用于从具有少于10个电极的装置产生12导联ecg测量值的改进ecg计算方法
用于从具有少于10个电极的装置产生12导联ecg测量值的改进ecg计算方法
【专利说明】用于从具有少于10个电极的装置产生12导联ECG测量值 的改进ECG计算方法 发明背景
[0001] 12导联ECG测量值通常用于分析患者的心脏情况，并且医师被训练来解说此类测 量值。在临床环境中，通过将电极附接到患者的手、脚以及患者的胸部上的六个位置上来产 生这些测量值。每个胸部测量值是通过测量胸部导联线之一之间的作为时间的函数的电势 以及双手与一只脚之间的电势的平均值来得出。这个平均值通常被称为"威尔逊中心电端 (Wilson's Central-terminal) "。不幸地，由于常规设备和技术人员通常无法将患者连接 至ECG装置并进行测量，当患者经历可能对应于心脏病发作或其他心血管问题时在现场产 生此类测量值存在问题。
[0002] 已经提出许多便携式ECG装置来克服在现场进行ECG测量的问题。当一位患者确 定该患者可能正遭受心脏事件时，该患者使用该装置来测量一个或多个ECG轨迹。如果该 装置检测到这些轨迹中的异常，结果被发送至一位医师以便解说。
[0003] 例如，美国专利8, 082, 025描述了一种手持ECG装置，该手持ECG装置通过抵靠 患者的胸部的相对应位置放置该装置、同时将该装置保持在患者的手中来测量这些胸部轨 迹。该装置被保持成使得该装置上的一个手部电极与患者的左手相接触，并且该装置上的 另一个手部电极与患者的右手相接触。然后通过测量与患者的胸部接触的第三电极之间的 电势以及由这些手部电极测量的这些电势的平均值来产生胸部测量值。尽管所得ECG轨迹 是常规胸部轨迹的良好近似，但这些轨迹可能显著不同于这些常规轨迹，并且因此对于被 训练来解说常规ECG轨迹的医师来说存在解说问题。
[0004] 尽管一个另外的电极可以被附接在该装置与患者的脚或大腿上部之间，以便提供 更接近地近似这些常规ECG胸部轨迹的轨迹，但添加这种电极存在其他问题。首先，该电极 必须以一种方式被合并在该装置中，该方式为允许该电极通过一根电线被部署和附接至患 者的腿上。该电线和附接机构是庞大的，并且因此并不易于被合并至该装置中。如果该电 线和所附接的电极与该装置分离，那么该电极组件容易丢失。常规的附接机构利用粘性地 附接的电极。这些电极不适合于由一位患者在现场重复使用；因此，需要某种形式的附接， 该附接需要保持腿部电极抵靠在患者的身体上的带子。这进一步增加了该便携式装置的体 积。此外，患者必须能够将该电极附接至正确的位置上。在一位年老患者或具有有限灵活 性的人的情况下，附接该腿部电极存在另外的挑战。
【发明内容】
[0005] 本发明包括了一种用于产生与一位患者的身体上的一点、如心前区点之一相关联 的一个ECG测量值的方法。该ECG测量值取决于包括来自一位患者的左手和右手以及一条 腿的多个信号的一个平均信号。当被用于记录这些信号的测量器械不能同时与腿部和讨论 的点相接触时，本发明的方法是有用的。该方法包括在一个第一时间段过程中同时记录一 个手部信号和一个腿部信号。在本发明的一个方面中，该手部信号是来自左手与右手的信 号的差，并且该腿部信号是来自左手或右手的信号之一与来自触碰患者的腿部或下腹部的 一个电极的一个信号之间的差。
[0006] 本发明进一步包括在一个随后的第二时间段过程中记录该手部信号，并且从在该 第一时间段中测量的该腿部信号以及在该第一时间段和该第二时间段中测量的这些手部 信号来计算表示该第二时间段中的腿部信号的一个信号。然后从所述第二时间段过程中的 所述腿部信号和所述手部信号产生用于得出心前区测量值的一个计算的参考信号。
【附图说明】
[0007] 图1示出了根据本发明的一个ECG数据采集装置的一个实施例。
[0008] 图2A-2C示出了在不同时间测量的两个导联信号。
[0009] 图3示出了一个ECG复合波，以及在那个复合波内识别的常规元素。
[0010] 图4示出了在调整幅度校正系数中有用的许多时间段。 本发明的优诜实施方案的详细说明
