QT間期確定方法和相關設備與流程

2023-06-12 03:47:46 1

本公開涉及監測設備和方法，特別地涉及用於確定和監測患者的qt間期(interval)的設備和方法。

背景技術：

對心臟的電信號——心電圖信號——的監測用於監測患者的心動周期，以便檢測各種病症(condition)和疾病。由心電圖信號(ekg)表示的典型心動周期包括p波、qrs波群和t波，它們以此順序出現。ekg專家被訓練成分析ekg信號的方面，以識別潛在的疾病或危險。p波表示在心房除極期間形成的電信號；qrs波群反映在心房除極(p波)之後左心室和右心室的快速除極；以及t波表示心室的復極或恢復。心室是比心房大的肌肉，因此與qrs波群相關聯的除極通常在幅度上大於p波除極或t波復極。對ekg信號的分析包括與ekg信號的分量的時間和幅度相關的測量。例如，基於qrs波群的r部分的連續波峰之間的間期(如r-r間期)檢測心率。pr間期是從p波的開始到qrs波群的開始測量的，pr間期反映電脈衝從竇房結行進通過av(房室)結所花費的時間，並且提供av結功能的指示。同樣，qt間期是從qrs波群的開始到t波的結束點測量的。關於所測量的qt間期，延長的qt間期已被識別為多種病症的危險因素，這樣的病症諸如為急性心肌梗塞和缺血、低血鈣、中樞神經系統事件、體溫過低、甲狀腺功能減退以及藥物治療的結果。

在醫院環境中，通常使用6導聯(lead)配置或12導聯配置來採集ekg信號和測量qt間期。然而，這種類型的心臟監測通常僅在醫院於有限的時間段內進行，並且通常是在患者臥床時進行的。可能期望的是提供對心臟活動的長期監測(如數天)，特別是qt間期檢測，以便檢測不常發生的極端qt間期事件，和/或使得能夠檢測qt間期的逐漸變化。另外，可能期望的是在患者活動或參與活動諸如站立或四處走動時監測患者的qt間期。最後，有益的是能夠在不必完全補足通常在醫院中用於ekg監測的六個或十二個導聯的情況下監測和檢測患者的qt間期。

技術實現要素：

根據本公開的一種實施例，測量患者的qt間期的監測系統包括第一監測設備和qt間期測量模塊。第一監測設備在第一位置附著至患者，並監測與患者相關聯的第一心電圖(ekg)信號。qt間期測量模塊被配置成從第一監測設備接收第一ekg信號，並且被配置成識別所接收的第一ekg信號內的每個跳動的qrs波群屬性和心率屬性。基於所識別的qrs波群信息，qt間期測量模塊定位每個跳動的心率屬性t波終點(offset)(itoff)。qt間期測量模塊還在所接收的第一ekg信號內選擇由適合於qt間期測量的多個跳動構成的合格跳動段，並且基於關於每個跳動所識別的qrs波群屬性和t波終點來測量合格跳動段內的qt間期。

根據本公開的另一實施例，測量患者的qt間期的監測系統包括第一監測設備和第二監測設備以及qt間期測量模塊。第一監測設備在第一位置附著至患者，並監測與患者相關聯的第一心電圖(ekg)信號。第二監測設備在與第一位置不同的第二位置附著至患者，並監測與患者相關聯的第二ekg信號。qt間期測量模塊被配置分別成從第一監測設備和第二監測設備接收第一ekg信號和第二ekg信號，並且識別與第一ekg信號相關聯的第一屬性和與第二ekg信號相關聯的第二屬性。qt間期測量模塊在所接收的第一ekg信號和第二ekg信號內選擇由適合於qt間期測量的多個跳動構成的合格跳動段，並且基於與第一ekg信號相關聯的第一屬性和與第二ekg信號相關聯的第二屬性的組合來測量合格跳動段內的qt間期。

根據本公開的另一實施方案，自動監測患者的qt間期的方法包括在第一附著設備和第二附著設備處接收全球時間信息。第一附著設備測量第一心電圖(ekg)信號，並且基於所接收的全球時間信息將時間戳與第一ekg信號相關聯。第二附著設備測量第二ekg信號，並且基於所接收的全球時間信息將時間戳與第二ekg信號相關聯。所測量的第一ekg信號和第二ekg信號以及時間戳信息從相應的附著設備傳送至處理器系統。基於第一ekg信號和第二ekg信號計算qt間期，其中基於從第一ekg信號得出的qrs起點(onset)信息和從第二ekg信號得出的t波終點信息計算qt間期。將計算出的qt間期與閾值進行比較以檢測qt間期的延長，並且響應於檢測到延長的qt間期生成警報。

根據本公開的另一實施方案，檢測qt間期的方法包括從以第一導聯配置位於患者的腹部的第一設備接收第一心電圖(ekg)信號，並從以第二導聯配置且相對於第一設備成限定角度地位於患者的胸部上的第二設備接收第二ekg信號。檢測關於第一ekg信號的qrs起點和qrs波峰信息以及關於第二ekg信號的qrs波峰和t波終點信息。將與所測量的第一ekg信號相關聯的多個第一跳動和與第二ekg信號相關聯的多個第二跳動進行匹配，以將多個第一跳動的qrs波峰與多個第二跳動的qrs波峰對準。基於檢測到的與第一ekg信號相關聯的qrs起點信息和與第二ekg信號相關聯的t波終點信息來計算qt間期。基於所計算的qt間期檢測qt間期的異常。

附圖說明

圖1示出了根據本發明的一實施方案的測量心電圖信號並且執行分析以測量qt間期的監測和處理系統的示意圖。

圖2是示出了根據本發明的一實施方案的qt間期的計算的ekg信號的圖形表示。

圖3是示出了根據本發明的一實施方案的基於所接收的ekg信號計算qt間期的流程圖。

圖4示出了根據本發明的一實施方案的能夠測量心電圖(ekg)信號的兩個監測設備的放置。

圖5是根據本發明的一實施方案的用於計算qt間期的第一ekg信號和第二ekg信號的圖形表示。

圖6是示出了根據本發明的一實施方案的基於分別從第一監測設備和第二監測設備接收的彼此在時間上同步的兩個ekg信號來計算qt間期的方法的流程圖。

圖7是示出了根據本發明的一實施方案的基於分別從第一設備和第二設備接收的彼此在時間不同步的兩個ekg信號來計算qt間期的方法的流程圖。

圖8是示出了根據本發明的實施方案的將第一波形信號和第二波形信號進行匹配並且根據匹配的結果計算qt間期的波形圖。

圖9a至圖9c是示出了根據本發明的實施方案的顯示所測量的qt間期數據的各種方法的顯示。

圖10a和圖10b分別示出了根據本發明的實施方案的用於測量ekg信號的附著設備的分解圖和側截面圖。

具體實施方式

本發明提供了測量qt間期並且自動地檢測與qt間期相關的病症諸如長qt症候群(lqts)的系統和方法。在一種實施方案中，使用根據第一導聯配置(如心電圖設備的第一位置/定向)生成的第一ekg信號來收集與心動周期的一些方面有關的一些信息(如qrs起點)，並且使用根據第二導聯配置(如心電圖設備的第二位置/定向)生成的第二ekg信號來收集與心動周期的方面有關的額外信息(如p波終點)。第一ekg信號和第二ekg信號彼此同步，使得可以基於從一個ekg信號獲得的qrs起點信息和從另一個ekg信號獲得的t波終點信息來測量qt間期。然後，對計算出的qt間期進行分析，以檢測與qt間期延長相關聯的狀況，包括間歇性事件和qt間期的逐漸變化兩者。

圖1示出了根據本發明的一實施方案的測量心電圖信號並且執行分析以測量qt間期的監測和處理系統10的示意圖。在圖1所示的實施方案中，監測和處理系統10包括監測設備12、中間/qt間期測量模塊14和遠程監測系統16。中間/qt間期測量模塊14包括天線20、微處理器22和存儲介質24。在一種實施方案中，中間設備14負責對從監測設備12接收的ekg信號進行處理，以測量與患者相關聯的qt間期，並將檢測到的問題報告/警報給在遠程監測系統16處的醫療人員。然而，在其他實施方案中，中間設備14僅僅是監測設備12和遠程監測系統16之間的媒介，其中對ekg信號的處理要麼在監測設備12本地執行，要麼在遠程監測系統16遠程地執行。遠程監測系統16包括微處理器28、存儲介質30和顯示器32。

監測設備12附著、附接或以其他方式放置在一位置，以監測患者p的心電圖信號。圖10a至圖10b示出了一個這樣的監測設備的實施方案。在一些實施方案中，監測設備12包括能夠分析感測到的ekg信號的本地處理器(未示出)，而在其他實施方案中，監測設備12維持僅能夠將所測量的ekg信號傳送至中間設備14或遠程監測系統16以進行進一步處理和/或分析的本地處理器/控制器。

在一種實施方案中，第一ekg信號和第二ekg信號彼此結合地被使用，以測量qt間期。第一ekg信號是由監測設備12在第一位置諸如圖1所示的位置處測量的，並且第二ekg信號是由監測設備12在第二位置處測量的。例如，在一種實施方案中，第一位置以與水平線近似平行的角度定位於患者p的腹部上，並且第二位置以與水平線成近似四十五度——以及與第一位置處的設備的定向成四十五度——的角度定位於患者p的胸部上。在一種實施方案中，這需要第一監測設備和第二監測設備附著或以其他方式連接至患者p。然而，在其他實施方案中，可以在不同時間階段使用同一設備從期望的第一導聯位置和第二導聯位置捕獲ekg數據。

