心電圖波形監測方法及系統的製作方法
2023-11-07 16:05:47 1
專利名稱：心電圖波形監測方法及系統的製作方法
一般地說，本發明涉及一種用在EKG(心電圖)波形數據監測上的經過改進的心臟監測設備，具體地說，涉及一種這樣的用在心電圖波形數據監測上的經過改進的心臟監測設備，它具有從若干個不同的電壓閾值檢測器中選擇一個很可能得出用來確定心臟電活動是否正常的最可靠數據的檢測器的能力。更具體地說，本發明涉及一種這樣的用在心電圖波形數據監測上的經過改進的心臟監測設備，它具有從若干個不同的電壓閾值檢測器中選擇一個很可能得出用來確定心臟電活動是否正常的最可靠數據的檢測器的能力，而其選擇是以達到或超過各個檢測器閾值的時間規律性和出現頻率為依據的。
心臟一般被描述成是由四個心腔組成的右心房、右心室、左心房和左心室。右心房和右心室之間有一個單向瓣膜(三尖瓣)。右心室和流注肺部的動脈系統之間有一個單向瓣膜(肺瓣)。左心房和左心室之間有一個單向瓣膜(二尖瓣)。左心室和主動脈之間有一個單向瓣膜(主動脈瓣)。
就其功能動作而言，心臟通過靜脈(血液返回心臟的兩條大靜脈)接收貧氧血液。這些大靜脈通入右心房。然後右心房把這些貧氧血液推送到右心室。接著，右心室把這些貧氧血液推送到一條長長的連續的液道，後者依次由肺動脈、流注肺部的毛細血管床和通入左心房的肺靜脈組成。連續的液道在左心房結束，就是說，肺靜脈和左心房之間沒有瓣膜。接著，已進入左心房的富氧血液被推送入左心室。最後，左心室把血液推送出去，進入主動脈。
上述功能動作是靠心臟的下述電化學和機械動作實現的。心臟的自然起搏器，竇房神經，釋放電化學脈衝，或動作電位，從這個動作電位開始隨著發生心臟的電化學和機械活動。竇房神經處於非常靠近右心房的位置，所以起始的動作電位幾乎立即達到它這裡；同時，動作電位沿著非常快的傳導結間束傳播到左心房，其淨結果是兩心房幾乎同時接收脈衝。由於心臟的解剖學結構，兩心房初始從分隔心房和心室的房室瓣的上遊接收脈衝。接到脈衝時，肌肉纖維首先興奮而首先收縮。實際上這意味著上遊區域的心房首先收縮，使得血液被推送到下遊方向。這個動作非常像擠牙膏，最有效是首先擠壓牙膏管的封閉端，把牙膏擠出。
儘管在此時刻心房已經接收到動作電位，但是，它(動作電位)繼續在整個心臟傳播。與剛才描述的涉及心房的動作的同時，動作電位沿著三條結間束前進到(心)房(心)室結。(心)房(心)室結起模擬延遲的作用；這一延遲為心房的收縮提供了時間(經過一段時間，由於參與收縮纖維更多，收縮力更大)，這改善了心房的功能。此一延遲動作電位離開房室神經後，沿著被稱為希斯束的神經結構傳導。此後，神經結構分開，而由右、左神經束傳導的動作電位分支到右及左心室的區域。一旦動作電位達到右及左心室的區域，動作電位激活蒲肯野纖維，這是傳導非常迅速的纖維，它把動作電位非常迅速地傳導到整個心室。
一旦心室被激發(去極化)，它們就開始收縮。心室的收縮比心房力量強得多，也快得多(心房在此時刻仍在收縮)。很快，心室的壓力便超過心房的壓力，致使二尖瓣和三尖瓣猛然關閉(使這些單向瓣膜上遊側的壓力超過下遊側的壓力)。當右心室的壓力超過正在收縮的左心房壓力時，肺瓣打開，血液被泵送入由肺動脈、毛細血管床、肺靜脈和左心房組成的液道內。此後，當左心室的壓力超過主動脈的壓力時，主動脈瓣打開，血液被推送到主動脈。當心室內的大部分血液被排出時，心室開始鬆弛，肺瓣和主動脈瓣關閉，肺瓣由於靠近繼續收縮的左心房，一般都首先關閉。
一旦正在鬆弛的心室的壓力降低到繼續收縮的心房壓力以下，房室瓣(三尖瓣和二尖瓣)就打開，心房便把心室的血液推送入心室。一旦心房完成了它們的任務，它們開始鬆弛，心臟便進入等待狀態，此後下一個竇房脈衝再次啟動上述整個過程。
正如剛才討論的，心臟的電化學活動(亦即動作電位的傳播)發生在心臟的機械活動之前，並使後者啟動。還有一種裝置把電化學活動轉變成肉眼能夠看到的形式心電描記器，它產生心臟電化學活動的可視表示。這種可視表示被稱為心電圖(EKG)。後面將簡要地描述心電圖的原理和操作，然後與先有技術對比地討論本發明的功能。
在心臟機械活動的上述描述中，表明心臟的機械活動是由被稱為動作電位的電化學活動的傳播控制和定序的，但尚未解釋什麼是動作電位。對動作電位的基本理解對於掌握EKG的有關理論是極其重要的。
動作電位是細胞膜電位的瞬態變化，它傳遞諸如用信號告訴心臟肌肉纖維該收縮的信息等信息。當心臟肌肉休息時，在細胞膜兩側的電位維持一個固定的電位。然而，當肌肉被刺激時，電的、化學的或機械的刺激，在細胞膜中開一通道，使得細胞膜兩側的帶著相反電荷的離子穿過細胞膜，這樣，離子參與這一活動以達到電的和熱的中和。這種現象被稱為」去極化」，因為系統隨著離子趨向最低能量狀態而變得極化較弱。若刺激足夠大，穿過細胞膜的離子所引起的電位變化大得足以使直接鄰近被該刺激去極化了的區域的細胞膜部分去極化。此事發生時，就說動作電位開始了，通過直接鄰近去極化了的區域胞膜部分去極化的上述機理，信號就沿著纖維傳播。動作電位的這一傳播就象多米諾骨牌倒下一樣，第一個碰倒第二個，第二個碰倒第三個，而第三個碰倒第四個，等等。一旦動作電位通過細胞膜的區域傳播，細胞膜在被稱為」再極化」的過程中使自己復位。在再極化中，離子穿過細胞膜被迅速地往回泵送，恢復極化狀態。