[0011] 参考以上识别的美国专利申请中描述的手持装置，可更容易理解本发明提供其优 点的方式。现参考图1，图1示出了可以利用本发明的一个ECG数据采集装置的一个实施 例。ECG数据采集装置20可以被视为包括两个部件。第一部件是一个手持装置30、如蜂窝 电话或个人数据助理（PDA)，该手持装置用于处理测量值并且任选地将这些测量值转发至 一个远程位置以用于评估。第二部件，被称为电极部件，是被附接至手持装置30外部或合 并在单个装置中的一组电极和一个控制器。这些电极对应地以21-24示出，并且通过使以 25a-25d示出的区域绝缘而彼此电分离。
[0012] 现在将更详细地解释ECG数据采集装置20用于产生12导联ECG的方式。一个常 规12导联ECG包括将10个电极放置在患者的身体的指定地方。然后处理来自这10个电 极的信号，以便产生被称为ECG图表或图的作为时间的函数的电压的12个曲线图。在常规 ECG测量中，4个电极被附接至患者的肢体上，典型地被附接在手腕和脚踝上。这些电极被 称为标准导联电极。剩余的6个电极被附接至患者的胸部上的特定点上。这些电极被称为 心前区导联电极。
[0013] 通过以下方式使用ECG数据采集装置20来获得12轨迹ECG图：用双手握住该ECG 数据采集装置并且将电极24压靠在患者的身体上的适当地方。电极24的放置取决于ECG 图中的哪个轨迹正被测量。在一个实施例中，电极21和22握在右手中，其中拇指在电极21 上并且右食指在电极22上。左食指或左掌的任何部分被保持在电极23上。应当指出，可 以用右手的除了食指之外的其他手指来触摸电极22。同样，可以用右手的其他手指或部分 来触摸电极21。正执行的测量的类型可以通过具有多个预先确定位置的模式开关36来传 达至控制器26。对于标准导联测量，模式开关36被设置到一个第一位置，并且电极24抵靠 左腿或左下腹部的任何点被放置。对于心前区测量，模式开关36被设置到一个第二位置， 并且电极24被顺序地放置在患者的胸部上的每个心前区位置处。
[0014] 如以上指出的，4个常规电极被放置在左手腕和右手腕以及左脚踝和右脚踝上。在 ECG数据采集装置20中，通过使用与右食指相接触的电极（即电极22)代替与右手腕相接 触的常规电极，使用与右拇指相接触的电极（即电极21)代替与右脚踝相接触的常规电极， 使用与左食指相接触的电极（即电极23)代替与左手腕相接触的常规电极，并且使用与左 腿相接触的电极（即电极24)代替与左脚踝相接触的常规电极，来提供这些测量值。
[0015]由表示来自电极22的电势（右手），由?i表示来自电极23的电势（左手）， 并且由表示来自电极24的电势（左腿）。在实践中，通常在电极对之间测量信号以便 减少由共模噪声所造成的误差。前三个标准导联轨迹由下式给出： I = (D1-O)r, (1) II = ?f_?r，以及 HI = Of-O1= II-I 这些轨迹各自都是时间的函数。在以下讨论中，作为时间的函数的导联I信号将被称 为手部信号。作为时间的函数的导联II信号将被称为腿部信号。
[0016] 三个另外的轨迹是通过利用导联I信号和导联II信号的加权和以及加权差来产 生，即 aVR = Or-(O1+(6(6)/2 = _(1+11)/2， (2) aVL = ?f(?r+?f)/2 = 1-11/2,以及 aVf = (6^-((6^+(6^)/2 = II_I/2〇
[0017] 以上描述的6个轨迹被测量为时间的函数，并且通常被称为标准导联或标准导联 轨迹。差电势的测量和之后三个加权和的计算可以在控制器26、该手持装置中或在被连接 至该手持装置的一个外部设施处执行。
[0018] 常规12导联ECG的剩余6个轨迹为心前区轨迹（V1-V6)。在常规心前区测量中， 每个轨迹是通过以下方式来产生：形成来自右手腕和左手腕以及左腿的电势的平均值（这 个平均的电势被称为威尔逊中心电端? CT)，并且随后测量?CT与由在患者的胸部上的一个 相对应点处的一个电极检测到的一个电势间的差。胸部上的不同的预先确定点用于 6个轨迹中的每一个： (3) Vi= ?/3 = Oi-Ocio
