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1、(10)申请公布号 CN 104274172 A (43)申请公布日 2015.01.14 CN 104274172 A (21)申请号 201310284749.9 (22)申请日 2013.07.08 A61B 5/053(2006.01) A61N 1/39(2006.01) (71)申请人 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公 司 地址 518057 广东省深圳市南山区高新技术 产业园区科技南十二路迈瑞大厦 1-4 层 (72)发明人 李传林 王启 李利亚 左鹏飞 岑建 (74)专利代理机构 广州华进联合专利商标代理 有限公司 44224 代理人 何平 (54) 发明名称 一种胸外按压深度的。
2、监测方法、 系统和除颤 仪 (57) 摘要 本发明提供一种胸外按压深度的监测方法和 系统。该监测方法包括 ： 获取胸外按压校准过程 的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号 ； 使用参 考加速度信号计算参考按压深度， 并确定参考胸 腔阻抗信号与参考按压深度的相关性 ； 获取胸外 按压测量过程的实时胸腔阻抗信号， 使用该实时 胸腔阻抗信号和确定的相关性计算该胸外按压测 量过程的按压深度。由于胸腔阻抗信号不易受外 界运动干扰的影响， 因此利用胸腔阻抗及其与按 压深度的相关性进行的按压深度监测可以有效避 免外部加速度的干扰， 有助于获得更准确的监测 结果。测量胸腔阻抗信号时无需对监测系统的硬 件和软件配置。
3、进行过多调整， 系统复杂度明显降 低。 (51)Int.Cl. 权利要求书 2 页 说明书 8 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书8页 附图4页 (10)申请公布号 CN 104274172 A CN 104274172 A 1/2 页 2 1. 一种胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 包括 ： 获取胸外按压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号 ； 使用所述参考加速度信号计算参考按压深度， 并确定所述参考胸腔阻抗信号与所述参 考按压深度的相关性 ； 获取胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号 ； 以及 使用所述实时胸腔阻抗。
4、信号和确定的所述相关性计算胸外按压测量过程的按压深度。 2. 根据权利要求 1 所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 所述相关性为参考 胸腔阻抗信号的测量值与所述参考按压深度的直接相关性或者参考胸腔阻抗信号的变化 值与所述参考按压深度的间接相关性。 3. 根据权利要求 2 所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 所述直接相关性为 ： S=K1Z ； S 表示按压深度， Z 表示胸腔阻抗信号的测量值， K1 表示按压深度与胸腔阻抗信号的测 量值的比值。 4. 根据权利要求 2 所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 所述间接相关性为 ： S=K2 Z ； S表示按压深度， Z。
5、表示胸腔阻抗信号的变化值， K2表示按压深度与胸腔阻抗信号的 变化值的比值。 5. 根据权利要求 1-4 任一项所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 在使用所 述实时胸腔阻抗信号和确定的所述相关性计算胸外按压测量过程的按压深度之前， 所述监 测方法还包括 ： 获取胸外按压测量过程的实时加速度信号， 以及 确定胸外按压测量过程的外界环境。 6. 根据权利要求 5 所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 确定胸外按压测量 过程的外界环境包括 ： 在所述实时加速度信号为非零值、 且所述实时胸腔阻抗信号发生变化时， 确定胸外按 压测量过程的外界环境为静止环境 ； 在所述实时加速度信号为非。
