用於具有雙ECG分析算法的自動體外除顫器(AED)的置信度分析器的製作方法

2023-06-10 01:37:26 2

本發明涉及一種用於處置心跳驟停患者、並且具體針對需要包括心肺復甦(cpr)和除顫電療的處置方案的那些患者的經改進的裝置和方法。

背景技術：

除顫器向心臟遞送高電壓脈衝，以恢復經歷心律紊亂(例如不伴有自主環流的心室纖顫(vf)或室性心動過速(vt))的患者的正常節律和收縮功能。存在若干類除顫器，包括手動除顫器和自動體外除顫器(aed)。aed與手動除顫器的區別在於aed能夠自動分析心電圖(ecg)節律，以決定是否有必要除顫。在決定需要電擊之後，aed對自身進行裝備，以遞送電療電擊，並且接著aed建議用戶按下電擊按鈕以遞送除顫電擊。按照這種方式操作的aed被稱為半自動aed。全自動aed在無需任何用戶輸入的情況下遞送除顫電擊。全自動aed一般被稱為全自動除顫器，以減少術語的混淆。

圖1是由用戶2應用以使遭受心跳驟停的患者4復甦的除顫器1的圖示。除顫器1可以是能夠由現場急救者(firstresponder)使用的aed或全自動除顫器的形式。除顫器1也可以是由護理人員或其他受過高度培訓的醫務人員使用的手動除顫器的形式。用戶2將兩個或更多個電極6應用在患者4的胸上，以便從患者的心臟採集ecg信號。接著，除顫器1利用電擊分析算法，針對心律紊亂的跡象來分析ecg信號。只有在檢測到可電擊節律(例如vf或非灌注室性心動過速(vt))的情況下，除顫器1才對自身進行裝備以遞送高電壓電擊。除顫器1經由聽覺或視覺提示來對用戶2發出信號，以建議進行電擊。接著，用戶2按下除顫器1上的電擊按鈕以遞送除顫電擊。

公認的是，在vf發作之後能夠越快地(經由cpr和除顫)恢復循環，患者從事件中倖存的機會越大。因此，很多aed(例如圖1所示的aed)還併入了用戶接口，所述用戶接口包括可聽的、聽覺的和視覺的提示以引導用戶完成cpr和除顫電擊的程序序列。用戶接口可以包括用於正確地施加cpr按壓的詳細聽覺提示、用於將用戶引導到正確的按壓率的可聽節拍器、顯示事件的狀態和發展的視覺顯示器、信號器、閃光燈等。序列根據由本地醫療管理機構建立的協議而被預編程到設備中。

存在若干ecg分析算法，其能夠自動分析患者的ecg以決定除顫電擊是否適於處置潛在的心搏節律。在lyster等的名為「adaptiveanalysismethodforanelectrotherapydeviceandapparatus」的共同受讓美國專利no.6671547中，對一種這樣的算法進行了總體描述，並且通過引用將其併入本文。所描述的算法涉及當前在aed(例如由麻薩諸塞州andover的koninklijkephilipsn.v.製造的heartstarttmfr3aed)中採用的患者分析系統(pas)算法。

但是pas以及用於確定可電擊條件的其他現有ecg算法需要相對無噪聲的ecg信號。所有的現有協議序列都要求在分析期間中止cpr，這是因為cpr在ecg中導致在其發生時能夠掩蓋vf或在vf未發生時能夠顯現為vf的偽影。前一種狀況導致分析的靈敏度的不希望的下降，而後一種狀況導致分析的特異性的不希望的下降。因此，所有的現有cpr及除顫協議都需要至少幾秒的周期性的「停手」時段，以容許除顫器以足夠的準確度分析ecg，從而對患者而言是安全、有用並且有效的。

中斷cpr以進行ecg分析的需要帶來了若干問題。已經表明，cpr按壓中的中斷，即使僅幾秒鐘，也可能降低成功復甦的可能性。因此，在遞送除顫電擊之前所要求的中止cpr以進行ecg分析可能降低成功的患者結果的機會。並且在除顫之後為了對電擊的成功進行評估而對cpr恢復的延遲也可能影響患者結果。

已經開發出了對該問題的若干現有技術解決方案，它們全都指向減少延遲的量。例如，一種解決方案是通過使用自適應濾波來從ecg信號中去除cpr噪聲偽影。snyder等的名為「interactivemethodofperformingcardiopulmonaryresuscitationwithminimaldelaytodefibrillationshocks」的共同受讓美國專利no.6553257描述了這樣的自適應濾波方法，並且通過引用將其併入本文。

用於在存在cpr噪聲偽影的情況下分析ecg的另一種備選方案涉及對ecg數據流的小波變換分析。在addison的名為「methodofanalysisofmedicalsignals」的美國專利no.7171269中描述了該方法的一個範例，並且通過引用將其併入本文。'269專利描述了使用小波變換分析將信號分解成心臟相關信號和cpr相關信號。在coult等的名為「systemsandmethodsforanalyzingelectrocardiogramstodetectventricularfibrillation」的國際專利申請no.pct/us2012/045292中採用了該方法的另一範例。其中，在心電圖信號被分析並被分層為可電擊或不可電擊ecg之前，通過諸如morlet小波、myers小波或mexicanhat小波的小波來探尋心電圖信號。

遺憾的是，ecg分析技術中的很多都缺乏在存在cpr噪聲偽影的情況下可靠地確定可電擊節律而同時又避免「假陽性」電擊決定所必要的準確性。而且，這些技術還易受諸如線路噪聲的外部電噪聲影響，並且未被採用。

出於這些原因，已經開發出了其他解決方案來縮短準確地確定可電擊節律所需的「停手」ecg時間的量。snyder等的名為「circuitandmethodforanalyzingapatient'sheartfunctionusingoverlappinganalysiswindows」的共同受讓美國專利no.7463922描述了一種這樣的使用時間疊加的ecg數據緩存以達到更快的電擊決定的技術，並且通過引用將其併入本文。遺憾的是，這些現有技術解決方案僅用於縮短延遲時間，而沒有將其完全消除。

當前無法在存在來自cpr的偽影噪聲的情況下對ecg進行分析而導致的另一問題是重複纖顫的問題。被成功除顫的患者，即恢復到有組織的心搏節律或心搏停止的患者中的一部分接下來在幾秒或幾分鐘以後重新進入vf。這些患者中的一些在固定持續時間的cpr時段期間重新纖顫，在所述cpr時段中，當前不可能進行ecg分析。因此，當前不存在解決重新纖顫的處置，除非在cpr時段結束時等待協議停手分析時段。對處置重新纖顫的這種延遲可能對患者的結果而言是次最優的。

已經提出了對cpr期間的重新纖顫的問題的一種解決方案，其涉及對cpr期間的心臟「生命力」的量度。一種這樣的量度是在cpr期間確定的所謂的「自主循環的返回概率」(prosc)評分，在jorgenson等人的名為「defibrillatorwithdynamicongoingcprprotocol」的美國專利申請no.13/881380中對此進行了描述，並且通過引用將其併入本文。

用於預測vf的另一種量度是在quan等的名為「treatmentguidancebasedonvictimcirculatorystatusandpriorshockoutcome」的美國專利申請no.14/211681中描述的所謂的振幅譜面積(amsa)評分。但是，這些方法僅提供了對是否應當中止cpr以執行出於除顫目的的ecg分析的指示。因而，這些解決方案可能引發額外的延遲。

技術實現要素：

發明人已經認識到現有技術帶來的限制，並且已經確定需要用於在存在cpr噪聲偽影的情況下對ecg進行分析的技術，所述技術提供對可電擊節律的魯棒且可靠的指示。所需的技術必須具有足夠的靈敏度和特異性，以消除cpr與除顫之間的延遲，並在發生重複纖顫之後快速地對其進行處置。所述技術必須在計算上是具有效率的，使得其能夠被併入在心臟急救期間實時使用的可攜式醫學設備中。本發明的發明人已經開發出了這樣的技術。

根據本發明的原理，描述了一種改進針對心跳驟停的處置的醫學裝置和方法。具體而言，所述裝置是併入了ecg分析算法的監護儀或除顫器，所述ecg分析算法即使在存在cpr期間典型經歷的噪聲偽影的情況下也能夠準確地識別能通過電療處置的心臟節律紊亂。這樣的算法允許對電療的更有效率和效果的遞送，同時通過減少中斷而同步地提高了cpr的有效性。所述裝置還包括置信度分析器電路，所述置信度分析器電路確定所確定的心搏節律的置信度水平，並且在置信度低的情況下調節電擊決定準則。

一種經改進的方法，其還包括在ecg分析期間的置信度水平計算步驟，並且其在所述置信度水平低的情況下調節電擊決定準則。

因而，所述裝置和方法提供了使用cpr和除顫電擊的組合的處置，所述處置提供更準確的電擊決定，尤其針對在存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下發生的ecg分析是準確的。

根據本發明的原理，描述了一種在cpr期間使用的aed，其包括：ecg信號的輸入部；用戶接口，其具有聽覺指令輸出部和視覺顯示器中的至少一個的；ecg分析器，其與所述輸入部通信並能操作用於在存在來自所述輸入部的cpr相關信號噪聲偽影的情況下確定可電擊心搏節律；以及置信度分析器，其能操作用於確定所確定的可電擊心搏節律的置信度水平。處理器與所述用戶接口、所述ecg分析器和所述置信度分析器通信。所述處理器能操作用於運行軟體指令從而：在所述置信度水平低於預定置信度閾值的情況下調節電擊決定準則；基於經調節的電擊決定準則來決定要由電療遞送電路遞送電擊；並且響應於電擊遞送決定而對電療遞送電路進行裝備。例如，所述aed可以通過將在最終做出電擊遞送決定之前所述ecg分析器所需的可電擊心搏節律確定的最小數量從三個增加到四個來調節所述電擊決定準則。備選地，所述aed可以通過首先經由所述aed用戶接口提示用戶停止cpr並且接著基於第二(pas)ecg分析器來確認要遞送電擊，來調節所述電擊決定準則。所述提示可以發生在進行中的cpr時段期間，或者在所述cpr時段結束時即刻發生。可以在這些時間段期間通過所述用戶接口來提供對所述置信度水平的指示。

而且，根據本發明的原理，描述了一種用於在施加cpr期間控制來自除顫器的電療輸出的方法，包括以下步驟：接收來自與患者電接觸的兩個或更多個體外電極的ecg信號數據流，所述ecg信號數據包括心臟信號，所述心臟信號以來自cpr按壓噪聲偽影的損壞為特徵；以及獲得ecg信號數據流緩存，所述緩存對應於預定的時間段。所述方法繼續利用第一ecg分析算法分析所述ecg信號數據流緩存以確定可電擊心搏節律，並計算所確定的可電擊心搏節律的置信度水平。然後所述方法在所述置信度水平低於預定置信度閾值的情況下調節電擊決定準則。最終，所述方法基於分析步驟和調節步驟來決定要由電療遞送電路遞送電擊，並響應於決定步驟對電療遞送電路進行裝備。

在本發明的方法中備選調整步驟包括將分析步驟的最小數量從三增加到四，或者切換至不同ecg分析算法以遞送確認電擊決定。為了取得所述不同ecg分析算法的最佳性能可能需要停止cpr的用戶提示步驟。