[0019] 来自双手和腿部的平均信号通常被称为"C电端"。应当指出，C电端信号可以从 讨论的三个肢体上的其他位置产生。例如，可以在脚、脚踝、或大腿上部或下腹部处测量对 应于腿部的电势。类似地，可以在手指之一与肩部之间的任何地方测量对应于"手部"的电 势。
[0020] 以上讨论的手持装置无法同时测量胸部处的电势Oi和左腿处的电势? f。因此， 必须利用?CT的某一近似值。在以上描述的美国专利申请中，? 的平均值被用于近似 。在这种情况下，心前区轨迹通过下式来近似：
然而，在一些情况下，由于医师被训练来解说标准轨迹，补偿缺失的腿部电势的对近似 心前区信号的校正可能是期望的，以便提供更接近地匹配用一个常规ECG测量器械将获得 的轨迹的心前区轨迹。
[0021] 如以上指出的，所有这些信号都是时间的函数。也就是Oct=①〇! = ?r(t)等等。类似地，如以上限定的导联I信号和导联II信号将对应地由时间函数S1U) 和s n(t)来表示。在以下讨论中，这些信号也将对应地被称为手部信号和腿部信号；然而， 如以上指出的，sn(t)可以在下腹部上的一个位置处被测量。因此，术语腿部信号包括其中 sn(t)是在下腹部上被测量的情况。为了获得比在等式4中作为手部信号平均值所提供更 好的?CT(t)的近似，在其中第三电极与胸部相接触的时间段过程中需要?f(t)的近似。在 本发明中，从先前测量的腿部信号S 11 (t)产生这个近似，S11 (t)是在标准导联轨迹测量过程 中被观察的。
[0022] 为简化该讨论，标准导联测量过程中的时间段由时间间隔[0，TJ来记录。心前区 信号是在稍后的时间间隔[T 2, T3]过程中被测量。就这种命名法而言，问题可以如下来陈 述。给出针对[0, T1]中的t的S11⑴，确定针对[T2, T3]中的t的S11⑴的近似。
[0023] 本发明利用在不同时间段过程中测量的S1U)与Sn(t)之间存在一种关系的观察 结果。也就是，在来自手部信号和腿部信号的这些信号之间存在一种关系。该手部信号是 在两个时间段过程中都被测量的。在本发明中，两个时间段中的这些手部信号之间的关系 被用来将该第一时间段过程中的腿部信号变换成将已经在该第二时间间隔中测量的腿部 信号的近似。这种策略取决于以下假设：该第二时间段过程中的腿部信号与该第一时间段 过程中的腿部信号以一种方式相关，该方式为该第二时间段过程中的腿部信号可以通过检 查该第一时间段与该第二时间段之间在手部信号上的变化来确定。下文将更详细地讨论这 种假设在实际测量过程中得以证实的方式。
[0024] 现参考图2A，图2A示出了第一时间间隔过程中的作为时间的函数、即Sn(t)的一 个典型腿部信号（导联II)。该轨迹可以被视为由相对无电活动的时间间隔72分开的复合 波71。这些复合波是心脏在一次心跳过程中产生的电信号。现参考图2B，图2B示出了在 同一时间间隔过程中取得的手部信号（导联1)，即S 1U)。S1U)中的这些复合波与Sn(t) 中的那些同步。
[0025] 考虑其中该第二时间间隔中的这些信号与该第一时间间隔中的那些相同的简单 情况。也就是，这些复合波的形状和这些复合波的间距保持不变，并且因此该第二时间间 隔中的信号与在时间上有所偏移的该第一时间间隔中的信号相同。也就是，存在一个常数 "a"，这样使得对于[T 2, T3]中的t和[0, T1]中的（t-a)，S1U) = Sjt-a)。在这种简单情 况下，该常数a可以通过比较如图2C所示的两个时间间隔中的S1U)的值来确定。给出该 常数a的这个值，而且该第二时间间隔过程中的腿部信号仅是导联腿部信号从该第一时间 间隔的一个偏移。也就是，该第二时间间隔中的腿部信号的近似然后由针对[T 2，T3]中的t 的 S'n (t) = S11 (t_a)来给出。
[0026] 提供这个简单实例以便示出本发明的基本原理；然而在实践中，在两个时间间隔 内，这些轨迹是不相同的。例如，心率在两个时间间隔之间可能显著变化。这些复合波的形 状同样可能是不同的。因此，总体上需要一种更复杂的时间变换。