6、零值、 且所述实时胸腔阻 抗信号保持不变时， 确定胸外按压测量过程的外界环境为运动环境。 7. 根据权利要求 6 所述的胸外按压深度的监测方法， 其特征在于， 在确定胸外按压测 量过程的外界环境后， 计算胸外按压测量过程的按压深度包括 ： 在所述胸外按压测量过程的外界环境为运动环境时， 使用所述实时胸腔阻抗信号和确 定的所述相关性计算胸外按压测量过程的按压深度 ； 在所述胸外按压测量过程的外界环境为静止环境时， 使用所述实时加速度信号计算胸 外按压测量过程的按压深度。 8. 一种胸外按压深度的监测系统， 其特征在于， 包括 ： 信号获取单元， 用于获取胸外按压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔。
7、阻抗信号， 以及用于获取胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号 ； 相关性确定单元， 用于使用所述参考加速度信号计算参考按压深度， 并确定所述参考 胸腔阻抗信号与所述参考按压深度的相关性 ； 按压深度计算单元， 用于使用所述实时胸腔阻抗信号和确定的所述相关性计算胸外按 权 利 要 求 书 CN 104274172 A 2 2/2 页 3 压测量过程的按压深度。 9. 根据权利要求 8 所述的胸外按压深度的监测系统， 其特征在于， 所述相关性为参考 胸腔阻抗信号的测量值与所述参考按压深度的直接相关性或者参考胸腔阻抗信号的变化 值与所述参考按压深度的间接相关性。 10. 根据权利要求 8 或 9 所述。
8、的胸外按压深度的监测系统， 其特征在于， 所述监测系统 还包括外界环境确定单元， 用于确定胸外按压测量过程的外界环境。 11. 根据权利要求 10 所述的胸外按压深度的监测系统， 其特征在于， 所述信号获取单 元还用于获取胸外按压测量过程的实时加速度信号 ； 在所述外界环境确定单元确定所述胸外按压测量过程的外界环境为运动环境时， 所述 按压深度计算单元使用所述实时胸腔阻抗信号和确定的所述相关性计算胸外按压测量过 程的按压深度 ； 在所述外界环境确定单元确定所述胸外按压测量过程的外界环境为静止 环境时， 所述按压深度计算单元使用所述实时加速度信号计算胸外按压测量过程的按压深 度。 12. 一种除。
9、颤仪， 包括除颤仪主体、 以及与所述除颤仪主体电连接的加速度传感器和至 少两个电极片 ； 所述加速度传感器用于采集胸外按压校准过程的参考加速度信号， 所述电 极片用于采集胸外按压校准过程的参考胸腔阻抗信号和胸外按压测量过程的实时胸腔阻 抗信号 ； 其特征在于， 所述除颤仪主体还包括权利要求 8-11 任一项权利要求所述的胸外按 压深度的监测系统。 权 利 要 求 书 CN 104274172 A 3 1/8 页 4 一种胸外按压深度的监测方法、 系统和除颤仪 技术领域 0001 本 发 明 属 于 医 疗 器 械 领 域，并 涉 及 一 种 心 肺 复 苏 （Cardiopulmonary R。
10、esuscitation， CPR） 胸外按压深度的监测方法、 系统和除颤仪。 背景技术 0002 心肺复苏 （CPR） 是针对心脏骤停的急症患者所采取的关键抢救措施，2010 美国 心脏协会心肺复苏及心血管急救指南 中推荐的成人、 儿童和婴儿的基础生命支持程序为 C-A-B（胸外按压 - 开放气道 - 人工呼吸） ， 这更加强调了胸外按压对提高患者存活率的重 要作用。 0003 CPR按压参数主要包括按压的幅度、 频率和按压的间隔时间等。 获取监测这些参数 并实时反馈给施救者， 可指导施救者正确、 高质量的完成 CPR 操作。现有的 CPR 参数监测技 术及其缺点如下 ： 0004 1、 用。