對關於患者p所感測到的ekg信號的傳送和處理將由qt間期測量模塊執行，但該模塊可以駐留在可以訪問所測量的ekg信號並且具有用於使得能夠處理ekg信號的處理器/存儲介質的任何設備中。例如，在圖1所示的實施方案中，可以在監測設備12的本地實施、在中間設備14處實施(如圖1所示)和/或在遠程監測系統16處實施qt間期測量模塊。取決於應用，可能有益的是在被包括作為監測設備12的一部分的處理器本地執行ekg處理，並且向中間設備14和/或遠程監測系統16僅傳送處理的結果(如所測量的qt間期等)。在其他應用中，可能有益的是在中間設備14和/或遠程監測系統16處執行對ekg信號的處理。對於在本地執行處理的實施方案，遠程監測設備12包括處理器、存儲介質和通信接口(更多細節在圖10a至圖10b中示出)。所監測的ekg信號由處理器在本地處理，其中，結果存儲至存儲介質或者經由通信接口傳送至中間設備14。在兩個監測設備貼附至患者p的實施方案中，監測設備可以被配置成在向中間設備14進行傳送之前先將所測量的ekg信號傳送至彼此以用於對ekg信號進行本地處理。在又一實施方案中，所監測的ekg信號被直接傳送(如未經處理)至中間設備14。

在圖1所示的實施方案中，中間設備14包括天線20、處理器22和存儲介質24。天線20被配置成經由無線通信路徑18與監測設備12無線通信，並且可以包括雙向通信。例如，如下文更詳細地討論的，在一種實施方案中，中間設備14向監測設備12(以及第二監測設備)提供時間信號，該時間信號允許由各監測設備提供的所監測ekg信號基於由時間信號提供的時間戳對準。另外，監測設備12經由天線20向中間設備14提供ekg信號和/或經處理的數據。在接收到時，處理器22和存儲介質24可以對所接收的ekg數據提供處理和/或對從監測設備12接收的經處理數據提供進一步處理。中間設備14又將ekg信號、經處理的數據和/或警報傳遞至遠程監測系統16。

遠程監測系統16被連接成經由有線或無線通信信道26與中間設備14通信。在圖1所示的實施方案中，遠程監測系統包括處理器28、存儲介質30和顯示器32。如上文所討論的，對所監測的ekg信號的處理可以由檢測設備12在本地執行、由中間設備14執行或者由遠程監測系統16遠程地執行。如果在遠程監測系統16處遠程地執行，則由監測設備12所監測的ekg信號經由中間設備14傳送至遠程監測系統16。處理器28和存儲介質30協作運行，以處理所接收的ekg信號，從而檢測屬性諸如qt間期。然後可以經由顯示器32向用戶或醫療人員顯示所執行分析的結果。

圖2是示出了根據本發明的一實施方案的qt間期的計算的ekg信號的圖形表示。在圖2所示的實施方案中，由監測設備12(圖1所示)測量的ekg信號包括三個分量或相：p波；qrs波群(包括q波、r波和s波)；以及t波。qt間期是從qrs波群的起點到t波的結束點所測量的。因此，qt間期的準確測量取決於準確地檢測出ekg信號的各種分量，特別是識別出qrs波群的起點和t波的結束點。

圖3是示出了在測量與特定患者相關聯的qt間期中執行的步驟的流程圖。關於方法40描述的步驟可以在單個位置(如監測設備12、中間設備14或遠程監測站16)處執行，或者可以分散在多個位置處，其中一些步驟由監測設備12執行，而其他步驟由中間設備14和/或遠程監測系統16執行。

在步驟42，接收ekg信號以進行分析。ekg信號包括多個心動周期，每個周期均包括上文所討論的p波、qrs波群和t波分量。在步驟44，識別ekg信號的qrs位置，包括qrs波群的波峰(irpk)和qrs起點(iron)。另外，在步驟44可以確定與ekg信號相關聯的另外方面或屬性，諸如基於所檢測的qrs波峰之間的間期所計算出的患者的心率(r-r)以及噪聲值。對於被識別為包括大噪聲分量的每個跳動，可以設置跳動相關噪聲標記，該標記指示無法對所識別的心跳或周期進行分析。在步驟44檢測到的ekg信號的分量被存儲或以其他方式被保存，以供後續步驟使用。

在步驟46，基於在步驟42識別的qrs波群方面來定位每個心動周期或跳動的t波終點(itoff)。可以使用多種算法來檢測ekg信號內的t波，特別是t波終點值(itoff)。在一種實施方案中，這包括使用在步驟44確定的所測量心率值、基於查找表生成t波終點估計值(itoff_estimate)。顧名思義，t波終點估計值itoff_estimate是基於患者的心率定位的t波終點可能所在的地方的估計值。患者的心率越快，t波終點可能位於離qrs波峰越近處。t波終點估計值itoff_estimate用於限定表示時間窗的t波終點檢測窗，將在該時間窗中執行後續分析以定位實際的t波終點itoff。在一種實施方案中，t波終點檢測窗被限定在t波終點估計值itoff_estimate和該估計值加50毫秒(ms)之間。在t波終點檢測窗內，定位波峰和波谷(最大值和最小值)，其中波谷表示t波終點itoff。取決於監測設備的位置和定向，在一些實施方案中，t波終點itoff可能是顛倒的。然而，這可以通過以下方式被克服，該方式即：使用計算出的波峰和波谷的絕對值和/或使用加速度計值來確定監測設備的定向以及因此確定是否因此需要將值進行顛倒。如果無法檢測到t波終點itoff，則無法確認該跳動的t波終點值，並且出於分析目的將其捨棄。

在步驟48，識別ekg信號內適合於qt間期分析的合格跳動。在一種實施方案中，這意味著分析跳動以識別無噪聲的跳動。在該實施方案中，在步驟44識別的跳動相關噪聲標記用於確定特定段是否有噪聲。在一種實施方案中，如果必要數量的連續跳動被識別為無噪聲，則將段識別為無噪聲。例如，在一種實施方案中，如果五個或更多個連續跳動被識別為無噪聲(如沒有設置跳動相關噪聲標記)，則將段識別為無噪聲。在其他實施方案中，可以使用其他閾值來確定段是否有噪聲，並且可以使用其他標準來確定多組段是否適合於qt間期分析，諸如當日時間、患者的活動水平、患者的定向、患者的心率等。

在步驟50，關於在所識別的合格(如無噪聲)段內的一個或多個跳動測量qt間期。對qt間期的測量可以包括：測量與合格段內的兩個或更多個跳動相關聯的兩個或更多個qt間期並且對所測量的qt間期求平均，或者測量合格段內的單個qt間期。在一種實施方案中，除了識別合格段以外，當測量與特定跳動相關聯的qt間期時還設置了額外的要求。例如，在一種實施方案中，僅測量前面是無噪聲跳動的跳動的qt間期。因此，在無噪聲段中識別出的第一跳動——如果前面是噪聲跳動——將不會用於測量qt間期。

如上文所討論的，qt間期是從qrs波群的起點到t波的終點或結束點所測量的(如iqt＝itoff–iron)。在一種實施方案中，關於是否測量特定跳動的qt間期的額外要求是：跳動的對於測量qt間期所需的屬性——即qrs波群的起點和t波的結束點——是否能夠在所監測的ekg信號中被檢測到或以其他方式被辨識。如果無法從ekg信號中辨別出這些屬性，那麼即使在無噪聲段中被發現並且符合其他要求，該跳動也會被捨棄並且不用於qt間期的測量。

在步驟52，基於患者的心率校正所測量的qt間期。可以使用許多公知的算法校正所測量的qt間期，包括例如由bazett、fridericia和framingham研發的那些算法，如下所再現的：

qtcbazett＝qt/rr0.5

qtcfridericia＝qt/rr0.33

qtcframingh＝qt+1.54*(1-rr)

在一種實施方案中，如果對於所測量的qt間期計算出不止一個經校正的qt間期，則將經校正的qt間期一起求平均，以提供平均計算的qt間期。在一些實施方案中，測量了多個qt間期，並對每個所測量的qt間期計算經校正的qt間期，從而產生被提供用於在步驟54處的分析的多個經校正的qt間期。

在步驟54，對經校正的qt間期進行分析，以檢測病症諸如長qt症候群(lqts)。在最簡單的實施方案中，在分析中使用所有的經校正qt間期。在其他實施方案中，可以使用過濾器以基於患者的一個或多個其他生理參數，諸如瞬時心率、平均心率、患者的活動水平、持續性心律失常信息等，來選擇特定的經校正qt間期進行分析。

在最簡單的實施方案中，對經校正qt間期的分析可以包括將經校正qt間期與閾值進行比較。如果經校正qt間期大於閾值，這表示可能有lqts病症，並且可以引起設置標記或將通知發送給主治醫療人員。在其他實施方案中，在分析經校正qt間期中會考慮額外的生理參數或病症。

以此方式，可以自動分析由附著設備所監測到的ekg信號，以檢測與qt間期相關的病症。這種布置的一種益處在於，監測可以進行若干天或若干周，其中在該時間段內計算並監測qt間期(和經校正的qt間期)。這不僅允許檢測不常發生的並且在較短的持續監測時間段內無法檢測到的極端qt間期事件，而且還允許監測所監測的qt間期在一段時間內的變化趨勢。另外，所描述的系統允許在不同的生理狀態期間諸如在活動時監測患者的qt間期。