除了涉及動作電位傳播的離子之外，還有許多自由浮動的離子遍布全身。這些離子在足夠強的電場的影響下移動。當心臟內部的動作電位傳播時，穿過細胞膜運動的離子破壞了身體內部的電場。這種生物電化學活動，通過那些響應穿過細胞膜的電荷的電場作用而移動的自由浮動離子的反應，可以傳遞到身體表面。
十九世紀後期，荷蘭生物學家Williem Einthoven博士研製了記錄心臟這一電活動的技術，為此他獲得了諾貝爾獎金。Einthoven博士的基本技術至今仍在使用。Einthoven博士的技術被稱為心電圖，為了紀念Einthoven博士，仍照心電圖(electrocardiogram)的荷蘭文拼寫方法命名為EKG。
做心電圖時，電極貼在身體表面。電極是經過特殊處理的，使得電極內的載流子(電子)通過電化學交換與身體內的載流子(離子)通訊。把電極貼在身體表面，就可以在對信號作適當的放大後記錄身體內的電壓變化。EKG機內的電流計用作記錄裝置。電流計記錄兩個電極之間的電位差。EKG只記錄身體表面上兩個電極之間的電壓差隨著時間的變化，通常是記錄在紙帶上。當心臟處於休息，舒張時，心臟細胞極化，不發生電荷運動。因此，EKG的電流計不記錄任何偏轉。但是，當心臟開始傳播動作電位時，因為下面發生了去極化的電極記錄下與心臟尚未去極化的身體部分的電位差，所以電流計發生偏轉。
心臟的整個周期被稱為心搏。在EKG上，心搏具有獨特的信號。開始時，電流計記錄時間較短的園頭的正偏轉(稱為P波)，後者據信是由心房去極化引起的。此後，有一個小的但尖的負偏轉(被稱為Q波)。接著，有一個非常大的尖的正偏轉(被稱為R波)。此後是一個尖的大的負偏轉(被稱為S波)。把這些波放在一起時，它們被稱為QRS波組。QRS波組據信是心室去極化引起的。QRS波組之後，有一個持續時間比較長的圓頭正偏轉(被稱為T波)，據信是心室再極化引起的。
近年來，醫療專業人員積累了大量知識，在其中他們學會了把EKG數據變化與不同心臟疾病和心臟缺陷聯繫起來。這個聯繫的過程被正式地命名為」心電描記法」。
心電描記法中，EKG數據用於許多目的。所用的目的之一，是決定心搏是否正常。就是說，心臟是否跟隨正常的可預測的節奏跳動，還是相反，落入無節奏狀態，表明需要治療。心臟的節律性一般用電壓閾值檢測器來評價。這是一些表明是否跨過了它們的電壓閾值用的檢測器。它們用來監測EKG波形(或濾波後的EKG波形版本，進行這樣的濾波以改善QRS波組)，並監測其振幅是否等於或超過某個閾值電壓。超過該閾值的速率用來確定心臟的節律性。另外，一旦確定了心搏正常，同樣的檢測器可以用來測定心臟的跳動速率。
根據EKG數據確定心臟是否進入了無節律狀態是困難的。困難來自這一事實，即強壯健康的正常跳動的心臟表現在EKG上可以是高振幅的波形，而贏弱或有病的正常跳動的心臟表現在EKG上可以是振幅較低的波形。另外，有一些狀態，諸如纖維性顫動等，心臟的活動表現在EKG上是不帶有QRS波組而帶有振幅非常低的成分的波形。
心臟各種EKG波形的不同振幅使得節律性的測定發生的困難在於，若心搏正常，一般說來，最好的心搏速率檢測算法是把監測EKG的檢測器的振幅閾值設高，使得該算法只檢測QRS波組(正如上面討論的，它表明心室的收縮)而不被低振幅的P，T或U波愚弄。反之，若心臟進入了纖維性顫動狀態，則最宜採用檢測算法是把檢測器的振幅閾值設低，因為纖維性顫動狀態在EKG上表現為帶有振幅非常低的成分的波形。這樣，鑑於心臟的活動可以表現為許多振幅非常不同的波形的這一事實，在監測和測定心臟節律性和搏動速率的情況下，如何選擇最佳的電壓閾值檢測器就成了問題。
對一種能夠恰當地評價心臟節律性裝置的需求，對於許多情況而言是非常重要的，而在確定是否需要向心臟施加去纖顫脈衝時尤為如此。」纖維性顫動」是一個形成與19世紀中後期的術語，指的是這樣一種狀態，即上述動作電位通過心臟的同步的運動變得不同步到這樣的程度，以致於心臟的肌肉纖維隨機地收縮，而且與其他纖維無關；也就是說，到這樣一種程度，以致於動作電位突發地隨機地在不同步的時間出現在心臟的不同區域。因為突發地出現動作電位的肌肉纖維收縮，而這個收縮與其他動作電位毫不同步，結果是一片混亂，而其純結果是從心臟泵不出一點血，因為心臟的肌肉的不同部位動作不同步。事實上，纖維性顫動的心臟往往被描述成一隻裝滿了蠕蟲顫動著的口袋，因為不同的肌肉帶或纖維不同步的收縮就象是一隻裝滿了蠕動著的蠕蟲的口袋的表面。
「去纖顫」是通過施加電壓或電流脈衝使突發地出現的動作電位所造成的心室心肌混亂的不協調的收縮停止。去纖顫是在所提供的電能大得足以使大部分心臟肌肉去極化，使得實際上整個心臟肌肉同時被去極化時達到的。一旦做到了這一點，心臟肌肉的所有部分實際上同時再極化，而心臟處於休息狀態。對於去纖顫可以類似地想像為使心臟復位到它的等待狀態。然後，一旦竇房神經激發，心臟肌肉就以正確的同步的方式傳播動作電位，因為去纖顫使心臟的所有部分都回到同步狀態。
是否要施加去纖顫脈衝，其判據是心臟的節律性。若心臟處於或看來進入無節律的狀態，往往就要施加去纖顫脈衝。
