CN103705233A - 心电图分析器和电极组 - Google Patents

Abstract

一种心电图分析器，包括：一组心电图测量电极；一个以上噪音测量电极；测量器，所述测量器配置成测量由所述心电图测量电极获取的心电图信号以及由至少所述噪音测量电极获取的噪音信号；以及心电图提取分析器，所述心电图提取分析器配置成基于所述心电图信号和所述噪音信号来提取去除噪音的去噪心电图。

Description

心电图分析器和电极组

相关申请交叉引用

本申请基于2012年10月9日提交的日本在先专利申请号2012-224456且主张其优先权权益，其全部内容以引用方式并入本文中。

技术领域

本发明涉及心电图分析器和电极组，其中能够减小由心肺复苏（以下简称为CPR）引起的噪音影响。

背景技术

作为心脏停搏患者的救生措施，不断地进行胸外按压很重要。对于经历心室纤颤或者无脉性心室频脉的心脏停搏患者来说，电击的释放构成重要因素。因此，为了对这样的患者迅速进行充分的程序，即使在胸外按压期间，心电图的分析准确测量也是有必要的。然而，当对心脏停搏患者进行胸外按压时，噪音污染心电图并且妨碍心电图的分析。

下述非专利文献1报导了噪音污染不是由归因于按压的心脏变形或者胸部阻抗变化，而是由在电极与皮肤之间施加的干扰所引起的。此外，在胸外按压期间在电极与皮肤之间施加的干扰由于各种因素而改变，诸如按压强度和速率、电极特性以及电极结合到其的部分的条件（肌肉和脂肪的量，以及皮肤的干燥条件）。因此，噪音不均匀地出现在心电图中，因此难以从噪音污染的心电图获得适当分析结果。

因此，下述专利文献1提出了无论由胸外按压引起的噪音存在或者不存在，都分析单个或者多个心电图导联的频率区域中的特征，从而判定电击是否有必要的技术。

下述专利文献2公开了一种滤波技术，所述滤波技术是基于心电图中包含的脉搏（心跳）的检测。在该技术中，捕获脉搏之间的基线变化，并且改变低截滤波器的截止频带，从而去除噪音。该技术也可适用于由胸外按压造成的噪音污染。

（专利文献1）JP-A-2011-189139

（专利文献2）日本专利号4,830,857

（非专利文献1）在心肺复苏期间心电图中的噪音源判定，CritCare Med2002Vil.30,No.4

然而，在由胸外按压引起的噪音中，峰值不仅在与胸外按压速率相对应的频率处出现，而且也在所述频率的整数倍频率处出现。因此，存在通过专利文献1中公开的技术可能无法正确地进行判定的可能性。例如，指引中建议的胸外按压速率为100次/分钟。在这种情况下，峰值在1.67Hz的基本周期处且也在整数倍频率处出现，诸如3.33Hz，其为所述周期的两倍，以及5.0Hz，其为所述周期的三倍。另一方面，心室纤颤的频率约为2Hz至10Hz。上述两倍和三倍频率均在该范围内。因此，即使当通过低截滤波器去除基本周期时，也存在出现在基本周期的整数倍处的峰值可能会影响特征分析结果的可能性。

专利文献2中公开的技术具有可根据污染噪音而改变截止频带的优点。然而，存在这样的可能性：当低截滤波器的截止频带设置得非常高时，甚至可能会去除掉心电图分量。此外，所述技术基于指示心跳的QRS波的检测。因此，在心室纤颤或者没有心跳的心脏停搏的情况下，滤波处理不会正常工作。

发明内容

本发明可提供心电图分析器和电极组，其中在通过预定CPR的复苏过程期间对心电图进行有效分析处理，从而能够减少由CPR引起的噪音影响。

心电图分析器可包括：一组心电图测量电极；一个以上噪音测量电极；测量器，所述测量器配置成测量由所述心电图测量电极获取的心电图信号以及由至少所述噪音测量电极获取的噪音信号；以及心电图提取分析器，所述心电图提取分析器配置成基于所述心电图信号和所述噪音信号来提取去除噪音的去噪心电图。

