pasienten har svak puls eller når blodkarene i huden har trukket seg sammen fordi pasienten er kald eller har fått medikamenter som f.eks adrenalin. Andre typer utstyr bruker ultralyd-doppler eller ultralyd-sonar prinsipper. For denne typen utstyr er påliteligheten av målingen bestemt av korrekt posisjonering og vinkel i forhold til pulsåren. Instrumentene kan ha problemer med å skille mellom blod som flyter gjennom pulsåren og blod som pulserer frem og tilbake. Det er også en ulempe dette utstyret kommer i tillegg til utstyr som allerede er i benyttelse, idet dette krever ekstra tid alternativt ekstra personell å betjene.

Utnyttelsen av impedansendring for å måle blodstrømmen og derved pulsen, utføres ved å anvende kjente prinsipper, som ble beskrevet allerede på 1920 og 1930 tallet. Ved å drive en tilnærmet konstant vekselstrøm gjennom 2 elektroder som er festet på kroppen, vil det kunne måles en spenning mellom 2 punkter som ligger mellom elektrodene etter formelen U = Z x I, der U er spenning, Z er impedansen og I er strømmen.

Endringer i impedansen vil da fremstå som endringer i spenningen målt mellom elektroden.

Det er påvist at resistiviteten til blod, målt mellom to elektroder, reduseres etter som farten til blodet øker. Endringen av spenningen utgjøres også av at pulsårene utvider seg ved hvert pulsslag, slik at det blir en relativ økning av blodvolumet i vevet.

Dersom elektrodene er festet til brystkassen, vil spenningen som kan måles også være modulert av pusting. Dette skyldes at impedansen (thoraximpedansen) mellom elektrodene øker med innånding av luft ved at strømbanen øker etter som lungene fylles med luft.

De mest brukte anvendelsene av impedansendring av vev er:

1. Måling av pusting, estimering av innåndet volum som en funksjon av endringen i thoraximpedansen. 2. Måling av blodstrømmen i ekstremitetene, som en funksjon av endringen i vevets impedans er kjent som "Impedance Plethysmography" (IP). 3. Måling av hjertets slagvolum, som en funksjon av endringen i thoraximpedansen i fase med EKG er kjent som "Impedance Cardiography" (IC).

Dyreforsøk har dessuten vist at brystkompresjon er forbundet med en økning i impedansen.

Ovennevnte prinsipper kan anvendes i kombinasjon ved hjertestanssituasjoner for å utføre pulskontroll, bedømme blodmengden som leveres ved hvert hjerteslag og cerebral blodstrøm (blodstrøm til hjernen) samt å påvise og dokumentere bruk av hjertekompresjon i behandlingen.

På tross av at ovennevnte har vært kjent over lang tid har ikke disse prinsippene blitt forsøkt anvendt i forbindelse med gjenopplivning.

US patent nr. 4,619,265 (Morgan et al.) beskriver en defibrillator som er innrettet til å måle EKG og impedansendringer mellom elektroder som er festet til pasientens hud. Defibrillatorens programvalg bestemmes ut i fra egenskapene til nevnte EKG signal og signal som uttrykker impedansendring. Formålet med anordningen er å gi pasienten korrekt behandling. Som et ledd i å sikre pasienten korrekt behandling, vil defibrillatoren benyttes seg av impedansendringer til å kvalifisere kvaliteten av EKG signalet forut for analyse av EKG-signalet. Basert på analyser av EKG signalet, skal defibrillatoren bestemme hvorvidt pasienten sin EKG er av en slik art at pasienten skal ha defibrillatorbehandling. Bare to kategorier av EKG kvalifisere til defibrillatorbehandling: Ventrilckelflimmer (VF) og ventrikkeltachykardi. Felles for disse EKG rytmene er at pasienten er uten puls, og at defibrillatorbehandling kan hjelpe.

