減少電極的心電圖系統的製作方法
2023-11-30 15:06:46 2
專利名稱：減少電極的心電圖系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及減少電極的心電圖系統。具體來說，本發明涉及用於從使用較少導聯的測量中綜合標準的十二導聯心電圖或者類似的系統。
背景技術：
心電圖儀(或ECG)是心臟病醫生可以利用的最重要的非侵入性診斷工具之一。在開發心電圖儀期間，已經開發出一組從病人獲得心電圖的標準方法。這些標準方法包括12導聯ECG、9導聯ECG、15導聯ECG、和矢量心電圖。
12導聯ECG時至今日還是這些方法中的最為通用的一種方法，因此經常稱之為「標準12導聯ECG」，或者甚至於叫做「標準ECG」。12個「導聯」(或信號)是從一個病人身上使用10個電極獲得的，這10個電極放置在病人的皮膚上，在人體上的標準位置就位。每個電極都經過一個對應的導線(或導聯)連接到一個信號處理設備上。術語「導聯」通常指的是到電極的物理導線，或者指的是ECG信號本身。在這裡為了避免混亂，使用單詞「導聯」總是指ECG信號，而不是電極接線。
標準12導聯ECG分為兩組肢體導聯I、II、III、aVR、aVL、aVF；心前導聯V1、V2、V3、V4、V5、V6。
遺憾的是，12導聯ECG的應用是存在問題的使用10個電極再加上相關的導線常常使病人感到不舒服，即使在很短的時間範圍內亦是如此。放置10個電極可能會花費相當多的時間，特別是對於非專業人員更是如此。此外，電極導線的數量可能會阻礙醫務人員在病人身上從事其它的操作，同時，當使用較大數目的電極時將會增加操作的成本。
在「動態」記錄的情況下，形勢變得更加糟糕。在動態記錄期間，病人在進行測量的同時還要自由地來回運動，例如散步、跑步、等等。肢體電極因此可能要經受劇烈的運動和肌肉的作用，從而破壞期望的ECG信號。連接到上臂和腿部的電極還限制了病人的運動以及病人的穿戴。使用很多數目的導線增加了病人運動時這些線中的一根或多根卡住或咬住的可能性，可能使電極脫開或者使電極/皮膚觸點變黑。此外，如果相當長的時間配戴，電極/皮膚觸點經常變得過敏，顯然，配戴的電極的數目越多這個問題越嚴重。
已經提出了幾種減少導聯組的方法，使用在仔細確定的電極位置設置的較少的電極來提供近似的標準ECG。例如美國專利4106495、4318412、4850370、5058598、6052615、和6119035中的每一個都使用了涉及在記錄的導聯和期望導聯組之間(典型的或者是標準的12導聯ECG或者向量心動圖)進行線性變換的方法。所有的這些系統都減小了ECG記錄的困難、建立時間、不舒服性、和單位成本。這是對真正的標準ECG記錄和綜合的替換方案之間必然差異的折衷平衡。如果ECG必須在通信網絡上發送，在這裡可能必須考慮帶寬的可利用性，則使用減少的電極組也是明顯值得的。
已知的減少的電極組的問題是綜合期望的導聯所需要的變換對於不同的病人不是不變的。已知的系統或者使用固定的變換(根據大量的病人確定的)來近似代表所需的變換，或者使用對於每個病人都要計算的特定病人變換，後者所述的計算對於所討論的病人測量需要期望的導聯(一個或多個)和減少的導聯組這兩者，以此作為初始預備步驟。
另一個問題是，即使是相同的病人，對於人體的各種不同的姿勢，綜合變換也不是不變的。這是因為當病人的身體姿勢變化時，他們的身體形狀也要隨之變化。如果病人保持相同的單個姿勢，例如，病人平躺的經典的「靜止ECG」位置，並且對於這種姿勢確定導聯變換，則不會產生這種姿勢效應。然而，自由行走的病人將表現出幾種不同的人體姿勢，並且，在綜合變換中姿勢引起的改變變為相關的了。
已有的減少電極的解決方案還可能容易產生誤差，這是因為不太熟悉它們正在使用的非標準的ECG位置的緣故，並且，基於相同的理由，這種方案難以驗證讀數的準確性。
發明內容
本發明試圖提供一種系統，其中通過使用在病人身上的減少數目的電極觸點來實現標準的12導聯ECG的綜合。此外，期望所述的系統允許病人自由步行運動。在一個可替換的相容方面，所述的系統幾乎不受姿勢變化的影響。
在某些實施例中的系統引入並使用一個「臨時導聯」使用至少一個附加電極產生臨時的ECG信號，所述附加電極位於ECG電極組體表位置的外部，只在短的時間周期(一個或多個)進行測量/記錄/佩戴。
所述的系統還引入並使用「未測量電極」和「未測量導聯」。「未測量電極體表位置」可以定義為由心電圖儀體表位置和臨時電極體表位置確定的電極組體表位置以外的病人身上的電極體表位置。「未測量導聯」可以定義為這樣一種導聯，即，需要使用至少一個未測量電極體表位置進行直接測量或導出的一個信號。
本發明提供了通用類型的方法，所述方法包括綜合心電圖(ECG)信號，通過從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極接收信號，以獲得第一組ECG信號；並且，通過對於所述第一組ECG信號或其子組使用預先確定的變換(一種或多種)以形成期望的一組信號，導出至少一個另外的ECG信號；其中第一組電極包括標準的12導聯電極體表位置V2和V5，再加上至少一個電極和至少一個另外的電極，所述的至少一個電極在與V5基本水平的右腋前線上，所述的至少一個另外的電極定位在人體的右側和左側中的每一側上。
所述的方法包括在人體的右手側和左手側中的每一側上與肢體的上部基本水平位置設置所述至少一個另外的電極。
所述的方法中，在人體的右手側和左手側上的另外的電極可放置在軀幹上，與四肢上部基本上在同一水平面上。
在本發明的第一實施例中，提供一種用於獲得以上所述的通用類型的一組ECG信號的方法，其中的電極體表位置定位在 V2標準12導聯電極體表位置V2； V5標準12導聯電極體表位置V5； V5R在與V5基本水平的右腋前線上； RA標準12導聯電極體表位置RA(臂、肩、腕或手)；和 LA標準12導聯電極體表位置LA(臂、肩、腕或手)。
在本發明的第二實施例中，提供一種用於獲得以上所述的通用類型的一組ECG信號的方法，其中的電極體表位置定位在 V2標準12導聯電極體表位置V2； V5標準12導聯電極體表位置V5； V5R在與V5基本水平的右腋前線上； RC在人體的上胸部，與胸骨柄相同高度，在右邊鎖骨中線上；和 LC在人體的上胸部，與胸骨柄相同高度，在左邊鎖骨中線上。
在本發明的第三實施例中，提供一種用於獲得以上所述的通用類型的一組ECG信號的方法，其中的電極體表位置定位在 V2標準12導聯電極體表位置V2； V5標準12導聯電極體表位置V5； V5R在與V5基本水平的右腋前線上； R在人體的右側區的任何位置，在心臟上方的前上胸和右臂、肩、或手之間； L在人體的左側區的任何位置，在心臟水平上方的前上胸和左臂、肩、或手之間。