该一组心电图测量电极可为一对用于施加电击的除颤垫。

所述噪音测量电极可包括一对用于施加电击的除颤垫。

所述噪音测量电极可包括放置于所述心电图测量电极中对应的心电图测量电极附近的电极。

所述噪音测量电极可设置于形成在所述心电图测量电极中对应的心电图测量电极中的开口中。

所述噪音测量电极可放置于该一组心电图测量电极之间。

所述噪音信号可为在一组所述噪音测量电极之间或者在所述噪音测量电极与所述心电图测量电极之间获取的信号。

所述噪音信号可基于当在一组所述噪音测量电极之间施加载波电流时获取的阻抗或者当在所述噪音测量电极与所述心电图测量电极之间施加载波电流时获取的阻抗。

从所述噪音信号可获得胸外按压的周期，并且可基于胸外按压频率进行滤波处理。

可进行将所述噪音信号用作基准的自适应滤波处理。

可通过独立分量分析对所述噪音信号和所述心电图信号进行滤波处理。

用于所述心电图测量电极的电缆和至少一个用于所述噪音测量电极的电缆可装接到一个连接器，并且所述连接器可连接到所述测量器。

用于所述心电图测量电极的电缆和至少一个用于所述噪音测量电极的电缆可分布地装接到两个以上连接器，并且所述连接器可连接到所述测量器。

所述心电图测量电极中的一个心电图测量电极和所述噪音测量电极可设置于一个片材上，并且可连接到所述测量器。

所述心电图测量电极和所述噪音测量电极可分布地设置于至少两个片材上，并且可连接到所述测量器。

所述心电图分析器可并入除颤器中。

待连接到外部装置的电极组可包括：一组心电图测量电极；一个以上噪音测量电极；测量器，所述测量器配置成测量由所述心电图测量电极获取的心电图信号以及由至少所述噪音测量电极获取的噪音信号；心电图提取分析器，所述心电图提取分析器配置成基于所述心电图信号和所述噪音信号来提取去除噪音的去噪心电图；以及发送器，所述发送器配置成将所述去噪心电图发送到所述外部装置。

附图说明

图1为示出本发明的心电图分析器的功能和结构的实例的框图。

图2为示出装接到患者的除颤器的电极位置的图。

图3A至图3C为示出当未进行胸外按压时在导联处测量的信号的图，图3A示出导联Pad的信号，图3B示出导联N1的信号，图3C示出导联N2的信号。

图4A至图4C为示出当进行胸外按压时在导联处测量的信号的图，图4A示出导联Pad的信号，图4B示出导联N1的信号，图4C示出导联N2的信号。

图5A和图5B为示出电极的形式的变形例的视图。

图6为示出在与图2的模式不同的模式中结合到患者的电极的位置的图。

图7为示出心电图测量电极和噪音测量电极一体地成型的电极的实例的图。

图8为示出装接到患者的生物信息监测器的电极的位置的图。

图9为示出与图8的模式不同的模式的电极的图。

图10A为示出在对心室纤颤患者进行胸外按压的情况下心电图波形的视图，图10B为示出在对图10A所示的心电图波形进行频率分析的情况下的频率分量的视图。

图11A为示出从图10A所示的心电图波形去除噪音信号的频带的心电图波形的视图，图11B为示出在对图11A所示的心电图波形进行频率分析的情况下的频率分量的视图。

图12A至图12C为示出利用自适应滤波处理的噪音去除的视图，图12A示出受到噪音污染的心室纤颤的导联Pad的信号，图12B示出指示作为噪音信号的导联N1与N2的信号的差异的基准波形，图12C示出利用自适应滤波去除噪音的真实ECG。

具体实施方式

下文中，将参考附图描述本发明的心电图分析器的实施例的实例。

（第一实施例）

图1示出第一实施例的心电图分析器1的配置。将用于除颤器中的心电图分析器1作为第一实施例进行说明。

心电图分析器1包括心电图分析器主单元20以及待装接到患者（活体）的心电图测量电极11和噪音测量电极12。心电图分析器主单元20包括：心电图测量器21（测量器的实例），心电图测量电极11连接到所述心电图测量器21；噪音信号测量器22（测量器的实例），心电图测量电极11和噪音测量电极12连接到所述噪音信号测量器22；阻抗测量器23（测量器的实例），心电图测量电极11和噪音测量电极12连接到所述阻抗测量器23；以及心电图分析器24，所述心电图分析器24基于由测量器21、22、23测量的信息来提取去除噪音的真实心电图（去噪心电图）。心电图分析器24包括基本滤波处理器25、胸外按压判定器26和胸外按压噪音去除处理器（心电图提取分析器的实例）27。