Den kretsløsningen som er valgt for måling av EKG er særlig følsom for ladningsutjevning som skyldes bevegelse som igjen medfører statisk elektrisitet. Dette skyldes at koblingen mot pasienten ikke er balansert, men at den ene elektroden er koblet til elektronikkens jordpotensial, jfr. Fig. 4a. I en slik løsning vil all ladningsutjevning mellom pasient og tilkoblet utstyr medføre en stor signalforstyrrelse fordi ladningsutjevningen må via beskyttelsesnettverket til jord bare for den ene elektrodetilkoblingen, altså ubalanse.

Generelt kan alle bevegelser medføre signalforstyrrelser på EKG, og det er derfor en fare at defibrillatoren sin analyse av EKG resulterer i feil konklusjon. Følgende forhold vil i tillegg til signalforstyrrelser på EKG også medføre impedansendringer: Å klemme på elektrodene eller å dra i ledningen som elektrodene er festet med vil medføre impedansendringer fordi dette påvirker graden av kobling mot pasientens hud. Disse impedansendringene er uavhengig av om pasienten har puls eller ikke.

• Kompresjon av brystkassen ved hjerte lunge redning vil endre på impedansen idet strømvegen mellom elektrodene deformeres. Disse impedansendringene er

uavhengig av om pasienten har puls eller ikke.

• Innblåsninger av lunger ved hjerte lunge redning vil endre på impedansen, idet strømvegen mellom elektrodene deformeres. Disse impedansendringene er

uavhengig av om pasienten har puls eller ikke.

• Spontan gisping forekommer idet organismen forsøker å puste. Ved gisping vil muskulatur i mellomgulvet aktiveres, og dersom luftveiene er åpne vil dette til en

viss grad medføre gassutveksling. Impedansendringene her er uavhengig av puls.

• Generell bevegelse, for eksempel ved at pasienten ligger i et kjøretøy, en båt, fly eller helikopter vil kunne medføre at impedansen mellom elektrodene blir påvirket.

Denne impedansendringen er også uavhengig av pasientens puls.

• Pasientens spontane bevegelser og pusting vil medføre impedansendringer

• Blodstrøm fra av hjertet og ut i vevet for hvert hjerteslag vil medføre en liten impedansendring. Denne impedansendringen påvirker ikke signalkvaliteten på

EKG.

Følgelig kan ikke en analyse av impedansendringer alene bestemme om pasienten har puls eller om pasienten ikke har puls.

Morgan et al er ikke kjent med at blodstrøm medfører impedansendringer, bare at dersom pasienten har blodstrøm, vil pasientens egne bevegelser kunne medføre impedansendringer som gjør EKG-målingene ugyldige.

I foreliggende oppfinnelse vil det forsterkede impedanssignalet som er proporsjonalt med blodstrømmen i høyeste grad bli forstyrret av alle typer bevegelse slik som

beskrevet ovenfor. Derfor er anvendelsen begrenset til situasjoner hvor pasienten ligger absolutt rolig, slik som rett etter et defibrillatorsjokk Videre pekes det på muligheten av å benytte akselerometer festet til pasienten til å kvalifisere målingene når det er fare for at bevegelser kan medføre signalforstyrrelser eller å benytte signal fra akselerometer

sammen med digital adaptiv filtrering til å redusere signalforstyrrelsene.

Således fremviser at Morgan et al ikke teknikk som er innrettet til å bestemme om en pasient har puls eller ikke puls, bare om pasienten beveger seg eller blir beveget.

Foreliggende oppfinnelse har til hensikt å unngå de innledningsvis nevnte ulemper som alternative metoder og prinsipper for blodstrømsmålinger og pulskontroll har. Dette tilveiebringes ved å utnytte impedansendringer i vevet for å bestemme blodstrømmen, nærmere bestemt ved hjelp av en fremgangsmåte av den innledningsvis nevnte art hvis karakteristiske trekk fremgår av krav 1, samt system for utførelse av fremgangsmåten av den innledningsvis nevnte art hvis karakteristiske trekk fremgår av krav 7. Ytterligere trekk ved oppfinnelsen fremgår av de øvrige uselvstendige kravene.