在本發明的另外的實施例中，提供一種用於獲得以上所述的通用類型的一組ECG信號的方法，其中的電極位置V2由電極位置Vc代替，電極位置Vc直接定位在胸骨上，在標準電極體表位置V1和V2之間。
在一個實施例中，所述方法包括從臨時電極導出一個ECG信號，臨時電極在整個ECG測量期間不都進行連接。
所述方法進一步還包括產生特定病人的變換或變換組，所述的變換是作用在綜合臨時電極信號的ECG信號上。
所述的方法還包括產生特定病人的變換或變換組，所述的變換或變換組在斷開所述臨時電極之後作用在ECG信號上以綜合所述臨時電極信號的表示。
在晚些時間，臨時電極可能會重新激活或者重複施加，以便重新確定特定病人的變換。
所述方法還包括從下面的選頂之一為每個臨時電極確定一個參考電位ECG電極的電位、不同臨時電極的電位、或由ECG電極(一個或多個)和/或臨時電極(一個或多個)的組合形成的電位。
臨時ECG信號可以定義為臨時電極的電位和它的參考電位之間的電位差。
所述的方法還可以包括從第一組ECG信號和臨時ECG信號這兩者獲得一組ECG信號。
所述的方法還可以包括只使用第一組ECG信號從人體上獲得第二組ECG信號。
可以通過使用對於第二組ECG信號的特定病人的變換來綜合臨時信號(一個或多個)。
使用預先確定的變換或變換組可以導出另外的ECG信號，所述變換或變換組或者作用於包括第二組ECG信號和至少一個綜合的臨時電極信號的組，或者作用於從第二組ECG信號和至少一個綜合的臨時電極信號選擇出來的子集。
臨時電極(一個或多個)可以定位在右臂、肩、或手上的任何一點。
臨時電極(一個或多個)可以定位在左臂、肩、或手上的任何一點。
臨時電極(一個或多個)可以在與下面時間不同的時間連接第一組ECG信號獲得或者等價地被臨時激活時、以及在回溯地計算特定病人的變換時。
在初始使用後，可以使用臨時電極完成除提供心電圖儀信號數據外的其它功能，否則停止作為心電圖信號電極進行操作，或者可以完全去除不用。例如，可以用於測量整個胸廓阻抗。
在下一個實施例中，用於從ECG電極(一個或多個)獲得信號的連接到測量裝置或設備的輸入連接端具有第二種用途，即從臨時電極獲得信號。
在下一個實施例中，所述方法可以包括在分開的操作模式之間切換電極，其中在第一模式所述電極測量ECG信號，在第二模式電極在病人和ECG測量裝置之間形成參考電連接。
在下一個實施例中，所述的方法還包括如下步驟 在病人身體上施加多個電極以便為這個病人測量一組ECG信號； 檢測病人的人體姿勢(例如，使用在病人身體上的姿勢傳感器、在裝置內的姿勢傳感器、在裝置上的姿勢選擇開關、或者任何其它合適的裝置)；和 對於一組或一個子組的被測ECG信號進行一組變換以便形成一組期望的ECG信號，其中按照病人被測姿勢的測量值選擇或修改所述的這組變換。
人體姿勢傳感器可以包括加速裝置、傾斜傳感器、或手動開關。
人體姿勢可通過加速度計、傾斜傳感器、或手動開關檢測。
在下一個實施例中，所述方法還包括如下步驟 從第一組數據或其子組為至少一個臨時信號計算一個模擬矩陣； 向第二組ECG信號施加模擬矩陣以產生模擬的臨時信號； 向第二數據組再加上模擬的信號施加固定的導出矩陣以確定未被測量的ECG導聯； 其中所述方法適於補償特定病人的姿勢和運動的變化。
導出未測量的ECG信號的方法還可以包括形成一個矩陣R，其中的R包含來自被測ECG信號的數據點。類似地，從臨時電極信號可以算出解答矩陣A。
使用sX(i)＝R*A(i)，可以計算矩陣sX。
從第一組ECG信號再加上模擬的臨時電極信號可以形成矩陣M。
所述方法還包括形成導出的矩陣dL(x)＝M*B(x)，在這裡，B(x)是一個預先確定的解答矩陣，dL(x)模擬的是在一個未經測量的電極體表位置觀察到的數據。
在一個實施例中，所述的方法包括測量第一組ECG信號、處理所述信號導出標準的12導聯ECG、和實時顯示所述標準的12導聯ECG。
在另一個實施例中，記錄並存儲第一組ECG信號，以便隨後進行處理以導出標準的12導聯ECG。
所述方法還包括顯示導出的標準的12導聯ECG信號。
在本發明的下一個獨立的方面，本發明提供用於獲得通用類型的一組ECG信號的方法，所述的方法包括綜合心電圖(ECG)信號，通過從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極接收信號，以獲得第一組ECG信號；並且，通過對於所述第一組ECG信號或其子組使用預先確定的變換(一種或多種)以形成期望的一組信號，導出至少一個另外的ECG信號；其中第一組電極包括至少定位在下述體表位置的電極 R和L分別定位在右和左臂上或其附近；和 Vc放在胸骨上。
體表位置R和L具體可以包括體表位置RC和RL，體表位置RC和RL分別位於右和左鎖骨中線上與胸骨柄相同水平的地方。可以處理來自這些位置的信號，使其與標準部分RA和LA近似相同，但在動態模式中具有較少的不方便性。
或者，體表位置R和L具體可以包括體表位置RA和LA，體表位置RA和LA分別在右臂和左臂上，例如在腕上。
體表位置Vc可以直接定位在胸骨上，在標準電極位置V1和V2之間。
在本發明的下一個方面，提供一種用於獲得通用類型的一組ECG信號的方法，所述方法包括綜合心電圖(ECG)信號，通過從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極接收信號，以獲得第一組ECG信號；並且，通過對於所述第一組ECG信號或其子組使用預先確定的變換(一種或多種)以形成期望的一組信號，導出至少一個另外的ECG信號；其中所述第一組電極至少包括定位在下述體表位置的電極 Vm標準12導聯電極體表位置V4、V5、V6之一(m＝4、5、或6)； VnR分別在與標準電極體表位置V4、V5、V6之一(n＝4、5、或6)水平的右鎖骨中線、右腋前線、或右腋中線上； Vc在胸骨上。
在一個優選實施例中，m＝n，從而VnR在右腋前線上並在Vm的對面，因此容易放置。在一個優選實施例中，m＝n＝5，因此，體表位置Vm和VnR分別是V5和V5R。
Vc可以直接定位在標準電極體表位置V1和V2之間。
在本發明的優選實施例中，以上已經描述的以及在具體附圖中將要進一步說明的，通過組合本發明的這兩個方面，可以選擇至少5個電極體表位置，但這不是必要的。
在下一個實施例中，所述的方法包括從臨時電極導出一個ECG信號，所述臨時電極不是在整個ECG測量期間都連接的。