心电图测量电极11为用于测量患者的心电图（以下简称为ECG）的电极，并且例如可由用于施加电击的除颤垫构成。

噪音测量电极12为用于测量噪音信号的电极，并且例如可用于测量由进行CPR，特别是胸腔按压时施加的干扰所导致的噪音信号。作为噪音测量电极12，可设置至少一个电极。在本实施例中，一组两个电极被设置为噪音测量电极。

心电图测量器21测量由心电图测量电极11获取的心电图。在对患者进行胸外按压的情况下，在这种情况下获取的心电图的波形包含由心脏引起的电位变化和由胸外按压引起的电位变化的混合体。下文中，由心脏引起的电位变化称为“真实ECG”，由胸外按压引起的电位变化称为“噪音”。即，真实ECG是指去除噪音的心电图波形。

噪音信号测量器22测量由心电图测量电极11和噪音测量电极12获取的噪音信号。这里，噪音信号是指指示由胸外按压造成的污染心电图的噪音的特征的信号。当被视为电位变化时，即，噪音信号为仅包含由胸外按压引起的电位变化的信号，或者是包含由胸外按压引起的电信号以及比由胸外按压引起的电位变化足够小的由心脏引起的另一个电信号的信号。噪音信号在一组噪音测量电极12之间或者在噪音测量电极12与心电图测量电极11之间获取。在本发明的心电图分析器1中，通过使用噪音信号，可以从通过胸外按压而被噪音污染的心电图中减少噪音。

阻抗测量器23测量由心电图测量电极11和噪音测量电极12获取的极间胸部阻抗。胸部阻抗由于进行胸外按压而变化。因此，胸部阻抗测量值可作为一种噪音信号处理。当在一组噪音测量电极12之间或者噪音测量电极12与心电图测量电极11之间施加载波电流时，可通过测量从电极获取的胸部阻抗来测量噪音信号。

心电图分析器24包括基本滤波处理器25、胸外按压判定器26和胸外按压去噪处理器27。

基本滤波处理器25对心电图和噪音信号进行处理，诸如通过交流声滤波器去除AC分量、通过高通滤波器去除漂移分量，以及通过低通滤波器去除可从***装置等进入的高频分量。

胸外按压判定器26基于由阻抗测量器23测量的胸部阻抗变化和由噪音信号测量器22测量的噪音信号来判定是否对患者进行胸外按压。在胸外按压期间，例如，噪音信号的波幅和胸部阻抗变化。相反，当不进行胸外按压时，噪音信号波幅未变化。此外，当患者呼吸时，胸部阻抗也发生变化。然而，每分钟胸外按压的速率与患者呼吸速率（患者自发或者人工呼吸速率）极大不同。基于所述变化和所述差异，胸外按压判定器26判定是否进行胸外按压。

如果胸外按压判定器26判定未进行胸外按压，则能够通过基本滤波处理器25的上述处理来获得真实ECG。相反，如果判定进行胸外按压，则能够通过胸外按压去噪处理器27的处理来产生真实ECG。通过胸外按压去噪处理器27的处理来产生真实ECG的处理内容将在下文进行说明。

心电图测量电极11和噪音测量电极12放置（结合）于患者的预定位置处，并且通过连接器连接到心电图分析器主单元20的测量器，所述连接器装接到分别从电极11、12延伸的电线（电缆）端部。

所有用于可由各个电极测量的信号的电线都可集中地装接到一个连接器以构成一个电极组。当电线集中到一个连接器时，能够简化操作者（救护人员）的操作，并且能够迅速地进行复苏程序。或者，用于可由各个电极测量的信号的电线可分布式地装接到多个连接器以构成一个电极组。根据所述构造，本发明的分析器的模式可在诸如除颤器、心电图分析器、心电图显示装置或者生物信息监测器的外部装置中实现，而无需改变连接器形状，并且能够节省生产成本。