Foreliggende oppfinnelsen slik som angitt i kravene gjør det således mulig å anvende impedansmåling i forbindelse med hjertestans og gjenoppliving, hvor blodstrømsignalet anvendes til å erstatte pulskontroll. Dette sparer tid, idet tid betyr større sjanse for å redde liv.

Videre vil ovenfor nevnte gjør at utstyret blir portabelt og miniatyrisert i forhold til laboratoireutstyr som finnes i handelen.

Måling av blodstrømsignal muliggjør en dokumentasjon av utfallet av gjenopplivingsforsøkene.

Innretningen ifølge oppfinnelsen, som anvender måling av impedansendringen, kan være en alenestående enhet, en enhet i samvirke med en defibrilator (AED), og da koblet i serie med kabelen til defibrillatoren, eller som i defibrillatoren integrert enhet.

Impedansmåling kombinert med en defibrillator gir den fordelen at bekreftelse av puls/ikke puls kan utføres parallelt med EKG-analyse, hvilket innebærer at pulsmåling kan utføres uten at dette reduserer tiden hvor pasienten kan få behandling. Dette er en stor fordel for pasienten, idet videre behandling kan da komme i gang hurtigere. Eksempelvis, dersom pasienten har EKG av typer, pulsløs elektrisk aktivitet (PEA) en tilstand hvor det ikke er målbar puls og hvor et defibrillatorsjokk ikke vil ha effekt, kan defibrillatoren allerede etter ca. 10 sekunder gi melding til livredderen om at HLR må begynnes. Dette er bare en tidel av den tiden som innsatspersonell i følge litteraturen benytter for å komme i gang med HLR ved samme betingelser og manuell pulssjekk.

Videre vil det være mulig å anvende felles elektroder og elektronikk når innretningen er integrert i en defibrillator. Dette er en stor fordel for brukeren, fordi det er bare ett apparat som skal tilkobles og brukes under livredningen.

Sammenlignet med manuell pulsføling og ultralydbaserte blodstrømsmålinger er impedansmålingen ikke posisjonskritisk. Elektrodene behøver ikke å limes direkte over en pulsåre. Ved hjertestans og gjenoppliving vil kroppen prioritere blod til hodet, brystkassen og lunger, mens ekstremitetene får mindre blod. Innretningen er derved egnet til å måle blodstrømmen både i brystkassen og til hodet.

Ved anvendelse av impedansmåling sammen med et akselerometer kan nøyaktigheten ved målingene forbedres vesentlig, dvs. feilaktige avlesninger unngåes, ved at bevegelsen til en pasient indikeres, idet bevegelser forstyrrer impedansemålinger. Ved måling av akselerasjonen kan dette inngangssignalet dessuten anvendes som et støysignal til et adaptivt filter, som vil forbedre signal til støy -forholdet og derved målingens nøyaktighet. Akselerometermålerenheten kan være av den art som er beskrevet i norsk patentsøknad nr. 310135.

Impedansmåling vil kunne erstatte manuell pulskontroll ved at amplituden på blodstrømsignalet bestemmer om pulsen skal karakteriseres som sterk, svak, ingen puls og det vil dessuten være mulig å telle pulsen.

I det påfølgende skal oppfinnelsen beskrives næimer med henvisning til tegningen, hvor: Fig. 1 viser skjematisk prinsippet for et impedansmålesystem integrert i

en defibrillator

Fig. 2a viser flytdiagram for gjenoppliving hvor defibrillatoren benytter informasjon fra oppfinnelsen til å bestemme valg av behandling, alternativt at brukeren benytter informasjon fra oppfinnelsen til å bestemme videre behandling. Fig 2b viser flytdiagram etter gjeldende retningslinjer for gjenoppliving,

der brukeren må velge behandlingsform basert på manuell pulsføling.

