本發明涉及用于處置心臟驟停的受害者并且具體用于要求包括心肺復蘇術(cpr)和除顫電療法的處置方案的那些患者的經改進的裝置和方法。

背景技術：

除顫器將高壓脈沖遞送到心臟以便恢復正經歷心律失常(諸如不伴隨有自主循環的心室顫動(“vf”)或室性心動過速(“vt”))的患者的正常心律和收縮功能。存在若干種類的除顫器，包括手動除顫器和自動體外除顫器(“aed”)。aed與手動除顫器的不同在于，aed能夠自動地分析心電圖(“ecg”)節律(rhythm)以決定除顫是否是必要的。在決定需要電擊之后，aed對自身進行裝備(arm)以用于遞送電療電擊，并且然后，aed建議用戶按下電擊按鈕以遞送除顫電擊。以這種方式操作的aed被稱為半自動的。完全自動的aed是在沒有任何用戶輸入的情況下遞送除顫電擊。完全自動的aed通常被稱為完全自動的除顫器以便減少術語混淆。

圖1是由用戶2應用以使遭受心臟驟停的患者4復蘇的除顫器1的圖示。除顫器1可以是能夠由第一響應者使用的aed或完全自動的除顫器的形式。除顫器1還可以是用于由護理人員或其他高度訓練的醫務人員使用的手動除顫器的形式。由用戶2跨患者4的胸部應用兩個或更多個電極6，以便采集來自患者的心臟的ecg信號。除顫器1然后利用ecg分析算法針對心律失常的標志來分析所述ecg信號。只要是可電擊節律，諸如檢測到vf或非灌注室性心動過速(vt)，則除顫器1對自身進行裝備以遞送高壓電擊。除顫器1經由建議電擊的聽覺或視覺提示向用戶2發信號。用戶2然后按下除顫器1上的電擊按鈕以遞送除顫電擊。

公認的是，在vf的發作之后能夠恢復循環(經由cpr和除顫)越快，則患者將存活事件的機會越好。出于該原因，許多aed，諸如在圖1中所示的一個aed，還包含用戶接口，所述用戶接口包括音頻、聽覺和視覺提示，以用于通過cpr和除顫電擊的編程序列來引導用戶。所述用戶接口可以包括用于恰當地施加cpr按壓的詳細聽覺提示、用于將用戶引導至按壓的恰當速率的聽覺節拍器、示出事件的狀態和進度的視覺顯示器、信號器、閃光燈等。所述序列根據由本地醫學機構確立的協議被預編程到設備中。

在本領域中的一些高級除顫器包括操作的“高級”或“手動”模式，其中，如果用戶確定患者的狀況允許與當前提供的協議不同的處置，則能夠中斷cpr和除顫的協議序列。這樣的中斷的一個原因可以是：用戶懷疑ecg分析算法沒有檢測正在進行的可電擊節律，也許一個可電擊節律被由cpr誘發的信號噪聲所掩蓋。這樣的除顫器可以包括被標記為“分析”的按鈕或開關，以用于中斷cpr按壓時段從而進行立即ecg分析。中斷的另一原因可以在于，用戶懷疑ecg分析算法已經不正確地得出電擊決定。因此，所述除顫器可以包括被標記為“解除裝備”的按鈕或開關，以用于中斷電擊協議從而允許立即返回到cpr按壓。這些現有技術按鈕中的每個按鈕提供對感測到的按鈕按下的預定和固定響應，以中斷正在進行的協議序列。

存在若干種ecg分析算法，其自動地分析患者的ecg以決定除顫電擊是否適于處置潛在的心臟節律。由lyster等人在題為“adaptiveanalysismethodforanelectrotherapydeviceandapparatus”的共同受讓的美國專利6671547中一般性地描述了一種這樣的算法，并且通過引用將其并入本文。所描述的算法涉及當前在aed(諸如由馬塞諸塞州，andover的koninklijkephilipsn.v.制造的heartstarttmfr3aed)中所采用的患者分析系統(pas)算法。

但是，pas和用于確定可電擊狀況的其他現有ecg算法要求相對無噪聲的ecg信號。所有現有協議序列要求在分析期間停止cpr，因為cpr引起在ecg中的偽影，所述偽影在發生時會掩蓋vf，或者會在未發生vf時表現為vf。前者狀況造成分析的靈敏度的不期望的下降，而后者狀況造成分析的特異性的不期望的下降。因此，cpr和除顫的所有現有協議要求至少若干秒的周期性“放手(hands-off)”時段，以允許除顫器以足夠的準確度來分析ecg，從而對患者是安全、有用并且有效的。

若干問題起因于中斷cpr以用于ecg分析的需要。已經表明，cpr按壓的中斷即使僅數秒也可能降低成功復蘇的可能性。因此，所要求的在遞送除顫電擊之前的停止cpr以進行ecg分析可能降低成功患者結果的機會。并且，在除顫之后為了評估電擊的成功而在恢復cpr過程中的延遲也可能影響患者結果。

已經開發了針對該問題的若干種現有解決方案，其全部涉及降低延遲的量。例如，一種方案是通過使用自適應濾波從ecg信號移除cpr噪聲偽影。由snyder等人在題為“interactivemethodofperformingcardiopulmonaryresuscitationwithminimaldelaytodefibrillationshocks”的共同受讓的美國專利no.6553257中描述了這樣的自適應濾波方法，并且通過引用將其并入本文。

用于在存在cpr噪聲偽影的情況下分析ecg的另一種備選方法包含對ecg數據流的小波變換分析。由addison在題為“methodofanalysisofmedicalsignals”的美國專利no.7171269中描述了該方法的一個范例，并且通過引用將其并入本文。‘269專利描述了將信號分解為心臟信號和cpr相關信號的小波變換分析的使用。由coult等人在題為“systemsandmethodsforanalyzingelectrocardiogramstodetectventricularfibrillation”的國際專利申請no.pct/us2012/045292中采用了該方法的另一范例。在其中，在被分析和被分層為可電擊的或不可電擊的ecg之前，心電圖信號由小波(諸如morlet、myers或mexicanhat小波)詢問。

遺憾的是，所有這些方法往往是計算密集的并且因此難以在便攜式設備中實現。一些方法還缺少必要的準確度以在存在cpr噪聲偽影的情況下可靠地確定可電擊節律同時避免“假陽性”電擊決策。這些技術還易受外部電噪聲(諸如線路噪聲)影響，并且尚未被采用。

出于這些原因，已經開發了其他方案以縮短準確地確定可電擊節律所需要的“放手”ecg時間的量。還通過引用并入本文的由snyder等人在題為“circuitandmethodforanalyzingapatient'sheartfunctionusingoverlappinganalysiswindows”的共同受讓的美國專利no.7463922中描述了使用時間上重疊的ecg數據緩存來實現更快的電擊決策的一種這樣的技術。遺憾的是，這些現有技術方案僅用于降低延遲時間，但是未完全將其消除。

起因于現在對于在存在來自cpr的偽影噪聲的情況下不能夠分析ecg的另一問題在于重新纖顫(refibrillation)。成功地除顫(即，返回到有序的心臟節律或心臟驟停)的患者的一部分隨后稍后重新進入vr若干秒到若干分鐘。這些患者中的一些患者在固定持續時間的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，除了等待在cpr時段的結束處的協議放手分析時段之外，目前不存在解決重新纖顫的處置。對于處置重新纖顫的該延遲可能對于患者結果而言是次優的。

已經提出了針對在cpr期間的重新纖顫問題的一種方案，包含對cpr期間的心臟“生命力”的量度。一種這樣的量度是在cpr期間所確定并且由jorgenson等人在通過引用并入本文的題為“defibrillatorwithdynamicongoingcprprotocol”的美國專利申請no.13/881380中所描述的所謂的“自主循環恢復概率”(prosc)得分。

預測vf的另一種量度是由quan等人在題為“treatmentguidancebasedonvictimcirculatorystatusandpriorshockoutcome”的美國專利申請no.14/211681中所描述的所謂的振幅譜面積(amsa)得分。然而，這些方法僅提供cpr是否應當被中斷以出于除顫目的而執行ecg分析的指示。因此，會由這些方案引起額外的延遲。

技術實現要素：

發明人已經認識到由現有技術所造成的限制，并且已經確定所需要的是用于在存在cpr噪聲偽影的情況下分析ecg的技術，其提供對可電擊的心律的魯棒和可靠的指示。所需要的技術必須具有足夠的靈敏度和特異性來消除cpr與除顫之間的延遲，并且在重新纖顫發生之后迅速地處置重新纖顫。所述技術必須是計算上高效的，使得其能夠被并入在心臟突發事件期間實時使用的便攜式醫學設備中。本發明人已經開發了這樣的技術。

可以在經改進的cpr救助協議中采用經改進的技術，其通過交錯操作的不同cpr模式來提供對重新纖顫的增加的上手(hands-on)cpr時間和處置的益處。具體地，可以在救助中相對早地采用操作的連續cpr救助模式，其中，在檢測到vf后立即遞送電擊。稍后在救助中，在認識到cpr按壓與電療的更高比例可能更有益于心臟驟停患者的情況下，cpr協議可以自動地移動到操作的調度cpr救助模式。在操作的每種模式中，采用ecg分析算法，所述ecg分析算法能操作用于甚至在存在cpr相關噪聲的情況下確定可電擊心臟節律。

還認識到了，這樣的算法可能是對于在這樣的cpr相關噪聲下的可電擊心臟節律而言比適于在“放手”或安靜時段期間操作的現有技術算法較不敏感。經改進的技術還采用在兩種分析算法之間的選擇性切換，其旨在捕獲這樣的丟失的“真陽性”。所述切換以使與第二現有技術算法相關聯的“放手”時間最小化的方式來完成。

發明人還已經認識到，使用用于在cpr期間分析ecg的上文所描述的算法的心臟救助協議還能夠通過提供允許截斷所述協議以有利于提供備選治療的用戶發起的方法和相關聯的除顫器來改進。提供了按鈕，所述按鈕在被致動時基于協議的當前狀態和經分析的ecg信號的潛在狀態兩者來改變除顫器的操作狀態。

因此并且根據本發明的原理，描述了一種電療裝置和方法，其通過包含截斷cpr以有利于提供電療的用戶致動的輸入部來改進針對心臟驟停的處置。所述裝置和方法在其中cpr相關信號噪聲偽影可能存在的時段期間分析ecg。當由所述裝置感測到對所述輸入部的致動時，所述裝置立即將所述操作狀態設定到響應于感測的步驟和經分析的ecg信號兩者的一個操作狀態。