圖4示出了根據本發明的實施方案的監測設備12a和12b在患者p上的放置。與關於圖2至圖3描述的其中基於從單個監測設備——選擇性地位於患者身體的一個部位——接收的測量結果來確定qt間期的實施方案相比對，關於圖4至圖5所描述的實施方案依賴於由一個或多個監測設備在不同位置處測量的至少兩個ekg信號。如下文更詳細描述的，使用在不同位置測量的兩個ekg信號的一種益處在於，每個ekg信號具有不同的屬性(如清楚限定的qrs起點信息)，當這些屬性相結合時允許準確地確定qt間期。另外，一個或多個監測設備的移動以及因此相關聯電極的移動可能會負面地影響所監測的ekg信號的質量。在對處於醫院環境外的患者——其中患者進行日常活動——進行監測的情況下，這一點尤其成問題。監測設備及相關聯電極的移動造成被引入到ekg信號中的噪聲和/或移動偽影(artifact)。使用不止一個監測設備的益處在於，與相互獨立的多個ekg信號相關聯的噪聲信號將隨時間趨向達到平均。

在圖4所示的實施方案中，第一監測設備12a放置在患者p的腹部上，同時第二監測設備12b放置在患者p的胸部上。第一監測設備12a沿水平方向定向，如由監測設備12a附近的箭頭的方向所指示的。監測設備12a的位置被稱為第一導聯位置，並且作為響應生成第一ekg信號ekg_a。第二監測設備12b位於患者p的胸部上，並以與監測設備12a成近似45度的角度定向。監測設備12b的位置被稱為第二導聯位置，並且作為響應生成第二ekg信號ekg_b。在一種實施方案中，第一監測設備12a和第二監測設備12b在近似相同的時間附著至患者p，並同時從患者採集數據。然而，在其他實施方案中，第一監測設備和第二監測設備可以在彼此僅部分重疊的時間附著至患者p。在另外的實施方案中，單個監測設備12可以放置在第一導聯位置達第一時間段，然後被移動至第二導聯位置停留達第二時間段。類似地，第一監測設備12a可以位於第一導聯位置達第一時間段，然後第二監測設備12b可以在第二時間段內位於第二導聯位置，該第二時間段與第一時間段不同且不與第一時間段同延。然而，在這些實施方案中的每一個中，從至少第一位置和第二位置測量第一ekg信號和第二ekg信號。這與關於圖2和圖3描述的其中使用從單個位置測量的ekg信號來檢測qt間期的實施方案形成對比。雖然上述通篇參考關於在圖4中示出的位置處監測到的ekg信號，但監測設備12a和12b可以位於患者p上的其他位置。

圖5示出了根據本發明的一種實施方案的對qt間期的計算，其中第一ekg信號和第二ekg信號彼此結合使用。在圖3所示的實施方案中，位於患者的胸部上的監測設備12b提供被標註為ekg_b的ekg信號，其在圖5的頂部示出。位於患者的腹部上的監測設備12a提供被標註為ekg_a的ekg信號，其在圖5的底部示出。

雖然監測設備12a和12b二者監測相同的心動周期，但位置和定向的差別提供了對在每個監測設備的相應ekg信號中反映出的心臟活動的不同「觀察」。例如，關於第二ekg信號ekg_b，qrs波群的起點不容易被辨識或檢測出，但t波信號的結束點很好辨識。相比之下，關於第一ekg信號ekg_a，qrs波群的起點很好辨識，但t波信號的結束點不好辨識。由於qt間期被測量為在qrs波群的起點與t波的結束點或終點之間的時間間期，因此重要的是準確地辨識和檢測出qrs波群的起點和t波的結束點這二者。為此，本發明使用第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b的特性，以便準確地測量qt間期。

在圖5所示的實施方案中，通過測量在與第二ekg信號ekg_b相關聯的qrs波群的波峰(irpk_b)與t波的結束點(itoff_b)之間的時間間期以及測量在與第一ekg信號相關聯的qrs波群的起點(iron_a)與qrs波群的波峰(irpk_a)之間的時間間期來確定qt間期。圖3的頂部波形中圖形地示出了在與第二ekg信號相關聯的qrs波群的波峰與t波的結束點之間的間期，並且該間期可以被表達為interval_b＝itoffb-irpk_b。圖3的底部波形中圖形地示出了在與第一ekg信號相關聯的qrs波群的起點與qrs波群的波峰之間的間期，並且該間期可以被表達為：interval_a＝irpk_a-iron_a。qt間期被限定為第一間期和第二間期之和，其可以被表達為：iqt＝interval_a+interval_b。

被組合以形成qt間期的所測量間期中的共同點是第一ekg信號和第二ekg信號的qrs波群的所測量波峰。為此，重要的是第一ekg信號和第二ekg信號的所測量qrs波峰彼此對準。在監測設備12a和12b從時間伺服器(如中間設備14)接收時間信息的實施方案中，相應的第一ekg信號和第二ekg信號將具有全球同步的時間戳，這不再需要對qrs波峰進行額外對準。然而，如果監測設備沒有經由全球時間信號進行同步，那麼可以通過檢測各個波峰之間的間期並且將檢測到的間期與閾值進行比較來檢驗第一ekg信號和第二ekg信號之間的對準。在圖5所示的實施方案中，這種對準檢查由各個波峰之間的間期圖形地示出，並且其可以表達為：irpkb-irpka＜閾值。如果qrs波峰值之間的差大於閾值，這表示qrs波峰未良好對準，因此由此計算出的qt間期可能是不準確的。在一種實施方案中，如果各個波峰之間的間期大於閾值，則捨棄計算出的qt間期，這是因為其不準確。在另一實施方案中，如果各個波峰之間的間期大於閾值，則對計算出的qt間期進行修改以考慮各個波峰之間的間期。例如，可以將各個波峰之間的間期(即，irpk_b–irpk_a)從計算出的qt間期中減去，使結果表示新的qt間期。由於qt間期與患者的心率相關，因此在一種實施方案中，還要求兩個或更多個qrs波峰相互對準以計算qt間期。這種要求確保了與第一ekg信號和第二ekg信號相關聯的基礎心率彼此近似相等，因此，心率對於與每個ekg信號相關聯的qt間期的影響也將相同。對於未在同一時間測量但是為了測量qt間期的目的qrs波峰已對準的ekg信號的比較，這種要求特別重要。

圖6是示出了根據本發明的一實施方案的基於從監測設備接收的兩個或更多個ekg信號來計算qt間期的方法的流程圖。特別地，在圖6所示的實施方案中，由中間設備14(圖1所示)或允許全球時間戳與第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b二者相關聯的一些其他設備提供全球時間信息。因此，關於圖6描述的方法不需要額外的步驟來對準qrs波群的波峰，而是可以依賴於全球時間戳來對準第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b。

在步驟62，接收第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b以進行分析。每個ekg信號均包括多個心動周期，每個周期均包括上文關於圖2討論的p波、qrs波群和t波分量。在步驟64，識別ekg信號的qrs和t波位置，包括識別qrs波群的波峰(irpk)、qrs起點(iron)和t波終點(itoff)。雖然以對qrs起點和波峰的識別進行分組，但對t波終點(itoff)的識別可以包括關於圖3描述的步驟，在該步驟中基於患者的心率從查找表中選擇t波終點估計值(itoff_estimate)。t波終點估計值itoff_estimate用於限定表示時間窗的t波終點檢測窗，將在該時間窗中執行後續分析以定位實際的t波終點itoff。在t波終點檢測窗內，定位出波峰和波谷(最大值和最小值)，並且根據形態檢測出t波終點itoff。

除了這些屬性以外，在步驟64還可以檢測與每個ekg信號相關聯的額外屬性，包括心率(r-r)和噪聲值(如跳動相關噪聲標記)。在步驟64檢測到的ekg信號的被監測屬性被存儲或以其他方式被保存，以供後續步驟使用。

在步驟66，對第一ekg信號和第二ekg信號內的跳動進行分析，以選擇合格跳動(如適合於qt間期的後續分析的跳動)。例如，在一種實施方案中，對跳動進行分析以識別無噪聲段。如上文關於圖3所討論的，使用跳動相關噪聲標記來確定特定段是否有噪聲。如果必要數量的連續跳動被識別為無噪聲，則可以將段識別為無噪聲。例如，在一種實施方案中，如果五個或更多個連續跳動被識別為無噪聲(如沒有設置跳動相關噪聲標記)，則將段識別為無噪聲。在其他實施方案中，可以使用其他閾值來確定特定段是否有噪聲。除了噪聲水平以外，對合格跳動的識別還可以依據於與患者p相關聯的其他被監測參數，諸如進行測量的當天時間、患者的活動水平以及患者的基礎平均心率。例如，在一些實施方案中，可能期望的是計算在患者活動(或相反地，休息)時間期間的qt間期。

在一種實施方案中，在步驟66執行合格跳動的確定要求：在將特定段識別為對於後續分析而言合格之前，第一ekg信號和第二ekg信號(ekg_a和ekg_b)的對準段二者均合格(如無噪聲)。也就是說，如果與第一ekg信號ekg_a相關聯的跳動段是無噪聲的，但與第二ekg信號ekg_b相關聯的對應的跳動段(如在同一時間測量的)是有噪聲的，則在步驟66，兩個段可能均不合格。