Fig. 3a-3b viser to eksempel på utførelse når oppfinnelsen er anbrakt som

tilleggsutstyr til en defibrillator

Fig. 4a-4b viser to eksempler på utførelse når oppfinnelsen er anbrakt

integrert i en defibrillator

Fig. 5a-5d viser kurver over målinger utført på dyr.

I det påfølgende skal en krets for mulig realisering av oppfinnelsen beskrives nærmere med henvisning til fig. 1.

På fig. 1 er prinsippet for impedansmålesystemet 28 vist ved at en CPU-enhet 1 sender ut en vekselspenning til driver-forsterkere 2,3, hvor utgangssignalet fra driverne 2,3 er faseforskjøvet med 180° i forhold til hverandre. Vekselspenningen har fortrinnsvis en frekvens lik 30 kHz, men frekvensen kan være fra omkring 1 kHz til over 10 MHz.

Forsterkerene 2,3 driver signalet med lav utgangsimpedans og har tilstrekkelig strømkapasitet.

Henvisningstallet 4 er betegnet en forsterker som sammen med CPU 1 og driver-forsterkerene 2, 3 setter strømmen tilnærmet konstant. Konstant strøm tilveiebringes ved at til utgangen av forsterkeren 2 er koblet en motstand RI i serie med den ene elektroden 5. Strømmen gjenom kroppen mellom elektrodene 5 og 6 måles ved at spenningen foran og etter nevnte motstand tilføres respektive innganger til en differensialforsterker 4, og derifra inn til CPU 1 far analyse. Dersom målt strøm faller, vil CPU 1 øke spenningen til driver-forsterkerene 2, 3, inntil utgangen av differensialforsterkeren 4 igjen indikerer at strømmen har valgt verdi. Likeså, dersom målt strøm øker, vil CPU 1 redusere spenningen til driver-forsterkerene 2,3, inntil utgangen av differensialforsterkeren 4 igjen indikerer at strømmen har valgt verdi. Varierende kontakt mellom elektrodene 5,6 og huden er den dominerende årsaken til at strømmen kan variere. Strømgrensene er 3 mA for 30 kHz, 4 mA for 40 kHz og videre, men ikke større enn 10 mA i samsvar med spesifikasjonene angitt i standarden IEC 601-1, "Medical electrical equipment, Part 1: General requirements for safety". Komponentene RI, R2, R3, R4 sammen med Cl og C2 setter impedansen sett fra elektrodene tilstrekkelig høyt slik at tilkoblingen av forsterkerene 2 og 3 i kretsen bare utgjør en ubetydelig kortslutning av EKG-signalet, som defibrillatoren også måler ved hjelp et EKG-målesystem 23 tilkoblet elektrodene 5,6. Komponentene RI, R2, R3, R4, Cl, C2 beskytter samtidig forsterkerene 2,3 mot høyspenningen som sjokk-avleveringskretsen 22 tilfører elektrodene når pasienten defibrilleres.

Elektrodene 5,6 er utført med en elektrisk ledende flate som kobler høyspenning, vekselstrømkilde og målesystemer til pasientens hud, alternativt består hver av elektrodene 5,6 av to eller flere elektrisk ledende flater, der fortrinnsvis en flate benyttes av systemer som måler signaler og en flate benyttes av systemer som tilfører pasienten elektrisk energi, enten i form av vekselstrøm eller høyspenning. Fordelen med å la målesystemene benytte egne ledende flater mot pasienten er at da unngår man i større grad signalforstyrrelser som skyldes varierende elektrisk kontakt over elektrode-delen som kobler pasienten mot vekselstrømstrømkilden. En slik varierende elektrisk kontakt oppstår først og fremst dersom pasienten beveger seg.