同樣地，根據本發明的原理，以上方法可以被并入到aed中以用于在cpr期間使用。例如，如果經分析的ecg信號指示在按鈕被激活的時候的可電擊節律，則所述操作狀態變為裝備的電擊遞送電路狀態。因此，在按鈕致動與電擊的遞送之間沒有引起延遲。另一方面，如果經分析的ecg信號指示在按鈕被激活的時候并非是可電擊節律，則所述操作狀態可以發出“不要接觸(stayclearof)患者”的提示，跟隨有另一分析或任選地利用第二或更靈敏的ecg分析算法來分析所述ecg信號。

還在其他實施例中，描述了一種方法和相關聯的裝置，其包含關于潛在心臟救助協議的額外的視覺信息。可以提供鄰近輸入按鈕設置的上下文標簽，其改變以反映按鈕致動后操作狀態。例如，如果所述ecg分析算法感測到所述ecg信號中的可電擊心臟節律，則所述上下文標簽可以從“分析”改變為“充電”。可以提供額外的視覺顯示指示，諸如在這樣被感測時的“建議電擊”的顯示。

先前所描述的aed和方法的目的是使cpr的任何停止與除顫電擊的遞送之間的所有非安全相關延遲最小化。即使所述用戶中斷正在進行的cpr按壓以遞送所調度的協議外的電療，該目標也被實現。

附圖說明

在附圖中：

圖1圖示了根據現有技術的心臟救助期間的除顫器以及其使用。

圖2a圖示了用于分析在存在來自cpr按壓的噪聲偽影的情況下分析ecg的發明的算法的一個過程流實施例。

圖2b圖示了根據本發明的一個實施例的用于根據經分析的ecg來確定可電擊心臟節律的過程流。

圖3圖示了根據本發明的用于從ecg信號移除cpr偽影和其他信號噪聲的一組濾波器的頻率特性。

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

圖5圖示了根據本發明的一個實施例的用于將破壞的ecg信號分類為vf或未決定的示范性二維決策面。

圖6圖示了根據本發明的體外除顫器的功能框圖。

圖7圖示了根據本發明的指示設備的充電狀態的示范性視覺顯示。

圖8圖示了根據本發明的一個實施例的aed的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于圖示操作的連續cpr救助模式的過程流。

圖10圖示了根據本發明的一個實施例的用于圖示操作的調度cpr救助模式的過程流。

圖11圖示了用于圖示基于救助的進度在操作的連續cpr救助模式與調度cpr救助模式之間自動移動的心臟救助協議的過程流。

圖12圖示了操作的連續cpr救助模式中的心臟救助期間所提供的音頻和視覺信息的時間線視圖。

圖13圖示了在操作的調度cpr救助模式中的心臟救助期間所提供的音頻和視覺信息的時間線視圖。

圖14圖示了用于基于救助的進度在兩種ecg分析算法之間自動地移動的心臟救助協議的過程流實施例。

圖15圖示了用于基于心臟救助的進度在兩種ecg分析算法之間移動的詳細過程流方法。

圖16是圖示了用于截斷cpr以有利于在心臟救助期間提供電療的方法的流程圖。

圖17a、17b、17c和17d圖示了顯示關于aed操作的潛在狀態和被設置在按鈕附近的上下文標簽的信息的用戶輸入按鈕和視覺顯示的示范性實施例。

具體實施方式

發明的電擊建議算法，被稱為優化的心律失常識別技術(art)，通常將先前所描述的小波變換分析的原理應用到ecg信號流，但是替代地利用一系列固定頻率帶通濾波器來替換小波變換。一組帶通濾波器優選被構建為具有類似被用于產生常規morlet小波的高斯窗口形狀的頻率窗口。

所述art算法通過選擇性地使潛在破壞的ecg信號的相對高頻分量通過來抑制cpr偽影相關噪聲。art基于發明人的以下認識：盡管pcr和有序的心臟節律能夠以大約1hz到2hz的類似重復率發生，但是典型的cpr噪聲具有其信號中的相對少的高頻分量，即，信號往往是圓滑波形。由于在單個周期期間的心臟的快速極化和去極化，心臟活動往往具有相對許多高頻分量。將要由art捕獲和分析的是這些高頻分量。

現在轉到圖示，圖2a圖示了用于在存在來自cpr按壓的噪聲偽影的情況下分析ecg的發明的art算法200的過程流實施例。在步驟202處，所述方法首先優選從被布置為與患者的皮膚電接觸的兩個或更多個電極來接收ecg信號。所述ecg信號是時間變化的電壓，其來源是患者的心臟以及可能是由正被應用到患者的cpr按壓所引起的電壓。所述信號還可以包括患者外部的其他偽影信號，諸如患者碰撞和運動、外部電氣噪聲等。ecg信號優選被數字化為信號數據流。

在濾波步驟206處，通過art濾波算法來處理數字化的ecg信號流。在此，在第一到第四并行濾波步驟206'、206”、206”'和206””處通過一組第一到第四并行濾波器對所述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。每個濾波器優選是有限沖激響應濾波器。濾波器的數目和每個濾波器的帶通特性可以在本發明的范圍內在某種程度上不同。

art濾波器306的優選布置如下并且被示出在圖3中。可以采取四個基本濾波器，其通常應用于圖2a中的對應的濾波步驟206。被稱為flats306'的一個和被稱為clas1306”的另一個往往使ecg信號的更高的頻率分量通過，并且可以呈現如下特征以：1)將心室顫動與心臟驟停心律區分開；2)將心室顫動與有序的心臟活動區分開；3)將心室顫動與心臟驟停節律和有序的心臟活動區分開。flats306'和clas1306”兩者往往以與cpr偽影相關聯的頻率來衰減數據，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的例示性和示范性實施例中能夠看到的，flats306'具有大約35hz的中心頻率，并且clas1306”具有大約25hz的中心頻率。class306””被布置為拒絕射頻(rf)噪聲。并且，clas306”'可以被布置為通過對于拒絕由某些偽影(例如，由于運輸、肌肉收縮、射頻干擾等)引起的vf的假陽性指示有用的低頻分量通過。

在優選實施例中，數字化的ecg信號輸入導致四個經濾波的ecg信號流輸出。

如從圖4能夠看到的，許多振蕩存在于經濾波的信號中，使得在緩存中存在許多為零和接近零的樣本。為了移除這些效應，額外的包絡的濾波器可以被任選地應用到數據，以便移除所定位的零和非零。圖4圖示了對clas1濾波器306”的振蕩輸出402的效應和可選的包絡的濾波步驟405。

在緩存步驟204處，經濾波的ecg信號數據的每個流被分段為順序時間段，即，緩存ecg1、ecg2……ecgi。一個優選的布置是3.5秒長度的非重疊鄰接緩存。一個采樣率是每秒250個樣本，其等于每緩存875個ecg的樣本。時間段長度和采樣率是預定的，并且可以在本發明的范圍內不同。來自每個緩存的數據點中的每個數據點具有值，這取決于輸入和潛在的濾波器。在圖4中示出了針對clas1的經濾波的ecg緩存數據集的范例。

在濾波步驟206之后發生緩存步驟204是優選并且有利的。通過在緩存之前進行過濾，所述方法避免了在每個緩存的邊緣處的濾波器瞬變。否則，所述方法將要求更長、重疊的緩存，其將需要與對患者結果的伴隨拖延效應的更長的分析時間。

在步驟208處，在經濾波的ecg緩存中的每個中的數據與閾值進行比較。然后計算落在針對該經濾波的ecg緩存的閾值內的數據點的數目(被稱為得分)，以用于由分析步驟210使用。當然，對數據點的數目的任何數學等效(諸如比例或分數)可以在該方法步驟的范圍內進行替代。出于該例示的目的，針對flats濾波器的經濾波的ecg緩存的得分被指定flats得分。針對clas1的經濾波的ecg緩存的得分被指定clas得分。因此，圖2a圖示了閾值比較步驟包括針對并行濾波步驟(即，第一到第四并行閾值比較步驟208'、208”、208”'和208””)中的每個的閾值比較。

可以以許多種方式實現針對經濾波的ecg緩存得分中的每個的閾值，對其的確定落在本發明的范圍之內。閾值可以是固定的(例如，預定的)，或者可以是自適應的(例如，基于特定緩存中的數據點的平均值來計算)。例如，flats緩存數據集可以針對固定閾值進行評分，并且clas緩存數據集可以針對自適應閾值進行評分。

分析步驟210通過將經濾波的ecg緩存得分與預定決策面進行比較開始。使用具有cpr破壞噪聲的ecg信號數據的數據庫構建的決策面定義給定的一組緩存得分指示“vf”還是“未決定的”(即，并非vf)。在圖5中圖示了clas和flats維度中的決策面的一個范例。在該范例中，決策面510由對應的成對的clas得分和flats得分中的一個來構建。落在決策面510內的得分對指示vf狀況。落在決策面510外部的得分對指示未決定的狀況。可以使用如創建更準確的vf決策所期望的額外的經濾波的ecg緩存的閾值來添加決策面的額外維度。盡管在此僅示出兩個維度，但是三個或更多個維度可以被用于也包含其他clas得分的決策面。

分析步驟210繼續將表示特定心臟信號特性的兩個或更多個緩存得分與決策面進行比較以便確定vf或并非vf。對于圖5中所示的范例而言，在520處示出了clas/flats得分的范例對，其指示vf。落在決策面510外(例如，以上和/或右邊)的值對530指示未決定的(即，并非vf)狀況。

因此，每個原始時間分段的ecg緩存能夠被指定為“建議電擊”(即，對應于vf)或“未決定的”(即，對應于“并非vf”)。一旦ecg緩存器被確定為建議電擊或未決定的，則art以時間順序重復針對接下來的ecg緩存的捕獲、獲得、濾波和分析的步驟，如在“選擇接下來的ecg緩存”步驟212中所示的。重復的過程使得將每個新緩存與先前的緩存相組合的額外方法能夠生成是否存在vf的總體連續的確定。

上文所描述的方法已經被示出為利用足以在cpr的應用期間安全地做出電擊確定的準確度并且在不需要“放手”時間期間的分析的進一步確認的情況下來識別vf。針對cpr污染的ecg的單個緩存的art對vf的靈敏度已經被證明超過70％，即，art將檢測到超過事件的70％的真實vf。類似地，art的特異性已經被證明為超過針對ecg的單個緩存的95％，即，將不生成來自“并非vf”事件的超過95％的假陽性vf指示。

還可以注意到，在“安靜”時段期間的art性能接近在現有pas算法中已經證明的art性能。與關于大約94％處的類似數據的pas相比較，未被cpr偽影污染的ecg數據的art對vf的靈敏度超過80％。對“干凈的”ecg的緩存上的假vf的art和pas的特異性是幾乎相同的。