在下一個獨立的方面，本發明提供用於獲得一組心電圖儀(ECG)信號的方法，所述方法包括 從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極接收信號以獲得第一組ECG信號； 通過使用對於所述第一組ECG信號或其子組的預先確定的變換(一種或多種)來綜合至少一個另外的ECG信號，從而形成經過綜合的一組ECG信號，每個綜合的信號對應於人體的一個位置(以下稱之為綜合位置)； 檢測人體姿勢；和 根據檢測的人體姿勢選擇和修改在所述綜合步驟中使用的變換，從而可以減小在每個綜合信號和實際信號之間由於姿勢引起的誤差，所述的實際信號是在綜合位置並且在指定的姿勢測定的。
在一個實施例中，人體姿勢使用加速度計、傾斜傳感器、或手動開關進行檢測。
除了在本發明的第一部分規定的並且在這裡具體描述的方法以外，本發明的這一部分還可以應用到減少電極的ECG方法。
本發明還提供用於綜合ECG數據的設備，所述設備包括用於接收測量的ECG信號的裝置和用於執行按照以上所述的本發明的任何方面的方法步驟的信號處理裝置。
本發明還提供了一種用於測量ECG信號的系統，包括以上所述綜合設備，該設備與用於存儲來自一個所述電極子組的信號的裝置結合，可以操作以處理來自所述電極子組的存儲的信號，以獲得標準12導聯ECG。
本發明提供的系統還可包括具體地對應於所述電極子組的一組導聯，該電極子組用於獲得用於存儲和處理的所述信號。
在一個實施方式中，用於存儲信號數據的裝置包括可移動的存儲介質。
本發明還提供一種用於測量ECG信號的系統，其中設置有一個子組的標準12導聯ECG電極，以及存儲和處理來自所述電極子組的信號以便獲得標準12導聯ECG的裝置。
所述設備可以包括一個模擬到數字轉換器，用於數位化來自所述電極子組的信號。
可以對於信號處理裝置進行安排，以便實現線性組合處理陣列，用於處理所述數位化的信號，導出標準12導聯ECG。不用說，所述的裝置可以用專用的硬體實施，或者用在通用微處理器上或者數位訊號處理器電路上運行的軟體實施。
所述設備可以包括分開的單元，用於處理和顯示ECG信號，用於連接分開的單元的裝置，其用於處理和顯示ECG信號。按照另一種方式，用於處理和顯示ECG信號的裝置可以集成在一起。
用於存儲所述信號數據的裝置可以是可攜式介質格式，如快閃記憶體卡存儲器。
本發明還提供攜帶程序指令以便使通用微處理器或信號處理器電路能夠實施如以上所述的方法的存儲裝置。這可能是使用現有的ECG和/或計算機硬體在實施本發明當中的應用。
現在參照附圖並藉助於實例來描述本發明的實施例，在附圖中 圖1說明在標準12導聯心電圖系統中的電極位置； 圖2說明使用減少的電極組獲得一組心電圖導聯的系統； 圖3說明使用固定的預先確定的矩陣導出未測導聯的步驟； 圖4說明確定臨時導聯的步驟； 圖5說明用於臨時導聯的自適應模擬矩陣的計算； 圖6說明使用先前確定的自適應矩陣對於臨時導聯進行的模擬； 圖7說明未測導聯導出的混合方法； 圖8較詳細地說明圖7信號處理的混合方法； 圖9表示用於心電圖系統的不同操作模式的電極體表位置定位； 圖10表示用於心電圖系統的不同操作模式的可替換的電極體表位置定位； 圖11表示一個兩用的電極連接； 圖12是適合於記錄姿勢敏感的心電圖的設備的方塊圖； 圖13是表示用於測量心電圖的設備的元件之間的信息流動的方塊圖； 圖14是表示用於測量心電圖的設備中各種計算之間的關係的方塊圖； 圖15是導出的12導聯記錄器實施方案的方塊圖； 圖16是使用臨時電極測量心電圖的設備的特定病人應用的流程圖； 圖17是使用一個子組永久電極模擬臨時電極的用於測量心電圖的設備的特定病人應用的流程圖； 圖18是使用可切換的參考電極測量心電圖的設備的特定病人應用的流程圖；以及 圖19說明使用臨時電極測量心電圖的一個系統。
具體實施例方式 圖1說明在本領域中眾所周知的標準12導聯心電圖(ECG)系統，其中，12「導聯」(或信號)是從一個病人身上使用放在皮膚上的10個電極獲得的。這些電極放在如下所述的標準化位置電極RA在右腕上；電極LA在左腕上；電極LL(或F)在左踝關節上；電極RL(或參考電極)在右踝關節上；電極V1在胸骨右緣第四肋間處；電極V2在胸骨左緣第四肋間處；電極V4在左鎖骨中線的第五肋間處；電極V3在V2和V4之間；電極V5在與V4水平的左腋前線上；電極V6在與V5水平的左腋中線上。要說明的是，肢體電極經常放在病人的上臂和大腿，這種移動對於標準12導聯ECG只產生極其微小的變化。然而，當病人需要行走運動時，例如在「應力測試」期間，這時要求病人在ECG記錄期間進行體育鍛鍊，肢體電極要移動到軀幹，以便避免在ECG信號中出現運動和肌肉的假象。電極位置的這種激烈的移動將使所觀察的ECG出現顯著變化。
標準12導聯ECG分為兩組肢體導聯和心前區導聯。肢體電極的組合形成肢體導聯這些導聯稱之為I、II、III、aVR、aVL、aVF。在6個「V」電極之一和RA、LA、LL的平均位置(也稱之為Wilson終端)之間形成每個心前區導聯。心前區導聯稱之為V1、V2、V3、V4、V5、和V6。
圖2表示適合於使用減少的電極組綜合一組ECG導聯的一個新的系統，所述的一組ECG導聯在這種情況下是上述的標準12導聯ECG。
在這裡表示的是固定到病人身體100上的一系列電極V2、V5、V5R、RA、和LA。
電極體表位置定位在 V2標準12導聯電極體表位置V2 V5標準12導聯電極體表位置V5 V5R在與V5基本水平的右腋前線上 RA標準12導聯電極體表位置RA(臂、肩、腕、或手) LA標準12導聯電極體表位置LA(臂、肩、腕、或手)。
圖中還表示出一個任選的參考導聯105，參考導聯105可以連接到由儀器產生的儀器參考電位110。來自各個電極的信號加入到差分放大器115內，產生信號A、B、C、D，這些信號輸入到模擬到數位訊號轉換器120。經過轉換的信號輸入到多路分配器125，並且進入線性組合處理陣列130。在這裡，為清楚和說明起見，只表示出這個陣列的3個元件T1、TV5、Tn，但在實踐中，可以使用適合於這項任務的任何數目的元件。將陣列的輸出綜合成如圖所示的導聯。
每個陣列元件的輸出是 outn＝Tn(A，B，C，D) ＝(A*ka)+(B*kb)+(C*kc)+(D*kd) 因此，每個Tn是{A，B，C，D}的一個線性組合，在這裡，Tn具有一個確定的權重組{ka，kb，kc，kd}。
這個系統可以用作綜合ECG導聯的方法的基礎，在所述的綜合中使用預先確定的變換(一個或多個)作用於由5個電極收集的ECG數據構成的組或者從5個電極收集的ECG數據組中選擇的一個子組。
系統的描述將引用「未測導聯」和「臨時導聯」。「未測導聯」定義為標準12導聯組(或者其它期望的組)中需要使用至少一個「未測電極體表位置」來直接測量或導出的一個導聯。「未測電極體表位置」定義為在病人身上由ECG和臨時電極體表位置確定的一組電極體表位置之外的標準組中的一個電極體表位置。於是，人們使用從減少的電極組收集的ECG數據就可以導出未測導聯。對於臨時導聯，使用只在短時間周期連接或測量的ECG電極體表位置的外部的至少一個附加電極就可產生臨時ECG信號。