在步驟68，基於與第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b相關聯的合格跳動段測量qt間期。如關於圖5描述的，對qt間期的測量包括測量關於第一ekg信號ekg_a的第一間期和關於第二ekg信號ekg_b的第二間期。qt間期iqt由第一間期和第二間期之和表示。特別地，在關於圖5描述的實施方案中，第二ekg信號ekg_b用於測量在qrs波群的波峰(irpk_b)與t波終點(itoff_b)之間的間期。第一ekg信號ekg_a用於測量在qrs波群的起點(iron_a)與qrs波群的波峰(irpk_a)之間的間期。這些間期之和表示從qrs波群的起點到t波的終點的間期，這表示qt間期。

如上文關於圖3描述的，對qt間期的測量可以包括：測量與無噪聲段內的兩個或更多個跳動相關聯的兩個或更多個qt間期並且對所測量的qt間期求平均，或者測量無噪聲段內的單個qt間期。同樣關於圖3所描述的，可以對無噪聲段內哪些跳動用於測量qt間期設置額外要求。例如，在一種實施方案中，僅測量前面是無噪聲跳動的跳動的qt間期。因此，在無噪聲段中識別出的第一跳動——如果前面是噪聲跳動——將不會用於測量qt間期。另外，是否測量特定跳動的qt間期還依據於用於計算間期的屬性——即qrs波群的起點和t波的結束點——是否能夠在所監測的ekg信號中被檢測到或以其他方式被辨識出。如果無法從ekg信號中辨別出這些屬性，那麼即使在無噪聲段中被發現並且符合其他要求，該跳動也會被捨棄並且不會用於qt間期的測量。

關於圖6描述的實施方案的益處在於，由於從監測設備接收的ekg信號包括同步時間信息，因此各個ekg信號可以基於時間信息對準，並且不需要額外的處理來對準第一ekg信號和第二ekg信號。

在步驟70，基於與合格跳動相關聯的心率校正所測量的一個或多個qt間期。如上文關於圖3所描述的，可以使用許多公知的算法來校正所測量的qt間期，包括例如由bazett、fridericia和framingham研發的那些算法。在一種實施方案中，如果對於所測量的qt間期計算出不止一個經校正的qt間期，則將經校正的qt間期一起求平均，以提供平均計算的qt間期。在一些實施方案中，測量了多個qt間期，並對每個所測量的qt間期計算經校正的qt間期，從而產生被提供用於步驟72處的分析的多個經校正的qt間期。

在步驟72，對經校正的qt間期進行分析，以檢測病症諸如長qt症候群(lqts)。在最簡單的實施方案中，在分析中使用所有經校正的qt間期。在其他實施方案中，可以使用過濾器以基於患者的一個或多個其他生理參數，諸如瞬時心率、平均心率、患者的活動水平、持續性心律失常信息等，來選擇特定的經校正qt間期進行分析。

如上文關於圖3所描述的，在最簡單的實施方案中，對經校正的qt間期的分析可以包括將經校正的qt間期與閾值進行比較。如果經校正qt間期大於閾值，這表示可能有lqts病症，並且可以引起設置標記或將通知發送給主治醫療人員。在其他實施方案中，在分析經校正qt間期中會考慮額外的生理參數或病症。

圖7是示出了根據本發明的一實施方案的基於從一對設備接收的不共享同步的全球時間戳的兩個ekg信號來計算qt間期的方法的流程圖。與關於圖6描述的其中由監測設備12a和12b接收時間信息以允許ekg信號基於時間信號對準的實施方案相比對，關於圖7描述的實施方案允許第一ekg信號和第二ekg信號在縱使缺少全球時間信息的情況下對準。關於圖7描述的實施方案再次參考關於圖5圖形地示出的ekg信號。

在步驟82，接收第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b以進行分析。每個ekg信號均包括多個心動周期，每個周期均包括上文關於圖2討論的p波、qrs波群和t波分量。在步驟84，識別ekg信號的qrs和t波位置，包括識別qrs波群的波峰(irpk)、qrs起點(iron)和t波終點(itoff)。雖然以對qrs起點和波峰的識別進行分組，但對t波終點(itoff)的識別可以包括關於圖3和圖6描述的步驟，在該步驟中基於患者的心率從查找表中選擇t波終點估計值(itoff_estimate)。t波終點估計值itoff_estimate用於限定表示時間窗的t波終點檢測窗，將在該時間窗中執行後續分析以定位實際的t波終點itoff。在t波終點檢測窗內，定位出波峰和波谷(最大值和最小值)，並且根據形態檢測出t波終點itoff。

除了這些屬性以外，在步驟84還可以檢測與每個ekg信號相關聯的額外屬性，包括心率(r-r)和噪聲值(如跳動相關噪聲標記)。在步驟84檢測到的ekg信號的被監測屬性被存儲或以其他方式被保存，以供後續步驟使用。

在步驟86，從第一ekg信號和第二ekg信號中選擇模板信號。該選擇是任意性的，並且第一ekg信號或第二ekg信號均可以被識別為模板信號。剩下的ekg信號被識別為搜索信號。出於本討論的目的，將第一ekg信號ekg_a識別為模板信號，並將第二ekg信號ekg_b識別為搜索信號。

在步驟88，檢測模板信號(如第一ekg信號ekg_a)內的合格跳動。用於選擇合格的一個或多個合格跳動段的標準類似於關於圖3和圖5描述的用於檢測合格跳動的標準。特別地，基於與每個跳動相關聯的跳動相關噪聲標記選擇無噪聲段。另外，可以將段內的跳動的心率變化用作標準，其中具有低心率變化的段是期望的。在一種實施方案中，捨棄心率變化大於每分鐘五個跳動(bpm)的段。當將來自在不同時間點採集或測量的第一ekg信號和第二ekg信號的段排列時，這種標準尤其重要。心率變化使得更難在搜索信號內找到可以與模板信號對準的匹配段。

在步驟90，在模板信號內選擇一個或多個合格跳動段後，針對每個模板信號段在搜索信號內定位匹配的跳動序列或段。在一種實施方案中，基於試圖在模板信號與搜索信號之間使qrs波峰對準的算法定位匹配者。在步驟84針對模板信號和搜索信號二者識別出qrs波峰信息後，該信息用於根據所選標準來匹配模板信號與搜索信號之間的段。例如，在一種實施方案中，僅當來自每個信號的qrs波峰在另一信號的一定時間間期(如0.01秒)內並且最低數量的qrs波峰(如60％)彼此對準時，段才會被視為是匹配的。注意，段的對準不一定意指各個段是在同一時間採集的。也就是說，模板信號的段可以與在完全不同的時間點測量的搜索信號的段對準。部分地基於缺少心率變化來確認模板串段的合格性使得實質上更容易定位匹配的搜索串段。由於匹配段之間的qrs波峰或相當數量的qrs波峰需要對準，因此合理的是匹配段將共享相對類似的心率。

在一種實施方案中，在模板信號中的段和搜索信號中的段之間的對準經由一算法生成，該算法在搜索信號內選擇合適的跳動段(如無噪聲)，並且在模板信號內定位滿足限定標準的最符合的匹配者。在一些實施方案中，沒有定位到這樣的匹配者，於是捨棄該搜索信號段，使得可以測試另一搜索信號段。可以使用各種算法動態地定位搜索信號段與模板信號段之間的這種最佳匹配。例如，在一種實施方案中，將作為給定的上述標準(如對準的qrs波峰之間的時間閾值，以及需要對準的波峰的百分比)的bxb跳動排列程序用作輸入，以查找模板信號與搜索信號之間的匹配。還可以使用needleman/wunsch算法——其最初被設計用於對準蛋白質或核苷酸序列——來定位各個模板信號和搜索信號之間的對準。在另一實施方案中，可以使用模板信號和搜索信號之間的互相關來對準各個信號之間的段。互相關方法依賴於模板信號段中的變化在搜索信號段中定位匹配段，因此更適合於患者心率在較寬範圍內變化的情況。

在步驟92，基於選自模板信號和搜索信號(如第一ekg信號ekg_a和第二ekg信號ekg_b)的對準的跳動段來測量qt間期。一旦已定位出對準的跳動段，就會關於圖5中的實施方案所描述的進行qt間期的計算。對qt間期的測量包括測量關於第一ekg信號ekg_a的第一間期以及關於第二ekg信號ekg_b的第二間期。qt間期iqt由第一間期和第二間期之和表示。特別地，在關於圖5描述的實施方案中，第二ekg信號ekg_b用於測量在qrs波群的波峰(irpk_b)與t波終點(itoff_b)之間的間期。第一ekg信號ekg_a用於測量在qrs波群的起點(iron_a)與qrs波群的波峰(irpk_a)之間的間期。這些間期之和表示從qrs波群的起點到t波的終點的間期，這表示qt間期。

如上文關於圖3和圖5所描述的，對qt間期的測量可以包括：測量與無噪聲段內的兩個或更多個跳動相關聯的兩個或更多個qt間期並且對所測量的qt間期求平均，或者測量無噪聲段內的單個qt間期。同樣關於圖3和圖5所描述的，可以對無噪聲段內哪些跳動用於測量qt間期設置額外要求。例如，在一種實施方案中，僅測量前面是無噪聲跳動的跳動的qt間期。因此，在無噪聲段中識別出的第一跳動——如果前面是噪聲跳動——將不會用於測量qt間期。另外，是否測量特定跳動的qt間期還依據於用於計算間期的屬性——即qrs波群的起點和t波的結束點——是否能夠在所監測的ekg信號中被檢測到或以其他方式被辨識出。如果無法從ekg信號中辨別出這些屬性，那麼即使在無噪聲段中被發現並且符合其他要求，該跳動也會被捨棄並且不會用於qt間期的測量。