附圖說明

圖1圖示了根據現有技術的除顫器及其在心臟搶救期間的使用。

圖2a圖示了本發明的用於在存在來自cpr按壓的噪聲偽影的情況下對ecg進行分析的算法的一個處理流程實施例。

圖2b圖示了根據本發明的一個實施例的用於根據經分析的ecg來確定可電擊心搏節律的處理流程。

圖3圖示了根據本發明的用於從ecg信號中去除cpr偽影和其他信號噪聲的一組濾波器的頻率特徵。

圖4圖示了根據本發明的一個實施例的來自圖3所示的濾波器之一的範例ecg輸出緩存。

圖5圖示了根據本發明的一個實施例的用於將受損的ecg信號分類為vf或未定的示範性二維決定表面。

圖6圖示了根據本發明的體外除顫器的功能方框圖。

圖7圖示了根據本發明的指示設備的充電狀態的示範性視覺顯示。

圖8圖示了根據本發明的一個實施例的處在aed外表面上的用戶接口。

圖9圖示了根據本發明的一個實施例的用於說明連續cpr搶救操作模式的處理流程。

圖10圖示了根據本發明的一個實施例的用於說明調度cpr搶救操作模式的處理流程。

圖11圖示了用於說明基於搶救進度而在連續cpr搶救操作模式和調度cpr搶救操作模式之間自動轉換的心臟搶救協議的處理流程。

圖12圖示了在連續cpr搶救操作模式下的心臟搶救期間提供的音頻和視覺信息的時間線視圖。

圖13圖示了在調度cpr搶救操作模式下的心臟搶救期間提供的音頻和視覺信息的時間線視圖。

圖14圖示了基於搶救進度而在兩種ecg分析算法之間自動轉換的心臟搶救協議的處理流程實施例。

圖15圖示了用於基於心臟搶救進度而在兩種ecg分析算法之間轉換的詳細的處理流程方法。

圖16是圖示了用於在心臟搶救期間截斷cpr從而有利於提供電療的方法的流程圖。

圖17a、圖17b、圖17c和圖17d圖示了用戶輸入按鈕和視覺顯示的示範性實施例，所述視覺顯示器顯示有關aed操作的基礎狀態的信息以及與按鈕相鄰設置的上下文標籤。

圖18圖示了用於將受損的ecg信號分類為vf或未定的二維決定表面的另一示範性實施例，其中，按照低置信度區域和高置信度區域來對vf，即可電擊區域進行區分。

圖19圖示了在最終做出電擊確定之前併入置信度分析步驟的電擊確定方法流程處理。

具體實施方式

本發明的電擊建議算法被稱為優化心律紊亂識別技術(art)，其總體對ecg信號的流應用前述小波變換分析的原理，但利用一系列固定頻率帶通濾波器代替了小波變換。帶通濾波器的組優選被構造為具有如高斯窗形狀的頻率窗，其用於產生常規morlet小波。

art算法通過選擇性地使潛在受損的ecg信號的相對高頻的分量通過來抑制cpr偽影相關的噪聲。art基於發明人的這樣的認識，即儘管cpr和有組織的心搏節律可能以大約1至2hz的相似重複率而發生，但是典型的cpr噪聲在其信號中具有相對較少的高頻分量，即信號傾向於是圓化的波形。由於單個循環內心臟的快速極化和去極化，心臟活動傾向於具有相對大量的高頻分量。要由art來捕捉並分析的正是這些高頻分量。

現在參考圖示，圖2a圖示了本發明的用於在存在來自cpr按壓的噪聲偽影的情況下分析ecg的art算法200的處理流程實施例。在步驟202中，所述方法首先接收優選來自被布置為與患者的皮膚電接觸的兩個或更多個電極的ecg信號。ecg信號是時變電壓，其來源為患者的心臟以及由被施加到患者的cpr按壓引起的可能的電壓。信號還可以包括患者外部的其他偽影信號，例如患者的推撞和運動、外部電噪聲等。ecg信號優選被數位化為信號數據的流。

在濾波步驟206中，通過art濾波算法來處理數位化的ecg信號流。這裡，在第一至第四並行濾波步驟206'、206」、206」'和206」」中通過第一至第四並行濾波器的組對信號流中的每個數據點進行濾波，每個濾波器具有不同的帶通特性。每個濾波器優選地是有限脈衝響應濾波器。在本發明的範圍內，濾波器的數量和每個濾波器的帶通特性可能存在一定差異。

art濾波器306的優選布置如下，並且在圖3中示出。可以採取四個基礎濾波器，其總體適於圖2a中的對應的濾波步驟206。一個被稱為flats306'的濾波器和另一個被稱為clas1306」的濾波器傾向於使ecg信號的較高頻的分量通過，並且可以呈現出特徵以：1)區分心室纖顫與心搏停止節律；2)區分心室纖顫與有組織的心臟活動；3)區分心室纖顫與心搏停止節律以及有組織的心臟活動。flats306'和clas1306」兩者均傾向於在與cpr偽影相關聯的頻率處使數據衰減，使得其輸出具有與cpr按壓噪聲信號分離的心臟信息。如在圖3的說明性和示範性的實施例中可以看出，flats306'具有大約35hz的中心頻率，並且clas1306」具有大約25hz的中心頻率。clas5306」」被布置為拒絕射頻(rf)噪聲。並且clas4306」'可以被布置為使較低頻的分量通過，所述較低頻的分量對於拒絕由某些偽影引起的對vf的假陽性指示是有用的，例如源於運輸、肌肉收縮、射頻幹擾等的偽影。

在優選布置中，數位化的ecg信號輸入產生四個經濾波的ecg信號流輸出。

從圖4可以看出，在經濾波的信號中存在許多振蕩，使得在緩存中存在許多零樣本和接近零的樣本。為了去除這些影響，可以任選地對數據應用額外的包絡濾波器，以便去除局部的零和非零。圖4圖示了對於clas1濾波器306」的振蕩輸出402上的效果和任選的包絡濾波步驟405。

在緩存步驟204中，經濾波的ecg信號數據的每個流被分割成相繼的時間段，即緩存ecg1、ecg2……ecgi。一種優選布置是3.5秒長度的非交疊鄰接緩存。一種採樣率是250樣本每秒，其等於每緩存875個ecg樣本。時間段長度和採樣率是預定的，並且在本發明的範圍內可以不同。來自每個緩存的數據點中的每個具有一值，所述值取決於輸入和所在的濾波器。圖4示出了針對clas1的經濾波ecg緩存數據集的範例。

優選並且有利的是，緩存步驟204在濾波步驟206之後發生。通過在緩存之前進行濾波，所述方法避免了在每個緩存的邊緣處的濾波器瞬變。否則，所述方法將需要更長的交疊緩存，其將需要更長的分析時間並且具有對患者結果的附帶拖延影響。

在步驟208中，將經濾波的ecg緩存中的每個中的數據與閾值進行比較。接著，計算落在針對該經濾波的ecg緩存的閾值內的數據點的數量以供分析步驟210使用，所述數量被稱為評分。當然，在該方法步驟的範圍內，可以採用與數據點的數量等價的任何數學等價量進行替代，例如比例或者分數。出於這種說明目的，針對flats濾波器的對經濾波的ecg緩存的評分被指定為flats評分。針對clas1的對經濾波的ecg緩存的評分被指定為clas評分。因此，圖2a圖示了，閾值比較步驟包括針對並行濾波步驟中的每個的閾值比較，即第一至第四並行閾值比較步驟208'、208」、208」'和208」」。

可以通過各種方式得出針對經濾波的ecg緩存評分中的每個的閾值，對其的確定落在本發明的範圍內。閾值可以是固定的，例如是預定的，或者可以是自適應的，例如是基於在特定緩存中的所有數據點的平均值而計算出的。例如，可以相對固定閾值對flats緩存數據集進行評分，並且可以相對自適應閾值對clas緩存數據集進行評分。

分析步驟210開始於將經濾波的ecg緩存評分與預定的決定表面進行比較。所述決定表面是使用具有cpr損壞噪聲的ecg信號數據的資料庫構建的，所述決定表面定義給定的緩存評分的集合指示「vf」還是指示「未定」，即指示非vf。圖5中圖示了在clas和flats維度中的決定表面的一個範例。在該範例中，決定表面510是由clas評分和flats評分之一的對應的對構建的。落在決定表面510內的評分對指示vf狀況。落在決定表面510以外的評分對指示未定狀況。可以按需使用針對額外的經濾波的ecg緩存的閾值來添加決定表面的額外的維度，以創建更準確的vf決定。儘管這裡僅示出了兩個維度，但是可以將三個或更多個維度用於還併入其他clas評分的決定表面。

分析步驟210進行以將表示特定心臟信號特性的兩個或更多個緩存評分與決定表面進行比較，以便於確定vf或非vf。對於圖5所示的範例，在520處示出了clas/flats評分的範例對，指示vf。落在決定表面510外部(例如上方和/或右側)的值對530指示未定狀況，即非vf狀況。

因而，可以將每個原始的經時間分割的ecg緩存指定為「建議電擊」，即對應於vf，或者指定為「未定」，即對應於「非vf」。一旦ecg緩存被確定為建議電擊或未定，art就如「選擇下一ecg緩存」步驟212所示地針對時序中的下一ecg緩存來重複捕捉、獲得、濾波和分析的步驟。重複的過程實現了將每個新的緩存與先前緩存組合以生成對是否存在vf的總體連續確定的額外方法。

上述方法已經示出了在施加cpr期間識別以足以安全地做出電擊決定的準確性來識別vf，而不需要在「停手」時間期間對分析做出進一步確認。針對cpr汙染的ecg的單個緩存，art對vf的靈敏度被證實超過70％，即art將檢測出多於70％的真實vf的發生。類似地，針對ecg的單個緩存，art的特異性被證實超過95％，即對於多於95％的「非vf」的發生，不會根據其生成假陽性vf指示。

還應當指出，在「安靜」時段期間的art性能接近在現有pas算法中已經證實的性能。對於未被cpr偽影汙染的ecg數據，art對vf的敏感度超過80％，相比較而言，對於類似數據pas為大約94％。關於「潔淨」ecg的緩存，art和pas對假vf的特異性近乎相等。

現在參考圖2b，所述方法繼續。所述方法的一個優選實施例包括在與以下幾段提及的步驟分開的單獨處理器(例如dsp)中執行的前述步驟202-212。這樣的布置進而允許相對獨立於電擊決定和控制處理器來分析每個ecg緩存並將其分類為vf或「未定」，其中，這主要只需要來自ecg信號流的分類數據流。所述方法的另一優選實施例包括將處理進一步劃分為多個組成部分。例如，可以在諸如asic的前端晶片中處理步驟202中的對ecg信號輸入的數位化，數字流被饋送到dsp中以將數位化ecg信號流濾波成與方法步驟206相對應的單獨的經濾波的流。接著，又一處理器接收經濾波的流，以用於最終的分類、做出決定和響應處理功能，在下文的段落中將描述這些。

如果在分析步驟210中根據ecg緩存確定了vf結果，即「建議電擊」的結果，那麼一般認為基礎的ecg節律為可電擊心搏節律。但是對vf確定的最優響應可能並非簡單地準備基礎設備以提供電療。而是，更優選的是獲得確認確定，或者另外地以不會不恰當地打擾進行中的心臟搶救的方式將確定傳達給用戶。因而，出於這些目的準許單獨的決定步驟214，並且其在圖2b中被示為取得來自分析步驟210的輸入。將在下文的段落中提供這樣的情況的範例。

由於art在數分鐘長的cpr時段期間順序地分析多個ecg緩存，因此對進行中的vf患者狀況的累積靈敏度將增大，即有更多機會檢測到真實的vf狀況。但是還期望，累積特異性將下降，即有更多機會將「未定」狀況錯認為vf。為了在這相對長的時間段上使總體方法的特異性保持在一個可接受的水平上，可以開發任選的多緩存規則以根據在多個時間相繼的ecg數據緩存之上的vf/未定決定來做出電擊決定。將對稍後的第二預定時間段的ecg緩存的重複的第二分析步驟210提供給決定步驟214。則決定步驟214額外地基於其對第二分析步驟的最終決定。