接着，将说明由胸外按压去噪处理器27产生的真实ECG。

在除颤器中，除颤垫可用作心电图测量电极11，并且将由除颤垫测量的信息与由噪音测量电极12测量的信息彼此合并，从而产生真实ECG。

图2示出装接到患者的电极位置。一对除颤垫11a、11b分别结合到锁骨区和侧腹区，以使心脏介于它们之间。除颤垫11a、11b用于使电击电流能够流过患者，并且也用于测量除颤垫11a、11b之间的电位变化以测量患者心电图。通常用于除颤器中的导联Pad作为图2所示的箭头P之间，即，除颤垫11a、11b之间产生的电位变化而被测量。

相反，用于测量噪音信号的噪音测量电极12a、12b分别结合到除颤垫11a、11b附近（活体的预定位置的实例）。噪音信号测量作为噪音测量电极与除颤垫之间的电位变化，即，噪音测量电极12a与除颤垫11a之间以及噪音测量电极12b与除颤垫11b之间的电位变化而被测量。下文中，将图2所示的箭头N1之间，即，噪音测量电极12a与除颤垫11a之间产生的电位变化定义为导联N1，而将箭头N2之间，即，噪音测量电极12b与除颤垫11b之间产生的电位变化定义为导联N2。由胸外按压引起的噪音进入噪音测量电极12a、12b并且也进入除颤垫11a、11b。然而，这些电极结合到近端位置，因此可以说，测量时间之间没有差异。

图3A至图3C示出当未对患者进行胸外按压时，即，当不产生噪音时，在图2所示的测量***中在导联（导联Pad、导联N1和导联N2）中测量的信号。

如图3B和图3C所示，与在导联Pad中测量的信号（图3A）相比，在导联N1和N2中测量的信号中，作为心电图出现的电位波幅非常低。这是由电极的位置关系引起的，在所述位置关系中，与导联Pad情况不同，在导联N1和导联N2的情况下，心脏不介于电极之间（噪音测量电极12a与除颤垫11a之间以及噪音测量电极12b与除颤垫11b之间），并且电极间距离足够短。

图4A至图4C示出当对患者进行胸外按压时，即，当产生噪音时，在图2所示的测量***中在导联（导联Pad、导联N1和导联N2）中测量的信号。

如上参考图3B和图3C所述，在导联N1和N2中测量的信号基本上不包含心电图信号。因此，能够判定图4B和图4C所示的信号为由胸外按压引起的噪音。

因此，综上所述，胸外按压去噪处理器27能够通过从由除颤垫11a、11b测量的导联Pad信号中减去由噪音测量电极12a和除颤垫11a测量的导联N1的信号或者由噪音测量电极12b和除颤垫11b测量的导联N2的信号，来产生真实ECG信号。

图5A和图5B示出待结合到患者的除颤垫和噪音测量电极的变形例1。图5A示出结合到除颤垫11a（11b）附近的噪音测量电极12a（12b）的一个模式。在所述模式中，如图所示，噪音测量电极12a（12b）放置为包围除颤垫11a（11b）。

图5B示出噪音测量电极12a（12b）放置于除颤垫11a（11b）中的一个模式。在所述模式中，如图所示，开口31形成于除颤垫11a（11b）中，将噪音测量电极12a（12b）放置于开口31内部中（活体的预定位置的实例），并且将垫子和电极结合到患者。同样，在所述构造中（图5A和图5B），可测量噪音信号，并且胸外按压去噪处理器27可产生真实ECG信号。

图6示出结合到患者的除颤垫和噪音测量电极的另一个变形例或者变形例2。在所述模式中，如图所示，除颤垫11a、11b结合到使心脏位于间的位置，而噪音测量电极12结合到位于一对除颤垫11a、11b之间的胸外按压部分，即，心脏上方的区域（胸外按压处的实例）。噪音测量电极12测量由胸外按压引起的噪音感应。在这种情况下，胸外按压所引起的压力直接施加于电极，因此测量与心电图相比波幅非常高的噪音。当使用具有这样不同的特性的噪音（胸外按压）的电信号时，能够选择最佳噪音滤波器，并且能够利用胸外按压去噪处理器27产生真实ECG信号。