現在轉到圖2b，所述方法繼續。所述方法的一個優選實施例包括如在與以下若干段落中所提到的步驟分離的處理器(諸如dsp)中執行的先前所描述的步驟202-212。這樣的布置繼而允許每個ecg緩存相對地獨立于電擊決策和控制處理器而被分析并且被分類為vf或“未決定的”，其主要僅需要來自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分離到多個部件中。例如，在步驟202處對ecg信號輸入部的數字化可以在前端芯片(諸如asic)中處理，數字流被饋送到dsp中，以用于將經數字化的ecg信號流濾波為對應于方法步驟206的分離的濾波流。又一處理器然后將接收經濾波的流，以用于在以下段落中將描述的最終的分類、做決策、以及響應處理功能。

如果vf是在分析步驟210根據ecg緩存來確定的，即，“建議電擊”結果，那么潛在的ecg節律通常被假定為可電擊心臟節律。但是，對vf確定的最佳響應可能未簡單地準備潛在的設備以提供電療。替代地，可能優選的是獲得確認確定或者否則以未過度地中斷正在進行的心臟救助的某種方式將所述確定傳達給用戶。因此，出于這些目的保證分離的決策步驟214，并且在圖2b中被示出為取來自分析步驟210的輸入。在以下段落中將提供這樣的情況的范例。

因為art在數分鐘長的cpr時段期間順序地分析多個ecg緩存，對vf的正在進行的患者狀況的累積靈敏度將增加，即，檢測真vf狀況的更多機會。但是還預期到了，累積特異性將增加，即，將“未決定的”狀況誤解為vf的機會更多。為了在該相對長的時間段期間將總體方法的特異性維持在可接受的水平處，可以開發可選的多個緩存規則以用于根據在時間連續的ecg數據緩存上的vf/未決定的決策做出電擊決策。稍后的第二預定時間段的ecg緩存的重復的第二分析步驟210被提供給決策步驟214。決策步驟214然后額外地使其最終的決策基于第二分析步驟。

例如，分析步驟210可以確定只要三個時間連續的ecg緩存指示vf，則心臟節律就是可電擊的。否則，所述分析步驟指示不可電擊節律。已經示出，在這些規則下，art在cpr的長時段期間維持>95％的特異性，而靈敏度保持>70％。在一些情況下，靈敏度能夠超過95％，并且特異性能夠超過98％。這樣的性能對于在cpr時段期間做出電擊決策是可接受的。總之，而決策步驟214基本上接收vf/未決定的ecg緩存的正在進行的流，步驟214應用針對潛在的設備應當操作性地繼續到除顫電擊的遞送的最終的決策的規則。

顯示步驟215可以在確定后立即發起，諸如在顯示器上的視覺圖形或文本消息、光信號、或者敏銳的聽覺信號。優選地，甚至在設備完全準備以遞送電療之前提供顯示步驟215，但是以不使用戶從繼續cpr按壓分心直到設備準備好電擊遞送的不引人注意的方式。另一方面，存在操作的一些模式，其中，可能優選的是根本不向用戶提供電擊確定的任何信息直到裝備完成。一些普通用戶可能不必要地僅僅在設備準備遞送電擊的指示處就從提供cpr按壓分心或受驚嚇。

響應于來自決策步驟214的存在可電擊心臟節律并且應當提供電療的確定，裝備步驟216開始。裝備步驟216可以包括利用對患者進行除顫的足夠的能量對高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聽覺和/或視覺指示器，連同關于朝向完全準備好電擊遞送(步驟217)的進展的某個指示。例如，視覺顯示700上的動態柱狀圖指示720可以示出與高壓電路的增加的充電狀態相對應的柱狀圖的漸進填充。顯示700上的文本消息還可以指示該充電正在進行。ecg顯示730可以與進度指示器同時地被顯示在充電狀態顯示上。圖7圖示了這樣的顯示700的一個示范性實施例。音頻進度指示器可以包括在獲得完全充電狀態時停止的上升頻率的連續音調。

在裝備步驟216的完成處，電療設備完全準備以遞送電擊。在裝備之后，優選的是發生自動地發出用戶提示219以停止cpr從而進行電療的遞送的步驟。來自揚聲器830的音頻提示、照明或閃爍電擊按鈕燈820、和/或顯示器指示802可以被用于向用戶發信號以停止cpr從而進行電擊遞送。參見圖8是用戶接口818上的這些指示器的范例。在aed的情況下，所述提示還可以指令用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。仍然在步驟219處，在完全自動的除顫器的情況下，電擊可以在提示發生之后自動地立即遞送。如果用戶采用電絕緣手套或其他這樣的保護裝置，則可以任選地完全省略步驟219處的“停止cpr”的任何提示。

在一些情況下，可能期望的是延遲在步驟219處發出停止cpr的用戶提示直到已經提供最小量的cpr。例如，可能期望的是在遞送電擊之前執行不中斷的cpr的至少30秒。可選的延遲步驟218可以被包含到發明的方法以便確保這樣的最小cpr時間。

緊接在電療的遞送之后，用戶可以自動地被提示以在步驟222處恢復cpr。可以任選地使得設備能夠在步驟220處檢測電療的遞送。能夠通過感測輸出電流、按鈕按下等來獲得檢測遞送。然后，方法過程根據心臟救助的狀態返回到捕獲、獲得、濾波、和分析的步驟。

上文所描述的方法步驟允許cpr繼續一直到遞送電療的時刻，并且然后此后立即恢復cpr。結果是，心臟救助期間的“上手”時間的比例增加，從而改善總體處置的有效性。能夠基本上消除等待“放手”ecg分析的空閑時間，從而避免一旦停止cpr則這樣迅速地發生的血壓和流量的損失。這些益處能夠連同方法的在cpr時段期間處置對vf的反轉的能力一起實現。如果重新纖顫發生，則所述方法簡單地檢測vf并且準備正在進行的cpr按壓的中間的電療。

由發明的方法提供了其他優點。發明人已經發現，濾波器替代小波的使用在某種程度上降低了分析vf所要求的計算負載，并且更有效地抑制了電力線噪聲或類似高頻噪聲的干擾。因此，大多數方法步驟能夠被實現在單個數字信號處理器(dsp)中，所述數字信號處理器被布置為接收ecg信號流、處理所述流、并且然后輸出連續的、時間上對齊并且經變換的ecg數據流。dsp還能夠與第二處理器并行操作，所述第二處理器控制aed中的最終的電擊決策和遞送序列。同樣地，一系列濾波器能夠被容易地調節為還提供對由dc移動、50hz和60hz外部電力線噪聲所引起的信號的更魯棒的拒絕。

先前所描述的方法能夠被實施在諸如體外除顫器的醫學設備中。圖6是根據本發明的一個實施例的體外除顫器10的功能框圖。除顫器10被配置為aed，所述aed旨在用于在包括cpr的心臟救助期間使用。其被設計以獲得小的物理大小、輕的重量、以及相對簡單的用戶接口，其能夠在沒有高訓練水平并且否則將僅不頻繁地使用除顫器10的情況下由人員操作。盡管關于aed中的應用描述了本發明的本實施例，但是其他實施例包括不同類型的除顫器中的應用，所述除顫器例如是手動除顫器、完全自動的除顫器、以及護理人員或臨床除顫器/監視器。

除顫器10從例如被連接到患者的兩個或更多個電極16接收ecg信號的輸入部12。ecg前端電路14經由連接器插座和插口等與輸入部12電氣通信。ecg前端電路14操作用于將由患者的心臟所生成的電氣ecg信號進行放大、緩存、濾波、以及任選地數字化以產生數字化的ecg樣本流。數字化的ecg樣本被提供到控制器30，控制器30可以是組合dsp和arm處理器的處理器。一個示范性控制器是由德州儀器股份有限公司制造的應用處理器族。在裝置的一個實施例中，dsp在art協議的情況下執行所有先前所描述的濾波，并且然后將經濾波的ecg數據的多個流傳遞到arm處理器。arm將數字化的ecg信號數據流緩存到與預定時間相對應的段(緩存器)中。arm對經濾波的ecg數據執行結果分析，以檢測vf、可電擊的vt、或者其他可電擊的節律。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。因此，dsp和arm的這些控制器30部分一起操作作為ecg分析器32，如以上方法步驟202到222中所描述的。當然，本發明的范圍不限于具體的dsp/arm配置。前述和以下功能可以等效地在單個處理器中實施或被分布在多個處理器之中。

ecg分析器32包含分析算法，所述分析算法能夠以大于大約70％的靈敏度和大于大約95％的特異性在存在cpr相關的信號噪聲偽影的情況下確定可電擊節律。ecg分析器的準確度足以在存在cpr按壓噪聲的情況下安全地并且有效地評估輸入信號的心臟狀態。一種這樣的分析算法是art，如先前所描述的。

如果ecg分析器32結合指示對于需要除顫電擊的操作方案的確定來確定可電擊節律，那么處理器34響應于ecg分析器32的輸出將信號發送到hv(高電壓)充電電路60以將hv能量存儲源70充電到準備用于遞送電擊。當hv能量存儲源70被完全充電時，處理器34引導圖8的用戶接口818上的電擊按鈕92以開始閃爍來將用戶的注意力從提供cpr按壓的任務重定向到遞送電療的任務。

如將更詳細地描述的，處理器34能夠在檢測到可電擊心臟節律后(即，在操作的連續模式中)立即發起準備用于除顫電擊，并且一旦設備被裝備，則發出中斷cpr按壓以進行電療的指令。備選地，處理器34能夠在cpr按壓的預定時段的結束之前發起準備用于除顫電擊，并且能夠與預定時段的結束同時地指令電療的立即遞送。該最后模式被稱為調度模式。

要么在連續模式中，要么在調度模式中，處理器34控制用戶接口18以發出聽覺提示來停止cpr并且按下電擊按鈕以遞送除顫電擊。這些提示應當一起并且以快速的順序發出，使得停止cpr與按下電擊按鈕之間的延遲被最小化。用戶接口18應當經由音頻揚聲器20類似地發出聽覺提示以在處理器34感測到除顫電擊已經被遞送(例如，通過感測按鈕按下、來自hv存儲電路的電流等)之后盡可能快地恢復cpr，對應的視覺提示可以與聽覺提示同時地發出。

當用戶按下用戶接口818上的電擊按鈕92時，通過電擊遞送電路80從hv能量存儲源70遞送除顫電擊。在優選實施例中，電擊遞送電路80經由aed的輸出部被電氣地連接到接收原始ecg信號的相同電極16。