Etter elektrodene 5, 6 er det anordnet en differerisial-forsterker 7, som måler spenningsforskjellen mellom elektrodene. Ved inngangene til differensial-forsterkeren 7 er det anordnet et RC-ledd bestående av C3 og R5, henholdsvis C4 og R6, som danner et høypassfilter for å filtrere bort likespenningskomponenter samt å redusere forstyrrelser fra EKG-signalene. Til diffrensial-forsterkeren 7 er koblet et ytterligere høypassfilter 8 for videre å undertrykke EKG-signalkomponentene. Signalet ut fra nevnte høypassfilter 8 forsterkes i en AC-koblet forsterker 9. Utgangen til vekslestrømsforsterkeren 9 er koblet til en presisjonslikeretterblokk 10, som demodulerer vekselstrømsignalet. Fra likeretter 10 tilføres signalet en krets 11 som fjerner likespenningskomponenten og forsterker signalet som her er proporsjonalt med respirasjonen til en pasient når elektrodene er festet til brystet. Dette signalet 12 føres videre enten til en indikasjonsenhet for direkte fremvisning av signalet eller til CPU 1 for videre behandling for å gi en lesbar indikasjon eller lagring for senere gjenvinning for å tilveiebringe et utsagn om hendelsesforløpet under livredningen.

Signalet fra ovennevnte krets 11 føres dessuten videre til en ytterligere krets 13 som igjen fjerner likespenningskomponenten og lavfrekvenskomponentene og forsterker signalet som representerer impedans-endringen på grunn av blodstrømmen. Dette signalet 14 føres videre enten til en indikasjonsenhet eller til CPU 1 for videre behandling for å gi en lesbar indikasjon eller lagring for senere gjenvinning for å tilveiebringe et utsagn om hendelsesforløpet under livredningen.

Nærmere beskrivelse av prinsippet og hvorledes de enkelte signalene lar seg måle: Mellom defibrillatorens elektroder vil impedansen som kan måles med en vekselstrøm på rundt 30kHz ligge et sted mellom 40 ohm og 150 ohm, med en normalverdi på rundt 80 ohm. Pusting eller kunstig ventilering vil skape små endringer i denne impedansen. Et normal innånding vil skape en impedansendring i størrelsesorden 1 ohm. I tillegg vil hvert hjerteslag skape en impedansendring i størrelsesorden 10 milliohm.

Strategien for signalbehandling er således: Fordi det er rimelig stor forskjell i frekvens mellom EKG (energien her ligger i området 2-40 Hz) og signalet som skapes av den tilnærmet konstante vekselstrømmen (fortrinnsvis 30 kHz), vil båndpassifltering av impedanssignalet kunne undertrykke EKG-bidraget tilstrekkelig. Denne båndpassfilteringen skjer ved hjelp av RC leddene C3-R5 og C4-R6 sammen med filtertrinnet 8. Først når EKG-bidraget er tilstrekkelig dempet, kan en AC-koblet forsterker 9 sammen med demodulatoren 10 i forrå av en presisjonslikeretterblokk skape et grunnlag for videre signalanalyse. Ved utgangen av 10 vil signalet bestå ev en DC-komponent som er proporsjonal med pasientens statiske impedans (normalt 80 ohm), hvor det er overlagret en ripple som er proporsjonal med eventuell pusting, og hvor det er ytterligere overlagret en ripple-komponent som er proporsjonal med eventuell blodstrøm. Idet disse enkelte komponentene er frekvensmessig ulike, er det ved hjelp av klassisk signalbehandling mulig å forsterke og filtrere signalet på en slik måte at de enkelte signalkomponentene adskilles.

Ved hjertestans vil det ikke være signalkomponenter hverken fra pusting eller

blodstrøm. Bare når pasienten gis kunstig åndedrett vil dette fremkomme som et signal på respirasjons-kanalen 12. Den primære hensikten med oppfinnelsen er å hurtig fastslå om et gitt defibrillatorsjokk hadde effekt. Dersom, hjertet begynner å slå igjen, vil dette bli synlig først og fremst ved at blodstrømskanalen 14 viser et signal som er i fase med hjertets elektriske aktivitet, EKG. Først en tid etter at hjertet begynte å slå, vil pasienten være i stand til å puste tilstrekkelig ved egen hjel]).