例如，只有在三個時間相繼的ecg緩存均指示vf的情況下，分析步驟210才可以確定心搏節律是可電擊的。否則，分析步驟指示不可電擊節律。已經示出了，在這些規則下，art在長cpr時段中保持>95％的特異性，而靈敏度保持>70％。在一些情況下，靈敏度可以超過95％，並且特異性可以超過98％。對於在cpr時段期間作出電擊決定，這樣的性能是可接受的。總之，儘管決定步驟214實質上接收vf/未定的ecg緩存的進行中的流，但是對於基礎設備應當可操作地進行至對除顫電擊的遞送的最終決定，步驟214應用所述規則。

可以在確定時立即發動顯示步驟215，例如顯示器上的視覺圖形或文本消息、燈光信號、或細小的可聽信號。優選地，甚至在設備完全準備好遞送電療之前提供顯示步驟215，但是以不引人注目的方式，所述方式不會使患者從繼續cpr按壓分心，直到設備準備好遞送電擊。另一方面，存在一些操作模式，其中，優選的可以是根本不對用戶提供電擊確定的任何信息，直到裝備完成。一些普通的用戶可能在僅指示設備正在準備遞送電擊時被不必要地從提供cpr按壓中分心或被驚嚇。

響應於來自決定步驟214的存在可電擊心搏節律並且應當提供電療的確定，裝備步驟216開始。裝備步驟216可以包括利用足以對患者進行除顫的能量對高電壓充電電路進行充電。裝備步驟216可以包括裝備步驟已經開始的可聽和/或視覺指示符，連同對朝向完全準備好遞送電擊的進度的某種指示，步驟217。例如，視覺顯示器700上的動態柱狀圖標記720可以示出與高電壓電路的增加的充電狀態相對應的對柱狀圖的漸進填充。顯示器700上的文本消息710也可以指示充電正在進行。可以將ecg顯示730與進度指示符同步地顯示在充電狀態顯示器上。圖7圖示了這樣的顯示器700的一個示範性實施例。可聽進度指示符可以包括具有升高的頻率的連續音調，其在獲得完全充電狀態時停止。

在裝備步驟216完成時，電療設備完全準備好遞送電擊。在裝備之後，優選的是，發生自動發出用戶提示219以停止cpr從而遞送電療的步驟。可以使用來自揚聲器830的可聽提示、照射或閃光的電擊按鈕燈820、和/或顯示指示802來向用戶發信號停止cpr以遞送電擊。參考圖8，示出了用戶接口818上的這些指示符的範例。在aed的情況下，提示還可以指示用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。在全自動除顫器的情況下，可以在出現提示之後(仍在步驟219中)立即自動遞送電擊。如果用戶採用電絕緣手套或其他這樣的保護設備，則可以任選地一併省略步驟219中的任何「停止cpr」的提示。

在一些情況下，可能希望延遲在步驟219中對用於停止cpr的用戶提示的發出，直到已經提供了最小量的cpr。例如，可能希望在遞送電擊之前實施至少30秒的不中斷的cpr。可以將任選的延遲步驟218併入本發明的方法中，以便確保這樣的最小cpr時間。

緊接在遞送電療之後，在步驟222中可以自動提示用戶恢復cpr。在步驟220中，可以任選地使得設備能夠檢測電療的遞送。可以通過感測流出的電流、對按鈕的按壓等來獲得對遞送的檢測。接著，所述方法過程根據心臟搶救的狀態而返回捕捉、獲得、濾波和分析的步驟。

上文描述的方法步驟允許cpr繼續直到遞送電療的時刻，並在接著在其之後立即恢復cpr。結果是提高了心臟搶救期間「不停手」時間的比例，由此提高了總體處置的有效性。能夠基本消除等待「停手」ecg分析的空閒時間，由此避免了在中止cpr時很快發生的血壓和血流的喪失。這些益處能夠與所述方法的在cpr時段期間處置vf逆轉的能力一起實現。如果發生了重複纖顫，那麼所述方法只簡單地檢測vf並在進行中的cpr按壓的中間準備電療。

本發明的方法還提供其他優勢。發明人發現，對濾波器而不是小波的使用在一定程度上降低了分析vf所需的計算負荷，並且更有效地抑制了電源線噪聲或類似的高頻噪聲引起的幹擾。因而，能夠在被布置為接收ecg信號流、對所述流進行處理、並且之後輸出連續的經時間對準和變換的ecg數據流的單個數位訊號處理器(dsp)中完成所述方法的步驟中的大部分。dsp還能夠與控制aed中的最終電擊決定和遞送序列的第二處理器並行地操作。而且，也能夠容易地調節所述一系列濾波器以提供對由dc偏移以及50hz和60hz的外部電源線噪聲引起的信號的更魯棒的拒絕。

可以在諸如體外除顫器的醫學設備中實現前述方法。圖6是根據本發明的一個實施例的體外除顫器10的功能方框圖。除顫器10被配置為aed，其旨在在包括cpr的心臟搶救期間使用。其被設計為針對小物理尺寸、重量輕且相對簡單的用戶接口，所述用戶接口能夠由不具有高訓練水平的人或者以其他方式僅偶爾使用除顫器10的人操作。儘管關於在aed中的應用描述了本發明的當前實施例，但是其他實施例包括在不同類型的除顫器中的應用，例如手動除顫器、全自動除顫器以及護理人員或臨床除顫器/監護儀。

除顫器10接收來自例如連接至患者的兩個或更多個電極16的ecg信號的輸入12。ecg前端電路14經由連接器插頭和插座等與輸入12電通信。ecg前端電路14操作以對由患者的心臟生成的電ecg信號進行放大、緩存、濾波和任選的數位化，從而產生數位化ecg樣本的流。數位化ecg樣本被提供到控制器30，控制器30可以是組合了dsp和arm處理器的處理器。一種示範性控制器是由texasinstruments有限公司製造的applicationsprocessors系列。在裝置的一個實施例中，dsp在art協議下實施所有前述的濾波，並且接著將多個經濾波的ecg數據流傳遞至arm處理器。arm將數位化ecg信號數據流緩存成與預定時間相對應的段(緩存)。arm對經濾波的ecg數據執行結果分析，以檢測vf、可電擊vt或其他可電擊節律。根據本發明，arm使用結果分析來確定對患者最有益的處置方案。因而，dsp和arm的這些控制器30的部分一起作為上述方法步驟202至222中的ecg分析器32操作。當然，本發明的範圍不限於特定的dsp/arm配置。前述以及以下功能可以等價地實施在單個處理器中或者被分布於多個處理器之間。

ecg分析器32結合了一種分析算法，上述算法能夠在存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下以高於大約70％的靈敏度以及高於大約95％的特異性來確定可電擊節律。ecg分析器的準確性足以在存在cpr按壓噪聲的情況下安全並有效地評估輸入信號的心臟狀態。一種這樣的分析算法是前述的art。

如果ecg分析器32與對指示需要除顫電擊的處置方案的確定相組合地來確定可電擊節律，那麼處理器34響應於ecg分析器32的輸出而向hv(高電壓)充電電路60發送信號，以對hv能量儲存源70充電從而準備遞送電擊。在hv能量儲存源70被充滿時，處理器34指導用戶接口818(圖8)上的電擊按鈕92開始閃光，從而將用戶的注意力從提供cpr按壓的任務轉移至遞送電療的任務。

如將更詳細地描述的，處理器34能夠在檢測到可電擊心搏節律時立即(即以連續工作模式)發動除顫電擊的準備，並且在設備完成裝備時立刻發出指令以中斷cpr按壓從而進行電療。備選地，處理器34能夠在預定的cpr按壓時段結束之前發動除顫電擊的準備，並且能夠與所述預定時段結束同步地指導立即遞送電療。這最後一種模式被稱為調度模式。

在連續模式或者調度模式中，處理器34控制用戶接口18發出聽覺提示以停止cpr並按下電擊按鈕遞送除顫電擊。這些提示將一起並快速按序發出，使得停止cpr與按下電擊按鈕之間的延遲最小化。用戶接口18將類似地經由音頻揚聲器20發出聽覺提示，以在處理器34(例如通過感測按鈕按下、來自hv存儲電路的電流流動等)感測到已經遞送了除顫電擊之後儘快恢復cpr，可以與聽覺提示同步地發出對應的視覺提示。

在用戶按下用戶接口818上的電擊按鈕92時，通過電擊遞送電路80從hv能量儲存源70遞送除顫電擊。在優選實施例中，電擊遞送電路80經由aed的輸出部電連接至接收原始ecg信號的相同的電極。

處理器34還提供對設備中的用戶接口(ui)輸出功能的控制。用戶接口18是用於引導用戶通過心臟搶救協議的進程的主要器件，並且因此包括聽覺指令輸出部和視覺顯示器中的至少一個。具體而言，用戶接口18可以包括音頻揚聲器20，以向用戶發出有關搶救的狀態、有關搶救中採取的下一步驟的指令、或者有關響應於確定的可電擊心搏節律的指令的聽覺口頭或信號提示。用戶接口18還可以經由蜂鳴器24傳達可聽信息。用戶接口18還可以在顯示器22上提供視覺文本或圖形指示。用戶接口18還可以經由閃光燈led26傳達視覺信息，所述閃光燈led可以照射相鄰的圖形或要按下的按鈕。優選地，處理器34控制用戶接口，使得以對用戶想要的響應進行優化的方式提供這些提示中的每個。如果某個或其他提示可能減損預期響應，那麼可以不必同步地發出有關同一信息的可聽以及視覺提示。例如，處理器34可以控制充電電路以在發出任何指令之前將hv存儲源充分地充電到裝備狀態。備選地，處理器34可以驅動用戶接口在通過揚聲器20發出相關聽覺指令之前在視覺顯示器22上指示對可電擊心搏節律的確定。並且再次參考圖7，處理器34可以驅動用戶接口在通過揚聲器20發出相關聽覺指令之前指示hv充電電路的狀態。

用於操作控制器30的軟體指令被設置在板上存儲器40中。非易失性存儲器中的指令可以包括針對art算法的算法、針對pas的算法、針對包括提供cpr按壓的時段的cpr搶救協議的指令、針對多個用戶類型的ui配置等。易失性存儲器可以包括對設備自我測試、設備操作數據、以及搶救事件音頻和視頻記錄的軟體實現的記錄。

圖6中示出的除顫器的其他任選特徵包括系統監測控制器，其接收來自各個按鈕(例如開啟電源按鈕、電擊按鈕)的信號並為蜂鳴器和led燈提供信號。按鈕和傳感器的狀態變化通過通信接口而被發送回到處理器34。該特徵實現了極低功率的待機操作，其具有藉助於按鈕致動和準備就緒狀態輸出的喚醒感測。

圖8圖示了aed800的外表面上的用戶接口818的結構實施例，其總體對應於圖6的功能方框圖中的用戶接口18。用戶接口818可以包括視覺顯示器802，所述視覺顯示器提供涉及心臟搶救狀態的圖形和文本信息。用戶接口818還可以包括發出聽覺和可聽提示的揚聲器830。led840可以針對準備就緒或故障提供基於燈光的信號。用戶接口818還可以包括第一、第二和第三可配置按鈕854、856、858，其功能取決於搶救的狀態或者設備的配置而變化。還可以通過視覺顯示器802上顯示的上下文標籤804、806、808來指示可配置按鈕功能。例如，如果設備被配置用於高級操作模式，則顯示器802可以指示相鄰的可配置按鈕854被配置為「分析」按鈕94。分析按鈕94可以操作以截斷進行中的搶救協議。截斷立即中止cpr時段，並準備除顫器以用於立即遞送電療。下文將更詳細地描述分析按鈕94及其功能的實施例。