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是用于通過心臟救助協議的進度來引導用戶的主要裝置，并且因此包括聽覺指令輸出和視覺顯示中的至少一個。具體地，用戶接口18可以包括音頻揚聲器20，其向用戶發出關于救助的狀態、關于在救助中待采取的接下來的步驟的指令、或者關于響應于所確定的可電擊心臟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，其可以照亮相鄰圖形或者待按下的按鈕。優選地，處理器34控制用戶接口，使得以優化用戶的期望響應的方式來提供這些暗示中的每個暗示。如果一個或另一個暗示可以從期望的響應減去，則不需要同時地發出關于相同信息的聽覺和視覺暗示。例如，處理器34可以控制充電電路以在完全發出任何指令之前將hv存儲源完全充電到裝備狀態。備選地，處理器34可以驅動用戶接口以在揚聲器20上發出相關聽覺指令之前在視覺顯示器22上指示對可電擊心臟節律的確定。并且再次參考圖7，處理器34可以驅動用戶接口以在揚聲器20上發出相關聽覺指令之前指示hv充電電路的狀態。

用于操作控制器30的軟件指令被設置在板載存儲器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、包括用于提供cpr按壓的時段的cpr救助協議的指令、針對多個用戶類型的ui配置等。易失性存儲器可以包括設備自測試的軟件實現的記錄、設備操作數據、以及救助事件音頻和視覺記錄。

在圖6中所示的除顫器的其他可選特征包括系統監視器控制器，所述系統監視器控制器從各種按鈕(例如，上電、電擊)接收信號并且為蜂鳴器和led燈提供信號。按鈕和傳感器的狀態改變通過通信接口被發送返回到處理器34。該特征實現了利用借助于按鈕致動和準備狀態輸出的喚醒感測的非常低功率備用操作。

圖8圖示了aed800的外表面上的用戶接口818的結構實施例，其總體對應于圖6功能框圖的用戶接口18。用戶接口818可以包括視覺顯示器802，視覺顯示器802提供關于心臟救助的狀態的圖形和文本信息。用戶接口818還可以包括揚聲器830，揚聲器830發出聽覺和可聽提示。led840可以通過針對準備或故障的基于光的信號。用戶接口818還可以包括第一可配置按鈕854、第二可配置按鈕856、以及第三可配置按鈕858，其功能取決于救助的狀態或設備的配置而改變。還可以通過顯示在視覺顯示器802上的上下文標簽804、806、808來指示可配置的按鈕功能。例如，如果設備被配置用于高級操作模式，則顯示器802可以指示相鄰可配置按鈕854被配置為“分析”按鈕94。分析按鈕94可以操作用于截斷正在進行的救助協議。截斷立即停止cpr時段并且準備除顫器以用于電療的立即遞送。下文將更詳細描述分析按鈕94和其功能性的實施例。

本發明的優選實施例包括在cpr救助協議中操作的除顫器10，所述操作的特征在于：消除提供cpr按壓與遞送電療之間的裝置引起的延遲。為了實現該結果，包含如上文所描述的ecg分析算法，其甚至能夠在存在由cpr按壓誘發的運動相關信號噪聲的情況下，在沒有過度誤警報的情況下，準確地確定可電擊心臟節律。art是這樣的算法。在cpr按壓被應用時，art允許可電擊心臟節律的背景檢測、hv存儲電路的充電、以及對設備的裝備。除顫器然后準備好與cpr按壓的停止同時地遞送電擊。

由發明的方法和裝置使能的操作的模式

如上文所描述的除顫器能夠配置有操作的若干不同模式中的任意模式。作為發明的分析方法的結果，使得操作的新穎模式是可能的。操作的所述模式解決了在發明的裝置中的發明方法的采取的情況下可能引起的各種新問題。

操作的每種模式可以被預加載到除顫器存儲器40中。設備的管理員或用戶能夠在心臟救助之前在設備設置期間選擇期望的模式。特定的模式是根據本地救助協議和/或針對該位置的醫療總監的偏好來選擇的。

操作的連續cpr模式

圖9圖示了操作900的連續cpr救助模式的一個實施例。當除顫器被配置在連續模式中時，一旦art檢測到vf并且處理器做出電擊決策時，其處理器總是發起除顫電擊。在以下描述的上下文中，術語“連續”被認為是意指一旦檢測到可電擊節律時的除顫治療的立即應用。操作的該特定模式還可以被稱為“分析到cpr自定義”模式。

在步驟902處進入操作的連續cpr救助模式，其中，art算法已經開始評價ecg緩存器的流。cpr按壓可以在該時間處是正在進行的，但是對于模式是不必要的。所述處理器在步驟904處確定電擊決策，并且如果確定“建議電擊”狀況，則處理器開始準備除顫器以遞送電療。因此，所述方法與圖2b步驟215到步驟222處所描述的方法類似地繼續。

建議電擊顯示步驟915可以在確定后立即發起，諸如利用顯示器上的視覺圖形或文本消息、光信號、或者敏銳的聽覺信號。優選地，甚至在設備完全準備以遞送電療之前提供建議電擊顯示步驟915，但是以不使用戶從繼續cpr按壓分心直到設備準備好電擊遞送的不引人注意的方式。另一方面，存在操作的一些模式，其中，可能優選的是根本不向用戶提供電擊確定的任何信息，直到裝備完成。一些普通用戶可能不必要地僅僅在設備準備遞送電擊的指示處就從提供cpr按壓分心或受驚嚇。

響應于來自決策步驟904的存在可電擊心臟節律并且應當提供電療的確定，裝備步驟916開始。裝備步驟916可以包括利用對患者進行除顫的足夠的能量對高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聽覺和/或視覺指示器，連同在裝備進度顯示步驟917處關于朝向完全準備用于電擊遞送的進度的某個指示。例如，視覺顯示700上的動態柱狀圖指示720可以示出與高壓電路的增加的充電狀態相對應的柱狀圖的漸進填充。顯示700上的文本消息還可以指示該充電正在進行。ecg顯示730可以與進度指示器同時地被顯示在充電狀態顯示上。圖7圖示了這樣的顯示700的一個示范性實施例。

在裝備步驟916的完成處，電療設備完全準備以遞送電擊。優選的是，緊接在裝備完成之后，發生自動地發出用戶提示919以停止cpr從而進行電療的遞送的步驟。來自揚聲器830的音頻提示、照明或閃爍電擊按鈕燈820、和/或顯示器指示802可以被用于向用戶發信號以停止cpr從而立即進行電擊遞送。參見圖8是用戶接口818上的這些指示器的范例。在aed的情況下，所述提示還可以指令用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。仍然在步驟919處，在完全自動的除顫器的情況下，電擊可以在提示發生之后自動地立即遞送。完全自動的aed可以使用諸如電極阻抗監測的方法、或者使用分析算法確定不存在cpr相關信號噪聲偽影來確定何時操作者未觸碰患者，并且因此自動地遞送電擊。如果用戶正采用電絕緣手套或其他這樣的保護裝置，則可以任選地完全省略步驟919處的“停止cpr”的任何提示。

緊接在電療的遞送之后，用戶應當立即在步驟922處被提示恢復cpr以便使放手時間最小化。可以任選地使得設備能夠在步驟920處檢測電療的遞送。能夠通過感測輸出電流、按鈕按下等來獲得檢測遞送。

檢查電擊集的完成的可選步驟924可以在步驟922之后并且在返回電擊決定步驟904之前被執行。電擊集是在操作的連續cpr救助模式的一個時段內遞送的預定數目的電療電擊。可以通過根據本地偏好的醫學管理員來設定所述預定數目。電擊集中的電擊的優選數目是三。

如果電擊集完成檢查步驟924確定電擊集完成，那么所述方法在離開步驟926處離開操作的連續cpr救助模式。否則，所述方法繼續連續模式結束決策步驟906。

決策步驟906確定操作的連續模式的持續時間是否已經到達預定時間。預定時間可以是一分鐘或兩分鐘，或者可以根據本地偏好由醫學管理員來設定在其他期望的時間處。如果已經達到時間，則所述方法在離開步驟926處離開連續模式。否則，所述方法返回到電擊決策步驟904以用于對接下來的(一個或多個)ecg緩存的連續分析。回路將繼續直到電擊集之一完成或者連續模式時段完成。

如果患者響應于電療或者根本不需要電療，在連續模式中操作的aed將在背景中安靜地分析，同時周期性地提供適當的引導以檢查患者或繼續cpr。aed電擊遞送電路將絕不會被不必要地充電，因此節省電池電量并且延長操作時間。該模式可以在商用飛機中的使用期間是特別有益的，其中，在飛行期間有時經歷非常長持續時間的心臟救助。

圖12提供了在操作的連續cpr救助模式期間所提供的信息輸出的圖示。時間線1200包括沿著表示心臟救助中的時間的水平軸的三行。頂行1210指示設備的當前狀態。中間行1220指示由當前狀態處的設備發出的可聽提示。底行1230指示在當前狀態處的設備用戶接口上所示出的顯示。

在部署狀態1212處的救助的開始處，可能尚未部署電極。在該狀態處優選同時地提供“應用襯墊”的可聽提示1222和視覺顯示1232以便強調地指令用戶執行該必要的動作。

在電極被部署之后，所述設備將感測其正在接收ecg信號，并且將進入“在cpr期間分析”狀態1214。在該狀態處，音頻指令和計時信號1224連同可選的顯示信息1234被提供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正在操作。

如果設備檢測到可電擊心臟節律，則狀態進入充電和裝備狀態1216。然而，不像現有技術設備那樣，發明的設備不提供或僅提供建議電擊并且設備自身準備遞送治療的敏銳的可聽警報。替代地，在cpr狀態1226處的cpr相關的指令繼續。該特征對于關于心臟救助具有很少先驗經驗的普通用戶而言是特別有用的。通過抑制建議電擊的可聽提示，所述設備預先阻止可能關心電擊的普通用戶提前地停止cpr按壓。不引入注意的顯示消息可以替代地被提供在充電顯示狀態1236處以指示充電狀態。如能夠在圖12中看到的，可以在那里要么文本地要么圖形地或者以某種組合來顯示正在進行的cpr和設備充電狀態。

僅在設備被裝備并且準備遞送電擊時，在狀態1217處是在“遞送電擊”可聽提示1227處向用戶發出的可聽提示。與提示同時地，電擊按鈕在狀態1240處照射或閃爍以吸引用戶的注意來按下按鈕。在該狀態處傳達諸如“不要接觸患者，現在按下電擊按鈕”的可聽指令。

在狀態1217處按下電擊按鈕之后，在電擊后狀態1218處立即恢復救助。一旦在電擊遞送之后是可實行的，則發出“恢復cpr”1228的可聽提示，連同指令用戶恢復按壓的1238處的適當的顯示。所述救助然后循環返回到狀態1214直到或如果另一可電擊節律被檢測到。