圖3表示使用固定的預先確定的矩陣導出未測的導聯。
在此例中，使用來自一組ECG導聯的數據200來形成矩陣R 205。R包含來自所用這組測量的導聯的數據點。矩陣R與預先確定的衍生矩陣B(x)210相乘215，產生一個導出的導聯矩陣dL(x)215，其中包含對於未測導聯數據的數據U(x)的近似。
已測導聯組不限於圖2中表示的以及以上所述的那些。現在描述幾種變化和改進。這些變化和改進可以應用到不同的操作模式，下面對此還要參照附圖9、10進行具體描述。
可能用其它的電極代替以上組的電極並且對於導聯進行綜合。例如，可能用下面的可替換的安排代替電極RA和LA RC在人體的上胸部，與胸骨柄相同高度並在右側鎖骨中線上； LC在人體的上胸部，與胸骨柄相同高度並在左側鎖骨中線上。
人們可以從這些電極收集一組ECG數據，並且如以上所述使用預先確定的變換(一種或多種)導出RA和LA電極的新的ECG導聯數據。
電極位置V2還可以由電極位置Vc代替，電極位置Vc直接定位在胸骨上，在標準電極體表位置V1和V2之間。
Vc直接放在骨骼上雖然這被認為是對於靜止ECG(病人靜止不動)稍有不利，但對於動態ECG(病人在運動)的結果較好。另外的因素可能影響Vc相對於V2的選擇，例如病人的心理狀態或者可能妨礙電極放置的傷害的存在。
使用類似的技術還可以確定「臨時導聯」。首先向病人身上施加至少一個「臨時電極」，在這裡，臨時電極定義為在整個ECG測量期間沒有用來連續獲得ECG數據的電極。當沒有用作心電圖信號電極時，這種情況在ECG測量之前、之中、之後可能發生一次、或多次，臨時電極可以除掉、斷開、禁止操作、忽略、和/或用於執行除提供心電圖信號數據外的其它操作，或者按照另一種方式停止作為心電圖信號電極的操作。
圖4表示臨時導聯的定義。
從ECG電極收集一組數據225。還要從臨時電極E(i)收集數據230，並且可以選擇地，還要從另外的臨時電極E(x，x≠i)收集附加數據235。
對於每個臨時電極，確定一個參考電位240，或者從ECG導聯電極225的電位確定、或者從不同的臨時電極235的電位確定、或者從通過ECG導聯電極225(一個或多個)和/或臨時電極235(一個或多個)的組合245形成的電位確定。
從這3個可能的選擇選擇數據250，並且計算參考電位R(i)240。從來自臨時電極E(i)235的數據和參考電位R(i)240計算差值255，以便綜合每個臨時電極，在這裡，臨時導聯T(i)260定義為臨時電極的電位和它的參考電位之間的電位差。
可以產生作用在ECG導聯上的特定病人的變換或變換組，綜合臨時導聯的表示。同一個變換或變換組保持應用到使用指定ECG導聯組的指定病人。這樣，在收集第二組ECG信號時，可以在任何指定的時間使用作用在第二組ECG數據上的特定病人的變換或變換組來綜合臨時導聯。
使用以上所述的用於臨時導聯的方法，可以從下述的電極體表位置取得的數據來綜合ECG導聯 V2標準12導聯電極體表位置V2； V5標準12導聯電極體表位置V5； V5R在與V5基本水平的右腋前線上； R在人體的右側區的任何位置，在(心臟水平的上方)前上胸和右臂、肩、或手之間； L在人體的左側區的任何位置，在(心臟水平上方)前上胸和左臂、肩、或手之間。
進而，電極位置V2可以由電極位置Vc代替，電極位置Vc直接定位在胸骨上，在標準電極體表位置V1和V2之間。
電極體表位置R和L具有一個附加的優點它們容易定位。不需要有關人的解剖學的任何特殊的知識。
在右或左臂、肩或手上的任何一點都可以定位臨時電極(一個或多個)。臨時電極(一個或多個)可以在晚些時候施加，或者等效地，臨時激活，以及回溯地計算特定病人的變換。可以在晚些時候重複激活或重複施加臨時電極(一個或多個)，以便重複確定特定病人的變換。
還可以配置到測量裝置的輸入連接，所述測量裝置用於從ECG導聯(一個或多個)獲得數據，以便作為從臨時電極獲得數據的裝置進行二次臨時應用。
還可以修改以上所述的電極設備，使其可以在不同的操作模式之間切換。在第一種操作模式中，電極附件連接到在病人身上的信號電極，用於測量來自所述病人ECG信號。在第二種操作模式中，電極附件連接到在病人身上的參考電極(這個電極可以與第一種操作模式中的電極相同，或者可以不同)，以便在病人和ECG測量裝置之間形成參考電連接。
雖然標準12導聯ECG在上述描述中是作為一個例子使用的，但應該清楚，這種方法可以應用到任何ECG導聯組。要說明的是，按照測量/記錄設備的特定技術，可以將參考電極固定到病人身上。在一般情況下，在記錄或測量設備中可以包括附加的輸入電路，以便可以從臨時電極收集數據。
操作模式 可以按照許多模式使用以上所述的系統和方法。現在描述3種主要的操作模式非動態模式、普通動態模式、和特定病人模式。在非動態模式，認為病人是靜止不動的(不移動)，而在普通動態模式和特定病人模式，認為病人有某種程度的運動自由。
在非動態模式，在電極設置系統中包括兩個臂電極。在動態模式，由於運動和肌肉的作用結果，這種肢體電極是不適用的。因此，可以將臂電極移動到上胸部的固定位置，並且修改用於綜合標準導聯的變換。
圖5表示的是臨時導聯的自適應模擬矩陣的計算。
從一組ECG導聯記錄數據270，使用所述數據形成矩陣R 275。收集臨時導聯T(i)的數據280，使用所述數據形成矩陣X 285。使用矩陣R和X計算模擬矩陣A(i)290。矩陣A(i)290包含只使用ECG導聯收集數據270模擬(295)T(i)所需的線性係數。
圖6表示的是使用先前確定的自適應矩陣對於臨時導聯的模擬。來自一組ECG導聯的數據300是為了形成矩陣R 305。按照圖5所示的方式從臨時導聯計算模擬矩陣A(i)。從矩陣R和A(i)計算一個新的矩陣sX(i)315。新的矩陣sX(i)包含所有的模擬的導聯數據320。
圖7表示未測導聯導出的混合方法。
這個附圖表示如何使用固定的預先確定的矩陣和自適應臨時導聯矩陣這兩者導出未測導聯，其中使用了特定的ECG電極組350和臨時電極355。確定導聯組360，並且從這些電極收集第一數據組「A」(362)。接下去，去除這個臨時電極(365)。
現在，在期望的時間長度記錄第二數據組「B」370。在模擬數據中，需要一個完整的心臟搏動的最小值，即，約為2秒的記錄數據。然而，人們的期望是對於多次心臟搏動進行測量，以使噪聲效應最小並且改進變換穩定性的置信度。這平衡了對病人的較大不方便的代價。實際上，8-10秒足以收集足夠多的數據，不會使操作變得過長。