本發明的優選實施例包括以cpr搶救協議操作的除顫器10，所述操作的特徵在於消除了提供cpr按壓與遞送電療之間的由裝置引起的延遲。為了得到該結果，併入了上文所述的ecg分析算法，即使在存在由cpr按壓引起的運動相關信號噪聲的情況下，所述算法也能夠準確地確定可電擊心搏節律而不存在不恰當的假警報。art是這樣的一種算法。art允許在施加cpr按壓的同時進行對可電擊心搏節律的背景檢測、對hv存儲電路的充電以及對設備的裝備。因而，除顫器與cpr按壓中止同步地準備好遞送電擊。

本發明的方法和裝置實現的操作模式

可以以若干不同操作模式中的任何操作模式來配置上述的除顫器。由於本發明的分析方法，可能做出新穎的操作模式。所述操作模式解決了在本發明的裝置中採用本發明的方法時可能出現的各種新問題。

可以將每種操作模式預先加載到除顫器存儲器40中。設備的管理員或用戶可以在心臟搶救之前的設備設置期間選擇想要的模式。根據本地搶救協議和/或醫療指揮者針對該所在地的偏好來選擇具體模式。

連續cpr操作模式

圖9圖示了連續cpr搶救操作模式900的一個實施例。在除顫器被配置為連續模式時，只要art檢測到vf並且其處理器做出電擊決定，那麼所述處理器就總是發動除顫電擊。在下文描述的上下文中，術語「連續」被認為意指只要檢測到可電擊節律就立即施加除顫治療。這一具體操作模式也可以被稱為「在cpr慣例中進行分析」模式。

在步驟902中進入連續cpr搶救操作模式，其中，art算法已經開始評估ecg緩存的流。這時，cpr按壓可能在進行中，但對於該模式不是必須的。在步驟904中處理器確定電擊決定，並且如果其確定了「建議電擊」的狀況，則處理器開始準備除顫器以遞送電療。因此，所述方法類似於圖2b中的步驟215至222所描述地進行。

可以在做出確定時立即發動建議電擊顯示步驟915，例如利用顯示器上的視覺圖形或文本消息、光信號或細小的可聽信號。優選地，甚至在設備完全準備好遞送電療之前提供建議電擊顯示步驟915，但是以不引人注目的方式提供，這種方式不會令用戶從繼續cpr按壓分心，直到設備準備好遞送電擊。另一方面，存在一些操作模式，其中優選的可以是，根本不向用戶提供電擊確定的任何信息，直到裝備完成。一些普通的用戶可能在僅指示設備正在準備遞送電擊時被不必要地從提供cpr按壓中分心或被驚嚇。

響應於來自決定步驟904的對於存在可電擊心搏節律並應當提供電療的確定，裝備步驟916開始。裝備步驟916可以包括利用足以對患者進行除顫的能量對高電壓充電電路進行充電。裝備步驟916可以包括裝備步驟已經開始的可聽和/或視覺指示符，連同裝備進度顯示步驟917中的對朝向完全準備好遞送電擊的進度的某種指示。例如，視覺顯示器700上的動態柱狀圖標記720可以示出與高電壓電路的增長的充電狀態相對應的對柱狀圖的漸進填充。顯示器700上的文本消息也可以指示充電在進行中。可以將ecg顯示730與進度指示符同步地顯示在充電狀態顯示上。圖7圖示了這樣的顯示器700的一個示範性實施例。

在裝備步驟916完成時，電療設備完全準備好遞送電擊。優選的是，在裝備完成之後立即發生自動發出用戶提示919以停止cpr從而遞送電療的步驟。可以使用來自揚聲器830的可聽提示、被照射或閃光的電擊按鈕燈820、和/或顯示指示802來向用戶發信號以停止cpr從而立即遞送電擊。參考圖8示出了用戶接口818上的這些指示符的範例。在aed的情況下，提示還可以指示用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。在全自動除顫器的情況下，可以在出現提示之後(仍在步驟919中)立即自動遞送電擊。全自動aed可以使用諸如電極阻抗監測的方法或利用分析算法確定不存在cpr相關信號噪聲偽影的方法，以確定操作者何時不觸摸患者，並相應地自動遞送電擊。如果用戶正採用電絕緣手套或其他這樣的保護設備，那麼可以任選地一併省略步驟919中的任何「停止cpr」的提示。

緊接在遞送電療之後，在步驟922中應當立即提示用戶恢復cpr，以便使停手時間最小化。在步驟920中，可以任選地使得設備能夠檢測電療的遞送。可以通過感測流出的電流、按鈕的按壓等來獲得對遞送的檢測。

可以在步驟922之後並在返回電擊決定步驟904之前執行任選的檢查電擊組的完成的步驟924。電擊組是在連續cpr搶救操作模式的一個時段內遞送的預訂數量的電療電擊。所述預定數量可以是由醫學管理者根據本地偏好設定的。電擊組中的電擊的優選數量為三個。

如果電擊組完成檢查步驟924確定電擊組完成，那麼方法在退出步驟926中退出連續cpr搶救操作模式。否則，方法進行至連續模式結束決定步驟906。

決定步驟906確定連續操作模式的持續時間是否已經達到了預定時間。預定時間可以是一分鐘或兩分鐘，或者可以由醫學管理者根據本地偏好設定為其他想要的時間。如果已經達到時間，則方法在退出步驟926中退出連續模式。否則，方法返回電擊決定步驟904，以繼續對接下來的(一個或多個)ecg緩存進行分析。該循環將繼續直到完成電擊組或者完成連續模式時段之一。

如果患者對電療具有響應，或者根本不需要電療，則以連續模式操作的aed將在周期性地提供對檢查患者或繼續cpr的適當指導的同時在後臺安靜地進行分析。aed電擊遞送電路將不會被不必要地充電，因此節省電池電力並延長操作時間。當在商用飛機中使用的期間，這種模式可以是特別有益的，其中，在飛行期間有時要經歷很長持續時間的心臟搶救。

圖12提供了對在連續cpr搶救操作模式期間提供的信息輸出的圖示。時間線1200包括沿橫軸的三個行，所述橫軸表示心臟搶救中的時間。最上一行1210指示設備的當前狀態。中間行1220指示在當前狀態時由設備發出的可聽提示。最底下一行1230指示在當前狀態時在設備的用戶接口上示出的顯示。

在處於部署狀態1212的急救開始時，可能尚未部署電極。在該狀態時優選地同步提供「應用墊片」的可聽提示1222和視覺顯示1232，以便著重地指示用戶執行這一必要動作。

在部署了電極之後，設備將感測到其正在接收ecg信號，並且將進入「在cpr期間進行分析」狀態1214。在這一狀態時，提供音頻指令和計時信號1224以及任選的顯示信息1234，以輔助用戶提供有效的cpr。在該時間期間，ecg分析器和電擊確定處理器在操作中。

如果設備檢測到可電擊心搏節律，則所述狀態進入充電和裝備狀態1216。然而與現有技術設備不同，本發明的設備不提供或者僅提供微細的關於建議電擊並且設備正在對其自身進行準備以遞送治療的可聽警告。而是，在cpr狀態1226時cpr相關指令繼續。該特徵對於具有極少的心臟搶救先驗經驗的普通用戶是特別有用的。通過抑制建議電擊的可聽提示，設備避免了可能擔心被電擊的普通用戶過早地停止cpr按壓。相反，可以在充電顯示狀態1236時提供不引人注目的顯示消息，以指示充電狀態。從圖12可以看出，可以在其中以文本或圖形或以某種組合顯示進行中的cpr和設備充電狀態。

只有在設備被裝備並且準備好在狀態1217時遞送電擊的情況下，才在「遞送電擊」可聽提示1227時向用戶發出可聽提示。與提示同步地，電擊按鈕在狀態1240時照射或閃光，從而吸引用戶的注意以按下按鈕。在這一狀態時傳達可聽指令，例如「保持不接觸患者，現在按下電擊按鈕」。

在狀態1217時按下電擊按鈕之後，在電擊後狀態1218時立即恢復搶救。在遞送電擊之後儘快發出「恢復cpr」的可聽提示1228，連同在1238處指示用戶恢復按壓的適當顯示。接著，搶救循環回到狀態1214，直到(或如果)檢測到另一可電擊節律。

調度操作模式

調度cpr操作模式對於現有技術aed的用戶看上去是熟悉的，但是其實際上以顯著不同的方式工作。與現有技術aed中不同，以調度cpr操作模式工作的aed即使在cpr期間仍對ecg進行分析。但是在該調度cpr操作模式中，aed抑制發出打斷cpr的提示，而不論基礎的感測到的心搏節律如何。僅在發生了預定的且不中斷的cpr時段之後，設備才提示用戶停止cpr並遞送電擊。aed在檢測到可電擊節律時立即準備設備實施電療，或者aed在時段結束之前的適當的時間準備設備進行電療，使得設備準備好在固定時段的結束同步地遞送電擊。該準備優選地在後臺發生，以便減少cpr按壓期間的噪聲和困惑。在下文描述的上下文中，術語「調度」被認為意指即使在預定時段期間檢測到了可電擊節律也要將對除顫治療的施加遞延到所述時段的結束。該模式又被稱為「在cpr開啟中進行分析」。

圖10圖示了調度cpr搶救操作模式1000的一個實施例。在除顫器被配置為調度模式時，其處理器在art檢測到vf並且處理器做出電擊決定之後延遲對除顫電擊的發動。針對遞送電療而對設備進行的裝備被延遲直到接近不能中斷的cpr的預定時段的結束。

在步驟1002中進入調度cpr搶救操作模式，其中，art算法開始如前述地評估ecg緩存的流。此時，aed可以經由用戶接口提供視覺和聽覺的用戶提示以施加cpr按壓，但是該初始狀況對所述模式不是必須的。

可以將對ecg緩存的art評估與根據其做出的電擊決定區分開。例如，在該調度cpr搶救模式中，可以出於治療遞送目的而忽視步驟1002中的「未定」或「建議電擊」的個體ecg緩存評估，直到調度模式時段的最後部分。備選地，這些評估可以被累積並稍後在做出決定的時段中使用。

處理器在步驟1004中確定電擊決定。如果步驟1004確定「建議電擊」狀況，則處理器開始對除顫器進行準備以遞送電療的過程。

可以在確定時立即發動建議電擊顯示步驟1015，例如利用顯示器上的視覺圖形或文本消息、光信號或非常微細的可聽信號。優選地，甚至在設備完全準備好遞送電療之前提供建議電擊顯示步驟1015，但是以不引人注目的方式提供，這種方式不會令用戶從繼續cpr按壓分心，直到設備準備好遞送電擊。另一方面，存在一些操作模式，其中優選的可以是，根本不向用戶提供電擊確定的任何信息，直到裝備完成。這是因為，一些普通的用戶可能在僅指示設備正在準備遞送電擊時被不必要地從提供cpr按壓中分心或被驚嚇。

響應於來自決定步驟1004的對於存在可電擊心搏節律並應當提供電療的確定，裝備步驟1016開始。裝備步驟1016可以包括利用足以對患者進行除顫的能量對高電壓充電電路進行充電。裝備步驟1016可以包括裝備步驟已經開始的可聽和/或視覺指示符，連同裝備進度顯示步驟1017中的對朝向完全準備好遞送電擊的進度的某種指示。例如，視覺顯示器700上的動態柱狀圖標記720可以示出與高電壓電路的增長的充電狀態相對應的柱狀圖的漸進填充。顯示器700上的文本消息也可以指示充電在進行中。可以將ecg顯示730與進度指示符同步地顯示在充電狀態顯示上。圖7圖示了這樣的顯示器700的一個示範性實施例。