11、一个压力传感器来测量胸外按压的压力和频率 ； 但压力信号并不能表示实际 按压的深度， 同样的力度在不同病人身上按压的深度不同。 0005 2、 用一个加速度传感器来测量按压深度。在有外部加速度干扰的情况下， 如在病 人转运过程中实施 CPR， 路面起伏不平会叠加其它运动加速度干扰， 此时加速度传感器的测 量值无法反应实际按压的加速度， 因此无法准确测量按压深度。 0006 3、 用一个加速度传感器来测量按压的深度， 同时用一个力传感器测出按压压力的 大小。 在患者处于静态时， 用加速度传感器信号计算按压深度， 并建立压力大小与按压深度 的相关性。在患者处于运动的情况下， 利用压力大小及其与按压。
12、深度的相关性来计算实际 的按压深度。 这种方法的缺点就是多出了一套力传感器及其检测电路， 增加了系统复杂度。 发明内容 0007 本发明要解决的技术问题在于， 针对现有技术中仅采用压力传感器和加速度传感 器时无法实现按压深度的准确测量、 同时采用以上两种传感器时系统复杂度高且不利于成 本控制的缺点， 提供一种系统复杂度低且能准确测量按压深度的胸外按压深度的监测方法 及系统。 0008 根据本发明的第一方面， 提供一种胸外按压深度的监测方法。该方法包括 ： 0009 获取胸外按压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号 ； 0010 使用所述参考加速度信号计算参考按压深度， 并确定所述参考胸腔。
13、阻抗信号与所 述参考按压深度的相关性 ； 0011 获取胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号 ； 以及 0012 使用所述实时胸腔阻抗信号和确定的所述相关性计算胸外按压测量过程的按压 深度。 0013 根据本发明的另一方面， 提供一种胸外按压深度的监测系统， 包括 ： 0014 信号获取单元， 用于获取胸外按压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信 说 明 书 CN 104274172 A 4 2/8 页 5 号， 以及用于获取胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号 ； 0015 相关性确定单元， 用于使用所述参考加速度信号计算参考按压深度， 并确定所述 参考胸腔阻抗信号与所述参考按压深度的相关性。
14、 ； 0016 按压深度计算单元， 用于使用所述实时胸腔阻抗信号和确定的所述相关性计算胸 外按压测量过程的按压深度。 0017 根据本发明的另一方面， 提供一种除颤仪。 其包括除颤仪主体、 以及与所述除颤仪 主体电连接的加速度传感器和至少两个电极片。 所述加速度传感器用于采集胸外按压校准 过程的参考加速度信号， 所述电极片用于采集胸外按压校准过程的参考胸腔阻抗信号和胸 外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号。 所述除颤仪主体还包括上述胸外按压深度的监测系 统。 0018 实施本发明可以获得以下有益效果 ： 胸腔阻抗信号不易受外界运动干扰的影响， 因此在胸外按压校准过程确定胸腔阻抗与按压深度的相关性后。
15、， 胸外按压测量过程中利用 胸腔阻抗信号及其与按压深度的相关性进行按压深度的监测可以基本避免外界运动的干 扰， 从而获得更准确的监测结果和提供更好的指导效果。 0019 本发明的信号采集过程可由除颤仪自带的加速度传感器和电极片完成， 无需进行 额外的硬件配置或改造， 系统复杂度相比配合使用加速度传感器和力传感器的现有技术可 明显降低。具备本发明监测系统的除颤仪可在除颤操作前更准确地监测 CPR 实施效果， 从 而更为有效的控制除颤强度。 附图说明 0020 为了更清楚地说明本发明实施例， 下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地 介绍， 显而易见地， 下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，。