操作的調度模式

操作的調度cpr模式顯得為現有技術aed的用戶所熟悉，但是其實際上以顯著不同的方式運行。不像在現有技術aed中那樣，在操作的調度cpr模式中運行的aed甚至在cpr期間分析ecg。但是，在操作的該調度cpr模式中，aed抑制發出提示以中斷cpr而不管潛在感測到的心臟節律。僅在cpr的預定和不中斷的時段已經發生之后，設備提示用戶停止cpr并且遞送電擊。aed立即或者在時段的結束之前的適當時間處在可電擊節律檢測后準備設備以用于電療，使得設備準備與固計時段的結束同時地遞送電擊。該準備優選在背景中發生以便降低cpr按壓期間的噪聲和混淆。在以下描述的上下文中，術語“調度”能夠被認為是意指即使可電擊節律在所述時段期間被檢測到，也將除顫治療推遲應用到預定時段的結束。該模式還被稱為“：分析到cpr開啟”。

圖10圖示了操作1000的調度cpr救助模式的一個實施例。當除顫器被配置在調度模式中時，其處理器在art檢測到vf并且處理器做出電擊決策之后延遲除顫電擊的發起。用于遞送電療的設備的裝備被延遲直到接近不可中斷的cpr的預定時段的結束。

在步驟1002處進入操作的調度cpr救助模式，其中，art算法已經開始評價ecg緩存的流，如先前所描述的。aed可以經由用戶接口提供視覺和聽覺用戶提示以在該時間處應用cpr按壓，但是該發起狀況對于模式不是必要的。

可以將對ecg緩存的art評價與根據其做出的電擊決策進行區分。例如，在該調度cpr救助模式中，步驟1002處的“未決定的”或“建議電擊”的個體ecg緩存評價可以出于治療遞送目的而被忽視直到調度模式時段的最后一部分。備選地，這些評價可以稍后累積并且用在用于做決策的時段中。

處理器在步驟1004處確定電擊決策。如果步驟1004確定“建議電擊”的狀況，則處理器開始準備除顫器以遞送電療的過程。

建議電擊顯示步驟1015可以在確定后立即發起，諸如利用顯示器上的視覺圖形或文本消息、光信號、或者非常敏銳的聽覺信號。優選地，建議電擊顯示步驟1015甚至在設備完全準備以遞送電療之前被提供，但是以不使用戶從繼續cpr按壓分心直到設備準備好電擊遞送的不引人注意的方式。另一方面，存在操作的一些模式，其中，可能優選的是根本不向用戶提供電擊確定的任何信息直到裝備完成。這是因為一些普通用戶可能不必要地僅僅在設備準備遞送電擊的指示處就從提供cpr按壓分心或受驚嚇。

響應于來自決策步驟1004的存在可電擊心臟節律并且應當提供電療的確定，裝備步驟1016開始。裝備步驟1016可以包括利用對患者進行除顫的足夠的能量對高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聽覺和/或視覺指示器，連同關于朝向完全準備用于電擊遞送(在裝備進度顯示步驟1017處)的進展的某個指示。例如，視覺顯示700上的動態柱狀圖指示720可以示出對應于高壓電路的增加的充電狀態的柱狀圖的漸進填充。顯示700上的文本消息710還可以指示該充電正在進行。ecg顯示730可以與進度指示器被同時地顯示在充電狀態顯示上。圖7圖示了這樣的顯示700的一個示范性實施例。

應當注意到，可以對裝備步驟1016的發起進行計時，使得設備在cpr的預定和不中斷的時段的結束附近達到完全裝備狀態。這降低了無意電擊將被給到cpr按壓的提供者的可能性。不管裝備何時開始，在裝備步驟1016的完成處，電療設備完全準備遞送電擊，并且在該時間處發出指令。

延遲步驟1018應當在裝備之后完成。延遲步驟1018是從進入調度模式開始的預定時間段，其確保在電療的任何可能的遞送之前發生cpr的完全并且不中斷的時段。預定時間可以是一分鐘或兩分鐘，并且可以根據本地偏好由醫學管理員設定在任何期望的時間處。優選的時間段是兩分鐘，但是可以在從三十(30)秒或更長的范圍內。

在延遲步驟1018完成之后，發生自動地發出用戶提示1019以停止cpr從而進行電療的遞送的步驟。來自揚聲器830的音頻提示、照明或閃爍電擊按鈕燈820、和/或顯示器指示802可以被用于向用戶發信號以停止cpr從而進行電擊遞送。參見圖8是用戶接口818上的這些指示器的范例。在aed的情況下，所述提示還可以指令用戶按下電擊按鈕892以遞送電擊。在完全自動的除顫器的情況下，仍然在步驟1019處，電擊可以在提示發生之后自動地立即遞送。如果用戶正在采用電絕緣手套或其他這樣的保護裝置，則可以任選地完全省略步驟1019處的“停止cpr”的任何提示。

緊接在電療的遞送之后，用戶應當立即被提示以在步驟1022處恢復cpr以便使放手時間最小化。可以任選地使得設備能夠在步驟1020處檢測電療的遞送。能夠通過感測輸出電流、按鈕按下等來獲得檢測遞送。步驟1020可以被用于在步驟1022處生成恢復提示。另一方面，如果步驟1020檢測到缺少對治療的期望的遞送，則設備能夠通過重復提示或者通過發出沒有電擊已經被遞送并且cpr應當立即恢復的不同的提示(未示出)作出響應。然后，在步驟1026處，所述方法離開操作的調度cpr救助模式。

如果art算法確定ecg是未決定的，則其繼續評價連續的ecg緩存，以用于由決策步驟1004和離開決策步驟1006形成的回路中的電擊建議決策。離開決策步驟1006僅確定不中斷的cpr的預定時段在返回分析之前是否完成。如果步驟1006確定時段完成，則所述方法在步驟1026處離開操作的調度cpr救助模式。步驟1006處的不中斷的cpr的預定時段可以與步驟1018處的時段相同或比步驟1018處的時段更短的持續時間。

通過針對調度模式并且針對響應于電療或者根本絕不需要電療的患者的上文所描述的方法，調度模式中操作的aed將安靜地在背景中分析，同時周期性地提供適當的引導以繼續cpr。aed電擊遞送電路將絕不會被不必要地充電，因此節省電池電量并且延長操作時間。該模式還可以在商用飛機中的使用期間是特別有益的。

現有的心臟救助協議在cpr完成之后要求至少簡要確認分析和hv充電時間。在沒有在現有技術設備中必要的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。操作的調度模式的步驟可以被可視化為圖2b中的步驟214-222的重復循環以及總是在背景中發生的圖2a的分析步驟。發出的用戶提示步驟219始終在延遲步驟218處被延遲直到cpr按壓已經被提供用于連續并且預定的固定時間段。

與盡可能迅速地處置rf狀況相比較，調度模式中的aed可能對于重視心臟救助中的不中斷的cpr的高比例的醫學管理員是期望的。cpr的固定時段對于重視救助期間的一致的例程(例如，在救助期間交換職責以預先阻止疲勞)的響應者也是眾所周知的。然而，一致的例程的代價是對重新纖顫患者的可能延遲的電療。

在調度模式中，aed可以與視覺指令不同地發出聽覺指令和通知，以便維持cpr例程的一致性和“流動”。aed例如可以僅視覺地傳達電擊決策和充電狀態，使得救助者不會不必要地由可能包括分心詞語“電擊”的聽覺提示分心。隨著cpr時段的結束接近，aed然后可以僅發出可電擊狀況已經被檢測到并且電療準備好用于遞送的引導。然后，在cpr時段的結束處，aed可以發出“現在停止cpr并遞送電擊”的聽覺和視覺指令，同時，同時地使電擊按鈕892閃爍。引導過程因此使cpr的結束與電擊之間的人為延遲最小化。

圖13提供了在操作的調度cpr救助模式期間所提供的信息輸出的圖示。時間線1300包括沿著表示心臟救助中的時間的水平軸的三行。頂行1310指示設備的當前狀態。中間行1320指示由當前狀態處的設備發出的可聽提示。底行1330指示在當前狀態處的設備用戶接口上所示出的顯示。

操作的調度cpr救助模式中的救助狀態以及聽覺和視覺提示通常對應于針對連續模式的圖12處的上文所描述的類似元件。但是，存在與調度cpr救助模式的性質一致的一個顯著差異。如果設備確定應當遞送電擊并且隨后準備用于在充電和裝備狀態1216中的遞送，則沒有指示應當遞送電擊的另外的可聽或顯示的提示被提供，直到不可中斷的cpr時段1350已經期滿。時段1350的開始與狀態1214處的cpr的該時期的開始相符合并且可以持續預定時間，諸如兩分鐘。僅在不可中斷的cpr時段1350已經期滿之后，設備開始發出可聽和視覺提示以在狀態1217處遞送電擊。

具有電擊集的組合的連續模式和調度模式

aed還可以在貫穿心臟救助的過程改變電療機會相對于cpr按壓的比例的協議中將連續模式與調度模式進行組合。患者對協議的響應可以影響對操作的不同模式的移動。例如，如果患者不響應于電療，則在連續模式中操作的aed可能不允許足夠的不中斷的cpr按壓時間，因此，aed可以替代地自動地移動到調度模式。如果患者重復經歷重新纖顫，則可能期望的是，對于aed而言維持或返回操作的連續模式以更快速地處置狀況。

在圖11中描述了具有電擊集的操作的組合的cpr救助協議1100方法。用于在cpr的應用期間提供電療的組合方法包括以下步驟1107：將協議從連續cpr救助協議自動地移動到調度cpr救助協議，其跟隨在連續cpr救助協議期間所遞送的預定數目的電擊的完成。全部在單個連續cpr救助協議時段內遞送的預定電擊組被稱為電擊集。組合模式方法還可以包括在特定狀況被滿足之后從調度模式到連續模式的自動反轉。

組合的方法在進入步驟1102處開始，其通常被理解為包括提供除顫器，所述除顫器具有兩個或更多個外部電極、處理器、用戶接口、以及電擊遞送電路。進入步驟1102在設備被部署激活時開始，并且使其電極被附接到患者。所述除顫器可以是具有用戶操作的電擊按鈕的半自動aed之一，或者可以是具有電療的自動遞送的完全自動的aed。

aed可以被配置為當首先在步驟1102處被激活時提供若干啟動協議或操作模式之一。所述啟動協議可以是“首先電擊”協議，在其中立即執行ecg分析。如果存在可電擊節律，則除顫器對自身進行裝備以用于立即電擊。在電療被遞送之后，所述設備繼續其救助協議。備選地，所述啟動協議或操作模式可以是“首先cpr”，其不管潛在的ecg節律，aed通過不可中斷的cpr的發起時段來引導用戶。在發起cpr模式步驟1104處示出了該第二cpr第一啟動協議。在步驟1104處，經由先前所描述的設備用戶接口自動地發出用戶提示以應用cpr按壓。