關於圖7描述的實施方案的益處在於，其可以使用從監測設備接收的彼此不同步的ekg信號。因此，監測設備12a和12b不一定需要在同一時間測量相應的ekg信號。實際上，在一種實施方案中，在兩個不同的位置使用單個監測設備，並且使用來自在每個位置處測量的ekg信號的匹配段來估計患者的qt間期。

在步驟94，基於與合格跳動相關聯的心率校正所測量的一個或多個qt間期。如上文關於圖3所描述的，可以使用許多公知的算法來校正所測量的qt間期，包括例如由bazett、fridericia和framingham研發的那些算法。在一種實施方案中，如果對於所測量的qt間期計算出不止一個經校正的qt間期，則將經校正的qt間期一起求平均，以提供平均計算的qt間期。在一些實施方案中，測量了多個qt間期，並對每個所測量的qt間期計算出經校正的qt間期，從而產生被提供用於步驟95處的分析的多個經校正的qt間期。

在步驟95，對經校正的qt間期進行分析，以檢測病症諸如長qt症候群(lqts)。在最簡單的實施方案中，在分析中使用所有經校正的qt間期。在其他實施方案中，可以使用過濾器以基於患者的一個或多個其他生理參數，諸如瞬時心率、平均心率、患者的活動水平、持續性心律失常信息等，來選擇特定的經校正qt間期進行分析。

如上文關於圖3所描述的，在最簡單的實施方案中，對經校正的qt間期的分析可以包括將經校正的qt間期與閾值進行比較。如果經校正qt間期大於閾值，這表示可能有lqts病症，並且可以引起設置標記或將通知發送給主治醫療人員。在其他實施方案中，在分析經校正qt間期中會考慮額外的生理參數或病症。

圖8是示出了根據本發明的使用模板信號和搜索信號來對準ekg信號的實施方案的將第一波形信號和第二波形信號進行匹配並且根據匹配的結果計算qt間期的波形圖。在兩個ekg信號均具有從時間伺服器(如圖1中所示的中間設備14)接收的全球時間信息的實施方案中，不需要對跳動進行對準，這是因為出於該目的可以依賴於時間信息。然而，在圖8所示的實施方案中，沒有提供時間信息，替代地需要使用模板信號和搜索信號對跳動進行對準。

在圖8所示的實施方案中，在頂部波形圖中示出了模板信號，在底部波形圖中示出了搜索信號。在ekg信號的圖形表示中，示出了許多心動周期，並且每個心動周期的分量——包括qrs和t波分量、跳動相關噪聲標記、心率等——被自動地識別出。另外，關於模板信號，檢測到了合格跳動，如圖8中由跳動lb1至lb6所示的。在該實施方案中，前綴「lb」是「排列跳動」的縮寫，並且表示對準的以用於可能的qt信息提取的那些跳動。對合格跳動的識別可以基於一個或多個標準，包括基於跳動相關噪聲標記對無噪聲段的識別，以及已識別段內相對穩定的心率。另外，還可以使用其他標準諸如當天時間和/或患者的活動水平來確定段是否應該用於qt間期分析。

在模板信號內識別出合格跳動段(如lb1至lb6)後，在搜索信號內定位匹配跳動序列。在搜索信號內識別出的跳動不需要是與來自模板信號的對準跳動同時測量的，然而在一些應用中可能期望從第一ekg信號和第二ekg信號的重疊測量的時間段選擇對準跳動。可以使用一個或多個標準來確定搜索信號段是否匹配模板信號段。例如，如關於圖7所示實施方案所描述的，可以設置一標準諸如對準的qrs波峰之間的最小時間閾值，以確保qrs波峰之間的對準。另外，標準可以包括給定段內一定百分比的qrs波峰必須對準，以便確認該段是適當對準的。在模板信號的心率相對穩定的實施方案中，通常將造成搜索信號段具有與模板信號段的心率基本上相等的心率節律。在圖8所示的實施方案中，搜索信號內的多個跳動已與合格模板段內的跳動lb1至lb6對準。在圖8所示的實施方案中，每個跳動內的qrs波群的起點彼此對準，這與也可以被使用的qrs波峰形成對比。用於測量第一ekg信號和第二ekg信號(分別是模板信號和搜索信號)的監測設備的位置和定向的差異引起模板信號和搜索信號的形狀的差異。一旦對準，可以根據上文所描述的測量qt間期，並且該qt間期可以用於檢測病症諸如長qt間期。雖然為了確認為對準的，qrs波峰是需要在彼此的限定閾值(如0.01秒)內的對準的跳動，但在各個qrs波峰諸如圖8所示的那些波峰之間的小的對準差異可以通過將qrs波峰的差異(如irpk_b–irpk_a)從所測量的qt間期中減去來解決。

圖9a至圖9c是示出了根據本發明的實施方案的顯示所測量的qt間期數據的各種方法的顯示。圖9a至9c所示的信息的採集和顯示可以由看護人或醫療人員監測，以提供對患者病症的快速概覽。除了圖9a至圖9c所示的數據以外，還可以將更詳細的qtc數據與原始ekg信號一起提供給看護人或醫療人員。另外，應注意的是圖9a至圖9c所示的顯示並未窮舉可以如何顯示經校正的qt間期數據。

在圖9a所示的實施方案中，顯示了如上文所描述的基於心率信息校正的qt間期測量值(如qtc數據)隨時間的變化，以允許分析患者的qt間期的趨勢。取決於應用，時間長度可以從若干小時到若干周或更多進行變化。在圖9a所示的實施方案中，示出了七天的時段的qtc數據，所測量的qt數據包括平均qtc值、最大qtc值和最小qtc值。圖9a所示的信息允許看護人或醫療人員快速地確定患者的qt間期的趨勢。

在圖9b所示的實施方案中，經校正的qt間期qtc被分組到素材框(bin)中並顯示為隨時間變化。例如，圖9b所示的實施例包括四種素材框，每種素材框表示不同範圍的經校正qt間期。在圖9b所示的實施方案中，第一素材框被限定為小於300毫秒(ms)，第二素材框被限定為在300ms至400ms之間，第三素材框被限定為在400ms至450ms之間，以及第四素材框被限定為大於450ms。每個所測量的qt間期均被放入限定框中的一種中，並且圖9b所示的圖形顯示形象地示出了每個素材框中收集的測量值的數量。以這種方式，觀察的看護人或醫療人員可以目視觀察被視為超出規格或較長的qt間期的數量。例如，在圖9b所示的實施方案中，在10月5日，許多所測量的qt間期大於450ms。

在圖9c所示的實施方案中，經校正的qt間期與患者的活動水平相關。在一種實施方案中，基於心率信息、3d加速計信息、活動傳感器或它們的組合來確定活動水平。在圖9c所示的實施方案中，活動水平包括低活動、久坐、輕度活動、中度活動和劇烈活動。作為測量過程的一部分，對患者的當前活動水平進行確定，並且將在該時間期間所測量的經校正qt間期與所識別的活動水平相關聯。在圖9c所示的實施方案中，顯示了平均經校正qt間期和最大經校正qt間期二者。圖9c所示的顯示允許看護人或醫療人員快速觀察數據並且檢測與患者的活動水平相關的趨勢。應注意的是，雖然qt間期在時間上會隨著活動增加(如心率增加)而降低，但經校正的qt間期qtc會基於心率來校正所測量的qt間期，使得在劇烈活動期間進行的測量反應對所測量的qt間期的這種校正。

在關於圖9a至圖9c所示的實施例的每一種中，目的是提供允許看護人或醫療人員快速地識別潛在問題點的輸出或顯示。除了這種類型的顯示以外，還可以提供所計算的qt間期(經校正的和未經校正的兩種)和所測量的ekg信號以供看護人和/或醫療人員觀察。在一種實施方案中，圖9a至圖9c所示的顯示用作對與患者相關聯的qt間期的初步觀察，其中在要求時或如果關於圖9a至圖9c所示信息越過了閾值，則向看護人或醫療人員提供額外信息。

圖10a和圖10b分別示出了根據本發明的實施方案的用於測量ekg信號的附著設備的分解圖和側截面圖。附著設備100可以包括：具有粘合劑116b的附著貼片110；具有凝膠114a、114b、114c、114d的電極112a、112b、112c、112d；凝膠蓋180；溫度傳感器177；蓋162；以及印刷電路板(pcb)120，該印刷電路板具有多種電路以用於監測生理傳感器、與遠程中心無線通信並且在必要時提供警報。附著設備100包括至少兩個電極，並且在圖9a和圖9b所示的實施方案中包括四個電極112a、112b、112c和112d。附著設備100可以具有的最大尺寸例如約4至10英寸的最大長度、沿設備的輪廓約0.2英寸至約0.6英寸的最大厚度、以及約2至約4英寸的最大寬度。