將兩個數據組A和B都傳送到例如一臺計算機以便進行處理375。從數據組A或它的子組為臨時導聯計算模擬矩陣380。然後將這個模擬矩陣加到數據組B上以產生臨時導聯的模擬近似385，在記錄數據組B時可能觀察到所述的臨時導聯。確定未測ECG導聯390，即，進行直接測量的導聯需要使用由ECG形成的362、370電極體表位置組和臨時電極體表位置350、360組之外的一個電極體表位置的導聯。
最後，通過向數據組B再加上模擬的臨時導聯施加固定的導出矩陣以便近似得到在未測的ECG導聯已經觀察到的電位，可以計算出電位值395。
圖8較詳細地表示出圖7的混合方法的信號處理。
有一個預定的解答矩陣B(x)，並且從ECG導聯收集數據405。從臨時導聯T(i)計算出解答矩陣A(i)410。從數據405形成第一矩陣R 415。從R和A(i)計算出一個矩陣sX(i)420。矩陣sX(i)包含模擬的T(i)數據425。使用ECG導聯再加上(k+1)個模擬的導聯形成第二矩陣M 430。
使用矩陣B(x)400和M 430形成矩陣dL(x)435。矩陣dL(x)435包含導出的數據，導出的數據與在未測的電極體表位置U(x)觀察到的數據近似。
在普通動態模式和非動態操作模式，固定的變換作用在確定的導聯組上，從而可以產生需要的標準ECG導聯。如果使用上述的方法，還可能實現特定病人的動態模式。
特定病人的動態模式是對於普通動態操作模式的明顯改進，因為它消除了導聯綜合中的許多可變性，這種可變性是由不同病人體形的變化引起的。它還允許有關病人電極錯位的較大的誤差。
非動態模式 在非動態模式，研究中的病人是靜止的，在一般情況下或者是坐或者是躺。在非動態模式，在電極放置系統中包括兩個臂電極。
圖9A表示心電圖系統的非動態模式的電極體表位置定位。如圖9A所示，在病人身上放置5個電極。這些位置包括標準12導聯電極體表位置RA、LA、V2、V5，再加上體表位置V5R(在與V5水平的右腋前線上)。
標準12導聯ECG的導出過程如下 模擬的左腿電極 mLL＝1.083*(V5R-V2)-0.309*(RA-V5) Wilson中間接點 W＝(RA+LA+mLL)/3 肢體導聯 I＝LA-RA II＝mLL-RA III＝mLL-LA aVR＝RA-(LA+mLL)/2 aVL＝LA-(RA+mLL)/2 aVF＝mLL-(LA+RA)/2 心前區(胸)導聯 V1＝0.495*(V2-W)-0.279*(V5-W) V2＝V2-W V3＝0.780*(V2-W)+0.512*(V5-W) V4＝0.324*(V2-W)+0.922*(V5-W) V5＝V5-W V6＝-0.126*(V2-W)+0.737*(V5-W) 普通動態模式 普通動態模式考慮到病人的運動，但不是對於特定病人的。
圖9B表示心電圖系統的普通動態模式的電極體表位置的定位。將兩個臂電極移動到上胸部前面的固定位置，如圖3B所示的。電極RC和LC分別放置在右側和左側鎖骨中線上與胸骨柄相同的高度。由於這些電極的位置移動，要使用固定的變換來模擬電極RA和LA。
模擬的RA電極 mRA＝RC+0.012*(RC-V5)-0.428*(RC-V5R) 模擬的LA電極 mLA＝LC-0.274*(LC-V5)-0.222*(LC-V5R) 然後如以上所述為非動態模式導出標準12導聯ECG，其中使用模擬的電極mRA和mLA作為真正的電極RA和LA的直接替換。
特定病人模式 特定病人動態模式使用與普通動態模式相同的電極組，但是另外還臨時加上臂電極(或者，如果長期加上臂電極，只是臨時使用臂電極來測量心電圖數據)。臨時電極提供用來確定在心電圖導聯和臨時電極電位之間的特定病人變換的數據。這些特定病人變換允許在任何時間只使用從ECG導聯收集的數據來綜合臨時電極體表位置的電位。
使用包括ECG導聯和綜合的電極電位這兩者的組來產生一個左腿電極的模型，其中使用了一個固定的預定變換組。
使用初始的ECG導聯再加上從綜合的電極的以及模擬的左腿電極產生的附加信號可以綜合出標準的ECG導聯，其中使用了一個固定的預定變換組。
特定病人模式形成了在固定變換系統和完全的病人自適應的變換系統之間的一個混合方法。就前者而論，混合方法最好產生真正的標準ECG導聯(一個或多個)的更佳表示。就後者而論，混合方法對於在此過程的任何點上要進行測量的指定病人來說最好不需要真正的標準ECG導聯(一個或多個)。
例如，優先於真正的電極連接，使用左腿電極的模擬模型。這樣做明顯簡化了病人安裝電極的過程，因為衣物和病人的羞怯經常會妨礙對於左腿的接近。
為了消除人體姿勢對於所需的變換引起的變化，在病人身上要設置一個姿勢傳感器。然後使用姿勢的測量結果從一組預定的選項或者特定病人的選項中選擇適當的變換。在特定病人操作模式，可能需要使用病人的多個姿勢(站立、仰臥、右側臥)來確定特定姿勢變換組。
圖9C表示心電圖系統的特定病人操作模式的電極體表位置的定位。按照普通動態模式放置電極。在病人身上放置固定的電極以後，如圖所示進行到病人的左和右臂(或者理想地到腕和手)臨時連接TR和TL。這不需要同時進行，或者不需要按指定順序進行。可以看出，臨時連接是簡單的握在病人手裡的金屬觸點，因此對於病人來說只有很少的或者沒有任何的不方便。還可以使用常規的電極或者肢體夾具。
在特定病人操作模式中與普通動態模式相比放置電極RC的LC所需的準確性不那麼重要，這是因為通過使用特定病人的變換就可以消除許多錯位誤差。這是混合系統的期望的優點，混合系統是為了使電極施加過程很容易而設計的。
使用被測導聯的一個子組來綜合臨時電極。所選的子組使到ECG測量裝置的輸入導線之一是自由的。這個「自由的輸入」用作進行臨時電極連接(一個或多個)的裝置。因為不再需要給ECG測量裝置附加的輸入(一個或多個)，這個方法是非常方便的。
在一個可替換的實施例中，加入一個參考電極，在心電描記測量期間，使用參考電極在病人和測量裝置之間建立一個參考電連接。然而，在心電圖測量之前(或者之後)，參考電極連接的功能變為如以上所述「臨時電極」連接的功能，允許為特定病人操作模式收集數據。再一次地，其方便地不再需要到ECG測量裝置的附加輸入。然而，在收集為特定病人變換測量的數據時，失去了參考電極抑制噪聲的好處。
在所述方法的另一種改進中，兩個電極的功能可以臨時切換第一從參考連接切換到信號連接，第二個從信號連接切換到參考連接。如果初始的參考電極設置在期望的臨時電極體表位置，則這個開關允許綜合臨時電極電位的「自由輸入」方法，不要求用戶改變電極連接。於是，可使上述的過程可以自動化。在從臨時電極體表位置讀出所需的信號數據之後，電極的功能返回到它們原始的狀態。在實踐中，這種切換隻需要執行一次，從「臨時」切換到「參考」。
通過求解下面的矩形方程，可以確定為了產生電極RA的綜合的等效物所需的特定病人的變換 確定矩陣R為 列0＝RC-V5，列1＝RC-V5R 確定矩陣X為 列0＝RA-RC 並且如以下所述計算解答矩陣 A＝(RT*R)-1*(RT*X) 從而得到綜合的RA電極 sRA＝RC+A0*(RC-V5)+A1*(RC-V5R)。