使用去纖顫時需要認真考慮的是確保心臟確實處於纖維性顫動的狀態才能施加脈衝，因為對並非處於纖維性顫動狀態的心臟施加脈衝往往會引發纖維性顫動。這樣，看來需要一種即使對于振幅變化的波形和沒有QRS波組的波形，例如，纖維性顫動的波形，也能恰當地評價心臟的節律性和搏動速率的裝置。
先有技術並未考慮不同的心臟狀態表現為振幅不同的EKG波形的問題。在先有技術中，利用了許多不同電壓閾值的檢測器。在某個規定的時間窗口中不停地監測這些檢測器之中的每一個的數據。一般說來，在規定的時間窗口中記錄跨過閾值的閾值最高的監測器，用來確定心臟的節律性和搏動速率。也就是說，先有技術方法只根據在規定的時間窗口中檢測器的閾值是否被超過，而僅僅從許多可能的電壓閾值檢測器中選擇一個檢測器。
既然先有技術的解決方案不試圖根據檢測到的波形的定性性質來選擇適當的檢測器，而只是使用閾值被超過的最大振幅檢測器，就有一種危險，即先有技術的方法把搏動正常但振幅低的心臟(諸如當波形振幅減低了有時峰值進入高振幅檢測器區域時)記錄為缺少節律性。先有技術從來不考慮這樣的問題，即心臟搏動正常但振幅低或振幅變化而處於」灰色區域」時如何處理，以及對這種狀態下的心臟節律性如何做定性的評價。
鑑於以上所述，顯然本發明有必要提供一種方法和系統，它能夠從許多不同電壓閾值的檢測器中選擇一個很可能給出就判斷心臟搏動正常還是不正常(正如振幅大幅度變化的EKG波形所指示的)而言是最準確的數據的檢測器。
因此，本發明的一個目的是提供一種監測振幅變化很寬的EKG波形數據用的經過改進的心臟監測裝置。
本發明的另一個目的是提供一種監測振幅變化很寬的EKG波形數據用的經過改進的心臟監測裝置，它具有從許多個不同電壓閾值的檢測器中選擇一個很可能給出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的檢測器的能力。
本發明的再一個目的是提供一種監測振幅變化很寬的EKG波形數據用的經過改進的心臟監測裝置，它具有從許多個不同電壓閾值的檢測器中選擇一個很可能給出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的檢測器的能力，而且該選擇是以各個檢測器的閾值被達到或超過的事件節律性和頻率為依據進行的。
現描述如何達到上述目的。提供EKG系統用的一種方法和一種系統，用來從許多個不同電壓閾值的檢測器中選擇一個很可能給出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的檢測器。這種方法和系統首先通過指定一個特定的時間窗口來工作，在此期間觀測這多個不同電壓閾值的檢測器的輸出。根據觀測，把不同的檢測器指定為活動的和不活動的。對於那些被指定為活動的檢測器，記錄在指定時間窗口期間它們的閾值被跨越的時間，並根據所記錄的時間，計算每一個檢測器閾值被跨越的時間規律性(亦即，閾值被跨越的時間在出現時間間隔的均值周圍如何分布的評價；也就是說，特定檢測器閾值被跨越的時間的可預見性如何的評價)。然後把出現規律性最高而且振幅閾值又最大的檢測器選擇為很可能給出最可靠數據的檢測器，除非其他振幅較低的檢測器具有與振幅最高的檢測器相同(亦即，在用戶指定的某個允差範圍以內)的規律性。在這種情況下，若其他振幅較低的檢測器所具有的出現時間速率(這是一種不同於時間規律性的量度)為最高振幅-最高時間規律性的檢測器的出現時間速率的兩倍或更多，則可以把至少一個這樣的振幅較低的檢測器選擇為很可能給出最準確數據的檢測器。
在下面詳細的書面描述中，本發明上面的以及其他的目的、特徵和優點將變得更加明顯。
相信是本發明特徵的新特點將在後附的權利要求書中提出。但是，結合附圖參閱下列示範性實施例的詳細描述，對本發明本身以及最佳的使用方式、它的其他目的和優點將得到最好的理解。附圖中
圖1描述兩種不同的波形，以及兩個不同的電壓閾值，並用來舉例說明時間規律性的整個概念；圖2是本發明方法示範性實施例的高層次的邏輯流程圖；以及圖3舉例說明實現本發明用的系統的高層次示意圖。
本發明提供一種方法和一種系統，用來從許多個不同電壓閾值的檢測器中選擇一種很可能給出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的檢測器。本方法和系統結合EKG監測裝置使用，該裝置產生饋入不同電壓閾值的檢測器的EKG波形。這種方法和系統首先通過指定特定的時間窗口來工作的，在此期間觀測這多個不同電壓閾值的檢測器的輸出。根據觀測，把不同的檢測器指定為活動和非活動的。對於那些被指定為活動的檢測器，記錄在指定時間窗口期間內它們的閾值被跨越的時間。
根據所記錄的時間，計算每一個檢測器閾值被跨越的時間規律性(亦即，閾值被跨越的時間在出現時間間隔均值周圍如何分布的評價；也就是說，特定檢測器閾值被跨越的時間的可預見性如何的評價)。然後把出現規律性最高而且振幅閾值又最大的檢測器選擇為很可能給出最可靠數據的檢測器，除非其他振幅較低的檢測器和振幅最高的檢測器具有相同(亦即，在用戶指定的某個允差範圍以內)的規律性。在這種情況下，若其他振幅較低的檢測器所具有的出現時間速率(這是一個不同於時間規律性的量度)為最高振幅-最高時間規律性的檢測器的出現時間速率的兩倍或更多，則可以把至少一個這樣的振幅較低的檢測器選擇為很可能給出最準確數據的檢測器，否則選擇振幅最高規律性最高的檢測器。