如果用戶恰當地遵循步驟1104提示以應用cpr按壓，則由設備從電極接收到的ecg信號將由來自cpr按壓噪聲偽影的破壞表征。諸如art的先前所描述的算法分析該接收到的ecg信號以決定可電擊心臟節律是否存在。

在設備提供部分提供cpr按壓的任何引導之前，發起步驟1104可以任選地包括預定時間段、或者等效數目的感測到的按壓。短發起時段，諸如在大約20秒與30秒或者30個按壓之間，被相信在任何電療的遞送之前對于一些患者而言是有益的。發起步驟1104離開到發起ecg電擊決策步驟1106。

初始ecg電擊決策步驟1106還是與發起步驟1104有關的可選步驟。步驟1106提供發起電擊決策，其可以確定多個cpr救助模式中的哪一個接下來要被使用。例如，如果在步驟1106處的發起電擊決策是“未決定的”，那么可能優選的是在任何另外的電療之前開始cpr按壓的常規固定持續時間。該方法步驟由繼續到調度cpr救助協議步驟1000的圖11中的虛線來指示。但是，如果在步驟1106處的發起電擊決策是“建議電擊”，那么所述方法直接繼續到連續cpr救助協議，如由步驟900所指示的。

組合的方法1100在步驟900處繼續，其中，所述設備開始在操作的連續cpr救助模式中操作。所述方法與先前針對連續模式所描述的方法類似地操作，其中，響應于在分析步驟中對可電擊心臟節律的決策，所述處理器裝備電擊遞送電路以用于遞送電療并且然后經由用戶接口立即發出指令以停止cpr從而進行遞送。并且，如先前所描述的，連續模式的方法步驟900在電擊遞送電路完成該步驟900內所遞送的預定數目的電擊的預定電療電擊集之后自動地結束。備選地并且如先前所描述的，如果在分析步驟中缺少對可電擊心臟節律的確定持續預定時間，則步驟900結束。因此，響應于預定時間的早期或者在電擊遞送電路遞送預定數目的電療電擊之后發生離開。并且，如先前所描述的，備選離開可以響應于感測到的預定數目的cpr按壓而發生。在離開時，方法1100在自動移動步驟1107處從在連續模式中操作自動地移動到在步驟1000處的操作的調度cpr救助模式中操作。

方法1100根據操作的調度模式操作，如在步驟1000處先前所描述的。在此，響應于分析步驟中的可電擊心臟節律的決策，所述設備處理器裝備用于遞送電療的電擊遞送電路。在不可中斷的cpr的預定時段已經經過之后，處理器經由用戶接口發出指令以停止cpr從而進行遞送。在預定時段完成之后，調度模式1000離開到電擊集決策步驟1108的完成。

方法1100跟蹤在先前步驟900處完成的累積數目的電擊集。應當注意，該數目不必對應于步驟900處的連續模式已經進入或離開的次數，因為步驟900可能由于預定時間段的期滿而不是由于電擊集的完成而離開。如果離開是由期滿引起的，例如，步驟900內的電擊計數器被重置。因此，每次連續模式開始時，預定時間的另一完全電擊集或期滿對于離開是必要的。

電擊集決策步驟1108的完成在從調度的cpr協議離開之后控制方法1100是否返回到連續cpr救助協議。除非預定數目的電擊集已經完成，否則反轉發生，其對應于歸因于電擊集的完成的從連續模式步驟900離開的數目。如果反轉發生，則重復步驟900和步驟1000。由步驟1108使能的循環重復直到預定數目的電擊集完成。電擊集的優選的數目是三，并且可以從一到七范圍變化。

連續模式與調度模式之間的該循環使要求在救助中早期提示電療(諸如對于重新纖顫患者)的那些患者受益。但是，循環還使能對心臟救助順序的演變，其提供按順序的稍后電擊之間的不可中斷的完全cpr時段。尚未對提示電療做出反應的重新纖顫患者因此開始接收cpr的完全時段。

如果預定數目的電擊集已經完成，則中斷的步驟1108將中斷另外的反轉。所述方法替代地在步驟1110處繼續到終端調度cpr救助協議。在步驟1110處，所有后續電療電擊將僅在不可中斷的cpr的間隔之間發生，即，在不可中斷的cpr的每個預定時段之后。當cpr救助完成時，方法1100通過在結束步驟1126處離開而結束，其可以通過在開關按鈕處手動地關閉設備來發起。

使連續方法和調度方法交錯的裝置

設備，諸如上文在圖6和圖8中所示的aed，可以根據用于將cpr與電療交錯的先前所描述的方法中的任意方法來操作。aed優選由處理器34來控制，處理器34與ecg信號輸入部12、用戶接口18、ecg分析器32、以及存儲器40進行通信以在心臟救助的執行中向用戶提供指令引導。

處理器34具體地在比現有技術序列對患者更有益的操作的連續cpr救助模式和操作的調度cpr救助模式的序列中操作aed。當在操作的連續cpr救助模式中操作時并且如果ecg分析器決定可電擊心臟節律，則處理器對電擊遞送電路進行裝備以用于遞送電療并且然后經由用戶接口立即發出指令以停止cpr從而進行遞送。aed處理器立即經由用戶接口發出指令，從而一旦其感測到電療的遞送就恢復cpr，以便使“放手”時間最小化。當在操作的調度cpr救助模式中操作時并且如果ecg分析器決定可電擊心臟節律，則處理器對電擊遞送電路進行裝備以用于遞送電療。該裝備要么緊接在決策后發生、要么備選地及時開始充電以在時段的結束處完全地裝備。在不可中斷的cpr的預定時段(諸如兩分鐘)之后，處理器經由用戶接口發出指令以停止cpr從而進行遞送。

處理器34還響應于完成預定電療電擊集的電擊遞送電路，在其之后處理器從操作的連續cpr救助模式自動地移動到操作的調度cpr救助模式。

aed可以被配置為使得每個電療電擊集包括操作的連續cpr救助模式內所遞送的預定數目的電擊。在一個優選實施例中，aed可以是可編程的，從而在每個電擊集中設定兩個到五個電擊。

處理器34還可以能操作用于在操作的調度cpr模式的一個或多個實例之后，將操作的aed模式從調度模式自動地反轉到連續模式。因此，能夠建立連續模式與調度模式之間的循環的模式的序列。優選的協議在于，處理器在電擊遞送電路完成預定數目的電擊集之后中斷另外的反轉。aed然后保持在調度模式中并且僅在cpr的間隔之間提供電療電擊。在一個優選實施例中，aed可以可編程為在從一到七個電擊集已經完成之后中斷另外的反轉。aed還可以可編程為將電擊集的數目設定為無限，因此循環將繼續直到設備被關閉。

aed處理器操作的可選實施例在于，如果“未決定的”確定持續預定時間，則處理器從連續cpr救助協議自動地移動到調度cpr救助協議。該操作將通常在aed操作的開始附近發生，諸如在步驟1104、1106處，如在圖11中所示的。如果沒有這樣的確定持續，則處理器將根據上文所描述的方法從連續模式移動到調度模式。

aed的另一實施例使用感測到的數目的按壓參數而非經過的時間。可以從一個或多個源獲得感測到的數目的cpr按壓。可以使用電極噪聲偽影信號或共模電流(cmc)，可以使用諸如由philipselectronicsnorthamerica，andovermassachusetts制造的q-cpr設備的外部cpr感測設備或其他類似傳感器。

要么可以在半自動設備中、要么可以在全自動設備中實現如上文所描述的aed和其操作。當然，半自動aed包括用戶操作的電擊按鈕92并且因此應當包括對應的指令和指示在適當時按下電擊按鈕。全自動aed將實現稍微不同的指令集，其關于電擊按鈕不包括內容，但是其清楚地通知用戶待決的電擊并且其指令用戶不要接觸患者，如果必要的話。

使用諸如art和pas的兩個ecg分析算法的方法

發明人已經認識到，大多數患者在心臟驟停緊急事件期間絕不具有可電擊節律，因此，任何ecg分析算法可以在不提供“電擊建議”確定的情況下操作長的時間段。但是，發明人還認識到，先前所描述的art算法不與pas一樣對檢測可電擊心臟節律靈敏。因此，art具有在cpr期間丟失“真陽性”可電擊節律的較高的可能性。此外，art“未決定的”確定未在“沒有建議電擊”(nsa)和“未確定的”ecg之間進行區分。出于這些原因，利用不同的ecg算法周期地確認ecg分析可以在cpr按壓的時段期間變為重要的。

針對該問題的一種方案將簡單地在救助期間周期性地使用pas確認分析。但是該方案是次優的，因為其可能不必要地增加總體放手時間。因此，發明人已經認識到，pas能夠被用于確認，但是應當盡可能不頻繁地并且僅在其中放手時間具有對患者的最小損傷的那些情況中使用。例如，這樣的情況可以在針對cpr按壓的另外調度時段的結束處。

圖14圖示了這樣的一種方法方案，其降低了通過不必要地中斷cpr按壓以用于確認分析所呈現的問題。圖14類似于圖11。但是，圖14圖示了被修改為使用第一ecg分析算法和第二ecg分析算法兩者的方法。第一ecg分析算法由先前所描述的art算法200例示，其特別適于在存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下使用。第二ecg分析算法由現有的pas算法例示，其特別適于在不存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下使用。

類似圖11方法，圖14的圖示包括用于在cpr的應用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、以及用戶接口18的除顫器1中在步驟1102處實現所述方法。所述設備和方法還利用兩種不同的ecg分析算法。類似art，第一種能操作用于當在存在cpr相關信號噪聲偽影的情況下時根據ecg信號來確定“電擊建議”(sa)和“未決定的”之一。類似pas，第二種可以在不存在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“沒有建議電擊”(nsa)確定之一。步驟1102中的除顫器感測到ecg信號輸入部12(諸如電極)被附接并且因此準備開始ecg分析。

圖14方法通過在第一時段期間利用第一ecg分析算法分析ecg信號以確定可電擊心臟節律是否存在而在步驟1104處繼續。優選的是除顫器將在操作的調度cpr救助模式中的該時段期間提供cpr引導指令。在sa確定的情況下，除顫器將準備在步驟1104的結束處遞送電擊。另外，所述方法基于ecg信號指示是sa還是“未決定的”確定而在決策步驟1406處繼續。用于確定的優選點是在第一時段的結束處，但是確定還可以基于時段期間的sa等的平均或計數。上文相對于圖11先前描述了步驟1102和步驟1104的其他方面。