類似地，通過求解矩陣方程可以確定電極LA的綜合的等效物 確定矩陣L為 列0＝LC-V5，列1＝LC-V5R 確定矩陣Y為 列0＝LA-LC 並且如以下所述計算解答矩陣 B＝(LT*L)-1*(LT*Y) 從而得到綜合的LA電極 sLA＝LC+B0*(LC-V5)+B1*(LC-V5R)。
然後，使用這些特定病人的綜合電極來替換為上述的非動態系統確定的變換中的真正的RA和LA電極。
姿勢靈敏度 通過加入有關病人身體姿勢的數據可以改善導出的ECG數據的質量。在病人身上使用姿勢傳感器可以測量有關病人身體姿勢的數據。按照另一種方式，可以使用在心電圖導聯設備中的姿勢傳感器並且在操作模式之間切換所述的設備。
可以根據病人身體姿勢、使用所選的這組變換作用於ECG導聯數據導出的ECG導聯、和/或從這些ECG導聯導出的數據，選擇並修改一組變換。
除了ECG測量外，還使用病人身體姿勢測量裝置來消除在這組所需的變換中姿勢變化引起的改變。使用在任何時間測量的病人身體姿勢(例如站立、右側臥、等)來選擇對於指定姿勢合適的一組變換。
對於非動態操作模式和普通動態操作模式，在它自已的固定的一組變換中分配每個可分辨的病人身體姿勢。
在特定病人操作模式，每個可分辨的病人身體姿勢都需要產生一個特定病人變換組，而病人採取所討論的姿勢。實現這個過程需要的時間在實踐中可能是不方便的。可能預先確定病人身體姿勢的子組，例如全都是躺下的姿勢，並且分配一組特定病人變換。這樣，當收集用於產生特定病人變換所需的數據時，病人需要採用的所有可分辨姿勢的數目是有限的。從姿式變換係數的有限子組中，可以利用在所測的有限數目的子組之間的內插來形成具有附加精度的一個較大的組。
在一種可能的操作模式中，病人身體姿勢測量只能分辨兩種姿勢軀幹是水平的(躺下)和軀幹是垂直的(直立)。姿勢測量設備可以是一個一維的加速度計，當所述病人處在直立姿勢時所述加速度計與病人軀幹的垂直軸對齊。當這個設備所測的重力加速度小於0.5g時，認為病人處在躺下的姿勢。否則，認為病人處在直立的姿勢。
下面將要確定對於這兩種姿勢狀態(躺下和直立)所需的變換組。
姿勢敏感的非動態模式 當病人直立時，變換是如上詳細描述的對於標準非動態模式的變換。
當病人躺下時，變換是除以下各項以外的如以上所述的對於標準非動態模式的變換 mLL＝1.065*(V5R-V2)-0.281*(RA-V5) V1＝0.445*(V2-W)-0.215*(V5-W) V3＝0.713*(V2-W)+0.622*(V5-W) V4＝0.252*(V2-W)+1.031*(V5-W) V6＝-0.093*(V2-W)+0.713*(V5-W)。
姿勢敏感的普通模式 當病人直立時，所述變換是如上所述的對於標準非動態模式的變換。
當病人是躺下時，所述的變換是 mRA＝RC+0.019*(RC-V5)-0.398*(RC-V5R) mLA＝LC-0.194*(LC-V5)-0.274*(LC-V5R)， 在上述的躺下的非動態模式過程中，用mRA和mLA代替RA和LA。
姿勢敏感的特定病人模式 在這種模式中，計算用於綜合臨時電極RA和LA的兩組特定病人變換。當病人躺下時計算第一組，當病人坐下或直立時計算第二組。如以下所述導出標準12導聯ECG。
當病人直立時，使用特定病人變換來綜合電極sRA和sLA。在上述的直立非動態模式過程中，用導聯sRA和sLA代替導聯RA和LA。
當病人躺下時，使用特定病人變換來綜合電極sRA和sLA。在上述的後靠非動態模式過程中，用導聯sRA和sLA代替RA和LA導聯。
可替換的電極體表位置 圖10A-10C表示對於心電圖系統的不同操作模式的可替換的電極體表位置。當由於動態的限制使V2難以使用的時候，用電極體表位置Vc代替V2，電極體表位置Vc直接定位在胸骨上，在如圖所示的標準電極體表位置V1和V2之間。mRA、mLA、sRA、和sLA全都與V2或Vc的選擇無關；不使用術語V2。因為特定病人模式只使用普通情況的心前區方程，其中使用略有不同的W(由於使用的是sRA、sLA而不是mRA和mLA)，所以對於普通情況的描述已經足夠。
電極體表位置位置的這種變化對於上述的變換引起如下的變化。
圖10A表示非動態模式的情況。
當病人直立時，對於此情況的變換是除以下各項外如上所述的變換 mLL＝1.096*(V5R-Vc)-0.288*(RA-V5) V1＝0.607*(Vc-W)-0.116*(V5-W) V2＝1.269*(Vc-W)+0.291*(V5-W) V3＝0.997*(Vc-W)+0.723*(V5-W) V4＝0.420*(Vc-W)+1.015*(V5-W) V6＝-0.155*(Vc-W)+0.704*(V5-W) 當病人躺下時，對於此情況的變換是除以下各項外如上所述的變換 mLL＝1.089*(V5R-Vc)-0.271*(RA-V5) V1＝0.619*(Vc-W)-0.096*(V5-W) V2＝1.440*(Vc-W)+0.246*(V5-W) V3＝1.009*(Vc-W)+0.786*(V5-W) V4＝0.359*(Vc-W)+1.095*(V5-W) V6＝-0.126*(Vc-W)+0.693*(V5-W) 圖10B和10C分別表示用於普通模式和特定病人模式的情況。這裡的變化是對於非動態模式的可替換的電極體表位置的如以上所述的變化，只是參照改進了的Vc非動態模式的過程。
兩用模式 圖11表示的是一個兩用的電極連接。這種安排與圖2所示的類似，只是增加了由CPU505控制的切換矩陣500。這樣就控制了組合的參考和臨時電極510以及組合的V2和參考電極515。圖中還表示出一個存儲設備520，它能記錄ECG數據。
兩用電極510、515的兩用組的這種用法的優點是，在任何時候總是進行參考電極連接，並且在任何指定的時間可以讀出相同數目的輸入通道。
這種安排允許測量病人的心電圖，其中加入可以在獨立的操作模式之間進行切換的電極附件。在第一種操作模式，電極附件連接到在病人身上的信號電極，用於測量來自病人的ECG信號。在第二種模式，電極附件連接到在病人身上的參考電極，從而在病人和ECG測量裝置之間形成一個參考電連接。在第二種模式，電極可以是或者可以不是與第一操作模式相同的電極。
圖12是適合於記錄ECG的設備的方塊圖，其中更加詳細地表示出如圖2所示的基本設備以及對於這種基本配置產生的可能的變化，以所述允許進行如以上所述的測量。類似的標號表示類似的元件。