[0027] 为了简化以下讨论，在标准导联测量过程中在第一时间间隔[0，TJ处测量的这些 信号由通过下式给出的s I:1 (f)和SltlU)表示： (5) Sia(t) = ?1(t)-?r(t), (6) Sn>1(t) = ?f(t)-?r(t) 其中罗马数字表示导联轨迹，并且阿拉伯数字表明时间间隔。
[0028] 类似地，在时间间隔[T2, T3]处的心前区轨迹记录之一过程中测量的在两手之间 以及在第i个心前区位置与右手之间的这些信号由S t2(t): (7) Sij2(t) = ?i(t)-?r(t) 这个信号在以下讨论中将被称为一个胸部信号。存在6个此类胸部信号，每个胸部信 号对应于患者的胸部上的一个不同位置。如以上指出的，本发明是基于以下观察结果：在该 第一时间间隔中测量的腿部信号可以用于提供将已经在这个新的时间间隔中测量的腿部 信号的近似。
[0029] 在本发明的一个方面中，针对第二时间间隔[T2, T3]中的t限定一个映射函数 f(t，&1，a2, ? ? ?），这样使得f (t，&1，a2, ? ? ?）是该第一时间间隔[0, T1]中对应于该第二时间 间隔中的时间t的一个时间。理想地，这些参数ai，a 2，...的值被选择成使得在该第二时 间间隔中的每个时间处测量的这些手部信号匹配在该第一时间间隔中的由f(t， &1，a2,...） 给出的一个时间处测量的这些手部信号。函数f(t，ai，a 2,...）在以下讨论中将被称为时间 变换函数。在实践中，这些参数被选择成使得这两个时间间隔中的这些手部信号的差被最 小化。例如，ap a2,...可以被选择为使得由下式给出的一个误差函数Efe1, a2,...)最小化
给出&1，a2,...的这种选择，针对该第二时间间隔中的t的腿部信号是通过下式来近似 (9) Srn，2(t) = Sllil (f(t，a" a2, ???））。 然后，这些心前区轨迹被限定为
[0030] 以上描述的程序假定已知函数f (t，&1，a2, ? ? ?）是在n个参数&1，a2, ? ? ? anrt。如 以上指出的，这个函数的最简单形式将为 (11) f (t) = a:+t, 这对应于其中手部信号和腿部信号在测量标准导联轨迹与测量心前区导联轨迹之间 保持恒定的情况。也就是，信号Sn，2(t)就是在时间上有所偏移的信号SItl(t)，并且信号 S t2(t)就是信号Stl(t)。这种情况假定心率在多次测量之间保持不变。
[0031] 如果心率在多次测量之间改变，图2A所示的时间间隔71和72将改变。考虑其中 心脏在该第二时间间隔过程中加速的情况。那么在该第二时间间隔过程中时间间隔71和 72的长度相对于在该第一时间间隔过程中的这些间隔的长度将减小。对于复合波区域和这 些复合波之间的区域，这些时间间隔减小的量将总体上是不同的。如果仅存在速率的变化， 那么
其中T71和T 72对应地为时间间隔71和72内的时间；b :为第一时间间隔与第二时间间 隔之间的时间偏移；B1表示这两个时间间隔之间该复合波内的心率比；&2表示这两个时间 间隔之间在复合波间间隔内的心率比；并且b 2为这些复合波间间隔之间的时间偏移。
[0032] 可以归纳出对不同的测量间隔上使用单独的时间变换以便将这些复合波中的已 知间隔考虑在内。现参考图3,图3示出了一个ECG复合波，以及在那个复合波内识别的常 规元素。该复合波内的单独间隔取决于心率。在本发明的一个方面中，以上参考等式（12) 讨论的模型被扩展以便包括用于图3所示的每个间隔或段的单独的时间变换。这些时间变 换的参数是通过比较对应地在第一时间间隔和第二时间间隔中测量的导联I信号S tl(t) 和Su(t)之间的不同间隔和段来确定。
[0033] 如果该形状在这些复合波间隔内以不能通过简单的时间缩短或扩展来调节的方 式改变，那么可以在这些复合波时间间隔内利用更复杂的变换。例如，可以从高斯函数和该 形式的线性函数来构造将心率的变化考虑在内的更复杂的时间变换函数