16、 对于本领域普通技术人 员来讲， 在不付出创造性劳动的前提下， 还可以根据这些附图获得其他的附图。 0021 图 1 是本发明的实施例 1 中胸外按压深度的监测方法的流程图 ； 0022 图 2 是本发明的实施例 2 中胸外按压深度的监测方法的流程图 ； 0023 图 3 是本发明的实施例 3 中胸外按压深度的监测方法的流程图 ； 0024 图 4 是本发明实施例 1 和 2 中胸外按压深度的监测系统的示意图 ； 0025 图 5 是本发明实施例 3 中胸外按压深度的监测系统的示意图 ； 0026 图 6 是根据本发明的除颤仪的示例性框图 ； 以及 0027 图 7 是将除颤仪的加速度传感器和。
17、电极片实施于被监测对象的示意图。 具体实施方式 0028 本发明提供了一种基于胸腔阻抗和按压深度的相关性来监测 CPR 按压参数的系 统及方法 （以下简称监测系统和监测方法） ， 并提供了一种具有上述监测性能的除颤仪。这 里所说的 “相关性” 指胸腔阻抗信号 （其测量值或变化值） 和通过加速度计算得到的按压深 度这两者的相关性 （或比例关系） 。为便于描述， 以下将通过胸腔阻抗信号的测量值和按压 深度建立的相关性称为直接相关性， 将通过胸腔阻抗信号的变化值和按压深度建立的相关 性称为间接相关性。胸腔阻抗信号不易受外界运动因素干扰， 因此只要能准确确定按压深 度和胸腔阻抗信号的相关性， 就可通过。
18、测量胸腔阻抗信号间接完成按压深度的测量。 说 明 书 CN 104274172 A 5 3/8 页 6 0029 图 1 为本发明的实施例 1 中监测方法的流程图。在对被监测对象实施胸外按压 后， 首先在步骤 S11 中分别获取被监测对象在胸外按压校准过程中的参考胸腔阻抗信号和 胸腔被按压的参考加速度信号。 该信号获取过程通常得到反映参考加速度和参考胸腔阻抗 随时间变化的曲线。 0030 随后在胸外按压校准过程中对参考胸腔阻抗信号的变化值和参考按压深度进行 相关性分析， 确定胸腔阻抗与按压深度的间接相关性 （步骤 S12） ： 0031 （1） 对在胸外按压校准过程获取的参考加速度信号进行双重。
19、积分运算得到参考按 压深度。根据加速信号计算得到按压深度可以通过软件算法实现， 也可以采用硬件电路实 现。 （参考） 按压速度 v(t) 和 （参考） 按压位移 S(t) 对应的积分计算公式为 （a 表示 （参考） 加速度信号的值， v 表示 （参考） 按压速度， S 表示 （参考） 按压位移） ： 0032 v(t)= adt ； 0033 S(t)= v(t)dt。 0034 （2） 计算胸外按压校准过程中参考胸腔阻抗信号的变化值。这里所说的变化值指 的是 ： 胸外按压过程中获取到的参考胸腔阻抗信号的测量值与胸外按压前获取到的参考胸 腔阻抗信号的初始值的差值 （即， 测量值初始值） 。对于。
20、特定的被监测对象而言， 实施胸外 按压前的参考胸腔阻抗信号的初始值为一固定值， 单次胸外按压过程中参考胸腔阻抗信号 的测量值是可由曲线表示的变量， 因此随着胸外按压的进行， 基于以上计算方法获得的参 考胸腔阻抗信号的变化值在单次按压过程中同样为一变量。 0035 （3） 确定参考胸腔阻抗信号的变化值与参考按压深度的间接相关性。在一具体实 例中， 这种间接相关性可近似为一种比例关系或线性关系， 即 S=K2 Z， 其中 S 表示按压 深度， Z 表示胸腔阻抗信号的变化值， K2 表示按压深度与胸腔阻抗信号的变化值的比值。 0036 胸外按压校准过程中， 根据监测精度的需要， 本发明可按照特定频率。
21、获取胸外按 压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号。例如获取时间点 T1 的参考胸腔阻抗 信号， 计算该时间点处参考胸腔阻抗信号的变化值 Z1（ZT1-Z初始） ， 同时计算时间点 T1 所 对应的参考按压深度S1 ； 参考按压深度和参考胸腔阻抗信号的变化值的比值 （S1/Z1） 即 为该参考胸腔阻抗信号的变化值所对应的 K2 值。通过以上计算过程， 取值 N 次即可获得 N 个对应的 K2 值。 0037 在下一步骤 S13 中获取被监测对象在胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号。 0038 在步骤 S14 中， 使用胸外按压测量过程获取的实时胸腔阻抗信号计算实时胸腔 阻抗信号的变化值，。