正如所陳述的，本發明利用(1)信號跨越特定檢測器閾值的時間規律性和(2)信號跨越特定檢測器閾值的出現時間速率。這兩個量度都明確地涉及跨越閾值的時間。
信號跨越特定檢測器閾值的出現時間速率比較容易理解，並可以想像為在某個指定的時間窗口內信號跨越閾值的總次數除以所指定的時間窗口長度。
時間規律性比較難理解一點。時間規律性是以統計概念為依據的，指的是就兩次閾值跨越事件之間的時間間隔而言，數據圍繞某個集中趨勢量度(例如，數據出現的時間間隔的均值或中值)周圍的」分布」。人們往往會想時間規律性和周期性相近，但是不應該這樣做。之所以不應這樣做，原因是兩個不同波形可以具有非常不同的時間周期，卻可以有相同或相近的時間規律性。這是因為時間規律性是在圍繞出現時間間隔的集中趨勢周圍的波動的概念建立起來的。
收集特定電壓閾值檢測器的閾值跨越時間之後，對一個特定的檢測器可以計算出不同檢測器的集中趨勢量度。分析從一個能夠總結或代表特定檢測器所有的數據的單個的數的計算開始。因為所收集的數據常常表現為群集或中央點，這個數被稱為集中趨勢量度。最常用的量度是簡單的算術平均值，這是全部跨越閾值的時間間隔的總和除以指定的時間窗口期間跨越閾值的總個數；因為許多集中趨勢量度可以合乎邏輯地想像為平均值，這個簡單的算術平均值用一個專門的名稱稱為」均值」。
除了均值以外，中值是另一個常常使用的集中趨勢量度。中值是一個計數的概念，而不是平均的概念。它們往往容易混淆，因為它與均值常常在」集中趨勢量度」的標題下放在一起。也就是說，要求中值，您根本不必對所收集的數據的數值求平均，相反，您要計算所記錄的時間間隔的總個數。為了理解中值的概念，可以想像，所記錄的時間間隔可以沿著數列排列，從所記錄的時間間隔的最小值開始，到所記錄的時間間隔的最大值。若所記錄的時間間隔的總個數是奇數(例如，若您記錄了3個時間間隔，一個時間長度為3秒，一個時間長度為6秒，另一個時間長度為2秒)，則中值是該點兩側點的總數相同的點(例如，上例中長度為3秒的時間間隔)。另一方面，若所記錄的時間間隔的總個數是偶數(例如，若您記錄了4個時間間隔，一個時間長度為3秒，一個時間長度為6秒，一個時間長度為20秒，另一個時間長度為2秒)，可以看出，若把這4個樣本排成數列，這裡沒有任何清晰的中間值，則辦法是把兩個中間值求算術平均(例如，3秒加6秒除2)，把計算結果稱作中值，並把它看作是兩側點數相同的」中間點」(例如，在這個由最中間的兩個值形成的」中間點」兩側各有一個點)。
正如所討論的，時間規律性的概念涉及圍繞集中趨勢量度的波動量度。分布的變異性是指測量值是緊密地群集在均值的周圍，還是圍繞它散布很廣。這個變異性的一個量度可以是兩個百分點，比如25個百分點和75個百分點之差。採用這個量度，首先規定時間間隔值的允許範圍。接著，相對於每一個允許值檢查所記錄的時間間隔，並計算出該值以下的所記錄的時間間隔的總百分數。術語百分點的意思是測量值小於或等於它的百分數；特別是，25和75個百分點分別被稱為上和下四分點。
比較常用的偏差量度是標準偏差。標準偏差是變異性的一個量度，它已被相當隨意地定義為對於均值為x的數據，偏差平方平均值的平方根；它通常用希臘字母σ表示。標準偏差的平方，σ2被稱為方差。若標準偏差小，則測量值緊密地群集在均值周圍；若它大，則它們散布很廣。標準偏差是一種能夠很好地衡量數據離散程度的量度，因而是衡量偏離集中趨勢的變異程度的一種很好的量度。衡量偏離集中趨勢的變異程度的量度很多，諸如方差、範圍、整理後的範圍、平均絕對偏差等等。
這樣，時間規律性，諸如用在本說明書中的，同時包括了集中趨勢的概念和圍繞集中趨勢的離散概念兩者。尤其是，可以看出，時間規律性是指從統計上看對於所測量的時間間隔的一個特定的集中趨勢之後或之前跨越檢測器閾值的可能性有多大。
儘管下面討論的本發明最佳實施例將只針對一個集中趨勢量度子集，以及對於它的離散程度，熟悉本行的人都會意識到，在所公開的本發明中，集中趨勢和對它的離散程度的任何一個量度都可以使用，並會取得良好效果。
正如上面指出的，對於出現時間差別極大的兩個波形，時間規律性卻可以相同。不作任何規定而抽象地討論是很困難的，所以舉出下面的例子。
現參照附圖，特別是參照圖1，這裡描繪了兩條正弦波形。這些波形舉例說明出現時間規律性和時間速率的差別，儘管在形態上EKG波形與正弦波不同，但概念是相同的。圖1舉例顯示了第一條周期6秒的正弦波形60。圖1還畫出了第二條周期8秒的正弦波形62。還畫出了為第一條正弦波60選擇的1伏電壓閾值64。還舉例畫出了為第二條正弦波62選擇的2伏電壓閾值66。
隨意地選擇時間窗口30秒，現在可以舉例說明，這兩個周期不同的正弦波會得出不同的出現速率，然而這兩個波形卻具有相同的時間規律性。在30秒的時間窗口上，第一條正弦波60在1.5，7.5，13.5，19.5和25.5秒處跨越1伏的閾值。第二條正弦波62在2，10，18，和26秒處跨越2伏的閾值。對於第一條正弦波60，出現的時間速率是5次跨越/30秒，或0.17次跨越/秒。對於第二條正弦波62，出現的時間速率是4次跨越/30秒，或0.13次跨越/秒。這兩個出現時間速率根本不同。