其中参数％表示具体复合波间隔之间的时间差；a i确定经历该变换的区域的中心；a 2 确定经历该变换的脉冲区域的宽度，其将近似为已修改区域的时间长度；a3确定该信号经 历的局部缩短和时间偏移的量；并且a 4反映该信号的总长度的变化。尽管这种形式的f(t) 使用单个高斯函数，但可以使用其中确定了多于一个高斯函数的实施例。
[0034] 为了进一步改进心前区测量过程中的S11,2(t)的近似，可以在一个心前区点的每 次测量之间重复标准导联测量，并且重新计算时间变换函数的常数。也就是，用抵靠腿部的 电极24进行一次第一标准导联测量以便提供信号Su (t)和Sltl (t)。然后通过抵靠患者 的胸部上的相对应心前区点放置电极24来进行一次心前区测量。然后确定校准常数以便 提供与S t2 (t)和SI:2 (t) -起使用以便提供讨论的心前区轨迹的近似S'n，2(t)。然后针对 这些剩余心前区点中的每一个重复该过程。
[0035] 以上描述的程序取决于标准导联测量与心前区测量之间的腿部信号的变化的近 似充分地由以上讨论的时间变换表示。相应地，在本发明的一个方面中，此近似的有效性被 测试，以便确定该近似所基于的模型在讨论的时间段过程中是否是有效的。存在可以被用 于测试近似的有效性的许多方法。在本发明的一个方面中，将在将参数拟合至手部数据中 获得的最小值E( ai，a2，...）与一个预先确定的阈值进行比较。如果该值大于那个阈值，那 么该近似被认为是无效的，并且重复心前区测量，直到误差限度小于该阈值。
[0036] 在本发明的另一个方面中，记录的信号S11^a)通过利用另一个时间映射函数来 比较。在该第二标准导联测量结束时，信号S t3(t)和Sn，3(t)将已经被记录。可以使用以 上描述的方法，利用先前测量的信号S I:2(t)，从SI:3(t)计算一个时间映射函数f'（t)。该函 数f'（t)将该第一时间段中的时间映射至该第三时间段中的时间。如果导联II在该第三 时间段过程中保持稳定，S n，3(t)应当等于S11^f⑴）。在本发明的一个方面中，可以计算 一个误差函数E 11。如果E11大于某个预先确定误差限度，那么导联II信号并不足够恒定以 便确保该近似是有效的。在这种情况下，可以重复心前区测量，直到该误差小于该限度。在 本发明的一个方面中，可以根据下式计算该误差函数
[0037] 在心前区测量过程结束时，将已经进行了至少6次另外的标准导联测量。如果这 些标准导联轨迹在测量之间显著变化，该器械还可以向用户报告该方法的作用并不令人满 意。此外，此类变化还可以诊断潜在的不稳定心脏情况。
[0038] 以上描述的测量程序还取决于被选择来计算将心前区测量时间间隔映射成标准 导联时间间隔的变换函数的时间间隔。典型地，标准导联信号和心前区信号被记录持续数 秒。每次记录包括关于许多复合波的数据。成功的诊断要求分析少数代表性复合波。异常 复合波自发地出现在普通心脏斑块（cardiac pattern)中。此类异常情况可能干扰以上描 述的方法，因为如果这两个时间段之一包括一个自发的异常情况，这些时间段中的这些手 部信号将不会良好地关联。
[0039] 在本发明的一个方面中，这些时间段被选择为减少此类自发异常情况的影响。被 用于计算的每个时间段被选择成包括一个预先确定数目的复合波（即心跳）。该过程以从 标准导联测量中选择一个预先确定数目的复合波开始。目标是找到对于相对应心前区测量 周期中的这些测量来说最佳的匹配。因此，该第二时间间隔被选择为具有相同数目的复合 波，并且可以被视为在一个特定复合波的起点处开始。然后根据该起始复合波、针对心前区 测量周期中的每个时间段计算误差函数E( ai，a2,...）。然后使用提供E(ai，a2,...）最低值 的起始复合波来限定用于这些心前区测量的时间段。这个程序假定：针对心前区测量间隔 中的时间段的每次选择，标准导联测量间隔中的复合波的起始时间保持相同。然而，其中针 对每个时间段中的每个可能的起始复合波计算E (?, a2,...）的最小值的实施例也可以被 利用来进一步改进这些测量。