附著貼片110包括第一側或下側110a，當置於患者上時該第一側或下側被定向為朝向患者的皮膚。附著貼片110還可以包括優選為透氣性的材料的帶110t，該帶具有粘合劑116a以附著至患者p。電極112a、112b、112c和112d貼附至附著貼片110。在許多實施方案中，至少四個電極附接至貼片。凝膠114a、114b、114c和114d可以各自分別位於電極112a、112b、112c和112d之上，以在電極與患者的皮膚之間提供導電性。附著貼片100還包括第二側或上側110b。在許多實施方案中，電極112a、112b、112c和112d從下側110a通過附著貼片110延伸到上側110b。可以向上側110b施加粘合劑116b，以將結構例如透氣蓋附著至貼片，使得當貼片附著至患者時，該貼片可以支撐電子裝置和其他結構。

在許多實施方案中，附著貼片110可以包括一層透氣帶110t，例如稜紋針織聚酯織物，以允許溼蒸汽和空氣通過帶流通至患者的皮膚或從患者的皮膚流出。在許多實施方案中，透氣帶110t包括具有粘合劑的襯背材料或襯背111。在許多實施方案中，襯背是順從性的和/或柔韌的，使得設備和/或貼片不會隨身體移動而變脫離。在許多實施方案中，附著貼片可以包括1到2片，例如1片。在許多實施方案中，附著貼片110包括藥劑，諸如β阻滯劑、血管緊張素轉化酶抑制劑、利尿劑、炎症用類固醇、抗生素、抗真菌劑和可的松類固醇中的至少一種。貼片110可以具有許多幾何形狀，例如長圓形、橢圓形、蝶形、狗骨形、啞鈴形、圓形、具有圓角的正方形、具有圓角的長方形或具有圓角的多邊形中的至少一種。在具體實施方案中，附著貼片110的厚度在約0.001"至約0.020"的範圍內，貼片的長度在約2"至約10"的範圍內，貼片的寬度在約1"至約5"的範圍內。

在許多實施方案中，附著設備100包括設置在凝膠蓋180的周緣部分之上的溫度傳感器177，以允許通過透氣帶和凝膠蓋測量皮膚附近的溫度。溫度傳感器177可以貼附至凝膠蓋180，使得當凝膠蓋和帶隨患者的皮膚伸展時溫度傳感器可以移動。溫度傳感器177可以通過柔性連接件耦接至溫度傳感器電路144，該柔性連接件包括導線、屏蔽導線、非屏蔽導線、柔性電路或柔性pcb中的至少一種。溫度傳感器可以貼附至透氣帶，例如通過凝膠蓋中的切口進行這樣的貼附，其中溫度傳感器被定位成遠離凝膠墊。可以在例如溫度傳感器附近安置熱流傳感器，以測量到達凝膠蓋的熱通量。

附著設備包括被配置成通過透氣帶110t中的孔耦合至組織的電極112a、112b、112c和112d。電極112a、112b、112c和112d可以以許多方式製造，例如印在柔性連接器112f上，諸如聚氨酯上的銀墨。在一些實施方案中，電極可以包括充炭abs塑料、ag/agcl、銀、鎳或導電丙烯酸帶中的至少一種。電極可以具有許多幾何形狀以接觸皮膚，例如正方形、環形、長圓形、星形、多邊形或圓形中的至少一種。在具體實施方案中，跨過每個電極的寬度的尺寸在約002"至約0.050"的範圍內。在具體實施方案中，兩個內側電極可以包括推動(force，力)電極或電流電極，使得中心到中心間距在約20至約50mm的範圍內。在具體實施方案中，兩個外側電極可以包括測量電極，例如電壓電極，並且在相鄰的電壓和電流電極之間的中心到中心間距在約15mm至約35mm的範圍內。因此，在許多實施方案中，內部電極之間的間距可能大於內部電極與外部電極之間的間距。

在許多實施方案中，凝膠114a或凝膠層包括水凝膠，該水凝膠位於電極112a上並且在皮膚與電極之間提供導電接口，以便減少電極/皮膚界面之間的阻抗。凝膠可以包括水、甘油和電解液、藥劑，上述藥劑諸如為β阻滯劑、血管緊張素轉化酶抑制劑、利尿劑、炎症用類固醇、抗生素和抗真菌劑。凝膠114a、114b、114c和114d可以分別位於電極112a、112b、112c和112d之上，以便將電極耦合至患者的皮膚。包括電極的柔性連接器112f可以從凝膠蓋下方延伸至pcb，以連接至pcb和/或pcb上支撐的部件。例如，柔性連接器112f可以包括用以提供應變消除的柔性連接器122a。

可以在包括透氣帶的貼片110上安置凝膠蓋180或凝膠蓋層，例如聚氨酯無紡帶，以抑制凝膠114a-114d流過透氣帶110t。凝膠蓋180可以包括聚氨酯、聚乙烯、聚烯烴、人造纖維、pvc、矽樹脂、無紡材料、泡沫或膜中的至少一種。凝膠蓋180可以包括粘合劑，例如丙烯酸酯壓敏粘合劑，以將凝膠蓋附著至附著貼片110。在許多實施方案中，凝膠蓋可以調節電極附近的凝膠的水分，以便防止例如來自患者沐浴的過多水分滲透電極附近的凝膠。可以在凝膠蓋180之上安置pcb層例如柔性pcb120，或柔性pcb層，其中電子部件130連接和/或安裝至柔性pcb120，例如安裝在柔性pcb上，以便包括設置在柔性pcb層上的電子裝置層。在許多實施方案中，凝膠蓋可以避免從凝膠例如朝向電子裝置和/或pcb模塊釋放多餘水分。在許多實施方案中，凝膠蓋的厚度在約0.0005"至約0.020"的範圍內。在許多實施方案中，凝膠蓋180可以從凝膠的邊緣向外延伸約0-20mm。凝膠層180和透氣帶110t包括孔180a、180b、180c和180d，電極112a-112d通過這些孔暴露於凝膠114a-114d。

在許多實施方案中，設備100包括印刷電路，例如pcb模塊，該pcb模塊包括其上安裝有電子部件的至少一個pcb。印刷電路可以包括其上印刷有銀跡線的聚酯膜。可以在柔性pcb120上安裝具有電子部件的剛性pcb120a、120b、120c和120d。在許多實施方案中，pcb模塊包括其中安裝有相關聯部件的兩個剛性pcb模塊，並且這兩個剛性pcb模塊通過柔性電路例如柔性pcb連接。在具體實施方案中，pcb模塊包括已知的剛性fr4型pcb和包括已知的聚醯亞胺型pcb的柔性pcb。可以在柔性pcb和電子部件之上安置電池150。電池150可以包括可以移除和/或再充電的可充電電池。可以在電池、電子部件和柔性pcb之上安置蓋162。在具體實施方案中，pcb模塊包括具有柔性互連件的剛性pcb，以允許設備隨患者移動而彎曲。柔性pcb模塊的幾何形狀可以包括許多形狀，例如長圓形、橢圓形、蝶形、狗骨形、啞鈴形、圓形、正方形、具有圓角的長方形或具有圓角的多邊形中的至少一種。在具體實施方案中，柔性pcb模塊的幾何形狀包括狗骨形或啞鈴形中的至少一種。pcb模塊可以包括具有可以位於凝膠蓋180之上的柔性pcb120以及連接和/或安裝至柔性pcb120的電子部件130的pcb層。在許多實施方案中，附著設備可以針對有限的靈活性包括分段式內部部件例如pcb。

在許多實施方案中，電子裝置殼體160封裝電子裝置層。電子裝置殼體160可以包括封裝件諸如浸漬塗層，該封裝件可以包括防水材料，例如矽樹脂、環氧、其他粘合劑和/或密封劑。在許多實施方案中，pcb封裝件保護pcb和/或電子部件免受水分和/或機械力。封裝件可以包括矽樹脂、環氧、其他粘合劑和/或密封劑。在一些實施方案中，電子裝置殼體可以包括金屬和/或塑料殼體，並且用前述密封劑和/或粘合劑封閉。

在許多實施方案中，蓋162可以包住柔性pcb、電子裝置和/或附著貼片110，以便至少保護電子部件和pcb。在一些實施方案中，可以用在蓋162的下側的粘合劑164或粘合劑116b將蓋162附著至附著貼片110。在許多實施方案中，蓋162用粘合劑116b附接至附著貼片110，並且蓋162用在電子裝置殼體的上表面上的粘合劑161附著至pcb模塊。蓋162可以包括：許多已知的生物相容蓋材料，例如矽樹脂；外聚合物蓋，以提供平滑的輪廓而不限制柔韌性；透氣織物或透氣防水蓋。在一些實施方案中，透氣織物可以包括聚酯、尼龍、聚醯胺和/或氨綸(spandextm)。與本發明的實施方案相關的工作表明，對於防止電極附近的凝膠有過多水分，以及對於將水分從身體移除以便為患者提供舒適度，這些塗層是重要的。

在許多實施方案中，可以用粘合劑116b將蓋162附接至附著貼片110，使得當附著貼片110隨患者的皮膚伸展和/或收縮時，蓋162進行伸展和/或收縮。例如，蓋162和附著貼片110可以沿附著貼片的長度和寬度兩個維度隨患者的皮膚伸展，並且沿長度的伸展可以增加電極之間的間距。由於貼片可以隨皮膚移動，因此蓋和附著貼片110的伸展可以延長貼片附著至皮膚的時間。電子裝置殼體160可以是平滑的，並且允許透氣蓋162在電子裝置殼體160上滑動，使得運動和/或伸展的蓋162與殼體160滑動地耦接。pcb可以與包括透氣帶110t的附著貼片110滑動地耦接，使得當透氣帶附接至患者的皮膚時，透氣帶可以隨患者的皮膚伸展，例如沿包括長度和寬度的兩個維度伸展。