為了計算時間規律性，為了便於舉例說明，採用均值作為集中趨勢量度。均值的公式是出現時間間隔值的和除以樣本個數(所記錄的時間間隔個數)，n，用符號表達為x-=xn]]>在30秒的時間窗口上，第一條正弦波60在1.5，7.5，13.5，19.5和25.5秒處跨越1伏的閾值；這便得出時間間隔為6秒(7.5-1.5)，6秒(13.5-7.5)，6秒(19.5-13.5)和6秒(22.5-19.5)。第二條正弦波62在2，10，18，和26秒處跨越2伏的閾值；這得出下列時間間隔8秒(10-2)，8秒(18-10)和8秒(26-18)。把公式用在從第一條正弦波60測出的測量值，可以看出，跨越閾值的出現時間間隔均值是6秒(所記錄的跨越閾值的時間間隔的總和除以4，時間間隔總個數)。把公式用在從第二條正弦波62測出的測量值，可以看出，均值是8秒(所記錄的跨越閾值的時間間隔的總和除以3，時間間隔總個數)。使用上列標準偏差公式，從第一條正弦波60測出的測量值的標準偏差為0。類似地，從第二條正弦波62測出的測量值的標準偏差為0。
從本說明書的觀點看，儘管兩個波形60，62具有差別極大的周期和閾值跨越出現時間速率，但卻具有相同的時間規律性。這樣，就可以看出本發明的優越性它允許根據一種跨越不同電壓閾值檢測器的閾值的相對節律性的評價，一種可以根本不從視覺檢查看出的或檢查出現時間速率的評價的量度來恰當地選擇電壓閾值檢測器。
現參照圖2，後者是本發明方法的示例性實施例的高層次的邏輯流程圖。
步驟40表示過程的開始。步驟42描述規定時間窗口長短的方法步驟。步驟84舉例說明確定在步驟42指定的時間窗口過程中出現的EKG波形信號的最大值和最小值。步驟86表示計算每一個」電壓閾值檢測器」的電壓閾值電平；亦即，在本發明中對算出的電壓閾值電平就好象它們真的是」電壓閾值檢測器」。這些計算閾值是步驟84確定的最大和最小信號電平的固定的百分數，而在最佳實施例中，等於最大和最小閾值電平的90％，70％，50％，30％和10％。還有固定的正和負的閾值電平(稱為底面閾值)，它可以用作任何波形絕對值最小閾值電平。若步驟84所確定的EKG波形信號的振幅低於某個預設的電平，則上述底面值適當減小，例如，底面閾值可以將他們除2，3，4等來調整。
接著，方法步驟44舉例說明識別在步驟42規定的時間窗口過程中被指定為活動的電壓閾值檢測器14的個數。電壓閾值檢測器14被指定為活動的條件是(1)若檢測器的電壓閾值大於預定的最小電壓(這樣預先確定的最小電壓閾值是上面所討論的底面閾值)；(2)若在步驟42規定的時間窗口過程中大於閾值跨越的預定最小次數(例如，3)；以及(3)若它的閾值跨越是跨過一個在步驟42規定的時間窗口預定的大的百分數(例如，50％)。作為縮寫符號，超過一個特定的電壓閾值檢測器14的電壓閾值，稱為該電壓閾值檢測器14的一次」跨越」。另外，動詞」cross」(跨越)的所有動詞形式都包含在超過特定電壓閾值檢測器14的閾值的概念內。
方法步驟46表示記錄每一個在方法步驟44上被設定為活動的各個電壓閾值檢測器14的閾值被達到或跨越的時間。也就是說，對於每一個被設定為活動的單個的電壓閾值檢測器14，記錄那些活動的電壓閾值檢測器14的閾值被跨越的時間。
方法步驟48舉例說明把活動的電壓閾值檢測器14的閾值被多麼頻繁地跨越作為時間規律性的評價。為了恰當地評價活動的電壓閾值檢測器14的閾值被跨越的時間規律性，涉及一個諸如參見圖1討論過的操作，或者與之類似的操作。為了評價特定電壓閾值檢測器14的時間規律性，首先根據在方法步驟46討論的所記錄的時間，計算兩次特定閾值跨越的時間間隔。一旦算出了特定的電壓閾值檢測器兩次閾值跨越的時間間隔，就計算出現時間間隔的集中趨勢量度。接著，計算圍繞集中趨勢量度計算出的時間間隔分布的波動。然後，把得出的數字用作時間規律性的量度。這個評價時間規律性的過程涉及每一個在方法步驟44設定為活動的電壓閾值檢測器14。
方法步驟50描述閾值跨越的出現時間速率的計算過程。這個方法步驟涉及每一個在方法步驟44設定為活動的電壓閾值檢測器14。為了計算出現的時間速率，對任何一個特定的活動的電壓閾值檢測器14，可以把閾值跨越的總次數除以在方法步驟42規定的時間窗口的時間長度。在本實施例中，計算時間間隔的整理後的均值(trimmedmean)，然後由此計算速率。整理後的均值是通過把一組數從最小排到最大，在分布的兩側剔除若干百分數的數，然後利用剩餘的未剔除的數計算均值。但是，在最佳實施例中，兩次閾值跨越之間的時間間隔的出現時間速率可以利用任何一種集中趨勢量度(例如，均值、中值、剔除後的均值等等)來計算。
這樣，每分鐘的心搏速率可計算如下bpm=60*1x-]]>式中X是兩次閾值跨越之間的時間間隔的集中趨勢量度。
而式中這樣一種集中趨勢量度可以是，例如，均值、中值、整理後的均值等等。