除了由電極連接530、ECG放大器15、處理器130組成的基本設備以外，還提供顯示器535、外部計算機接口、和可攜式存儲介質接口545。外部計算機可以是任何合適的計算機，例如微型計算機或個人計算機。可攜式存儲介質類似地可以是任何合適的存儲介質，用於存儲所產生的大量數據，例如快閃記憶體卡。
所述的設備還可以具有執行附加功能的部件，用於允許按照以上所述的方法測量ECG。例如，可以將一個姿勢傳感器555連接到多路轉換器120上。還可以提供工業標準「被驅動的」參考電極555。
人們可以擴展所述的設備，使其可以包括如圖11所示的以及如以上所述的切換矩陣，以便可以在不同的模式使用這些電極。
圖13是在用於測量ECG的系統的元件之間的信息流動的方塊圖。
提供一種用於記錄和顯示ECG數據的ECG記錄器/監視器560。還可以提供計算機565、可攜式介質570、用於ECG記錄器/監視器560的接口575、產生ECG掃描線所需的相關數據的資料庫580。
可以按照任何合適的格式保存產生ECG需要的信息，所述的信息包括病人識別信息、非動態的、普通的、或特定病人的變換係數、和記錄的ECG數據。
非動態的和普通的係數都是固定的和已知的，並不嚴格要求在外部存儲。然而，在這樣做時允許對於導出的12導聯計算的所有3種情況都採用相同的操作過程。
ECG記錄器/監視器560可以從多個不同的源並且經過不同的路徑導出用於顯示ECG掃描線的數據，這取決於所用的配置。
例如，可以將病人識別信息和變換係數放在可攜式存儲介質565上，例如在緻密快閃記憶體卡上，同時在這個設備的外部，因此當將其插入設備中並且得到用戶的確認時，所述病人識別信息和變換係數將由所述設備作為有效數據接收。
按照另一種方式，病人數據可以由計算機560檢索，並且藉助於適當的接口例如IEEE1394(Firewire)、USB、或無線協議將其直接輸入到ECG記錄器/監視器560。還可以使用ECG記錄器/監視器560並且使用接口575直接輸入病人數據。
在優選實施例中，要儘可能長時間地保持ECG數據在它的原始形式。從減小的導聯組到較大的導聯組的變換隻增加了存儲器的存儲容量或所需的輸出信號帶寬。
對於下述的情況在設備內發生導聯變換在設備內計算特定病人係數、在設備本身的顯示器上觀察當前的/先前的經過變換的導聯數據、向通用設備(例如為ECG數據的12個導聯的標準輸入設計的12導聯ECG顯示屏)輸出當前的/先前的經過變換的導聯數據。
當從設備提供的數據離線地計算特定病人的變換係數的時候，在一個分開的計算機上發生導聯變換。因為「分開的」計算機必須包含與設備的變換方案兼容的軟體，這個計算機在這時有效地成為這個設備的一個擴展部分。
當從計算機直接下載數據時，可以在計算機內部執行所需的矩陣變換，並且直接向ECG記錄器/監視器560輸出所導出的12導聯ECG數據。
類似地，來自ECG記錄器/監視器560的數據可以下載到可攜式存儲介質，並且，所述的數據可以上載到計算機內。計算機可以執行所需的計算，以產生導出的12導聯ECG數據，然後將這個數據輸入到這個記錄器/監視器。
圖14是說明在用於測量ECG的設備內的計算路徑的方塊圖。這個圖表示的是使用預先確定的特定病人係數590處理來自ECG記錄器/監視器560的ECG信號數據585以便計算導出的12個ECG數據600的一個計算機565，所述特定病人係數590保存在病人資料庫或文件內。
雖然在監視/記錄過程的建立期間或者在此之前訪問指定病人的特定變換係數是有益的，但並不是必要的。可以在晚些時候給出確定特定病人係數並且可以回溯地將其施加到已經記錄的數據上，只要使用相同的(或者極其接近相同的)電極位置就成。
因為預先確定特定病人係數需要附加的建立時間，因此有益的作法可能是，如果在記錄以後病人沒有報告相關的症狀，某些病人篩選過程就不要花費時間來確定這些係數。如果病人報告了相關的症狀，則可以在記錄完成後確定所述特定病人係數。在計算出特定病人係數的這個時間之前一直使用普通的係數。
例如，可以放大並數位化來自病人的ECG信號，以便直接存儲在可攜式存儲介質內，如緻密快閃記憶體卡中。在這種情況下，進行記錄但不進行特定病人變換。未經變換的ECG數據與普通的變換係數一起都存儲在小型快閃記憶體卡上。
為了進行重複的篩選，病人可能已經有了一組特定病人變換係數。如果每次記錄使用這一組係數而不去計算新的係數，就可能節省時間。如以上所討論的，在記錄之前可以將預先確定的係數上載到設備內，或者可以訪問這些係數，並且將這些係數加到在外部計算機中的ECG數據內，所述計算機包含與設備變換方案兼容的軟體。
圖15是一個可替換的導出的12導聯ECG記錄器的方塊圖。這個記錄器類似於如圖14所示的實施方案，只是這裡的計算機部件600明顯地加入監視器設備內，實時地計算導出的12導聯數據，並且在監視器的顯示器上顯示所述數據。可以將導出的12導聯輸出按類似的方式輸出到適當的裝置605，以便進行分析、記錄、和/或輸出到印表機、資料庫、通過內部網或網際網路傳輸、或存儲。
設備的操作 圖16是用於使用臨時電極測量ECG的設備的對特定病人應用的流程圖。
這個圖表示的是在使用臨時電極的附加輸入以及離線的特定病人係數計算的設備中所用的步驟。
在第一步，首先在圖中所示的位置上放置電極。黑色圓點代表「永久性的」電極，白色圓點代表臨時電極。臨時電極可以放在所探討的臂/手上的任何位置。
在第二步625，將ECG記錄器/監視器設備的電纜連接到固定電極和右臂的臨時電極上。記錄器/監視器630用於「學習」右臂電極體表位置，即，所述設備記錄所有的ECG信號，用於晚些時候的分析和係數確定。一個可替換的實施方案可以是在設備內實時地導出這些係數。
在第三步640，從右臂電極上斷開電纜，並且將其重新連接到左臂電極上。記錄器/監視器630用於「獲得」左臂電極體表位置，即，所述設備記錄所有的ECG信號，用於晚些時候的分析。
在第四步650，斷開臨時導聯電纜，並且從病人身上除去臨時電極。
在一個實施例中，使用可重複使用的「袖口」電極。還可以使用握在手裡的金屬觸點。將臨時電纜連接到這個電極上，並且在臨時電極體表位置位置之間移動整個的電極和電纜組件。
圖17是通過使用一個子組的永久電極模擬臨時電極來測量ECG的一個設備的特定病人應用的流程圖。
在這種情況下，使用一個子組的「永久」電極來模擬臨時電極體表位置的電位，並且進行離線的特定病人係數計算。這樣做的優點是，不需要任何到設備的附加電纜連接。
在第一步660，首先在圖中所示的位置上放置電極。再一次地，黑色圓點代表「永久性的」電極，白色圓點代表臨時電極。臨時電極可以在所探討的臂/手上的任何位置。
在第二步，將記錄器/監視器的電纜連接到如圖所示的固定電極的一個子組和右臂臨時電極上。記錄器/監視器670「學習」右臂電極體表位置，即，所述設備記錄所有的ECG信號，用於晚些時候的分析和係數確定。一個可替換的實施方案可以是在設備內實時地導出這些係數。