如果在決策步驟1406的第一時段期間確定了sa，那么cpr救助流程的剩余步驟同樣對應于圖11的方法中所描述的那些步驟。具體地，跟隨sa確定，心臟節律是在連續的cpr900和調度cpr1000的第二和連續的時段期間使用第一artecg分析算法來確定的。后續的sa確定使得除顫器裝備用于電擊并且根據cpr時段的類型發出cpr/電擊遞送指令。電擊集還可以被用于從操作的連續cpr模式移動到操作的調度cpr模式，如先前所描述的。因此，從除顫器輸出經優化和自定義的救助協議。

只要步驟1406確定除sa確定之外的任何確定是所采用的第二ecg分析算法。如果“未決定的”確定在步驟1406處發生，則所述方法在步驟1407處從第一算法自動地切換到第二算法。

在切換步驟1407之后，所述方法采用第二ecg分析算法(pas)以在pas決策步驟1410處分析ecg信號。優選地，除顫器在該步驟處發出“停止cpr”和/或“不要接觸患者”的用戶提示，使得pas算法能夠在低噪聲環境中有效地進行分析。pas決策步驟1410的兩種可能結果是sa或“沒有建議電擊”(nsa)。pas還可以發出“偽影”決策，其不是本發明的主題，并且將不進一步討論。

pas決策步驟1410中的sa的確定指示ecg可能已經呈現為事件的開始處或附近的可電擊節律，即，在步驟1102處，但是第一算法未能感測到它。在該步驟處的sa確定優選跟隨有電療的立即裝備和遞送。

證據表明，具有呈現sa的ecg節律的患者可以從救助中的更早的電療獲益。因此，在步驟1410中由pas的sa確定還使得自動切換返回到連續cpr救助協議900中的第一ecg分析算法，其在可電擊節律的檢測之后提示地遞送電療。然后運行連續cpr救助協議900，如先前所描述的。

但是，步驟1410處的nsa的確定指示呈現的ecg不是可電擊的。這樣的患者可以在救助中更早地從更多cpr按壓獲益。因此，在步驟1410處由pas的nsa確定使得自動切換返回到調度cpr救助協議1000中的第一ecg分析算法，其遞送更大相對量的cpr時間。然后，運行調度cpr救助協議1000和心臟救助方法的剩余部分，如先前所描述的。

優選的是，pas第二ecg分析算法操作的每個時段的持續時間由于救助者在分析期間“放手”的次優要求是盡可能短的。典型的pas分析時段小于大約十秒，但是其可以與四秒一樣短。該持續時間在大多數情況下比使用第一art算法的連續模式或調度模式的持續時間更短。出于相同原因，pas時段的頻率也優選是盡可能低的。因此，所述方法的步驟僅在這樣做必要時要求切換到“放手”pas分析。

在圖15中圖示了發明的方法的備選和更詳細的視圖。圖15方法更清楚地圖示了電療如何被提供有cpr的中斷的最小值，甚至在cpr1504的發起art算法時段之后。在步驟1102處激活除顫器并應用電極之后，在步驟1504處的發起時段立即開始，包括發出針對應用cpr按壓和使用第二ecg分析算法的提示。步驟1504優選是具有不可中斷的cpr的操作的調度cpr救助模式，而不管art節律確定。步驟1504甚至更優選具有大約20-30秒的相對短的持續時間，或者具有足夠的時間以應用最小數目的大約30個cpr胸部按壓。所述方法可以感測胸部按壓的數目或時間量，在其之后在決策步驟1506處完成art節律確定。因此，步驟1504給所有患者提供救助的開始處的不中斷的胸部按壓的某個時段的益處。

如果在決策步驟1506處指示sa，那么所述方法立即進入裝備以用于電療步驟1507，這允許治療電擊的遞送。跟隨步驟1507，所述方法進入救助協議900的第二時段連續cpr模式，其如先前所描述地繼續。第二時段900的持續時間可以是大約兩分鐘，但是還可以在設備激活之前是可配置的。然后，所述方法繼續到連續模式終止決策步驟1509。

如果sa確定存在于步驟1509處，所述方法針對圖11方法如先前所描述地繼續。所述方法進入裝備以用于電療步驟1511，這允許治療電擊的遞送。然后，具有第一art算法的操作的模式在步驟1000處自動地切換到操作的調度cpr救助模式。步驟1000通過利用cpr指令提示用戶同時分析背景中的ecg節律并且通過將來自sa確定的任何動作推遲到時段的結束來繼續，如先前所描述的。調度時段1000可以具有大約兩分鐘持續時間。

如果sa確定存在于步驟1000的結束處，即，在決策步驟1519處，則所述方法進入裝備以用于電療步驟1521，這允許治療電擊的遞送。在電擊被遞送之后，如果電擊集尚未在檢查步驟1108處完成，則所述方法可以循環返回到連續模式步驟900。如果電擊集完成，則方法在步驟1110處切換到終端調度cpr救助協議，其中，其保持直到步驟1126處的救助的結束。

由圖14和圖15能夠看到，只要sa狀態能夠由第一art算法確定，則所述方法在不需要第二pas分析的情況下繼續。因此，所述方法使針對pas所要求的“放手”時間最小化。

然而，如果第一art算法替代地在決策步驟1506、1509和1519中的任意步驟處確定了“未決定的”狀態，則所述方法可以在相應的步驟1520、1530和1540處自動地切換到第二pas算法以用于進一步的確定。步驟1520、1530和1540發出“放手”指令并且然后分析ecg。這些pas時段可以具有十秒或更少的短持續時間以便使“放手”時間最小化。

如能夠在圖15中看到的，如果pas分析確定中的任一個是sa，則決策步驟1522、1532和1542立即將方法返回到相應的出發點處的第一art算法序列，即，在步驟1506、1509或1519之后。該路徑的原因在于，art分析通常由于總體降低的放手時間對于pas分析而言是優選的。因此，無論何時可能，所述方法應當切換返回到art。

在圖15中還看到，如果pas分析確定中的任一個是nas，那么方法在步驟1000處自動地移動回到在操作的調度cpr模式中操作的第一art算法。該路徑的原因在于，pas已經確認ecg將呈現不可電擊節律，并且因此對于這樣的患者而言，不中斷的cpr的時段是更有益的。

在nsa的任何pas確定之后，可選步驟1523將當前電擊集設定為完成的。因此，該可選步驟在步驟1110處移動方法1500更靠近在步驟1108處的偏移以到操作的終端和永久調度cpr救助模式。出于此的原因是發明人發現調度模式中的cpr與電擊的更高比例可以對于指示在救助中早先的某處nsaecg節律的患者是更有益的。

使操作的連續模式和調度模式中的pas和art算法交錯的裝置

設備，諸如上文圖6和圖8中所示的aed，可以根據用于將cpr與電療交錯同時包含兩種不同ecg分析算法的先前所描述的方法中的任一個來操作。aed優選由控制器30來控制，其包括處理器34和ecg分析器32。控制器30與ecg信號輸入部12、用戶接口18和存儲器40進行通信以在心臟救助的執行中向用戶提供指令引導。控制器309還控制與遞送電療輸出的電擊遞送電路80進行通信。

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分析算法能操作用于在存在來自輸入部的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號來確定“建議電擊”(sa)和“未決定的”確定之一，并且所述第二ecg分析算法能操作用于在不存在來自輸入部的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據ecg信號來確定sa和“沒有建議電擊”(nsa)的確定之一。存儲器40還存儲與cpr救助協議有關的指令，其包括用于提供cpr按壓的至少兩個時段。

控制器30具體地在操作的連續cpr救助模式和操作的調度cpr救助模式的序列中操作aed，如先前所描述的。另外，控制器30經由用戶接口18發出引導，并且響應于來自第一ecg分析算法和第二ecg分析算法中的任一個的sa確定而自動地準備電擊遞送電路80以用于遞送電療。最終，并且由于第一ecg分析算法可以具有對具有cpr相關噪聲的時段期間的可電擊ecg節律的較低的靈敏度，因而控制器30還能操作用于在時段之一的結束處始終從第一ecg分析算法自動地切換到第二ecg分析算法，在所述時段期間，第一ecg分析算法確定除sa確定之外的任何其他算法。因此，要求針對心臟驟停患者次優的“放手”時間的第二ecg分析算法的使用被放置到僅在必要時使用。

aed的其他設備行為方面反映先前所描述的方法。例如，如果在從第一ecg分析算法自動切換到第二ecg分析算法之后確定sa，則aed控制器可以自動地切換返回到第一算法和操作的連續cpr救助模式。另一方面，如果在從第一ecg分析算法自動切換到第二ecg分析算法之后確定nsa，則aed控制器可以自動地切換返回到第一算法和操作的調度cpr救助模式。

第二ecg分析算法可以是pas算法，其能夠表征小于10秒中的ecg節律。pas在其中操作的每個時段的持續時間因此應當不長于該持續時間。

aed可以在功能上包括恰在激活aed之后發生的并且ecg信號正在被接收的發起時段。所述發起時段包括使用第一ecg分析算法的操作的調度cpr救助模式，其中，操作的調度cpr救助模式提供不可中斷的cpr的預定時段而不管所述確定。與后續的救助協議時段相比較，發起時段的長度可以是相對短的。例如，發起時段可以在感測的數目的cpr按壓處結束，其中，感測的數目是大約30，并且其中，現有的cpr協議將在小于30秒內完成。備選地，可以在大約20秒與30秒之間的持續時間處預定發起時段。

要么可以在半自動設備中、要么可以在全自動設備中實現如上文所描述的aed以及其操作。當然，半自動aed包括用戶操作的電擊按鈕92并且因此應當包括對應的指令和指示以在適當時按下電擊按鈕。全自動aed將實現稍微不同的指令集，其關于電擊按鈕不包括任何內容，但是其清楚地通知用戶未決的電擊并且其指令用戶不要接觸患者，如果必要的話。

用于截斷cpr的分析按鈕

可能存在其中有經驗的用戶可能期望截斷正在進行的aed協議以便迅速地進入操作的另一模式并且具體更迅速地遞送除顫電擊的情況。本發明通過僅提供單個按鈕這樣做來簡化截斷動作。aed基于潛在的ecg分析自動地選擇對患者最有益的按鈕按下的響應。

除顫器(aed)和用于使用除顫器的方法包含用戶激活按鈕，所述用戶激活按鈕截斷正在進行并且否則不可中斷的cpr按壓時段以立即執行不同的除顫器相關功能。截斷按鈕在先前所描述的操作1000的調度cpr救助模式中是特別有用的。因此，所述操作對于用戶而言是更簡單的，降低了針對遵循協議誤差的可能性并且使在事件期間由混淆引起的延遲最小化。