應當指出，可以對裝備步驟1016的發動計時，使得設備在接近預定的且不中斷的cpr時段的結束時達到完全裝備的狀態。這降低了對cpr按壓的提供者給出不慎電擊的可能性。不管裝備何時開始，在裝備步驟1016完成時，電療設備都將完全準備好遞送電擊，並在那時發出指令。

應當在裝備之後完成延遲步驟1018。延遲步驟1018是從進入調度模式開始的預定時間段，其確保在任何對電療的任何可能的遞送之前發生完整且不中斷的cpr時段。預定時間可以是一分鐘或兩分鐘，或可以由醫學管理者根據本地偏好設定為任何想要的時間。優選的時間段為兩分鐘，但是可以在三十(30)秒或更長的範圍中。

在延遲步驟1018完成之後，發生自動發出用戶提示1019以停止cpr從而遞送電療的步驟。可以使用來自揚聲器830的可聽提示、被照射或閃光的電擊按鈕燈820、和/或顯示指示802來向用戶發信號以停止cpr從而遞送電擊。參考圖8示出了用戶接口818上的這些指示符的範例。在aed的情況下，提示還可以指示用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。在全自動除顫器的情況下，可以在出現提示之後(仍在步驟1019中)立即自動遞送電擊。如果用戶正採用電絕緣手套或其他這樣的保護設備，那麼可以任選地一併省略步驟1019中的任何「停止cpr」的提示。

緊接在遞送電療之後，在步驟1022中應當立即提示用戶恢復cpr，以便使停手時間最小化。可以任選地使得設備能夠在步驟1020中檢測電療的遞送。可以通過感測流出的電流、按鈕被按壓等來獲得對遞送的檢測。可以採用步驟1020在在步驟1022中生成恢復提示。另一方面，如果步驟1020檢測到缺少預期的治療遞送，那麼設備可以通過重複提示或者通過發出未遞送電擊並應當立即恢復cpr的不同提示(未示出)來做出響應。接著在步驟1026中，方法退出調度cpr搶救操作模式。

如果art算法確定ecg是未定的，則其繼續在由決定步驟1004和退出決定步驟1006形成的循環中針對建議電擊決定評估後繼的ecg緩存。退出決定步驟1006僅決定在返回到分析之前是否完成了不中斷cpr的預定時段。如果步驟1006確定完成了時段，那麼方法在步驟1026中退出調度cpr搶救操作模式。步驟1006中的不中斷cpr的預定時段可以與步驟1018中的時段相同或具有更短的持續時間。

通過針對調度模式以及針對對電療具有響應或根本不需要電療的患者的上述方法，以調度模式操作的aed將在周期性地提供繼續cpr的適當指導的同時在後臺安靜地進行分析。aed電擊遞送電路將不會被不必要地充電，因此節省電池電力並延長操作時間。當在商用飛機中使用的期間，這種模式也可能是特別有益的。

現有的心臟搶救協議需要至少簡要地確認分析並完成cpr之後的hv充電時間。在不存在現有技術設備所必需的cpr與電擊之間的延遲的情況下，調度模式aed提供更有效的處置。可以將調度操作模式的步驟可視化為圖2b中的步驟214-222的重複循環，並且其中圖2a的分析步驟總是在後臺發生。發出的用戶提示步驟219總是在延遲步驟218中被延遲，直到在連續且預定的固定時間段中已經提供了cpr按壓。

對於與儘快處理vf狀況相比更重視心臟搶救中的高比例的不中斷cpr的醫學管理者，調度模式的aed可以是希望的。對於重視搶救期間的一致的例程(例如在搶救期間輪換職務以防止疲勞)的響應者，固定的cpr時段也是公知的。然而，一致的例程是以可能延遲對重複纖顫患者的電療為代價的。

在調度模式中，aed可以發出不同於視覺指令的聽覺指令和通知，以便保持cpr例程的一致性和「流動」。例如，aed可以僅以視覺方式傳達電擊決定和充電狀態，使得搶救者不被可能包括令人分心的詞語「電擊」的可聽提示不必要地分心。隨著cpr時段的結束接近，aed接著可以僅發出已檢測到可電擊狀況並準備好遞送電療的引導。之後，在cpr時段結束時，aed可以發出「現在停止cpr並遞送電擊」的可聽的和視覺的指令，同時同步地使電擊按鈕892閃光。因此，引導過程使cpr結束與電擊之間的人為延遲最小化。

圖13提供了在調度cpr搶救操作模式期間提供的信息輸出的圖示。時間線1300包括沿橫軸的三個行，所述橫軸表示心臟搶救中的時間。最上一行1310指示設備的當前狀態。中間行1320指示在當前狀態時由設備發出的可聽提示。最底下一行1330指示在當前狀態時在設備的用戶接口上示出的顯示。

調度cpr搶救操作模式中的搶救狀態以及可聽的和視覺的提示總體對應於上文在圖12中針對連續模式描述的類似元素。但是存在一個符合調度cpr搶救模式的性質的顯著差異。如果設備確定應當遞送電擊並接下來在充電和裝備狀態1216中準備遞送，那麼將不提供進一步的指示應當遞送電擊的可聽的或顯示的提示，直到不能中斷的cpr時段1350已經到期。時段1350的開始與狀態1214中的cpr會話的開始相一致，並且可以持續預定時間，例如2分鐘。只有在不能中斷的cpr時段1350到期之後，設備才在狀態1217中開始發出可聽的和視覺的提示以遞送電擊。

具有電擊組的組合連續模式和調度的模式

aed還可以在協議中組合連續模式和調度模式，所述協議將在整個心臟搶救過程中改變電療機會相對於cpr按壓的比例。患者對協議的響應可以影響向不同操作模式的轉換。例如，如果患者對電療不具有反應，那麼以連續模式工作的aed可能不允許足夠的不中斷cpr按壓時間，因此aed可以替代地自動轉換至調度模式。如果患者重複地經歷重複纖顫，則希望aed保持或回復到連續操作模式從而更快地處置狀況。

在圖11中描述了具有電擊組的組合cpr搶救協議1100操作方法。用於在施加cpr期間遞送電療的組合方法包括在連續cpr搶救協議期間遞送的預定數量的電擊完成之後將協議從連續cpr搶救協議自動轉換至調度cpr搶救協議的步驟1107。所有在單個連續cpr搶救協議時段內遞送的預定組的電擊被稱為電擊組。組合模式方法還可以包括在滿足某些條件之後從調度模式自動回復到連續模式。

組合方法開始於進入步驟1102，其一般被理解為包括提供具有兩個或更多個體外電極、處理器、用戶接口和電擊遞送電路的除顫器。在設備被部署並激活時開始進入步驟1102，並且將設備的電極附接到患者。除顫器可以是具有用戶操作的電擊按鈕的半自動aed或者具有自動電療遞送的全自動aed之一。

aed可以被配置為當在步驟1102中首次激活時提供若干啟動協議或操作模式之一。啟動協議可以是其中立即實施ecg分析的「電擊優先」協議。如果存在可電擊節律，那麼除顫器對其自身進行裝備以立即進行電擊。在遞送電療之後，設備進行其搶救協議。備選地，啟動協議或操作模式可以是「cpr優先」，其中，不論基礎的ecg節律如何，aed都引導用戶通過不能中斷的cpr的最初時段。在初始化cpr模式步驟1104中示出了這第二中cpr優先啟動協議。在步驟1104中，經由先前描述的設備用戶接口自動發出用戶提示以施加cpr按壓。

如果用戶正確地遵循步驟1104的提示來施加cpr按壓，那麼由設備從電極接收到的ecg信號將具有來自cpr按壓噪聲偽影的損壞的特徵。前述算法(例如art)分析該接收到的ecg信號以決定是否存在可電擊心搏節律。

初始化步驟1104可以任選地在設備提供任何指導而不是提供cpr按壓之前包括預定時間段或等價數量的感測到的按壓。在遞送任何電療之前，短的初始時段(例如大約20秒和30秒之間或30次按壓)被認為有益於某些患者。初始化步驟1104結束進入初始ecg電擊決定步驟1106。

初始ecg電擊決定步驟1106也是任選步驟，其與初始化步驟1104有關。步驟1106提供初始電擊決定，其可以確定接下來使用多種cpr搶救模式中的哪種模式。例如，如果步驟1106中的初始電擊決定為「未定」，那麼可以優選在任何進一步的電療之前開始常規的固定持續時間的cpr按壓。通過圖11中的虛線指示了該方法步驟，其進行至調度cpr搶救協議步驟1000。但是，如果步驟1106中的初始電擊決定為「建議電擊」，那麼方法直接進行至步驟900所指示的連續cpr搶救協議。

組合方法1100在步驟900中繼續，其中，設備開始以連續cpr搶救操作模式操作。方法與先前針對連續模式所描述的類似地操作，其中，響應於分析步驟中對可電擊心搏節律的決定，處理器對電擊遞送電路進行裝備以遞送電療，並且接著立即經由用戶接口發出指令以停止cpr從而遞送電療。並且如前所述，當電擊遞送電路完成了在步驟900內遞送的具有預定數量的電擊的預定電療電擊組之後，連續模式方法步驟900自動結束。備選地並如前所述地，如果在保持預定時間的分析步驟中缺少對可電擊心搏節律的確定，那麼步驟900結束。因此響應於預定時間的早期或在電擊遞送電路遞送了預定數量的電療電擊之後，發生退出。而且如前所述，響應於感測到預定數量的cpr按壓，可能發生備選的退出。在退出時，方法1100在自動轉換步驟1107中自動從以連續模式操作轉換至步驟1000中的以調度cpr搶救操作模式操作。

方法1100根據如前面在步驟1000中描述的調度操作模式操作。這裡，響應於分析步驟中對可電擊心搏節律的決定，設備處理器對電擊遞送電路進行裝備以遞送電療。在經過了不能中斷的cpr的預定時段之後，處理器經由用戶接口發出指令以停止cpr從而進行遞送。在預定時段完成之後，調度模式1000退出到電擊組完成決定步驟1108。

方法1100跟蹤在之前的步驟900中完成的電擊組的累積數量。應當指出，這一數量不必對應於進入或退出步驟900中的連續模式的次數，這是因為步驟900可能因預定時間段到期而非完成了電擊組而退出。例如，如果退出是由到期引起的，那麼步驟900內的電擊計數器被重置。因而，每次連續模式開始，就必須有另一完整的電擊組或預定時間到期才能退出。

電擊組完成決定步驟1108控制方法1100在從調度cpr協議退出之後是否回復到連續cpr搶救協議。除非已經完成了與因電擊組的完成而從連續模式步驟900退出的次數相對應的預定數量的電擊組，否則回復就發生。如果發生了回復，那麼重複步驟900和1000。重複由步驟1108使能的循環，直到完成了預定數量的電擊組為止。電擊組的優選數量為三個，並且可以在從1到7的範圍中。

在連續模式與調度模式之間的這種循環有益於在搶救早期需要迅速進行電療的患者(例如重複纖顫患者)。但是，所述循環還實現向如下的心臟搶救序列的演變，即所述序列將在其中的稍後的電擊之間提供不能中斷的完整cpr時段。因而，對迅速的電療沒有反應的重複纖顫患者開始接受完整的cpr時段。