透氣蓋162和附著貼片110包括透氣帶，該透氣帶可以被配置成使至少一個電極耦合至皮膚持續達至少一周，以便測量患者的呼吸。透氣帶可以包括具有粘合劑的可伸展透氣材料，並且透氣蓋可以包括連接至上述透氣帶的可伸展透氣材料，使得附著貼片和蓋二者均可以隨患者的皮膚伸展。箭頭182示出了附著貼片110的伸展，附著貼片的伸展可以是沿患者皮膚的表面的至少兩個維度的伸展。如上所述，pcb130與電極112a-112d之間的連接器122a-122d可以包括絕緣導線，這些絕緣導線在pcb與電極之間提供應變消除，使得當包括透氣帶的附著貼片伸展時，電極可以隨附著貼片移動。箭頭184示出了蓋162的伸展，蓋的伸展可以是沿患者皮膚的表面的至少兩個維度的伸展。

pcb120可以在中心部分例如單個中心位置處附著至包括透氣帶110t的附著貼片110，使得附著貼片110可以在該中心區域周圍伸展。中心部分的大小可以被設置成使得pcb與透氣帶的附著對上述織物蓋、透氣帶和凝膠蓋的複合模量的模量沒有實質性影響。例如，附著至貼片的中心部分可以小於約100mm2，例如具有的尺寸包括不超過貼片110面積的約10％，使得貼片110可以隨患者的皮膚伸展。電子部件130、pcb120和電子裝置殼體160耦接在一起，並且設置在附著貼片110的可伸展透氣材料與蓋160的可伸展透氣材料之間，以便允許附著貼片110和蓋160一起伸展，而電子部件130、pcb120和電子裝置殼體160基本上不伸展(即使有的話)。電子裝置殼體160、pcb120和電子部件130的這種去耦可以允許包括透氣帶的附著貼片110隨患者的皮膚移動，使得附著貼片可以保持附著至皮膚達至少一周的延長時間。

氣隙169可以從附著貼片110延伸至電子模塊和/或pcb，以便為患者提供舒適度。氣隙169允許附著貼片110和透氣帶110t保持柔軟，並且以使pcb120和電子部件130最小程度折曲和/或彎曲的方式隨患者的皮膚移動例如彎曲，如箭頭186所指示的。利用氣隙169與透氣帶110t分離開的pcb120和電子部件130可以允許皮膚將水分作為水蒸汽通過透氣帶、凝膠蓋和透氣蓋釋放出去。這種水分從皮膚通過氣隙的釋放可以最小化並且甚至可以避免例如當患者出汗或淋浴時的多餘水分。隙169以在約0.25mm至約4mm的範圍內的距離從附著貼片110延伸到電子模塊和/或pcb。

在許多實施方案中，附著設備包括貼片部件和至少一個電子模塊。貼片部件可以包括附著貼片110，該附著貼片包括具有粘合塗層116a的透氣帶、至少一個電極例如電極112a、以及凝膠114a。至少一個電子模塊可以與貼片部件分離。在許多實施方案中，至少一個電子模塊包括柔性pcb120、電子部件130、電子裝置殼體160和蓋162，使得柔性pcb、電子部件、電子裝置殼體和蓋能夠重複使用和/或能夠移除，以用於再充電和數據傳輸，例如如上文所描述的。在具體實施方案中，電子模塊可以以可釋放連接件例如以velcrotm——一種已知的鉤和環連接件——附著至貼片部件，和/或直接吸附到電極。在2009年3月19日公開的美國公開號2009-0076345-a1中描述了用多個附著貼片在長時間段內進行監測，其全部公開內容在之前已通過引用併入本文，並且其附著貼片和方法適用於根據本文描述的實施方案的組合。

圖10a所示的附著設備100可以包括x軸、y軸和z軸，以用於確定附著設備100和/或患者p的定向。電子部件130可以包括3d加速度計。由於附著設備100的加速度計可以對重力敏感，因此可以例如當患者站立時測量貼片相對於患者的軸線的傾斜度。當相對於附著設備100的x軸、y軸和/或x軸進行測量時，來自3d加速度計的矢量可以用於確定附著在患者上的貼片的測量軸線的定向，並且可以用於確定患者的角度，例如患者是水平躺著的還是豎直站立的。

圖10b示出了在附著貼片110之上的pcb和電子部件。在一些實施方案中，pcb120例如柔性pcb可以用連接器122a、122b、122c和122d分別連接到圖10b的電極112a、112b、112c和112d，並且可以包括延伸至連接器122a、122b、122c和122d的跡線123a、123b、123c和123d。在一些實施方案中，連接器122a-122d可以包括在pcb和電極之間提供應變消除的絕緣導線和/或具有導電墨的膜。

電子部件130包括用以進行生理測量、將數據傳輸到中間設備14(圖1中示出)以及從中間設備14接收命令和/或時間信號的部件。在許多實施方案中，電子部件130可以包括已知的低功率電路，例如互補金屬氧化物半導體(cmos)電路部件。電子部件130包括溫度傳感器、活動傳感器和活動電路134、阻抗電路136和心電圖電路例如ecg電路138。在一些實施方案中，電子電路130可以包括用於檢測來自患者體內的音頻信號諸如心音或呼吸音的麥克風和麥克風電路142。

活動傳感器和活動電路134可以包括許多已知的活動傳感器和電路。在許多實施方案中，加速度計包括壓電式加速度計、電容式加速度計或機電式加速度計中的至少一種。加速度計可以包括3軸加速度計以在三個維度上測量患者的傾斜度、位置、定向或加速度中的至少一個。與本發明的實施方案相關的工作表明，當與來自其他傳感器的數據例如水合作用數據結合時，對患者和相關聯位置例如坐、站立、躺下的三維定向是非常有用的。另外，阻抗電路136可以生成水合作用數據和呼吸數據二者。這些生理參數可以與所測量的ekg信號結合使用，以確定是否應該針對病症諸如長qt症候群對跳動段進行分析，並且這些生理參數可以與所測量的qt間期結合使用以來診斷潛在病症。

在許多實施方案中，阻抗電路136以四極配置電連接至圖10a中的電極112a、112b、112c和112d，使得電極112a和112d包括由電流驅動的外電極並且包括推動電流通過組織的推動電極。在電極112a和112d之間輸送的電流在電極112b和112c之間生成可測量的電壓，使得電極112b和112c包括響應於來自推動電極的電流來感測和/或測量電壓的內感測電極。在一些實施方案中，電極112b和112c可以包括推動電極，並且電極112a和112d可以包括感測電極。由感測電極測量的電壓可以用於測量患者的阻抗，並確定患者的呼吸率和/或水合作用。在許多實施方案中，阻抗電路136可以被配置成確定患者的呼吸。在具體實施方案中，阻抗電路可以25hz的間隔測量水合作用，例如使用以約0.5khz至約20khz的頻率進行的阻抗測量來以25hz的間隔例如測量水合作用。

ecg電路138可以以許多方式從電極112a、112b、112c和112d中的兩個或更多個生成心電圖信號和數據。在一些實施方案中，ecg電路138連接到內電極112b和122c，內電極可以包括上述阻抗電路的感測電極。在許多實施方案中，ecg電路可以在電流沒有通過電極112a和112d時從電極112a和112d測量ecg信號。

電子電路130可以包括處理器146，該處理器可以被配置成控制對來自阻抗電路、心電圖電路和加速度計的數據的採集、分析和/或傳輸。處理器146包括有形介質，例如只讀存儲器(rom)、電可擦可編程只讀存儲器(eeprom)和/或隨機存取存儲器(ram)。電子電路130可以包括實時時鐘和頻率發生器電路148。在一些實施方案中，處理器146可以包括頻率發生器和實時時鐘。在許多實施方案中，設備100包括分布式處理器系統，例如設備100上具有多個處理器。

在許多實施方案中，電子部件130包括無線通信電路132，以與中間設備14(圖1中示出)通信。pcb120可以包括天線，以促進無線通信。天線可以與pcb120集成一體或者可以單獨耦接至pcb。無線通信電路可以耦接至阻抗電路、心電圖電路和加速度計，以利用通信協議向遠程中心傳輸水合作用信號、心電圖(ekg)信號或活動/傾斜信號中的至少一個。在具體實施方案中，無線通信電路132被配置成將水合作用信號、心電圖信號和傾斜信號直接地或通過中間設備14(圖1中示出)傳輸至遠程監測系統16(也在圖1中示出)。通信協議包括藍牙、紫峰、wifi、wimax、ir、幅度調製或頻率調製中的至少一種。在許多實施方案中，通信協議包括雙向協議，使得遠程中心能夠發出命令，以控制數據採集。

在許多實施方案中，電極用柔性連接件例如柔性pcb120的跡線123a、123b、123c和123d連接至pcb，以便在電極112a、112b、112c和112d與pcb之間提供應變消除。在這樣的實施方案中，電極相對於電子模塊例如其上安裝有電子部件的剛性pcb120a、120b、120c和120d的運動不會危害電極/水凝膠/皮膚接觸的整體性。在許多實施方案中，柔性連接件包括導線、屏蔽導線、非屏蔽導線、柔性電路或柔性pcb中的至少一種。在具體實施方案中，柔性連接件可以包括具有迴路的絕緣非屏蔽導線，以允許pcb模塊相對於電極獨立運動。