方法步驟52舉例說明從在方法步驟44設定為活動的電壓閾值檢測器14的集合中形成時間規律性高的電壓閾值檢測器14子集。也就是說，在這個方法步驟中，只有那些在方法步驟44被設定為活動的電壓閾值檢測器14中被評價為時間規律性高的才留在該子集中。
方法步驟54描述從在方法步驟52形成的子集中選擇活動電壓閾值檢測器14的過程。被選中的電壓閾值檢測器14是被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14，以及被評價的時間規律性與被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14的時間規律性大體相當(也就是說，在某個用戶指定的允差範圍內)的振幅較低的電壓閾值檢測器14。
方法步驟56表示判決點。在此判決點上，把在方法步驟54選中的振幅較低的電壓閾值檢測器14的出現時間速率與在方法步驟54中被選中的被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14出現時間速率相比較。若發現在方法步驟54中被選中的振幅較低的電壓閾值檢測器14的出現時間速率為在方法步驟54中被選中的被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14出現時間速率的兩倍或更大，則至少一個這樣的在方法步驟54中被選中的振幅較低的電壓閾值檢測器14被指定為正如在方法步驟80所示很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最準確數據的電壓閾值檢測器14。在方法步驟58還描述的是，若在方法步驟54中被選中的振幅較低的電壓閾值檢測器14的出現時間速率不到方法步驟54中被選中的被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14出現時間速率的兩倍或更大，則在方法步驟54中被選中的被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14被指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最準確數據的電壓閾值檢測器14。方法步驟82表示該過程的停止或結束。
現參照圖3舉例說明實現本發明的系統的高層次的示意圖。在該最佳實施例中，圖3所示的系統是一臺Hewlett-Packard公司製造的帶有電擊顧問選件的Codemaster 100型去纖顫器。作為另一方案，圖3所示的系統可以是一臺也是Hewlett-Packard公司製造的帶有電擊顧問選件的Codemaster XL或XL+型去纖顫器。考慮了另一個替代的實施例，其中圖3所示的系統是心電圖機、Holter監測器或其它醫療器械。
為了便於理解，本發明的組件表示為分立的方框，但應明白，每一個分立的方框可以用硬體或者軟體實現或者把兩者結合起來實現。例如，為了便於理解，電壓閾值檢測器14表示為分立的方框，但在最佳實施例中，它們可能只是計算的電壓電平，而象在方法步驟66中所做的，被設想成相當於這樣的分立的電壓閾值檢測器14。類似地，為了便於理解，電壓閾值檢測器記錄裝置26表示為分立的方框，但在最佳實施例中，它們可能只是象在方法步驟66中所做的那樣，跟蹤何時超過被設想成相當於電壓閾值檢測器14的計算電壓電平而實現的。對於圖3所示的其餘組件也是如此。
圖3所描繪的是人體33，上面貼上了若干個心電圖機電極34。心電圖機電極34被舉例說明為通過導線36連接到EKG機10上。EKG機10產生心臟的EKG波形12。這個EKG 12波形送入若干個不同的電壓閾值檢測器14，其中每一個具有不同的電壓閾值。電壓閾值檢測器記錄裝置26記錄與其相關的電壓閾值檢測器14的電壓閾值被超過(亦即，相符或超過)的時間。電壓閾值檢測器記錄裝置26在所規定的時間窗口中記錄這些時間。定時裝置16向電壓閾值檢測器記錄裝置26提供時間窗口何時開啟及時間窗口何時關閉的適當信息。在所指定的時間窗口關閉時，電壓閾值檢測器記錄裝置26輸出所記錄的分別跨越各個電壓閾值的時間。每一個電壓閾值檢測器記錄裝置26同時向時間規律性裝置18和出現時間速率裝置20輸出它所記錄的時間。
時間規律性裝置18首先計算與時間規律性裝置18由之接收信息的電壓閾值檢測器記錄裝置26相聯繫的電壓閾值檢測器14的每一個依次出現的閾值超過之間的時間間隔。一旦時間規律性裝置18算出了兩次跨越之間的時間間隔，然後就評價算出的出現時間間隔的集中趨勢量度。此後，時間規律性裝置18計算算出的時間間隔圍繞該集中趨勢量度的波動或分布情況。
在時間規律性裝置18活動的同時，出現時間速率裝置20計算與出現時間速率裝置20由之接收信息的電壓閾值檢測器記錄裝置26相聯繫的電壓閾值檢測器14的閾值超過的出現時間速率。出現時間速率的計算方法和圖2方法步驟50所描述的相同。正如從圖3可以看到的，每一個電壓閾值檢測器記錄裝置26與時間規律性裝置18和出現時間速率裝置20相連。這意味著評價每一個單個的電壓閾值檢測器的時間規律性和出現時間速率。