如果已經完成了預定數量的電擊組，那麼中止步驟1108將中止進一步的回覆。相反，方法進行至步驟1110中的末端調度cpr搶救協議。在步驟1110中，所有後續的電療電擊都將僅在不能中斷的cpr的區間之間發生，即在每個不能中斷的cpr的預定時段之後發生。在cpr搶救完成時，方法1100通過在結束步驟1126中的退出而結束，該步驟可以通過在開啟-關閉按鈕處手動關閉設備來發動。

交錯進行連續方法和調度方法的裝置

諸如以上在圖6和圖8中所示的aed的設備可以根據前述方法中的任何方法操作，以使cpr與電療交錯進行。aed優選地由處理器34控制，所述處理器34與ecg信號輸入部12、用戶接口18、ecg分析器32和存儲器40通信，以在心臟搶救的實施中向用戶提供指令性引導。

處理器34具體以連續cpr搶救操作模式和調度cpr搶救操作模式的序列來操作aed，所述序列比現有技術序列對患者更有益。當以連續cpr搶救操作模式操作時，並且在ecg分析器決定了可電擊心搏節律的情況下，處理器對電擊遞送電路進行裝備以遞送電療，並且之後立即經由用戶接口發出指令以停止cpr從而進行遞送。只要aed處理器感測到遞送了電療就立即通過用戶接口發出恢復cpr的指令，從而使「停手」時間降至最低。當在調度cpr搶救操作模式下工作時，如果ecg分析器決定了可電擊心搏節律，那麼處理器對電擊遞送電路進行裝備以遞送電療。這一裝備要麼在做出決定時立即發生，要麼及時開始充電，從而在時段結束時完全待命。在經過了預定的不間斷cpr時段，例如，2分鐘之後，處理器通過用戶接口發出停止cpr以遞送電療的指令。

處理器34還對電擊遞送電路完成預定電療電擊組做出響應，在其後，處理器將自動從連續cpr搶救操作模式轉換至調度cpr搶救操作模式。

aed可以被配置為使得每個電療電擊組包括在連續cpr搶救操作模式的單個實例中遞送的預定數量的電擊。在一個優選實施例中，aed可以是可編程的，從而在每個電擊組中設置2次到5次電擊。

處理器34還可以操作用於在調度cpr操作模式的一個或多個實例之後使aed的操作模式從調度模式自動回復到連續模式。因而能夠建立在連續模式與調度模式之間循環的模式序列。優選的協議是在電擊遞送電路完成預定數量的電擊組之後，處理器中止進一步的回覆。則aed保持在調度模式中，並僅在cpr區間之間遞送電療電擊。在一個優選實施例中，aed可以是可編程的，從而在已經完成了一個到七個電擊組之後中止進一步的回覆。aed還可被編程為將電擊組的數量設定為無限的，由此所述循環將持續直到設備被關閉為止。

aed處理器操作的任選實施例為，處理器在「未定」確定持續了預定時間的情況下自動從連續cpr搶救協議轉換至調度cpr搶救協議。這一操作一般將發生在aed操作的開端附近，例如在圖11所示的步驟1104、1106中。如果不持續存在這樣的確定，那麼處理器將根據上文描述的方法從連續模式轉換至調度模式。

所述aed的另一實施例使用感測到的cpr按壓的次數作為參數，而不是所經過的時間。所感測到的cpr按壓的次數可以是從一個或多個來源獲得的。可以使用電極噪聲偽影信號或共模電流(cmc)，可以使用體外cpr感測設備，例如麻薩諸塞州andover的philipselectronicsnorthamerica製造的q-cpr設備，或者其他類似的傳感器。

上述的aed及其操作可以在半自動設備或者全自動設備中實施。半自動aed當然包括用戶操作的電擊按鈕92，並且因此應當適當地包括按下電擊按鈕的對應指令和指示。全自動aed則將實施稍有不同的指令集，其不包括有關電擊按鈕的任何內容，但是其將待實施的電擊清楚地通知給用戶，並且所述指令集在必要的情況下指示用戶保持不接觸患者。

使用兩種ecg分析算法(例如art和pas)的方法

發明人已經發現大部分患者在心跳驟停緊急狀況下從未具有可電擊節律，因而任何ecg分析算法都可能進行長時間段的操作而不遞送「電擊」。但是發明人還認識到前述art算法對檢測可電擊心搏節律並不像pas一樣敏感。因而，art具有更高的可能性在cpr期間錯失「真陽性」可電擊節律。而且，art「未定」的確定並不對「不建議電擊」(nsa)和「不確定」ecg進行區分。因此，在cpr按壓時段期間利用不同的ecg算法對ecg分析進行周期性的確認變得很重要。

該問題的一個解決方案簡單地在搶救期間周期性地使用pas確認分析。但是這一解決方案是次最優的，因為其可能不必要地增加了總的停手時間。因而，發明人已經認識到可以使用pas進行確認，但是應當儘可能低頻率地使用，而且只有在停手時間只對患者造成最小損害的情形下使用。例如，這樣的情況可以在以其他方式的調度的cpr按壓時段的末尾處。

圖14圖示了這樣一種減少了因不必要地打斷cpr按壓以確認分析而帶來的問題的方法解決方案。圖14與圖11類似。但是，圖14圖示了一種被修改為使用第一ecg分析算法和第二ecg分析算法兩者的方法。第一ecg分析算法以先述的art算法200為示例，其尤其適於在存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下使用。第二ecg分析算法以現有的pas算法為示例，其尤其適用於在不具有cpr相關信號噪聲偽影的情況下使用。

如圖11的方法那樣，圖14的圖示包括用於在施加cpr期間提供電療的方法1400。在具有ecg信號輸入部12、電擊遞送電路80和用戶接口18的除顫器1中以步驟1102啟用所述方法。所述設備和方法還採用兩種不同的ecg分析算法。第一種如art那樣，其能操作用於在存在cpr相關信號噪聲偽影的同時根據ecg信號確定「建議電擊」(sa)和「未定」之一。第二種如pas那樣，其能夠在不存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號更具體地確定sa和「不建議電擊」(nsa)確定之一。步驟1102中的除顫器感測到ecg信號輸入部12(例如電極)被附接，並因而準備好開始ecg分析。

圖14的方法進行至步驟1104，其中在第一時段期間利用第一ecg分析算法分析ecg信號以確定是否存在可電擊心搏節律。優選的是，除顫器優選在這一時段內以調度cpr搶救操作模式提供cpr引導指令。在sa確定的情況下，除顫器將在步驟1104結束時準備遞送電擊。此外，所述方法基於ecg信號指示sa確定還是「未定」確定來進行決定步驟1406。優選的確定點是在第一時段的結束時，但是確定也可以基於該時段中的sa等的平均值或計數。上文關於圖11已經描述了步驟1102和1104的其他方面。

如果在決定步驟1406的第一時段期間確定了sa，那麼cpr搶救流程的其餘步驟也對應於圖11的方法中描述的那些步驟。具體而言，在sa確定之後，在連續cpr900和調度cpr1000的第二以及後繼時段期間採用第一artecg分析算法來確定心搏節律。後續的sa確定令除顫器根據cpr時段的類型進行針對電擊的裝備並發出cpr/電擊遞送指令。也可以如前所述採用電擊組以從連續cpr操作模式轉換至調度cpr操作模式。因而，從除顫器輸出最化的和自定義的搶救協議。

只有在步驟1406確定除sa確定以外的任何確定時，才採用第二ecg分析算法。如果在步驟1406中出現「未定」確定，那麼方法在步驟1407中自動從第一算法切換至第二算法。

在切換步驟1407之後，方法在pas決定步驟1410中採用第二ecg分析算法(pas)來分析ecg信號。優選地，除顫器在這一步驟中發出用戶提示以「停止cpr」和/或「別觸摸患者」，從而使pas算法能夠在低噪聲環境下有效地進行分析。pas決定步驟1410的兩種可能結果是sa或「不建議電擊」(nsa)。pas還可以發出「偽影」決定，這不是本發明的主題，並且不對其做進一步討論。

pas決定步驟1410中的sa的確定指示，在事件的開端處或者接近事件的開端，即在步驟1102中，ecg可以呈現為可電擊節律，但是第一算法未能感測到該可電擊節律。這一步驟中的sa確定優選地跟隨有即刻實施的電療裝備和遞送。

證據表明，具有呈現sa的ecg節律的患者可以從搶救中較早地提供更多的電療中獲益。因而，在步驟1410中由pas所做的sa確定將引起自動切換回到連續cpr搶救協議900中的第一ecg分析算法，其中，所述連續cpr搶救協議在檢測到可電擊節律之後迅速遞送電療。之後，連續cpr搶救協議900如前所述地工作。

但是，步驟1410中的nsa的確定則表示所呈現的ecg不是可電擊的。這樣的患者可以受益於在搶救早期提供更多cpr按壓。因而，在步驟1410中由pas所做的nsa確定引起自動切換回到調度cpr搶救協議1000中的第一ecg分析算法，其中，所述調度cpr搶救協議將提供更高的cpr相對時間量。之後，調度cpr搶救協議1000以及心臟搶救方法的其餘部分如前所述地工作。

優選的是，操作pas第二ecg分析算法的每個時段的持續時間儘可能短，這是因為在分析期間施救者「停手」的這一次最優的要求。典型的pas分析時段小於大約十秒鐘，但是其可以短到四秒鐘。在大部分情況下，這一持續時間短於連續cpr模式或調度cpr模式使用第一art算法的持續時間。出於同樣的原因，pas時段的頻率也優選地儘可能低。因而，所述方法步驟要求只有在必要時才切換至「停手」pas分析。

在圖15中圖示了本發明的方法的一種備選的並且更加詳細的視圖。圖15的方法更清楚地說明了怎樣在對cpr造成最小中斷的情況下遞送電療，即使是在cpr的初始art算法時段1504之後。當在步驟1102中激活除顫器並應用電極之後，步驟1504中的初始化時段立即開始，包括發出用於施加cpr按壓的提示以及使用第一ecg分析算法。步驟1504優選地是具有不能中斷的cpr而不論art節律確定如何的調度cpr搶救操作模式。步驟1504更優選地具有大約20-30秒的相對短的持續時間，或者具有足以施加大約30次的最小數量的胸部按壓的時間。所述方法可以感測胸部按壓的次數或者時間量，而後在決定步驟1506中最終完成art節律確定。因而，步驟1504為所有患者均提供了在搶救開始時就具有一定時段的不中斷胸部按壓的益處。

如果在決定步驟1506中指示sa，那麼所述方法將立即進入針對電療進行裝備的步驟1507，允許遞送治療電擊。在步驟1507之後，所述方法進入第二時段，連續cpr搶救模式協議900，其按照前述方式進行。第二時段900的持續時間可以為大約兩分鐘，但是還可以是能在設備被激活之前配置的。接著，所述方法進行至連續模式的末端決定步驟1509。

如果在步驟1509中出現sa確定，那麼所述方法按照前面針對圖11所描述的方式進行。所述方法進入針對電療進行裝備的步驟1511，允許遞送治療電擊。接著，利用第一art算法的操作模式在步驟1000中自動切換至調度cpr搶救操作模式。步驟1000如前文所述地進行，即通過在後臺對ecg節律進行分析的同時利用cpr指令提示用戶，並且通過將來自sa確定的任何動作都推遲到該時段的結束來進行。調度時段1000可以具有大約兩分鐘的持續時間。

如果在步驟1000的結束，即在決定步驟1519中，存在sa確定，那麼所述方法進入針對電療進行裝備的步驟1521，允許遞送治療電擊。在遞送電擊之後，如果在檢查步驟1108中尚未完成電擊組，那麼所述方法可以循環回到連續模式步驟900。如果完成了電擊組，那麼所述方法切換至在步驟1110中的末端調度cpr搶救協議，其中，所述協議將保持直到步驟1126中的搶救的結束。