Figur 2a-2b viser et flytdiagram (behandlingsprotokoll) for gjenoppliving med henholdsvis uten bruk av automatisert pulskontroll basert på blodstrømsmåling. I figur 2a vil blodstrømsmålingen utføres parallelt med den automatiske analysen av EKG, noe som defibrillatoren allikevel bruker 6-9 sekunder på. I dette tilfellet vi pulsmålingen være automatisert, objektiv og nøyaktig. I figur 2b, som er i henhold til gjeldende retningslinjer for gjenoppliving, skal pulsen manuelt kontrolleres hver gang EKG-analysen konkluderer med at rytmen er såkalt ikke-sjokkbar. I fra "Advisory Statements of the International Liasion Committee on Resuscitation (ILCOR)" sine hevdes det at manuell pulskontroll må utføres i mer enn 30 sekunder for at diagnosen skal ha en diagnostisk nøyaktighet på minst 95%. En annen publikasjon (Eberle B, et al; Resuscitation 1996; 33:107-16) viser at bare 15% av deltakerene kunne konkludere korrekt basert på manuell pulsmåling utført i 10 sekunder. For pasienten betyr dette at enten vil valg av behandling skje tilfeldig, uten diagnostisk presisjon, eller så vil pasienten måtte ligge uten behandling i mer enn 30 sekunder mens diagnosen pågår.

Fig. 3 a viser en utførelse hvor en kompresjonspute 16 med akselerometer er koblet i serie med en puls enhet 17 med en fremvisningsskjerm 25. På nevnte skjerm kan vises kompresjonstakt og nedtrykningsdybde ved kompresjon, kurve som viser blodstrømsignalet 14, kurve som viser respirasjonssignalet 12 samt EKG. Enheten er via kontakten 18 tilkoblet defibrillatoren. Fig. 3b viser alternativ utførelse, hvor fremvisningsskjermen er erstattet med en indikatorer 26 som beskriver pulsen som enten fraværende, svak eller god, og som vil hjelpe brukeren til å velge riktig behandlingsform, jfr fig 2b. Fig. 4a viser eksempel på utførelse hvor oppfinnelsen er integrert i en defibrillator. På defibrillatorens fremvisningsskjerm 25 er informasjonen fra impedansmålesystemet vist i form av kurver for blodstrømsignalet henholdsvis respirasjonssignalet. I tillegg er det vist en tekstmelding som forteller hva brukeren skal gjøre i henhold til flytskjema for gjenoppliving (jfr Fig 2a). Figur 4b viser alternativ utførelse, der kurvene er erstattet med tekstmeldinger, en løsning som er myntet på brukere som i større grad lar defibrillatoren fortolke pasientens tilstand. I tillegg til fremvisningsenhet er alle defibrillatorer i dag utstyrt med lydenhet 27 som genererer både lydsignaler og talemeldinger til brukeren. Defibrillatoren benytter lydenheten til å styre livredderen til å følge behandlingsprotokollen, jfr flytdiagram fig 2a. Fig. 5a viser kurve over korrelasjonen mellom pulstrykkets amplitude og blodstrømsignal sin amplitude for ett dyr. Pulstrykk er definert som differensen mellom systolisk blodtrykk og diastolisk blodtrykk i en arterie, idet Y-aksen viser Korrelasjon mellom blodstrømsignalets amplitude og pulstrykkets amplitude, fremstilt ved at signalamplituden for blodstrømsignalet er normalisert til signalstørrelsen til pulstrykket og X-aksen viser observert pulstrykk i millimeter kvikksølv. Fig 5b viser EKG (nederst), blodstrøm-signal (midten) og blodtrykk (øverst) for et dyr med lavt blodtrykk.