[0040] 在应用该时间变换函数之后，两个导联I信号仍可以表现出幅度差异。尽管这些 看起来并不显著，但是当计算正确的s' n，2(t)时，它们可能是重要的。由于都共享右手电势 信息，导联I和导联II的电压值是关联的，并且它们是同一心脏活动的不同表示。我们使 用这种关联来找到S'n， 2(t)的近似幅度值。为了找到将给予我们该信号的特定区域处的幅 度的近似的适当幅度变换，确定一个缩放系数h (t)，这样使得最小化由下式给出的Eadip
h(t)的最简单形式是一个常数： (16) h = a1〇 然而，可以利用高阶函数。例如，这些信号Su(t)和\2(t)之间的幅度差异可以取决 于沿复合波的位置，其中P波中的幅度差异不同于QRS波的幅度差异。参考图4,图4示出 了一个信号SI:2(t)的一个复合波，以及时间变换的信号S I:1(f(t))。这些信号被分解成三 个间隔：73、74、75。在每个间隔内，幅度变换函数h(t)的值是一个常数，即
这些常数al、a2和a3的值通过最小化￡_来确定。用于确定h(t)的自由参数的数目 受这些信号中的样本数目限制。在找到最佳幅度变换函数h(t)之后，对S'n，2(t)应用幅度 校正以便获得导联II信号的更好近似，如同它将在该第二时间段处已经被测量。
[0041] 以上描述的本发明的实施例已经就图1所示的具体器械来讨论。然而，本发明的 方法可以应用于其中需要多个信号来参考一个胸部测量值并且仅来自三个点中的两个的 信号可用于产生该胸部测量过程中的参考信号的任何情况。例如，已经提出了用于从一个 装置产生12导联ECG轨迹的系统，该装置具有位于抵靠胸部被放置的一个探针的底部表面 上的三个电极，以及在该装置的顶部表面上与来自每只手的一根手指接触的两个电极。本 发明可以被利用来 通过以下方式提供改进的参考信号来替代来自这些手指的这些信号：首 先抵靠腿部放置该装置以便提供一个腿部信号，该腿部信号随后在仅使用这些手指测量这 些胸部信号时用于构建一个参考信号。
[0042] 在以上描述的实施例中，假定记录患者的身体上的不同位置处的电势的器械也执 行拟合操作以便得出近似的信号。然而，也可以构建其中来自这些电极的这些信号由该器 械记录并且随后被发送至一个远程位置以用于分析的实施例。此类远程处理实施例在其中 该数据采集装置的计算能力有限的情况下是特别有用的。该远程装置可以通过因特网上访 问，或可以是一个本地计算机，如比进行这些测量的装置具有更大计算能力的智能手机或 PDA。
[0043] 在以上描述的实施例中，这些信号由接触手部上的手指和患者的大腿的电极产 生。然而，也可以使用在患者的身体上的其他位置处进行接触的实施例。相应地，与一只手 接触被限定为包括与这只手的附接至手部的任何部分（包括手指、手、前臂或上臂）接触。 类似地，与一条腿接触包括与在臀部与那条腿上的脚趾末端之间的任何点接触。
[0044] 在以上描述的实施例中，右手接触用作作为对比测量手部、腿部以及胸部信号的 参考。然而，左手同样可以用作作为对比测量其他信号的参考信号。
[0045] 以上描述的本发明的实施例已经被提供以便示出本发明的不同方面。然而，应当 理解，在不同的具体实施例中示出的本发明的不同方面可以被结合以便提供本发明的其他 实施例。此外，从前述说明和附图，本发明的不同修改对于本领域的普通技术人员来说将变 得清楚。相应地，本发明将仅受以下权利要求书的范围限制。
【主权项】
1. 一种用于产生一个ECG测量值的方法，该ECG测量值取决于包括来自一位患者的左 手和右手以及一条腿的多个信号的一个平均信号，所述方法包括： 在一个第一时间段过程中同时记录一个手部信号和一个腿部信号，所述手部信号包括 来自所述左手的所述信号与来自所述右手的所述信号的差； 在一个随后的第二时间段过程中记录所述手部信号； 通过将所述第二时间段过程中的所述手部信号的一个函数与所述第一时间段过程中 的所述手部信号的所述函数进行比较，从所述第一时间段过程中的所述腿部信号计算表示 所述第二时间段中的所述腿部信号的一个信号；并且 产生表示所述第二时间段过程中的所述腿部信号和所述手部信号的一个计算的参考 信号。2. 