可能的實施方案的討論

以下是對本發明的可能實施方案的非排他性描述。

在一種實施方案中，監測系統測量患者的qt間期。監測系統包括第一監測設備和qt間期測量模塊。第一監測設備可以在第一位置附著至患者，該第一監測設備監測與患者相關聯的第一心電圖(ekg)信號。qt間期測量模塊被配置成從第一監測設備接收第一ekg信號，其中qt間期測量模塊識別所接收的第一ekg信號內的每個跳動的qrs波群屬性和心率屬性；基於所識別的qrs波群屬性和心率屬性定位每個跳動的t波終點(itoff)；在所接收的第一ekg信號內選擇由適合於qt間期測量的多個跳動構成的合格跳動段；以及基於關於每個跳動所識別的qrs波群屬性和t波終點來測量合格跳動段內的qt間期。

前述段落的監測系統可以可選地、另外地和/或可替選地包括下述特徵、配置和/或額外部件中的任何一個或多個。

例如，前述段落的監測系統可以識別qrs波群屬性，諸如qrs波峰(irpk)和qrs起點(iron)屬性。

另外，監測系統可以基於所識別的qrs波峰(irpk)和t波終點(itoff)之間的間期計算qt間期。

另外，監測系統可以通過使用所識別的患者的心率和查找表來估計在其中搜索t波終點的t波終點窗，從而定位每個跳動的t波終點。

另外，監測系統可以識別在限定的t波終點窗內的最小值和最大值，並使用所識別的最小值和最大值來檢測關於每個跳動的t波終點。

另外，監測系統可以通過選擇連續數量的無噪聲跳動來選擇合格跳動段，其中，所需跳動的數量由閾值設置。

另外，監測系統可以將qt間期測量模塊定位在中間設備中，該中間設備包括用於執行存儲在計算機可讀介質中的指令的處理器以及用於從第一監測設備接收第一ekg信號的天線。

另外，系統的qt間期測量模塊可以響應於檢測到長qt間期生成警報。

另外，qt間期測量模塊可以向遠程監測中心提供所生成的警報和所接收的第一ekg信號。

在另一實施方案中，監測系統測量患者的qt間期，並包括：第一監測設備，該第一監測設備在第一位置附著至患者，監測與患者相關聯的第一心電圖(ekg)信號；以及第二監測設備，該第二監測設備在與第一位置不同的第二位置附著至患者，監測與患者相關聯的第二ekg信號。監測系統還包括qt間期測量模塊，該qt間期測量模塊被配置成分別從第一監測設備和第二監測設備接收第一ekg信號和第二ekg信號，其中，qt間期測量模塊。qt間期測量模塊識別與第一ekg信號相關聯的第一屬性以及與第二ekg信號相關聯的第二屬性。另外，qt間期測量模塊可以在所接收的第一ekg信號和第二ekg信號內選擇由適合於qt間期測量的多個跳動構成的合格跳動段，並且基於與第一ekg信號相關聯的第一屬性和與第二ekg信號相關聯的第二屬性的組合來測量合格跳動段內的qt間期。

前述段落的監測系統可以可選地、另外地和/或可替選地包括下述特徵、配置和/或額外部件中的任何一個或多個。

另外，與第一ekg信號相關聯的第一屬性可以包括qrs波群的起點(iron_a)和qrs波群波峰(irpk_a)，並且其中與第二ekg信號相關聯的第二屬性可以包括qrs波群波峰(irpk_b)和t波終點(itoff_b)。

另外，由監測系統測量的qt間期可以基於式：iqt＝(irpk_a-iron_a)+(itoff_b-rpk_b)。

另外，監測系統的第一監測設備和第二監測設備可以從外部源接收時間信息，其中第一ekg信號和第二ekg信號包括基於所接收的時間信息的時間戳。

另外，第一ekg信號和第二ekg信號可以基於與兩個ekg信號相關聯的時間戳對準。

另外，可以在第一ekg信號內選擇合格跳動，並且可以在第二ekg信號內進行搜索，以定位可以與第一ekg信號內的合格跳動對準的合格跳動段。

另外，第一ekg信號內的合格跳動與第二ekg信號內的合格跳動之間的對準可以基於包括對準的qrs波峰之間的最小閾值時間間期以及跳動段內對準的波峰的百分比中的一個或多個的標準。

另外，qt間期測量模塊可以位於中間設備中，該中間設備包括用於執行存儲在計算機可讀介質中的指令的處理器以及用於從第一監測設備接收第一ekg信號的天線。

另外，qt間期測量模塊可以響應於檢測到長qt間期生成警報。

另外，qt間期測量模塊可以向遠程監測中心提供所生成的警報和所接收的第一ekg信號。

在另一實施方案中，提供了一種自動監測患者的qt間期的方法。該方法包括在第一附著設備和第二附著設備處接收全球時間信息。使用在第一導聯位置貼附至患者的第一附著設備測量第一心電圖(ekg)信號，並且基於所接收的全球時間信息將時間戳與第一ekg信號相關聯。該方法還包括使用在第二導聯位置貼附至患者的第二附著設備測量第二ekg信號，並且基於所接收的全球時間信息將時間戳與第二ekg信號相關聯。將分別來自第一附著設備和第二附著設備的所測量的第一ekg信號和第二ekg信號以及時間戳信息傳送至處理器系統，並且基於第一ekg信號和第二ekg信號計算qt間期，其中，基於從第一ekg信號得出的qrs起點信息和從第二ekg信號得出的t波終點信息計算qt間期。

前述段落的方法可以可選地、另外地和/或可替選地包括下述特徵、步驟、配置和/或額外部件中的任何一個或多個。

另外，該方法可以包括將所計算出的qt間期與閾值進行比較，以檢測qt間期的延長。

另外，該方法可以包括響應於檢測到延長的qt間期生成作為處理器系統的輸出提供的警報。

另外，該方法可以包括在所測量的第一ekg信號內選擇對於估計qt間期而言合格的跳動串，其中，選擇既符合噪聲水平閾值又符合心率變化閾值的合格跳動串。

另外，心率變化閾值可以被識別為第一跳動串內最高心率與最低心率之間的差低於每分鐘五次跳動。

另外，該方法可以包括其中將第一附著設備定位於患者的腹部，並且將第二附著設備以與第一設備成四十五度的角度的方式定位於患者的胸部。

另外，基於所選擇的合格跳動計算qt間期的步驟可以由下式限定：iqt＝(irpk_a-iron_a)+(itoff_b-irpk_b)，其中，iqt是qt間期，irpk_a是與第一ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波峰，iron_a是與第一ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波群的起點，itoff_b是與第二ekg信號相關聯的合格跳動的t波終點，以及irpk_b是與第二ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波峰。

在另一實施方案中，檢測qt間期的方法包括從以第一導聯配置位於患者的腹部上的第一設備接收第一心電圖(ekg)信號，並從以第二導聯配置且相對於第一設備成限定角度地位於患者的胸部上的第二設備接收第二ekg信號。該方法還可以包括檢測關於第一ekg信號的qrs起點和qrs波峰信息以及關於第二ekg信號的qrs波峰和t波終點信息。該方法還可以包括將與所測量的第一ekg信號相關聯的多個第一跳動和與第二ekg信號相關聯的多個第二跳動進行匹配，以將多個第一跳動的qrs波峰與多個第二跳動的qrs波峰對準。該方法還可以包括基於與第一ekg信號相關聯的所檢測到的qrs起點信息和與第二ekg信號相關聯的t波終點信息來計算qt間期。

前述段落的方法可以可選地、另外地和/或可替選地包括下述特徵、步驟、配置和/或額外部件中的任何一個或多個。

另外，該方法可以包括基於所計算出的qt間期檢測qt間期的異常。

另外，該方法可以包括將與所測量的第一ekg信號相關聯的多個第一跳動和與第二ekg信號相關聯的多個第二跳動進行匹配，並且可以包括識別第一ekg信號中具有可接受心率變化的第一跳動串。該方法還可以包括將第二ekg信號中的第二跳動串與第一ekg信號中所識別出的第一跳動串進行匹配，並且在匹配的跳動串內選擇一個或多個合格跳動，其中合格跳動的前面是位於匹配跳動串的無噪聲段中的qrs匹配跳動。

該方法還可以包括其中將可接受心率變化識別為第一跳動串內最高心率與最低心率之間的差低於每分鐘五次跳動。

該方法還可以包括其中，將第二心電圖信號中的第二跳動串與第一跳動串進行匹配包括對心率圖案進行匹配。

該方法還可以包括其中選擇第二跳動串以匹配第一跳動串中提供的心率。

該方法還可以包括其中，基於所選擇的合格跳動計算qt間期由下式限定：iqt＝(irpk_a-iron_a)+(itoff_b-irpk_b)，其中，iqt是qt間期，irpk_a是與第一ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波峰，iron_a是與第一ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波群的起點，itoff_b是與第二ekg信號相關聯的合格跳動的t波終點，以及irpk_b是與第二ekg信號相關聯的合格跳動的qrs波峰。

雖然已參考示例性實施方案對本發明進行了描述，但本領域技術人員將理解，在不偏離本發明的範圍的情況下可以做出各種改變，並且可以用同等物替換其中的元件。此外，在不偏離本發明基本範圍的情況下，可以做出許多修改，以使特定的情況或材料適應本發明的教示。因此，意在表明本發明並不限於所公開的具體實施方案，而是本發明將包括落入隨附權利要求範圍內的所有實施方案。