22、 根据该变化值找到对应的 K2 值， 然后基于其与按压深度的相关性 （S=K2 Z） 计算胸外按压测量过程的按压深度。实时胸腔阻抗信号的变化值的计算与步 骤 S12 中参考胸腔阻抗信号的变化值的计算相同， 因此随后根据确定的相关性计算得到的 按压深度同样为一变量。具体实施过程中可得到按压深度的变化曲线， 起到实时监测的作 用。按压频率和按压时间间隔则进一步通过按压深度曲线的峰值时间计算得到。 0039 图 2 为本发明的实施例 2 中监测方法的流程图。与实施例 1 不同的是， 该实施例 在胸外按压校准过程中直接对参考胸腔阻抗信号的测量值和参考按压深度进行相关性分 析 （步骤S22） ， 因此在。
23、监测按压深度时也直接使用实时胸腔阻抗信号的测量值进行计算。 同 样地， 这种直接相关性可近似为一种比例关系或线性关系， 即 S=K1Z， 其中 S 表示按压深 度， Z 表示胸腔阻抗信号的测量值， K1 表示按压深度与胸腔阻抗信号的测量值的比值。 说 明 书 CN 104274172 A 6 4/8 页 7 0040 胸外按压校准过程中， 根据监测精度的需要， 本发明可按照特定频率获取胸外按 压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号。例如获取时间点 T1 的参考胸腔阻抗 信号的测量值， 同时计算时间点 T1 所对应的参考按压深度 S1 ； 参考按压深度和参考胸腔阻 抗信号的测量值的比值 （。
24、S1/Z1） 即为该参考胸腔阻抗信号的测量值所对应的 K1 值。通过 以上计算过程， 取值 N 次即可获得 N 个对应的 K1 值。 0041 在确认 K1/K2 值的过程中， 无论采用参考胸腔阻抗信号的测量值还是采用其变化 值， 本发明都可采用以下几种方式得到确定的相关性 ： 1、 K1/K2 值随胸腔阻抗信号 （测量值 或变化值） 变化的平滑曲线 ； 2、 K1/K2 值随胸腔阻抗信号 （测量值或变化值） 变化的折线 ； 3、 K1/K2 值与胸腔阻抗信号 （测量值或变化值） 的对应表。 0042 方式一 ： 取值 N 次获取 N 个对应的 K1/K2 值。以胸腔阻抗信号的测量值或变化值 。
25、为横坐标， 对应以 K1 值或 K2 值为纵坐标， 在 x-y 坐标系上获得对应的 N 个点。采用光滑曲 线连接以上 N 个点， 即得一条反映 K1 值或 K2 值对应随胸腔阻抗信号的测量值或变化值变 化的平滑曲线。 0043 方式二 ： 取值 N 次获取 N 个对应的 K1/K2 值。以胸腔阻抗信号的测量值或变化值 为横坐标， 对应以 K1 值或 K2 值为纵坐标， 在 x-y 坐标系上获得对应的 N 个点， 并建立以上 N 个点的拟合曲线 ； 拟合曲线同样为反映 K1 值或 K2 值对应随胸腔阻抗信号的测量值或变 化值变化的平滑曲线。 0044 方式三 ： 取值 N 次获取 N 个对应的 。
26、K1/K2 值。以胸腔阻抗信号的测量值或变化值 为横坐标， 对应以 K1 值或 K2 值为纵坐标， 在 x-y 坐标系上获得对应的 N 个点。相邻两个点 连线， 即得一条反映 K1 值或 K2 值对应随胸腔阻抗信号的测量值或变化值变化的折线。 0045 方式四 ： 建立胸腔阻抗信号的测量值 / 变化值与 K1 值 /K2 值的对应表， 一具体示 例参见下表 ： 0046 胸腔阻抗信号的测量值 / 变化值K1 值 /K2 值 Z1,Z2)/ Z1, Z2)K11/K21 Z2,Z3)/ Z2, Z3)K12/K22 ZN-1,ZN)/ ZN-1, ZN)K1N-1/K2N-1 0047 以上四种。
27、 K1/K2 值的确定方式仅用于说明本发明， 并不对本发明构成任何限制。 优选采用以上第二种方式， 该方式获得的曲线一方面可更好地反映 K1/K2 值的变化规律， 另一方面可以避免胸外按压校准过程中胸腔阻抗信号 （或其变化值） 的最大值小于实际测 量值的情形。 0048 以上虽然采用 K1/K2 值这一比例关系表示胸腔阻抗信号 ( 测量值或变化值 ) 与 按压深度的相关性， 但本领域技术人员也可以理解， 还可采用其他模型表征胸腔阻抗信号 ( 或其变化值 ) 与按压深度的相关关系。本发明提出的监测方法的重点在于利用不受外界 环境影响的胸腔阻抗信号与按压深度的一一对应关系， 通过获取胸腔阻抗信号来。