從圖14和圖15可以看出，只要能夠通過第一art算法確定sa狀態，所述方法就能夠進行，而無需第二pas分析。因而，所述方法使pas所需要的「停手」時間最小化。

然而，如果反之第一art算法在決定步驟1506、1509和1519中的任何步驟中確定了「未定」狀態，那麼所述方法在相應的步驟1520、1530和1540中自動切換至第二pas算法，以進行進一步確定。步驟1520、1530和1540發出「停手」指令，並且接著分析ecg。這些pas時段可以具有十秒或更少的短持續時間，從而使「停手」時間最小化。

從圖15中可以看出，如果pas分析確定中的任何確定為sa，那麼決定步驟1522、1532和1542立即使所述方法在相應的出發點處，即在步驟1506、步驟1509或步驟1519之後返，返回至第一art算法序列。這一路徑的原因在於art分析一般相較於pas分析是優選的，因為其總體上縮短了停手時間。因而，所述方法應當在任何可能的情況下切換回到art。

而且，從圖15中可以看出，如果pas分析確定中的任何確定為nsa，那麼所述方法將自動轉換回步驟1000中以調度cpr操作模式操作的第一art算法。這一路徑的原因在於pas已經確認了ecg正在呈現不可電擊節律，並且因而對於這樣的患者而言，一定時段的不中斷的cpr將更為有益。

在任何nsa的pas確定之後的任選步驟1523將當前的電擊組設定為已經完成的。因而，這一任選步驟在步驟1108中使所述方法移動得更加接近步驟1110中的到末端且永久的調度cpr搶救操作模式的轉換。其原因在於發明人發現，對於在搶救中較早的某處指示nsaecg節律的患者而言，最終轉換到調度模式中的更高的cpr-電擊比例可以是更有益的。

以連續操作模式和調度操作模式交錯進行pas算法和art算法的裝置

諸如以上圖6和圖8中所示的aed的設備可以在併入了兩種不同的ecg分析算法的同時根據前文描述的用於交錯進行cpr和電療的方法中的任何方法來進行操作。所述aed優選地由包括處理器34和ecg分析器32的控制器30控制。控制器30與ecg信號輸入部12、用戶接口18、存儲器40通信，從而在心臟搶救的實施中向用戶提供指令性引導。控制器309還與遞送電療輸出的電擊遞送電路80進行控制通信。

存儲器40存儲與第一ecg分析算法和第二ecg分析算法兩者有關的指令，所述第一ecg分析算法能操作用於在存在來自輸入的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號確定「建議電擊」(sa)和「未定」確定之一，所述第二ecg分析算法能操作用於在沒有來自輸入的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號確定sa和「不建議電擊」(nsa)確定之一。存儲器40還存儲與包括用於提供cpr按壓的至少兩個時段的cpr搶救協議有關的指令。

控制器30具體使aed按照前文所述的連續cpr搶救操作模式和調度cpr搶救操作模式的序列進行操作工作。此外，控制器經由用戶接口18發出引導，並自動對電擊遞送電路80進行準備，從而響應於來自第一ecg分析算法和第二ecg分析算法中的任一項的sa確定而遞送電療。最終，並且由於第一ecg分析算法可能對具有cpr相關噪聲的時段期間的可電擊ecg節律具有較低敏感度，因而控制器30還能操作用於總是在其間第一ecg分析算法確定了除sa確定以外的任何確定的時段中的一個時段的結束時從第一ecg分析算法自動切換至第二ecg分析算法。因而，只有在必要時才將對於心跳驟停患者而言次最優的需要「停手」時間的第二ecg分析算法投入使用。

所述aed的其他設備的行為方面反映前文所述方法。例如，如果在從第一ecg分析算法自動切換至第二ecg分析算法之後確定了sa，那麼aed控制器可以自動切換回到第一算法並回到連續cpr搶救操作模式。另一方面，如果在從第一ecg分析算法自動切換至第二ecg分析算法之後確定了nsa，那麼aed控制器可以自動切換回到第一算法並且回到調度cpr搶救操作模式。

第二ecg分析算法可以是在不到10秒中對ecg節律進行表徵的pas算法。因而，pas操作的每個時段的持續時間不應比上述時間更長。

所述aed可以在功能上包括剛好在激活aed之後並且正在接收ecg信號時發生的初始化時段。所述初始化時段包括使用第一ecg分析算法的調度cpr搶救操作模式，其中，所述調度cpr搶救操作模式提供不能中斷的cpr的預定時段，而不論確定是如何的。與後續的搶救協議時段相比，所述初始化時段的長度可以相對較短。例如，所述初始化時段可以在感測到一定數量的cpr按壓時結束，其中，感測到的數量大約為30，並且其中，在現有cpr協議中，其將在不到30秒內完成。備選地，所述初始化時段可以被預定為具有大約20到30秒之間的持續時間。

上文描述的aed及其操作可以在半自動設備或者全自動設備中實施。半自動aed當然包括用戶操作的電擊按鈕92，並且因此應當適當地包括按下電擊按鈕的對應指令和指示。全自動aed則將實施稍有不同的指令集，其不包括有關電擊按鈕的任何內容，但是其將待實施的電擊清楚地通知給用戶，並且所述指令集在必要的情況下指示用戶保持不接觸患者。

用於截斷cpr的分析按鈕

可能存在的情況是，其中，有經驗的用戶可能希望截斷進行中的aed協議，從而更快地進入另一操作模式，並且尤其是更快地遞送除顫電擊。本發明通過僅提供單個做此操作的按鈕而簡化了截斷動作。aed基於基礎的ecg分析來自動地選擇對用戶最有益的對按鈕按下的響應。

除顫器(aed)和用於使用除顫器的方法併入了用戶激活的按鈕，所述按鈕將截斷正在進行的和以其他方式不能中斷的cpr按壓時段，從而立即執行不同的除顫器相關功能。所述截斷按鈕在如前所述的調度cpr搶救操作模式1000中尤其有用。因而，操作對於用戶來講更加簡單，減少了遵循協議中的錯誤地可能性，並且使事件期間由困惑引起的延遲最小化。

一種具有截斷特徵的示範性aed可以使用對可電擊心搏節律具有不同的靈敏度的兩種不同的ecg分析算法。按下截斷按鈕將自動從第一ecg分析算法轉換至具有更高靈敏度的第二ecg分析算法。所述按鈕還可以允許截斷進行中的分析和cpr，以便在已經檢測到基礎的可電擊心搏節律的情況下立即準備電療。

所述aed及方法減少了cpr按壓時段和電療之間的停手時間，即使是在截斷按鈕被激活的情況下。例如，如果基礎的ecg分析指示了可電擊節律，那麼aed可以在後臺針對治療進行充電，同時在截斷按鈕上指示「充電」或「分析」。因而，如果用戶按下截斷按鈕，那麼aed可以準備好立即遞送電療。

具有如前述的控制特徵的aed基於患者ecg的當前狀態來改變其對感測到截斷按鈕被按下的響應。如果aed將基礎的ecg確定為可電擊的，那麼其可以將其按鈕的上下文標籤改為「充電」。在aed感測到截斷按鈕已經被按下時，aed立即充電以進行除顫電擊。如果ecg是不可電擊的，那麼相反，按鈕標籤可以呈現為「分析」。按下同一按鈕將使得aed立即從第一art算法切換至第二pas算法，以確認現有的狀態。備選地，所感測到的截斷按鈕的按下可以立即使得aed發出「保持不接觸患者」的提示，以便提高當前art算法分析的靈敏度。

通過周期性地參考圖17a至圖17d所示的具體視覺顯示器和截斷按鈕可以更好地理解圖16所示的方法步驟。圖17a、圖17b、圖17c和圖17d示出了對應於aed視覺顯示器(例如視覺顯示器802)的各種圖形顯示1706、1714、1718和1728。圖17a-圖17d的每個共享共同的總體布置。在上方的標題區內顯示一個或多個引導消息和信息消息。可以臨近上方標題區放置進度條，例如cpr進度條。在所述顯示器的中央是用於示出進行中的ecg跡線或者針對電極放置、放在胸部進行cpr的手等的引導圖形的區域。所述顯示器的底部部分優選地包括上下文標籤(以上下文標籤804、806為例)，所述上下文標籤可以基於除顫器的具體操作狀態和基礎的ecg分析而變化。

在優選實施例中，將輸入按鈕854、856設置為緊鄰顯示器1706、1714、1718和1728，並且分別挨著上下文標籤804和806。在備選實施例中，視覺顯示器802可以是觸敏顯示器，使得輸入按鈕854、856有效地處於其相應的上下文標籤804、806之下。

現在參考圖16的流程圖，示出了一種用於為了提供即刻電療的目的而截斷cpr的示範性方法1600。所述方法開始於除顫器的提供步驟1602，所述除顫器具有協調工作來執行所述方法的特徵。亦即，所述除顫器包括ecg信號輸入部12、包括輸入按鈕854和視覺顯示器802的用戶接口818、電擊遞送電路80、以及能操作用於在存在來自所述輸入的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號確定可電擊心搏節律的第一ecg分析算法。諸如aed800的除顫器僅是所提供的裝置的一個例子。

aed800可以包括若干不同的操作模式配置，其可以在使用之前被預先配置。這些模式中的任何模式或所有模式均可以被保存在aed存儲器40中。示範性操作模式為高級模式、cpr優先模式和半自動模式。每種操作模式關於截斷按鈕可能出現的情況而稍有不同。

高級模式是一種允許響應者更多控制aed何時開始ecg節律分析以及針對電擊遞送的裝備的協議。例如，高級模式可以被配置為在所述協議期間的特定時段處提供「分析」和/或「充電」選項按鈕。按下「分析」選項按鈕可以發動利用pas的即刻停手分析。按下「充電」按鈕可以允許進行停手分析、對高電壓能量儲存源70的充電、以及電擊遞送中的一個或多個。

在aed800激活並開始接收ecg信號輸入12之後，其開始在任選的初始時段1604期間利用第一ecg分析算法(art)對ecg信號進行分析。初始時段1604優選地與上文所述的以不能中斷的cpr按壓操作模式操作的步驟1104類似。然而，在這一短初始時段1604期間，截斷按鈕可能致動，從而立即從cpr按壓退出，來到ecg分析或用於針對電療的裝備。在時段1604中使能截斷按鈕的原因在於允許這樣的情況，即操作者認識到在aed抵達並激活之前已經提供了足夠的cpr。

在初始時段1604期間視覺顯示器優選地對應於圖17a所示的「分析—未定」屏幕1706。aed將上下文標籤「分析」與截斷按鈕854相鄰地顯示。如果操作者希望截斷初始按壓時段以進行分析，那麼她按下截斷按鈕854。在aed感測到按鈕按下時，其立即發出「保持不接觸患者」的用戶提示，並開始使用第二pasecg分析算法的ecg分析。在這一時間期間，aed可以顯示來自圖17c的「分析—保持不接觸」屏幕1728。

標籤步驟1606在任選步驟1604之後。標籤步驟1606在art分析時段1608的初始時設定對應於先前分析的ecg的初始上下文標籤。所述aed優選地顯示「分析—未定」屏幕1706，以便建立協議中的接下來的步驟。

第一分析時段步驟1608在標籤步驟1606之後。步驟1608包括利用第一(art)ecg分析算法分析ecg信號的設備，並且優選地以不能中斷的調度cpr模式操作。因而步驟1608包括除顫器發出可聽和/或視覺提示，以繼續cpr按壓。如決定步驟1610所示，在這一時段期間分析出的ecg信號是「未定」或者是「建議電擊」。而且，在該第一分析時段期間，除顫器控制器30開始監測對輸入按鈕854的致動。