在上述模式中，除颤垫用作心电图测量电极。或者，例如，当放置于除颤垫附近时，可使用独立于除颤垫的用于测量的心电图的电极。

此外，在上述模式中，除颤垫用作用于测量心电图的电极，而结合到除颤垫附近的噪音测量电极用作用于测量噪音信号的电极。然而，本发明并不限于所述模式。或者，例如，除颤垫可用作用于测量噪音信号的电极，而结合到除颤垫附近的电极可用作用于测量心电图的电极。再或者，如已经参考图5A和图5B说明的变形例1和2中，心电图测量电极可放置为包围除颤垫，或者可以在除颤垫中形成开口，并且心电图测量电极可分别放置于开口中。

此外，在上述模式中，采用了把噪音测量电极和心电图测量电极分成两个以上结合垫（片材）的构造。然而，本发明并不限于所述模式。例如，如图7所示，可采用将除颤垫11a（11b）和噪音测量电极12a（12b）装接到一个结合垫（片材）41以整合为一个电极的构造。

根据所述构造，将与除颤器中用于测量心电图的电极（除颤垫）不同的用于测量噪音的电极结合到患者胸部，积极测量由胸外按压引起的噪音信号（监测电极与皮肤之间引起的扰动本身），并且分析噪音信号和心电图信号，从而能够有效地去除由胸外按压引起的噪音的影响。因此，能够更加正确地在胸外按压期间进行除颤器的心电图分析（判定是否需要施加除颤），并且操作者能够进行快速复苏程序。

因为噪音测量电极放置于除颤垫附近，所以能够充分地将具有大噪音分量的电信号作为噪音信号来测量。当噪音测量电极放置于除颤垫之间时，能够测量并有效地去除由胸外按压引起的特性噪音信号。

在心电图由与除颤垫分开设置的电极测量的结构中，能够去除由胸外按压引起的噪音。同样，在利用除颤垫测量噪音的情况下，当对噪音信号和心电图信号进行分析时，也能够去除由胸外按压引起的噪音。

在将心电图测量电极和噪音测量电极装接到一个结合垫（片材）以彼此整合的构造中，操作者能够在与常规程序相同的程序中将待用于心电图分析中的电极正确地结合到患者。

在将心电图测量电极和噪音测量电极分成两个以上片材的构造中，现有除颤垫实际上可用作电极，并且能够节省成本。

当测量从结合到患者的电极获取的胸部阻抗时，能够正确地判定是否进行胸外按压。

（第二实施例）

作为第二实施例，将描述用于生物信息监测器中的心电图分析器。例如，生物信息监测器为床边监测器，所述床边监测器利用装接到患者的生物信息检测器来检测生物信息，以在显示器上显示检测到的生物信息。在用于这样的生物信息监测器中的心电图分析器1中，心电图监测器电极11A（11Ar、11Al、11Af）用作心电图测量电极。在以下说明中，与第一实施例的组件相同或者相似的组件由相同参考标记表示并且将省略它们的说明。

在生物信息监测器中，由心电图监测器电极11A测量的信息以及由噪音测量电极12测量的信息彼此合并，从而产生真实ECG。

图8示出装接到患者的生物信息监测器的电极的位置。

心电图监测器电极11A由一组多个电极，诸如三个、六个或者十个电极，所构成。图8所示的心电图监测器电极11A由三个电极，或者R电极11Ar、L电极11Al和F电极11Af构成。如图所示，R电极11Ar结合于右锁骨下，L电极11Al结合于左锁骨下，而F电极11Af结合到左侧腹附近。

根据所述构造，能够测量归因于R电极11Ar与L电极11Al之间由图中箭头I表示的电位变化的心电图（导联I）、归因于R电极11Ar与F电极11Af之间由箭头II表示的电位变化的心电图（导联II），以及归因于L电极11Al与F电极11Af之间由箭头III表示的电位变化的心电图（导联III）。导联I、II和III为标准肢体导联。

噪音测量电极12a、12b分别结合到R电极11Ar和F电极11Af附近。根据所述构造，噪音信号作为噪音测量电极12a与R电极11Ar之间的电位变化（导联N1）以及噪音测量电极12b与F电极11Af之间的电位变化（导联N2）而被测量。