28、进一步确 说 明 书 CN 104274172 A 7 5/8 页 8 定按压深度。因此无论对胸腔阻抗信号进行何种运算变换， 例如平方、 积分等等， 只要能建 立两者的相关性 （或称为对应关系） ， 均可实现本发明所希望的准确监测。 0049 以上监测方法中所涉及的 “胸外按压校准过程” 可以是施救者对被监测对象实施 首次完整的 CPR 胸外按压操作的过程， 可以是预先设定的、 施救者对被监测对象实施的第 N 次 CPR 胸外按压操作， 也可以是预先设定的、 施救者对被监测对象实施的前 N 次 CPR 胸外按 压操作。本发明优选将首次胸外按压操作作为其校准过程。以上监测方法中所涉及的 “胸 外。
29、按压测量过程” 可以是在确定胸腔阻抗变化与按压深度的相关性之后或同时执行的胸外 按压操作， 也即可以是后续操作或并行操作。例如， 以首次胸外按压作为校准过程时， 若测 量过程为后续操作， 则输出的监测值舍弃首次胸外按压产生的按压深度 ； 若测量过程设定 为并行操作， 则将校准过程获得的按压深度作为第一个测量值。 应该注意的是， 当采用上述 第二种方式获得 K1/K2 值时， 若测量过程设定为并行操作， 则需要进一步利用建立起来的 相关性对校准过程的按压深度进行再次计算。 0050 实施例1和2的监测方法在确定胸腔阻抗和按压深度的相关性后则采用胸腔阻抗 信号完成监测， 由于胸腔阻抗信号不受外界运。
30、动干扰， 以上监测方法可很好地解决现有技 术中加速度传感器在运动环境下无法准确测量按压深度的缺陷。 0051 图 3 为本发明的实施例 3 中监测方法的流程图。与实施例 1 和 2 不同的是， 在计 算胸外按压测量过程的按压深度之前， 实施例 3 的监测方法还包括获取胸外按压测量过程 的实时加速度信号 （步骤 S34） 和确定胸外按压测量过程的外界环境 （步骤 S35） 。胸外按压 测量过程获取的实时加速度信号同样是与胸腔阻抗信号相关的变化值。 0052 具体地， 确定胸外按压测量过程的外界环境包括判断该过程的外界环境是否为运 动环境， 即是否存在外界运动加速度的干扰。 若获取到的实时加速度信。
31、号为非零值、 且实时 胸腔阻抗信号同时发生变化， 则判断此时的外界环境为静止环境 ； 若获取到的实时加速度 信号为非零值、 且实时胸腔阻抗信号同时保持不变， 则判断此时的外界环境为运动环境。 这 是因为外界的运动加速度仅能影响实时加速度信号的测量值， 而不会导致实时胸腔阻抗发 生变化。该步骤并未涉及新的传感器部件， 有利于本发明监测过程的成本控制。 0053 本发明通过该步骤确定后续计算胸外按压测量过程中按压深度的信号依据。 被监 测对象处于静止环境时， 获取的实时加速度信号噪声小， 可以反映真实实施于被监测对象 上的加速度信息， 也即可通过实时加速度信号确定按压深度。 被监测对象处于运动环境。
32、时， 例如救护车转运等院前急救场合下， 路面颠簸等运动造成运动加速度干扰实际获取到的实 时加速度信号， 使得实时加速度信号噪音较大， 无法直接应用于按压深度的准确监测。 0054 若胸外按压测量过程的外界环境为静止环境， 直接利用获取到的实时加速度信号 计算胸外按压深度 （S36a） 。 如上所述， 对实时加速度信号进行双重积分运算得到按压深度， 按压频率和按压时间间隔则进一步通过按压深度曲线的峰值时间计算得到。 若胸外按压测 量过程的外界环境为运动环境， 则利用实时胸腔阻抗信号和步骤 S32 中确定的相关性计算 按压深度和其他按压参数。 由于已建立胸腔阻抗信号的测量值或变化值与按压深度的相关。
33、 性关系， 在获取到实时胸腔阻抗信号时， 则可通过以上确定的相关性计算该次胸外按压测 量过程的实时按压深度， 随后同样通过按压深度曲线的峰值时间计算按压频率等其他参数 值。 0055 在另一实施方式中， 本发明的监测方法可进一步包括被监测对象判断步骤。本领 说 明 书 CN 104274172 A 8 6/8 页 9 域技术人员应该理解， 胸腔阻抗反映的是特定被监测对象的生理参数值， 必然具有个体区 别性， 也因此相对于同一加速度信号具有不同的相关性。在计算得到测量过程的按压深度 后， 该监测方法进一步判断被监测对象是否发生变化。 若发生改变， 则需要重新确定胸腔阻 抗和按压深度的相关性。优选。