在第三步675，從右臂電極上斷開電纜，並且將其重新連接到V5電極上。斷開V5R電極的電纜，並且將其固定到左臂電極上。記錄器/監視器670「學習」左臂電極體表位置。
在第四步685，重新連接從右臂電極到V5R電極的電纜，並且從病人身上除去臨時電極。
圖18是使用可切換的參考電極測量ECG的設備的特定病人應用的流程圖。
這個附圖表明的情況是，所述的設備使用「可切換的」參考電極並且使用一個子組「永久性的」電極來模擬臨時電極體表位置的電位(並且進行離線的特定病人係數的計算)。這樣做的優點是不需要任何到設備的附加的電纜連接，並且還有參考導聯的正常噪聲抑制方面的優點。
在第一步685，在圖中所示的位置上放置電極。臂電極可以在所探討的臂/手上的任何位置。在此例中，只有右臂電極是臨時的，左臂電極用作臨時信號電極並且還用作記錄的參考電極。
在第二步695，將設備的電纜連接到所示電極的一個子組，其中包括右臂的臨時電極。「學習」右臂電極體表位置。所述設備將參考導聯設置到V5R上，並且記錄ECG信號用於晚些時候分析和係數確定。在這裡，用一個「靶心」符號702表示所述的參考導聯。
在第三步705，從右臂電極上斷開電纜，並且將其連接到左臂電極上。所述設備「學習」左臂電極體表位置所述設備將參考導聯設置到-V5R上，並且記錄ECG，用於晚些時候的分析。
在第四步715，除去臨時的右臂電極，並且記錄ECG。所述設備將參考導聯設置在左臂720上並且記錄ECG。如果期望，一旦參考(左臂)電極作為產生臨時信號導聯的功能已經完成，就可以將所述參考(左臂)電極移動到人體的任何位置。
圖19說明使用臨時電極測量ECG的一個系統。這個系統利用了以上所述的方法。
這個附圖表示病人750、與用於記錄ECG信號的記錄設備760相連一組附著電極755、和一組臨時電極765。
在第一步770，將固定電極755附著到病人750身上，並且連接到記錄設備760。所示的兩個臨時電極765還包括它們到輸入塞孔的接線。當連接到記錄設備760時，所述設備自動地檢測所述的連接，並且進入特定病人係數的學習模式。臨時電極可以是金屬「手柄」的形式。
在第二步755，兩個臨時信號同時輸入到設備，病人在每隻手內握緊一個金屬觸點以形成臨時電極觸點。這樣就可以建立右和左臂臨時電極連接這兩者。這樣就產生了一種極其快速的、簡單的、和廉價的方法，因為這個方法可以重複使用臨時電極並且與病人的連接是極其快速和容易的。
當病人手握手柄時記錄設備760使用標準的導聯電阻電路可以自動地檢測，並且可以自動地啟動用於計算特定係數所需信號的獲得和記錄，從而能夠複製兩個臨時的「臂」觸點。按照另一種方式，還可以從輸入到設備的數據確定變換係數。
然後將金屬觸點撥出780。這將觸發所述設備離開學習模式。然後手動啟動記錄785，或者自動啟動。
顯然，在這個實施方案中的臨時「電極」可以用許多其它的簡單替換物替換，例如臂或腕帶電極或者手指夾具電極。
還可以為圖中所示的記錄設備760提供一個附著於其上的位置傳感器790。位置傳感器可以實施為附著到病人750身上的一個加速度計，用於檢測移動並向設備760發送姿勢的變化。線性處理陣列130的輸出現在是outn＝Tn(A、B、C、D)，每個Tn都有一組權重{ka(P)、kb(P)、kc(P)、kd(P)}，它是姿勢值P的函數。
可以將用於記錄ECG數據的完整的系統可以很方便地裝配到一個很小的可攜式裝置內，所述的可攜式裝置在記錄期間可由病人攜帶，固定到皮帶、吊帶等物品上。所述的可攜式裝置可以包括用於傳送記錄的數據的合適的接口，例如通過傳送到快閃記憶體卡或者通過無線連接進行這樣的傳送。
權利要求
1.一種用於獲得一組心電圖ECG信號的設備，所述設備包括
輸入，所述輸入用於從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極來接收信號以獲得第一組ECG信號；
綜合器，所述綜合器對於所述第一組ECG信號或其子組使用預先確定的變換來綜合至少一個另外的ECG信號，以形成一組綜合的ECG信號，每個綜合的信號對應於人體的一個位置，以下稱之為綜合位置；以及
傳感器，所述傳感器用於檢測人體姿勢；
所述綜合器適於基於檢測的人體姿勢而選擇或修改使用的所述變換，從而減少在每個綜合信號和實際信號之間由姿勢引起的誤差，所述實際信號是以所述檢測的人體姿勢在所述綜合位置測定的。
2.根據權利要求1所述的設備，其中所述傳感器包括加速度計或傾斜傳感器以自動檢測人體姿勢。
3.根據權利要求1或2所述的設備，其中所述綜合器被安排成實施一個線性組合處理陣列，用於處理所述第一組ECG信號以導出作為所述綜合信號的標準12導聯ECG。
4.根據權利要求1、2或3所述的設備，其中所述綜合器是在軟體控制下使用通用微處理器或數位訊號處理器電路來實施的。
5.根據權利要求1、2、3或4所述的設備，其中所述設備包括分開的單元和連接裝置，所述分開的單元分別用於處理和顯示ECG信號，所述連接裝置用於連接用於處理和顯示所述ECG信號的所述分開的單元。
6.一種用於獲得一組心電圖ECG信號的方法，所述方法包括
從連接到人體的預先確定的位置的第一組電極來接收信號以獲得第一組ECG信號；
對於所述第一組ECG信號或其子組使用預先確定的變換來綜合至少一個另外的ECG信號，以形成一組綜合的ECG信號，每個綜合的信號對應於人體的一個位置，以下稱之為綜合位置；
檢測人體姿勢；以及
基於檢測的人體姿勢選擇或修改在所述綜合步驟中使用的所述變換，從而減小在每個綜合信號和實際信號之間由姿勢引起的誤差，所述實際信號是以所述檢測的人體姿勢在所述綜合位置測定的。
7.根據權利要求6所述的方法，其中使用加速度計或傾斜傳感器自動檢測人體姿勢。
全文摘要
從一個新的減小電極的組中綜合心電圖(ECG)信號，如標準12導聯。從連接到人體的預先確定的位置的一組電極接收信號，並且，對於所述第一組ECG信號使用預先確定的變換(一種或多種)(130)導出至少一個另外的ECG信號。這就形成一組期望的信號。這組電極可以包括標準的12導聯電極體表位置V2和V5，再加上至少一個電極和至少一個另外的電極，所述至少一個電極在與V5基本水平的右腋前線上，所述至少一個另外的電極定位在人體的右側和左側中的每一側上。在一個可替換的安排中，電極位置V2由電極位置Vc代替，電極位置Vc直接定位在胸骨上，在標準電極體表位置V1和V2之間。本發明還公開一種方法，其通過檢測人體姿勢並修改變換來改進綜合信號的準確性。
文檔編號A61B5/103GK101766482SQ20101011174
公開日2010年7月7日 申請日期2004年8月2日 優先權日2003年7月31日
發明者斯圖爾特·唐納德-拜恩 申請人:太空實驗室保健有限公司