Kurvene på fig. 5c viser EKG (nederst) og blodstrøm-signal (øverst) hvor EKG er av typen PEA (Pulseless Electrical Activity). Blodstrømsignalet indikerer at det ikke er blodstrøm.

Kurvene på fig. 5d viser normal EKG (nederst) normalt blodstrøm-signal (midten) og normalt blodtrykksignal (øverst).

Claims (9)

1. Fremgangsmåte for å bestemme om en livløs person har puls, basert på impedansmåling . mellom elektroder plassert på pasientens hud, hvor elektrodene er tilkoblet en ekstern defibrillator sitt impedansmålesystem under gjenopplivningsforsøk, karakterisert ved at endringer i impedansen forårsaket av endringer i pasientens blodstrøm forsterkes og registreres i en forsterker og filtrermgsinnretning integrert i defibrillatorens impedansmålesystem, hvor impedansmålesystemet har en signalutgang som representerer endringene i pasientens blodstrøm som en funksjon av tiden, at pasientens puls klassifiseres i en beregningsenhet tilkoblet impedansmålesystemets signalutgang ut fra spesifikke verdier for impedansendring, og at defibrillatorens programvalg bestemmes i defibrillatorens programenhet tilkoblet utgangen av beregningsenheten, ved hjelp av utfallet av klassifiseringen.

2. Fremgangsmåte ifølge krav 1, karakterisert ved at klassifiserringen defineres som normal, svak eller fraværende puls.

3. Fremgangsmåte ifølge krav 1-2, karakterisert ved at impedansmålesystemets filtringsinnretning er innrettet til å dempe bidragene til impedansendringen forårsaket av pusting og/eller kunstig ventilering samtidig som impedansmålesystemet er innrettet til å forsterke bidragene fra endringer i blodstrøm.

4. Fremgangsmåte ifølge krav 1-3, karakterisert ved at klassifiseringen av puls foretaes samtidig som en pasients EKG klassifiseres.

5. Fremgangsmåte ifølge krav 4, karakterisert ved at signal som representerer endringer i blodstrøm og/eller resultatet for klassifiseringen tilføres en fremvisnings- henholdsvis indikasjonsenhet i form av lysdioder og/eller en fremvisningsskj erm.

6. Fremgangsmåte ifølge krav 1-5, karakterisert ved at signal som representerer endringer i blodstrøm lagres i et eksternt lager.

7. System for å utføre fremgangsmåten for å bestemme om en livløs person har puls, basert på impedansmåling mellom elektroder plassert på pasientens hud under gjenopplivningsforsøk, hvor elektrodene er tilkoblet en ekstern defibrillator sitt impedansmålesystem, karakterisert ved at det i defibrillatorens impedansmålesystem er integrert forsterker og filtreringsinnretning for å forsterke og registre endringer i impedansen forårsaket av endringer i pasientens blodstrøm, hvor impedansmålesystemet har en signalutgang som representerer endringene i pasientens blodstrøm som en funksjon av tiden, og som er tilkoblet en beregningsenhet som klassifiserer pulsen ut fra spesifikke verdier for impedansendring, der utfallet av klassifiseringen bestemmer defibrillatorens programvalg ved at defibrillatorens programenhet er tilkoblet utgangen av beregningsenheten.

8. System ifølge krav 7, karakterisert ved at beregningsenheten er tilkoblet et akselerometer som er festet til pasienten, hvor beregningsenheten er innrettet til å utføre digital, adaptiv filtrering der signal fra akselerometeret benyttes som referansesignal, eller at beregningsenheten er innrettet til å avgjøre gyldigheten til impedansmålingen basert på signalet fra akselerometeret sin amplitude.

9. System ifølge krav 7-9, karakterisert ved at det er anordnet en indikasjonsenhet i form av lysdioder og/eller en fremvisningsskjerm hvor resultatet for klassifiseringen indikeres.