因此，胸外按压去噪处理器27能够通过从由R电极11Ar和F电极11Af测量的导联II信号中减去由噪音测量电极12a和R电极11Ar测量的导联N1或者由噪音测量电极12b和F电极11Af测量的导联N2，来产生真实ECG信号。

图9示出心电图监测器电极和噪音测量电极的变形例。在所述变形例中，如图所示，噪音测量电极12a（12b）放置为包围心电图监测器电极11A。同样，在所述结构中，能够测量噪音信号，并且可由胸外按压去噪处理器27产生真实ECG信号。

同样，与图6所示的第一实施例的结构相似，在第二实施例中，噪音测量电极12可结合到位于R电极11Ar与F电极11Af之间的胸外按压部分（在心脏上方的区域中）。同样，在这种情况下，能够由胸外按压去噪处理器27产生真实ECG信号。

根据所述构造，同样在生物信息监测器中，将与用于测量心电图的电极（除颤垫）不同的用于测量噪音的电极结合到患者胸部，测量由胸外按压引起的噪音信号，并且分析噪音信号和心电图信号，从而能够有效地去除由胸外按压引起的噪音的影响。因此，能够更加正确地在胸外按压期间对生物信息监测器上的心电图进行分析。因此，操作者能够进行快速复苏程序，并且实现与在上述除颤器的情况下的效果相似的效果。

（去噪方法的其它模式）

接着，将描述由胸外按压去噪处理器27选择的去噪方法的其它模式。在第一和第二实施例中，已经描述了在真实ECG产生中从导联Pad信号（导联II信号）减去导联N1信号或者导联N2信号的处理。或者，可通过进行以下滤波处理之一来去除噪音。

例如，图10A示出在对患有心室纤颤（VF）的患者进行胸外按压的情况下心电图波形。图10B示出在对图10A所示的心电图波形进行频率分析的情况下的频率分量。心室纤颤频率相对高。因此，如图10B所示，当进行频率分析时，将由胸外按压引起的噪音的频率分量与心电图（VF波形）的频率分量分开。为了判定所述频率分量是否彼此分开，分别对心电图和噪音信号进行频率分析，并且将分析结果彼此比较。如果频率分析的结果被判定为频率分量彼此分开，那么仅将噪音信号的频带从心电图波形去除，从而能够获得真实ECG。例如，可从噪音信号获得胸外按压周期，并且可基于胸外按压频率（或者所述频率的整数倍）来进行滤波处理。

图11A示出通过陷波滤波器从图10A所示的心电图波形去除噪音信号频带的波形，即，真实ECG。图11B示出在对图11A所示的心电图波形进行频率分析的情况下频率分量。从频率分析结果可知，当比较图11B与图10B时，能够判定去除了由胸外按压引起的噪音信号。

例如，图12A至图12C示出通过自适应滤波处理来去除噪音的模式，其中噪音信号用作基准。

图12A示出心室纤颤受到由胸外按压引起的噪音污染的导联Pad的信号，图12B示出指示作为由胸外按压引起的噪音信号的导联N1与N2的信号之间的差异的基准波形，图12C示出利用LMS自适应滤波器来去除噪音的真实ECG，所述LMS自适应滤波器使用导联N1与N2的信号之间的差异作为污染心电图的噪音基准。

在滤波器系数随着时变噪音（诸如非恒定胸外按压速率）变化的同时，进行用于噪音的滤波器的优化。换言之，待去除的频带随着时间推移而变化。然后，滤波器系数变化为使得施加于心室纤颤和噪音混合存在的波形（图11A）的滤波处理结果与仅存在噪音的波形（图11B）一致。因此，它们之间的差异能够作为真实ECG被测量。当分析噪音信号进时，能够知道胸外按压速率为不恒定，并且能够将此告知救护人员。

例如，可增加噪音测量电极数量，可测量多个噪音信号，并且可通过独立分量分析对噪音信号和心电图信号进行滤波处理，从而去除噪音。

当分析噪音信号和心电图信号时，能够从多个上述去噪处理中选择最佳去噪方法。在由于诸如心电图频带与噪音信号频带重叠的原因而无法选择最佳去噪方法的情况下，在胸外按压期间可能无法进行去噪，并且可将利用仅使用基本滤波处理器25的滤波处理获得的波形设置为真实ECG。这种情况可以例如文本或者语音消息的形式告知救护人员。