一旦計算出每一個電壓閾值檢測器的時間規律性和出現時間速率，該信息被饋送到時間規律性評價裝置22。時間規律性評價裝置22隻接收與由活動檢測器32指定為活動的那些電壓閾值檢測器14對應的有效數據。
活動檢測器32把這樣的電壓閾值檢測器14指定為活動的(1)電壓閾值大於預定的最小電壓閾值者(這樣的預定最小電壓閾值就是以前討論的底面閾值)；(2)在定時裝置16所指定的時間窗口內大於預定的最小閾值跨越次數(例如，3)者；以及(3)兩次電壓閾值跨越跨過定時裝置16所指定的時間窗口的預定的大的百分數(50％)者。時間規律性評價裝置22比較每一個來自各個時間規律性裝置18的由之接收時間規律性數據(亦即，被活動檢測器32指定為活動的那些電壓閾值檢測器14)的裝置的時間規律性，並決定、與預定的閾值數比較、哪一個電壓閾值檢測器14表現出較高的規律性量度並形成由規律性高的裝置組成的子集。
一旦此事做完，然後振幅敏感選擇器28從由時間規律性裝置22以前檢查過的那些剩餘的電壓閾值檢測器14中選擇時間規律性最高的電壓閾值檢測器，以及時間規律性與時間規律性最高的電壓閾值檢測器的大體相當(亦即，在用戶指定的某個允差範圍內)的振幅較低的電壓閾值檢測器14。
接著，出現時間速率比較裝置30比較各個由振幅敏感選擇器28選中的電壓閾值檢測器14的出現時間速率。若出現時間速率比較裝置30確定振幅較低的電壓閾值檢測器14的出現時間速率是時間規律性最高的電壓閾值檢測器14的出現時間速率的兩倍或更大，則把這樣的振幅較低的電壓閾值檢測器14指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠的數據的電壓閾值檢測器14，並將說明這一事實的信息輸出給輸出線24。但是，若振幅較低的電壓閾值檢測器14的出現時間速率不到被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14的出現時間速率的兩倍或更大，則把被評價為時間規律性最高的電壓閾值檢測器14指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠的數據的電壓閾值檢測器14。
雖然具體地示出並描述了示例性實施例，但是，熟悉本行的人都會明白，在不離開本示例性實施例的精神和範圍的情況下，在形式上和細節上可以作各種各樣的改變。
權利要求
1.用來從多個不同的電壓閾值檢測器中選擇一個很可能得出確定心臟電活動是否正常的最可靠數據的檢測器的方法，該方法將與EKG監測裝置一起使用，其特徵在於所述方法包括下列步驟規定特定的時間窗口(42)；在所述規定的時間窗口中把某些電壓閾值檢測器識別為活動的(44)；在所述規定的時間窗口中，記錄每一個所述活動的電壓閾值檢測器的閾值被超過的時間(46)；響應所記錄的時間，評價所述活動的電壓閾值檢測器的所述閾值被跨越的頻繁程度的時間規律性(48)；以及響應所述所評價出的時間規律性，指定所述活動的電壓閾值檢測器中的至少一個作為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據(58，60)。
2.權利要求1的方法，其特徵在於它還包括下列步驟響應所述所記錄的時間，計算每一個活動的電壓閾值檢測器的閾值被超過的出現時間速率；以及響應所述所評價出的時間規律性，從由所述活動的電壓閾值檢測器組成的集合中形成一個子集，所述子集由被評價為具有高的時間規律性的所述活動的電壓閾值檢測器組成(52)。
3.權利要求2的方法，其特徵在於所述指定步驟還包括把所述子集內被評價為時間規律性最高的一個活動的電壓閾值檢測器指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器(58)，除非在所述子集中(58，80)在振幅較低閾值的其它活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率大於在所述被評價為時間規律性最高的子集內的活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率的預定數倍或更大，在該情況下，所述在振幅較低閾值的子集中所述算出的出現時間速率大於在所述被評價為時間規律性最高的子集內的活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率的預定數倍或更大的其它活動的電壓閾值檢測器被指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器。
4.權利要求2的方法，其特徵在於所述指定步驟還包括從所述子集選擇某些所述活動電壓閾值檢測器(54)，所述某些所述活動電壓閾值檢測器的第一個是被評價為時間規律性最高的，而其它所述某些所述活動電壓閾值檢測器的時間規律性和被評價為時間規律性最高的第一所述活動電壓閾值檢測器的時間規律性大體相同；以及指定(56，80)至少一個所述其餘的所述某些活動的電壓閾值檢測器作為那些很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器，如果所述至少一個所述其餘的所述某些活動的電壓閾值檢測器的出現時間速率大於被評價為時間規律性最高的所述第一某些活動電壓閾值檢測器的出現時間速率的某個倍數的話；否則指定(56，58)所述第一某些活動電壓閾值檢測器為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器。