具有截斷特征的一個示范性aed可以使用兩種不同的ecg分析算法，其具有對可電擊心臟節律的不同靈敏度。截斷按鈕的按下可以從第一ecg分析算法自動地移動到具有較高靈敏度的第二ecg分析算法。如果已經檢測到潛在的可電擊心臟節律，所述按鈕還可以允許對正在進行的分析和cpr的截斷以用于立即準備電療。

aed和方法減小了cpr按壓時段與電療之間的放手時間，即使當截斷按鈕被激活時。通過范例的方式，如果潛在的ecg分析指示可電擊節律，則aed可以針對背景中的治療進行充電，同時在截斷按鈕上指示“充電”或“分析”。因此，如果用戶按下截斷按鈕，則aed可以準備立即遞送電療。

具有如先前所描述的控制特征的aed基于患者ecg的當前狀態來改變其對截斷按鈕的感測到的按下的響應。如果aed確定潛在的ecg是可電擊的，則其可以將針對其按鈕的上下文標簽改變為“充電”。當aed感測到截斷按鈕已經被按下時，aed立即對除顫電擊進行充電。如果ecg是不可電擊的，則按鈕標簽可以替代地呈現為“分析”。按下相同按鈕將使得aed立即從第一art算法切換到第二pas算法以確認現有狀態。備選地，感測到的截斷按鈕按下可以立即使得aed發出“不要接觸患者”的提示以便增加當前art算法分析的靈敏度。

圖16中所示的方法步驟可以通過還周期性地參考圖17a到圖17d中所示的特定視覺顯示器和階段按鈕更好地理解。圖17a、17b、17c和17d示出了對應于aed視覺顯示(諸如視覺顯示802)的各種圖形顯示1706、1714、1718和1728。圖17a-d中的每個共享共同總體布置。一個或多個引導和信息消息被顯示在上橫幅區域上。諸如cpr進度條的進度條可以被放置在上橫幅區域附近。在顯示的中心處是用于示出用于將電極、手放置胸部上以進行cpr等的正在進行的ecg跡線或引導圖形。顯示的底部優選包括由上下文標簽804、806例示的上下文標簽，其可以基于除顫器的特定操作狀態和潛在的ecg分析而改變。

在優選實施例中，輸入按鈕854、856被設置為僅鄰顯示1706、1714、1718和1728，并且相應地靠近上下文標簽804、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有效地位于其相應的上下文標簽804、806下面。

現在轉到圖16流程圖，示出了用于出于提供立即電療的目的而截斷cpr的示范性方法1600。所述方法在具有相應地工作以執行方法的特征的除顫器的提供步驟1602處開始。亦即，除顫器包括ecg信號輸入部12、包括輸入按鈕854和視覺顯示802的用戶接口818、電擊遞送電路80、以及第一ecg分析算法，其能操作用于在存在來自所述輸入部的cpr相關信號噪聲偽影的情況下根據所述ecg信號確定可電擊心臟節律。諸如aed800的除顫器僅是所提供的裝置的一個范例。

aed800可以包括若干不同的操作模式配置，其在使用之前被預配置。這些模式中的任何模式或全部模式可以被維持在aed存儲器40中。示范性操作模式是高級模式、cpr第一模式、以及半自動模式。每種操作模式可以關于在其中截斷按鈕可以出現的情況稍微不同。

高級模式是在aed開始ecg心律分析并且裝備以進行電擊遞送時允許的響應者更多控制的協議。高級模式例如可以被配置為在協議期間在特計時段處提供“分析”和/或“充電”選項按鈕。按下“分析”選項按鈕可以利用pas發起立即放手分析。按下“充電”按鈕可以允許以下中的一項或多項：放手分析、高壓能量存儲源70的充電、以及電擊遞送。

在aed800激活并且開始接收ecg信號輸入部12之后，其開始在可選初始時段1604期間利用第一ecg分析算法(art)來分析ecg信號。發起時段1604優選類似于在操作的不可中斷的cpr按壓模式中操作的步驟1104，如先前所描述的。然而，在該短發起時段1604期間，截斷按鈕可以有效以立即從cpr按壓離開到ecg分析或用于裝備以進行電療。在時段1604處用于使能截斷按鈕的原因是允許其中操作者識別足夠的cpr已經在aed的到達和激活之前被提供的情況。

發起時段1604期間的視覺顯示優選對應于“分析未決定的”屏幕1706，如在圖17a中所示的。aed顯示鄰近于截斷按鈕854的“分析”的上下文標簽。如果操作者希望截斷發起按壓時段以用于分析，則她按下截斷按鈕854。當aed感測到按鈕按下時，其立即發出“不要接觸患者”的用戶提示，并且使用第二pasecg分析算法來開始ecg分析。在該時間期間，aed可以顯示來自圖17c的“不接觸分析”屏幕1728。

標簽步驟1606跟隨可選步驟1604。標簽步驟1606設定初始上下文標簽，其對應于在art分析時段1608的發起處的先前分析的ecg。優選地，aed顯示“分析未決定的”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跟隨標簽步驟1606。步驟1608包括設備利用第一(art)ecg分析算法并且優選在cpr的不可中斷的調度模式中分析ecg信號。步驟1608因此包括除顫器發出可聽和/或視覺提示以繼續cpr按壓。該時段期間的分析的ecg信號將是“未決定的”或“建議電擊”，如在決策步驟1610處所示的。還在該第一分析時段期間，除顫器控制器30開始監測針對輸入按鈕854的激活。

如在圖16中能夠看到的，方法1600中的接下來的步驟取決于潛在的分析的ecg信號。如果在步驟1608、1610處的決策是“建議電擊”，則方法的左分支繼續。aed可以改變顯示1706的上部以在顯示步驟1612處指示指令文本。如示出在圖17b的“截斷可用-可電擊節律”屏幕1714上的諸如“建議電擊”的信息消息和/或“按下分析按鈕”的引導消息可以出現。備選地，如示出在圖17d的“截斷可用-充電”上的“按下充電按鈕”的引導消息可以出現。該步驟1612處的可聽引導也是可能的，但是比僅視覺引導是較不優選的，以便防止從提供cpr按壓的任務過度分心。備選地，步驟1612可以包括發出截斷按鈕有效的可聽指令。

在步驟1610處的“建議電擊”還可以在上下文標簽改變步驟1614處發起上下文標簽804中的改變。上下文標簽804可以從“分析”指示改變到“充電”指示。備選地，“充電”上下文標簽/按鈕組合可以與第二可配置按鈕856附近的第二上下文標簽806處的“分析”指示一起顯示，如在圖17b中可見的。然后，aed在背景充電步驟1616處發起hv能量存儲源70的背景充電。

利用指示可電擊節律的經分析的ecg信號，aed在感測步驟1618處監測截斷按鈕激活。如果沒有激活發生，則方法1600僅循環返回到分析步驟1608以用于所述時段期間的繼續的監測。

如果aed在感測步驟1618處感測到截斷按鈕激活，則aed立即繼續到裝備的電擊遞送狀態。如果在充電步驟1620處必要的并且在裝備步驟1622處裝備電擊按鈕，則hv能量存儲源70的充電完成。沿著引導并且通知用戶的方式來提供適當的視覺和可聽提示。

一些用戶偏好無論何時cpr按壓被提供，則忽略對hv電路的背景充電。因此，aed能夠被預配置為忽略背景充電步驟1616。在該配置中，當aed在感測步驟1618處感測到按鈕激活時，其在充電步驟1620處立即繼續到對電擊遞送電路進行充電的操作狀態。aed然后在裝備步驟1622處裝備自身以用于電擊。

離開步驟1624在aed被裝備之后離開所述方法。跟隨離開步驟1624，其他方法可以繼續，諸如循環返回步驟1608、進入不同的協議等。

如果在步驟1608、1610處的決策是“未決定的”，則所述方法的右分支繼續。“未決定的”是可電擊心律之外的確定，其包括不可電擊節律以及不確定的節律。第一ecg分析算法還可能不能夠在可電擊心臟節律與不可電擊心臟節律之間進行區分，尤其是在存在cpr相關信號噪聲的情況下，并且因此將返回不確定的“未決定的”決策。aed優選顯示“分析未決定的”視覺顯示1706，“分析”上下文標簽804，并且針對該狀態處的截斷按鈕854的感測到的按下的有效監測。截斷按鈕感測步驟1626在沒有操作者的任何進一步的提示的情況下有效地監測截斷按鈕的感測到的按下。在感測步驟1626處能夠看到，不存在感測到的按下僅將過程循環返回到分析步驟1608以用于繼續的監測。

當aed在感測步驟1626處感測到截斷按鈕按下時，所述方法立即利用關于不要接觸患者的視覺和可聽提示來中斷正在進行的cpr按壓協議。圖17c的“不接觸分析”屏幕1728可以利用“不要接觸患者”的對應的引導在提示步驟1630處被顯示以用于進一步的ecg分析。在提示步驟1630處還優選地發出可聽提示。

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處并且在來自步驟1630的“不接觸”提示已經發出之后，第二ecg分析算法分析ecg以確定心臟節律是否是可電擊的或不可電擊的。如果pas確定“建議電擊”，即，可電擊心臟節律，那么所述方法在充電/裝備步驟1634處自動地開始對電擊遞送電路進行充電和裝備，以用于電療的立即遞送。離開步驟1636在aed被裝備之后離開所述方法。跟隨離開步驟1636，其他方法可以繼續，諸如循環返回到分析步驟1608、進行裝備以用于額外的電擊、進入不同的協議等。

如果pas在分析步驟1628、1632處確定“沒有建議電擊”，則aed在提示步驟1638處將結果和對應的指導傳達給用戶。優選地，可聽和視覺指令被提供以恢復cpr。ecg分析還使用第一ecg分析算法在分析步驟1608處恢復。

針對方法1600的右分支的備選實施例是在提示步驟1630處在“不接觸”提示之后繼續第一ecg分析算法的使用。安靜時段期間的第一算法的增加的靈敏度可以允許在cpr噪聲信號分量被消除之后對可電擊心律的檢測。因此，分析步驟1628可以與第一ecg分析算法而不是第二ecg算法一起使用。后續的步驟1632、1634、1636、1638可以類似于在該實施例下先前所描述的那些步驟。

具有如先前所描述的元件的aed可以采取具有截斷按鈕的以上方法。因此，aed必然包括控制器30，控制器30能操作用于，響應于輸入截斷按鈕的感測到的致動和潛在分析的ecg信號兩者，來設定除顫器的操作狀態。

對分析選項按鈕的感測到的按下的aed響應還可以取決于設備的配置在某種程度上變化。例如，表1圖表圖示了各種類型的配置和潛在的ecg狀態期間的按鈕的功能性：

表1

如上文所描述的設備、方法和顯示器的修改被涵蓋在本發明的范圍之內。例如，實現所描述的本發明的目標的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范圍之內。