34、地， 在单次胸外按压完成后进行一次被监测对象判断。 0056 本发明并不对如何判断被监测对象是否发生变化做出任何限制。在不增加任何 传感器或信号获取单元的情况下， 本发明可比较每次胸外按压开始时的胸腔阻抗信号。同 一被监测对象在胸外按压开始时的胸腔阻抗信号应保持不变 ； 若变化超出一定范围 （例如 5%） ， 则认为获取到的为不同被监测对象的胸腔阻抗信号。在其他实施方式中， 本发明可在 实施首次胸外按压前要求输入被监测对象 ID、 可获取具体被监测对象的指纹信息、 可检测 或获取到测量信号的时间等。只要本发明能够获取反映被监测对象独特属性的参数值， 则 可基于参数值的简单比较确定被监测对象是否。
35、变化。 0057 在另一实施方式中， 本发明的监测方法进一步考虑了胸外按压校准过程的外界环 境。在建立胸腔阻抗与按压深度的相关性之前， 首先确定胸外按压校准过程的起始外界环 境类型。确定起始外界环境的作用在于， 若后续测量过程的外界环境由初始的运动环境转 变为静止环境， 则重新在静止环境下进行一次相关性分析 （即重新确定胸外按压校准过程 的 K1/K2 值） ， 并更新相关性分析的结果。静止环境下得到的相关性因为无外界干扰， 往往 能够更为准确地反映胸腔阻抗与按压深度这两个变量间的关系， 本发明因此优选采用静止 环境下获得的相关性分析结果。 0058 如图 4 所示， 监测系统包括信号获取单元。
36、 11、 相关性确定单元 12 和按压深度计算 单元 13。信号获取单元 11 用于获取胸外按压校准过程的参考加速度信号和参考胸腔阻抗 信号， 以及用于获取胸外按压测量过程的实时胸腔阻抗信号。信号获取单元 11 获取的上述 信号均为随时间变化的变量。其中， 参考加速度信号和参考胸腔阻抗信号用于胸腔阻抗和 按压深度的相关性分析， 实时胸腔阻抗信号则是计算按压深度的信号基础。相关性确定单 元 12 用于确定胸腔阻抗和按压深度的相关性。该确定操作包括计算参考胸腔阻抗信号的 变化值， 使用参考加速度信号计算参考按压深度， 以及确定参考按压深度与参考胸腔阻抗 信号的变化值的比例关系 （即 K2 值） 。。
37、如上所述， 监测系统所获得的 K2 值随胸腔阻抗发生 改变。按压深度计算单元 13 用于按压深度的计算操作。在确定 K2 值后， 该计算单元通过 计算实时胸腔阻抗信号的变化值即可确定按压深度。 0059 虽然在图 4 的监测系统中， 相关性确定单元自身可以完成参考胸腔阻抗信号的变 化值和参考按压深度的计算， 但监测系统中也可仅由按压深度计算单元执行胸腔阻抗信号 的变化值和按压深度的计算操作 （包括校准过程和测量过程的相关计算） ， 相关性确定单元 通过与按压深度计算单元的交互获取所需计算结果。 0060 当然， 相关性确定单元也可以直接建立参考胸腔阻抗信号与参考按压深度的相关 性 ； 按压深度。
38、计算单元因此直接采用获得的实时胸腔阻抗信号计算按压深度 （实施例 2） 。 0061 在另一实施方式中， 相关性确定单元可兼具确定以上直接相关性或间接相关性的 操作性。此时的监测系统可进一步包括相关性模式选择单元， 用于选择在相关性确定过程 中是以胸腔阻抗信号还是以其变化值作为信号依据， 以及因此控制按压深度计算单元的计 算操作。 0062 如图5所示， 另一监测系统包括信号获取单元11、 外界环境确定单元14、 相关性确 说 明 书 CN 104274172 A 9 7/8 页 10 定单元12和按压深度计算单元13。 该示例下信号获取单元11还用于获取胸外按压测量过 程的实时加速度信号， 。
39、外界环境确定单元 14 则根据获取的实时加速度信号和实时胸腔阻 抗信号确定胸外按压测量过程的外界环境。 具体地， 在实时加速度信号为非零值、 且实时胸 腔阻抗信号发生变化时， 判断胸外按压测量过程的外界环境为静止环境。在实时加速度信 号为非零值、 且实时胸腔阻抗信号保持不变时， 判断胸外按压测量过程的外界环境为运动 环境 ； 此时获取的实时加速度并不是由胸外按压产生。 0063 在另一实施方式中， 监测系统还可包括一被监测对象判断单元。被监测对象判断 单元用于判断被监测对象是否发生变化。例如， 被监测对象判断单元可采用上述信号获取 单元， 通过比较胸外按压开始前的胸腔阻抗信号判断被监测对象是否。