如权利要求1所述的方法，该方法进一步包括 在所述第二时间段过程中记录一个胸部信号，所述胸部信号包括在所述患者的胸部上 的一个心前区测量点上测量的一个信号与在所述左手和所述右手之一上测量的一个信号 之间的差；并且 产生包括所述计算的参考信号与所述胸部信号的差的一个心前区信号。3. 如权利要求1所述的方法，其中产生所述计算的参考信号包括 将表示所述第二时间段中的所述腿部信号的所述计算的信号与在所述第二时间段中 测量的所述手部信号结合，以便提供所述第二时间段过程中的一个平均的信号。4. 如权利要求1所述的方法，其中计算表示所述第二时间段中的所述腿部信号的所述 信号包括： 通过将所述第一时间段中的所述手部信号拟合至所述第二时间段中的一个相对应手 部信号来确定将所述第二时间段中的每个时间映射至所述第一时间段中的一个时间的一 个时间变换；并且 针对所述第二时间段中的每个时间，将所述腿部信号设置成等于所述第一时间段中在 由所述时间变换确定的一个时间处的所述腿部信号。5. 如权利要求4所述的方法，其中所述第二时间段中的所述腿部信号按一个系数来缩 放，该系数取决于所述第一时间段过程中的所述手部信号和所述第二时间段过程中的所述 手部彳目号。6. 如权利要求5所述的方法，其中所述系数是与时间有关的。7. 如权利要求4所述的方法，其中所述时间变换包括通过所述拟合确定的多个常数。8. 如权利要求4所述的方法，其中所述拟合产生一个误差估计值，并且其中所述腿部 信号仅在所述误差估计值小于一个预先确定的阈值时被使用。9. 如权利要求8所述的方法，其中所述第一时间段和所述第二时间段被选择为使得所 述误差估计值最小化。10. -种用于用一个探针产生一个心前区ECG测量值的方法，该探针在一个外壳的外 表面上具有第一电极、第二电极以及第三电极，所述方法包括： 同时使所述患者的左手与所述第一电极相接触，使所述患者的右手与所述第二电极相 接触，并且使所述患者的双腿之一与所述第三电极相接触； 在一个第一时间段过程中测量所述第一电极、所述第二电极与所述第三电极之间的多 个信号，并且产生所述第一时间段中的一个手部信号和一个腿部信号； 抵靠所述患者的胸部上的一个预先确定点放置所述第三电极，同时使所述第一电极和 所述第二电极对应地与所述左手和所述右手相接触； 在一个第二时间段过程中测量所述第一电极、所述第二电极与所述第三电极之间的多 个信号，以便提供一个第二时间段过程中的一个胸部信号和一个手部信号； 通过将所述第二时间段中的所述手部信号与所述第一时间段过程中的所述手部信号 进行比较，从在所述第一时间段过程中测量的所述手部信号和所述腿部信号计算所述第二 时间段中的一个近似腿部信号；并且 计算所述胸部信号与所述第二时间段中的所述近似腿部信号和所述手部信号的一个 加权和之间的差以便提供所述胸部测量值。11. 如权利要求10所述的方法，该方法进一步包括： 抵靠所述患者的腿部放置所述第三电极，同时使所述第一电极和所述第二电极对应地 与所述患者的左手和右手相接触； 在一个第三时间段过程中测量来自所述第一电极、所述第二电极以及所述第三电极的 多个信号，以便提供所述第三时间段过程中的一个手部信号和一个脚部信号；并且 将所述第三时间段过程中的所述腿部信号与所述第一时间段过程中的所述腿部信号 进行比较。12. 如权利要求11所述的方法，其中所述多个腿部信号的所述比较包括： 通过将所述第一时间段中的所述手部信号拟合至所述第三时间段中的一个所述手部 信号来确定将所述第三时间段中的每个时间映射至所述第一时间段中的一个时间的一个 时间变换；并且 针对所述第三时间段中的每个时间，将所述第一时间段中的所述腿部信号与所述第三 时间段中在由所述时间变换确定的一个时间处的所述腿部信号进行比较。13. 如权利要求11所述的方法，该方法进一步包括：如果所述比较表明所述第一时间 段中的所述腿部信号和所述第三时间段中的所述腿部信号相差大于一个预先确定量，则通 知所述患者。