5.權利要求1的方法，其特徵在於所述記錄的時間具有相關閾值跨越的時間間隔，而所述評價所述活動電壓閾值檢測器的電壓閾值多麼頻繁地被達到或超過的時間規律性的步驟還包括計算閾值跨越時間間隔分布的離散度的步驟，而且其中計算離散度的步驟還包括對所述規定的特定的時間窗口，計算所述閾值跨越時間間隔的集中趨勢量度；以及對所述規定的特定的時間窗口，計算所述閾值跨越時間間隔圍繞集中趨勢量度的波動。
6.一種用來從多個不同的電壓閾值檢測器中選擇一個很可能得出確定心臟電活動是否正常的最可靠的數據的檢測器的系統，該系統準備利用EKG監測裝置，其特徵在於所述系統包括規定特定的時間窗口用的裝置(16)；在所述所規定的時間窗口中把某些電壓預知檢測器識別為活動用的裝置(32)；在所述所規定的時間窗口中，記錄每一個所述活動的電壓閾值檢測器的閾值被超過的時間用的裝置(26)；響應所記錄的時間，評價所述活動的電壓閾值檢測器的所述閾值被跨越的頻繁程度的時間規律性用的裝置(18)；以及響應所述所評價出的時間規律性，指定至少一個所述活動的電壓閾值檢測器作為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據用的裝置(30)。
7.權利要求6的系統，其特徵在於還包括用來響應所述所記錄的時間，計算每一個活動的電壓閾值檢測器的閾值被超過的出現時間速率的裝置(20)；以及用來響應所述所評價出的時間規律性，從由所述活動的電壓閾值檢測器組成的集合中形成一個子集用的裝置(22)，所述子集由被評價為具有高的時間規律性的所述活動的電壓閾值檢測器組成。
8.權利要求7的系統，其特徵在於所述指定裝置還包括用來把所述被評價為時間規律性最高的子集內一個活動的電壓閾值檢測器指定(30)為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器的裝置，除非(30)在振幅較低閾值的子集中的其它活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率大於在所述被評價為時間規律性最高的子集內的活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率的預定數倍或更大，在該情況下，所述在振幅較低閾值的子集中所述算出的出現時間速率大於在所述被評價為時間規律性最高的子集內的活動的電壓閾值檢測器的所述算出的出現時間速率的預定數倍或更大的其它活動的電壓閾值檢測器被指定為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器。
9.權利要求7的系統，其特徵在於所述指定裝置還包括用來從所述子集選擇某些所述活動電壓閾值檢測器的裝置(28)，所述某些活動電壓閾值檢測器的第一個是被評價為時間規律性最高的，而其它所述某些所述活動電壓閾值檢測器的時間規律性和被評價為時間規律性最高的第一所述活動電壓閾值檢測器的時間規律性大體相同；以及用來指定(30)至少一個所述其餘的所述某些活動的電壓閾值檢測器作為那些很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器的裝置，如果所述至少一個所述其餘的所述某些活動的電壓閾值檢測器的出現時間速率大於被評價為時間規律性最高的所述第一某些活動電壓閾值檢測器的出現時間速率的某個倍數的話；否則指定(30)所述第一某些活動電壓閾值檢測器為很可能得出確定心臟電活動是否正常用的最可靠數據的活動的電壓閾值檢測器。
10.權利要求5的系統，其特徵在於所述記錄的時間具有相關閾值跨越的時間間隔，而所述用來評價所述活動電壓閾值檢測器的電壓閾值多麼頻繁地被達到或超過的時間規律性的裝置還包括用來計算閾值跨越時間間隔分布的離散度的裝置，而且其中用來計算離散度的裝置還包括用來對所述規定的特定的時間窗口，計算所述閾值跨越時間間隔的集中趨勢量度的裝置；以及用來對所述規定的特定的時間窗口，計算所述閾值跨越時間間隔圍繞集中趨勢量度的波動的裝置。
全文摘要
用於EKG系統的方法和系統,用來從若干個不同的電壓閾值檢測器中選擇一個很可能得出確定心臟電活動是否正常的最可靠的數據的檢測器。首先指定特定的時間窗口,在此期間觀測多個不同電壓閾值檢測器的輸出。把不同的檢測器指定為活動的和不活動的,記錄在指定時間窗口期間那些活動的檢測器的閾值被跨越的時間,並根據所記錄的時間,計算每一個檢測器閾值被跨越的時間規律性。把出現規律性最高且振幅閾值又最大的檢測器選擇為很可能給出最可靠數據的檢測器。
文檔編號A61B5/0428GK1185306SQ9712609
公開日1998年6月24日 申請日期1997年12月16日 優先權日1996年12月16日
發明者P·J·克拉梅爾 申請人:惠普公司