40、发生变化。相关性确 定单元还用于在被监测对象发生变化时， 重新确定胸外阻抗和按压深度的相关性。 0064 图 6 进一步示出了具有本发明监测功能的除颤仪。该除颤仪 10 包括除颤仪主体 101、 以及与除颤仪主体101电连接的加速度传感器102和至少两个电极片103、 104。 另外， 除颤仪主体 101 还包括上述胸外按压深度的监测系统。如上所述， 胸外按压深度的监测系 统包括信号获取单元 11、 相关性确定单元 12 和按压深度计算单元 13。胸外按压深度的监 测系统的信号获取单元 11 与加速度传感器 102 以及电极片 103、 104 连接。另外， 监测系统 也可进一步包括未图示说明。
41、的外界环境判断单元。图 4-5 中已经对本发明的监测系统进行 了详细描述， 在此不再重复叙述。 0065 加速度传感器 102 和电极片 103、 104 与除颤仪主体 101 电连接， 这样可以利用除 颤仪实现按压参数的辅助测量。加速度传感器 102 用于获取胸外按压校准过程的参考加速 度信号， 当然加速度传感器 102 也可用于获取胸外按压测量过程的实时加速度信号。电极 片 103、 104 用于获取胸外按压校准过程的参考胸腔阻抗信号和胸外按压测量过程的实时 胸腔阻抗信号。监测过程中施加在被监测对象身上的加速度传感器和电极片 （例如 2 个） 如 图 7 所示。其中加速度传感器设置于被监测。
42、对象的胸腔正上方， 施救者通过加速度传感器 102 将压力实施于被监测对象。两个电极片 103、 104 分别设置在被监测对象的胸腔外侧， 并利用除颤仪主体 101 自身所带的阻抗测量电路实现胸腔阻抗的测量。以上信号采集过程 中， 测量胸腔阻抗信号无需采用单独的一套传感器和检测电路， 系统复杂度相比配合使用 加速度传感器和力传感器的现有技术可明显降低。 0066 另外， 除颤仪主体 101 还包括与按压深度计算单元 13 电连接的除颤强度调控单 元。胸外按压通常在体外除颤前执行， 通过按压深度的监测可以在一定程度上反映 CPR 效 果。在进行初次除颤时可根据按压深度的具体值和 / 或变化趋势适。
43、当调控除颤电流量， 保 证除颤效果的同时最大程度降低对心肌的损伤。本发明的除颤仪 10 由于提高了按压深度 监测的精确性， 因此可为除颤强度的调控提供更为可靠的指导效果。 0067 除以上所提及的按压深度、 按压频率和按压时间间隔以外， 本发明同样可以监测 人工呼吸通气度等参数。 将这些按压参数及时反馈给施救者可以指导施救者实施高质量的 CPR 急救措施。 0068 另外， 以上虽然描述了胸腔阻抗和按压深度的相关性， 但由于按压深度由加速度 信号计算得到， 因此胸腔阻抗和按压深度的相关性也可间接反映胸腔阻抗和加速度信号的 相关性。 本发明的相关性确定步骤或相关性确定单元并不局限于仅确定按压深度。
44、和胸腔阻 抗的相关性， 基于胸腔阻抗和加速度信号的关联进行的按压参数监测同样包括在本发明的 说 明 书 CN 104274172 A 10 8/8 页 11 范围内。 0069 还需要说明的是， 以上描述中虽然区分了 “实时加速度信号” 和 “参考加速度信 号” 、 以及 “实时胸腔阻抗信号” 和 “参考加速度阻抗信号” ， 但通过对除颤仪的说明可知， 加 速度信号均由加速度传感器获取， 胸腔阻抗信号均由电极片获取， 描述上的区分只是突出 了信号获取阶段的区别， 并不是表示实时和参考信号具有不同来源、 不同获取途径或不同 属性。因此通过校准过程确定的相关性可以应用于测量过程的对应计算。 说 明 书 CN 104274172 A 11 1/4 页 12 图 1 图 2 说 明 书 附 图 CN 104274172 A 12 2/4 页 13 图 3 说 明 书 附 图 CN 104274172 A 13 3/4 页 14 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 104274172 A 14 4/4 页 15 图 6 图 7 说 明 书 附 图 CN 104274172 A 15 。