测量器（心电图测量器21、噪音信号测量器22和阻抗测量器23）、心电图分析器24（基本滤波处理器25、胸外按压判定器26和胸外按压去噪处理器27）和将在心电图分析器24中获得的真实ECG发送到除颤器的发送器可模块化为一个信号处理组件。本发明可通过构造包括信号处理组件、心电图测量电极11和噪音测量电极12并且具有去噪功能的电极组来实施。

根据所述结构，将与在除颤器或者生物信息监测器中用于测量心电图的电极不同的用于测量噪音的电极结合到患者胸部，积极测量由胸外按压引起的噪音信号，并且分析噪音信号和心电图信号，从而能够选择最佳去噪方法，并且可减少由胸外按压引起的噪音。在无法选择最佳去噪方法的情况下，能够将这种情况的原因告知救护人员。因此，能够进行随后的适当程序，并且情况能够得到改善。

根据本发明的一个方面，监测电极与皮肤之间引起的扰动本身，因此能够有效地去除由胸外按压引起的噪音。因此，心电图分析器更加精确地分析心电图，并且操作者可进行快速程序。

Claims (17)

1.一种心电图分析器，包括：

一组心电图测量电极；

一个以上噪音测量电极；

测量器，该测量器配置成测量由所述心电图测量电极获取的心电图信号以及由至少所述噪音测量电极获取的噪音信号；和

心电图提取分析器，所述心电图提取分析器配置成基于所述心电图信号和所述噪音信号来提取去除了噪音的去噪心电图。

2.根据权利要求1所述的心电图分析器，其中，

所述一组心电图测量电极是一对适于施加电击的除颤垫。

3.根据权利要求1所述的心电图分析器，其中，

所述噪音测量电极包括一对适于施加电击的除颤垫。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述噪音测量电极包括放置于所述心电图测量电极中的对应的一个心电图测量电极的附近的电极。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述噪音测量电极设置于形成在所述心电图测量电极中的对应的一个心电图测量电极中的开口中。

6.根据权利要求1至3中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述噪音测量电极放置于所述一组心电图测量电极之间。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述噪音信号是在一组所述噪音测量电极之间或者在所述噪音测量电极与所述心电图测量电极之间获取的信号。

8.根据权利要求1至6中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述噪音信号基于当在一组所述噪音测量电极之间施加载波电流时获取的阻抗，或者基于当在所述噪音测量电极与所述心电图测量电极之间施加载波电流时获取的阻抗。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的心电图分析器，其中，

从所述噪音信号获得胸外按压的周期，并且基于所述胸外按压的频率进行滤波处理。

10.根据权利要求1至8中任一项所述的心电图分析器，其中，

进行将所述噪音信号用作基准的自适应滤波处理。

11.根据权利要求1至8中任一项所述的心电图分析器，其中，

通过独立分量分析对所述噪音信号和所述心电图信号进行滤波处理。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的心电图分析器，其中，

用于所述心电图测量电极的电缆和至少一个用于所述噪音测量电极的电缆装接到一个连接器，并且所述连接器可连接到所述测量器。

13.根据权利要求1至11中任一项所述的心电图分析器，其中，

用于所述心电图测量电极的电缆和至少一个用于所述噪音测量电极的电缆分布地装接到两个以上连接器，并且所述连接器可连接到所述测量器。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述心电图测量电极中的一个心电图测量电极以及所述噪音测量电极设置于一个片材上，并且可连接到所述测量器。

15.根据权利要求1至13中任一项所述的心电图分析器，其中，

所述心电图测量电极和所述噪音测量电极分布地设置于至少两个片材上，并且可连接到所述测量器。

16.根据权利要求1至15中任一项所述的心电图分析器，所述心电图分析器并入除颤器中。

17.一种电极组，该电极组待连接到外部装置，所述电极组包括：

一组心电图测量电极；

一个以上噪音测量电极；

测量器，所述测量器配置成测量由所述心电图测量电极获取的心电图信号以及由至少所述噪音测量电极获取的噪音信号；

心电图提取分析器，所述心电图提取分析器配置成基于所述心电图信号和所述噪音信号来提取去除了噪音的去噪心电图；和

发送器，所述发送器配置成将所述去噪心电图发送到所述外部装置。

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