從圖16中可以看出，方法1600中的接下來的步驟依賴於基礎的分析出的ecg信號。如果步驟1608、1610中的決定是「建議電擊」，那麼進行所述方法的左側分支。aed可以在顯示步驟1612中改變顯示1706的上方部分以指示指令性文本。可能出現圖17b中的「截斷可用—可電擊節律」屏幕1714上所示的諸如「建議電擊」的信息消息和/或「按下分析按鈕」的引導消息。備選地，可能出現圖17d中的「截斷可用—充電」屏幕1718上所示的「按下充電按鈕」的引導消息。在這一步驟1612中可聽引導也是可能的，但是與僅有視覺引導相比較不優選，以便避免從提供cpr按壓的任務中過度分心。備選地，步驟1612可以包括發出截斷按鈕生效的可聽指令。

步驟1610中的「建議電擊」決定還可以在上下文標籤改變步驟1614中發動上下文標籤804的改變。上下文標籤804可以從「分析」指示改為「充電」指示。備選地，如圖17b所示，可以顯示「充電」上下文標籤/按鈕組合，以及與第二可配置按鈕856相鄰的第二上下文標籤806處的「分析」指示。接著，aed可以在後臺充電步驟1616中發動對hv能量儲存源70的後臺充電。

在分析出的ecg信號指示可電擊節律的情況下，aed在感測步驟1618中監測截斷按鈕致動。如果未發生致動，那麼方法1600僅循環回到分析步驟1608，以在時段期間繼續監測。

如果aed在感測步驟1618中感測到截斷按鈕致動，那麼aed立即進行至裝備好的電擊遞送狀態。如有必要，在充電步驟1620中完成對hv能量儲存源70的充電，並在裝備步驟1622中對電擊按鈕進行裝備。按照引導和通知用戶的方式提供適當的視覺和可聽提示。

一些用戶偏好於只要正在提供cpr按壓就忽略後臺的對hv電路的充電。因而，aed可以被預先配置為忽略後臺充電步驟1616。在這種配置中，當aed在感測步驟1618中感測到按鈕致動時，其立即進行到充電步驟1620中的對電擊遞送電路進行充電的操作狀態。接著，aed在裝備步驟1622中針對電擊對其自身進行裝備。

在aed被裝備之後，退出步驟1624使所述方法退出。在退出步驟1624之後，可以進行其他方法，例如循環回到步驟1608、進入不同的協議等。

如果步驟1608、1610中的決定是「未定」，那麼進行所述方法的右側分支。「未定」是除可電擊節律以外的確定，其包括不可電擊節律以及不確定節律。第一ecg分析算法也可能無法對電擊心搏節律與不可電擊心搏節律進行區分，尤其是在存在cpr相關信號噪聲的情況下，並且因而將返回不確定的「未定」決定。aed優選地在這一狀態中顯示「分析—未定」視覺顯示1706、「分析」上下文標籤804、以及針對對截斷按鈕854的感測到的按下的主動監測。截斷按鈕感測步驟1626針對截斷按鈕的感測到的按下進行主動監測，而不對操作者做任何進一步的提示。可以看出，在感測步驟1626中，沒有感測到按下只是使過程循環回到分析步驟1608，以繼續監測。

當aed在感測步驟1626中感測到截斷按鈕按下時，所述方法利用「保持不接觸患者」的視覺和可聽提示來立即中斷進行中的cpr按壓協議。可以在提示步驟1630中顯示圖17c的「分析—保持不接觸」屏幕1728，以及對應的「保持不接觸患者」的引導，以進行進一步的ecg分析。還優選地在提示步驟1630中發出可聽提示。

在優選實施例中，aed被提供有第二ecg分析算法(pas)。在分析步驟1628中以及在從步驟1630發出「保持不接觸」的提示之後，第二ecg分析算法對ecg進行分析，以確定心搏節律是可電擊的還是不可電擊的。如果pas確定「建議電擊」，即可電擊心搏節律，那麼所述方法在充電/裝備步驟1634中自動開始對電擊遞送電路進行充電和裝備，以立即遞送電療。在aed被裝備之後，退出步驟1636使所述方法退出。在退出步驟1636之後，可以進行其他方法，例如循環回到分析步驟1608、針對額外的電擊進行裝備、進入不同協議等。

如果pas在分析步驟1628、1632中確定「不建議電擊」，那麼aed在提示步驟1638中將結果和對應的引導傳達給用戶。優選地提供可聽和視覺指令以恢復cpr。還使用第一ecg分析算法來在分析步驟1608中恢復ecg分析。

方法1600的右側分支的備選實施例是在提示步驟1630中的「保持不接觸」的提示之後繼續使用第一ecg分析算法。第一算法在安靜時段期間的提高的靈敏度可以允許在消除了cpr噪聲信號分量之後檢測到可電擊節律。因而，可以將分析步驟1628與第一ecg分析算法而非第二ecg算法一起使用。後續的步驟1632、1634、1636、1638可以與先前在這一實施例下描述的步驟類似。

具有如前所述的元件的aed可以採取上述具有截斷按鈕的方法。因此，aed必須包括控制器30，所述控制器30能操作用於響應於感測到的對輸入截斷按鈕854的致動以及分析出的基礎ecg信號兩者來設定除顫器的操作狀態。

aed對感測到的分析選項按鈕被按下的響應也可以根據設備的配置而發生某種變化。例如，表1的圖表圖示了在各種類型的配置和基礎ecg狀態期間所述按鈕的功能：

表1

本發明的額外實施例——置信度分析器

圖18圖示了用於如前文在圖5中所述的art算法的置信度指示符的概念實施例。決定表面510從邊界外的「不確定」區帶中描繪出邊界內的vf或「建議電擊」區帶。低置信度可電擊節律的區域512被示為通過決定表面510和預定置信度閾值511的邊界來定義的。處於所述區域內的可電擊值對521對示範性地指示vf的art決定，但是具有低置信度。相反，指示vf的值對520示範性地指示具有高置信度的vf的art決定。可以看出，在方法和裝置行為中將對這些可電擊vf的狀況進行不同處置。

而且圖18還示出了指示「未定」決定的clas/flats值對。值對530遠離決定表面510，標籤因而可能具有高置信度。值對531接近決定表面510，標籤因而可能具有低置信度。然而，在本發明的優選實施例中，在這些對之間，設備行為或方法結果並沒有差異，這是因為源於「假陰性」art決定的對患者的額外風險是非常低的。儘管圖18中僅示出了兩個維度，但是應當理解可以有額外的維度來定義決定表面510。

圖19圖示了用於使用art進行ecg分析以及cpr期間的置信度分析的方法1900。cpr步驟1902期間的art分析大體包括圖2a的接收ecg信號202至分析步驟210的步驟，包括獲得ecg信號數據流緩存204的步驟。分析步驟210將來自步驟204的每個ecg數據流緩存劃分成未定的「不可電擊」節律1905或劃分成vf「可電擊」心搏節律1903、1904。

與分析步驟210同時的是置信度水平計算步驟210'。置信度水平步驟210'還將每個數據對識別為(例如clas/flats對521的)低可電擊心搏節律1904，或者(例如clas/flats對520的)高置信度心搏節律1903。很多用於估算置信度的方法都是本領域已知的，圖18所示的方法只是一個例子。

只有在電擊決定的置信度水平低於預定閾值時，例如在低置信度區域512內時，才在準則調節步驟214'中調節電擊決定準則。在調節步驟1907中也示出了所述調節。準則調節的一個實施例是增加在能夠做出電擊決定之前被分析為可電擊的順序ecg數據流緩存的閾值數量。例如，可以將所述閾值數量從先前描述的三個確定電擊緩存增加到四個。準則調節的另一實施例可以是在無噪聲環境內進行分析。因而，這一實施例可能額外需要在第二分析之前經由用戶接口發出用戶提示以停止cpr的步驟。所述提示可以是在確定低置信度可電擊節律時立即發生的或者在cpr時段的結束時發生的。準則調節步驟的第三個實施例還可以是從利用art算法進行分析切換至第二算法，例如pas，以確認對ecg緩存以及後續緩存的分析。在步驟1907中使用經修改的準則的確認動作提供了更高置信度的電擊決定或者提供返回到可電擊節律狀態/步驟1903的確認電擊決定。

接著，用於處理可電擊決定的所述方法如前述地進行。電擊決定步驟214激活電療遞送電路，其中，電療電路被自動裝備，並且適當的用戶提示被發出以引導電擊遞送。該步驟是通過裝備和遞送步驟1916概括的。

圖19還圖示了針對art不可電擊節律確定的過程和設備行為。在優選實施例中，對低置信度決定和高置信度決定兩者進行等同的處置。在步驟1906中將繼續進行cpr，而不中止以進行進一步的分析，也不對電擊準則進行修改。但是任選的實施例與低置信度電擊決定類似地處置低置信度不確定決定，例如不確定clas/flats對531。步驟1907還將調節準則來改善這些低置信度決定。

現在參考圖2、圖18和圖19，使用第一算法(art)的前述aed10被修改為包括置信度分析器電路32'。aed輸入部12、用戶接口18和ecg分析器32如前所述。在使用art算法時，置信度分析器電路32'確定電擊/非電擊決定的置信度。儘管被示為ecg分析器32的部分，但是置信度分析器電路32'也可以被布置為處理器34的部分或者被布置為單獨的電路。

具有置信度分析器32'的aed10根據前述的圖19的方法工作。如果置信度分析器32'確定可電擊心搏節律的置信度水平低，即低於預定置信度閾值，那麼aed處理器34執行軟體指令以根據針對步驟1907描述的實施例來調節電擊決定準則。接著，處理器34基於經調節的電擊決定準則來決定要遞送電擊，並作為響應地進行以對aed電療遞送電路進行裝備。

處理器34額外地並且任選地如前文所述地控制用戶接口以發出「停止cpr」的用戶提示，並且還可以控制用戶接口顯示或者提示對當時的ecg分析確定的置信度水平的指示。這為用戶提供了分析電路的輸出是準確的且可用的這一額外保證。

本發明的額外實施例

另一實施例是對感測到的ecg的進度進行跟蹤的aed，並且所述aed基於感測到的ecg的變化而改變其後續協議。所述aed對次要vf、頑固vf和重複纖顫進行區分，並針對每種情況提供不同的治療指導/響應。在次要vf的範例中，aed使針對除顫電擊的裝備延遲，以允許額外的cpr，或者一直推遲到vrhythm評分指示更高的電擊成功的概率為止。在頑固vf的例子中，aed可以建議將患者轉移到高級心臟護理中心，而不是在現場繼續不成功的cpr和電擊方案。在重複纖顫的例子中，aed可以建議中斷cpr並儘快電擊。

另一實施例是具有分析選項的aed，所述分析選項使用經胸阻抗信道來指示cpr實際上是否正在進行中，並且接著根據該狀態來確定應當運行兩種算法中的哪種。如果aed檢測到cpr，那麼其使用art分析。如果aed未檢測到進行中的cpr，那麼其切換至pas分析。所述功能取決於是否存在按壓，並且確保了使用針對所述狀況具有最佳靈敏度和特異性的算法。算法之間的這種自動切換對專業響應者以及可能不遵循標準cpr協議的普通響應者尤其有益。

對上述設備、方法和顯示的額外修改也被包含在本發明的範圍內。例如，滿足本發明的目標的對用戶接口顯示器和聽覺指示器的各種配置落在權利要求的範圍內。