【专利摘要】在此披露了一种用于产生与一位患者的身体上的一点如心前区点之一相关联的一个ECG测量值的方法，该方法用于无法同时与腿部和该点进行接触的器械。该方法包括在一个第一时间段过程中同时记录一个手部信号和一个腿部信号。该手部信号也在一个第二时间段过程中与对应于这些心前区点之一的一个胸部信号一起被测量。然后根据该第一时间段数据来计算表示该第二时间段中的该腿部信号的一个信号。然后根据该第二时间段过程中的该手部信号和该计算的腿部信号来生成一个参考信号。然后将该参考信号与该胸部信号结合，以便提供该相对应的心前区信号。
【IPC分类】A61B5/0402, A61B5/0404
【公开号】CN104902812
【申请号】CN201480003753
【发明人】大卫·阿米塔伊, 阿萨夫·阿米塔伊
【申请人】大卫·阿米塔伊, 阿萨夫·阿米塔伊
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2014年3月12日
【公告号】US8942792, US20140276153, WO2014141252A1
【专利说明】用于从具有少于10个电极的装置产生12导联ECG测量值 的改进ECG计算方法 发明背景
[0001] 12导联ECG测量值通常用于分析患者的心脏情况，并且医师被训练来解说此类测 量值。在临床环境中，通过将电极附接到患者的手、脚以及患者的胸部上的六个位置上来产 生这些测量值。每个胸部测量值是通过测量胸部导联线之一之间的作为时间的函数的电势 以及双手与一只脚之间的电势的平均值来得出。这个平均值通常被称为"威尔逊中心电端 (Wilson's Central-terminal) "。不幸地，由于常规设备和技术人员通常无法将患者连接 至ECG装置并进行测量，当患者经历可能对应于心脏病发作或其他心血管问题时在现场产 生此类测量值存在问题。
[0002] 已经提出许多便携式ECG装置来克服在现场进行ECG测量的问题。当一位患者确 定该患者可能正遭受心脏事件时，该患者使用该装置来测量一个或多个ECG轨迹。如果该 装置检测到这些轨迹中的异常，结果被发送至一位医师以便解说。
[0003] 例如，美国专利8, 082, 025描述了一种手持ECG装置，该手持ECG装置通过抵靠 患者的胸部的相对应位置放置该装置、同时将该装置保持在患者的手中来测量这些胸部轨 迹。该装置被保持成使得该装置上的一个手部电极与患者的左手相接触，并且该装置上的 另一个手部电极与患者的右手相接触。然后通过测量与患者的胸部接触的第三电极之间的 电势以及由这些手部电极测量的这些电势的平均值来产生胸部测量值。尽管所得ECG轨迹 是常规胸部轨迹的良好近似，但这些轨迹可能显著不同于这些常规轨迹，并且因此对于被 训练来解说常规ECG轨迹的医师来说存在解说问题。
[0004] 尽管一个另外的电极可以被附接在该装置与患者的脚或大腿上部之间，以便提供 更接近地近似这些常规ECG胸部轨迹的轨迹，但添加这种电极存在其他问题。首先，该电极 必须以一种方式被合并在该装置中，该方式为允许该电极通过一根电线被部署和附接至患 者的腿上。该电线和附接机构是庞大的，并且因此并不易于被合并至该装置中。如果该电 线和所附接的电极与该装置分离，那么该电极组件容易丢失。常规的附接机构利用粘性地 附接的电极。这些电极不适合于由一位患者在现场重复使用；因此，需要某种形式的附接， 该附接需要保持腿部电极抵靠在患者的身体上的带子。这进一步增加了该便携式装置的体 积。此外，患者必须能够将该电极附接至正确的位置上。在一位年老患者或具有有限灵活 性的人的情况下，附接该腿部电极存在另外的挑战。
【发明内容】
[0005] 本发明包括了一种用于产生与一位患者的身体上的一点、如心前区点之一相关联 的一个ECG测量值的方法。该ECG测量值取决于包括来自一位患者的左手和右手以及一条 腿的多个信号的一个平均信号。当被用于记录这些信号的测量器械不能同时与腿部和讨论 的点相接触时，本发明的方法是有用的。该方法包括在一个第一时间段过程中同时记录一 个手部信号和一个腿部信号。在本发明的一个方面中，该手部信号是来自左手与右手的信 号的差，并且该腿部信号是来自左手或右手的信号之一与来自触碰患者的腿部或下腹部的 一个电极的一个信号之间的差。
[0006] 本发明进一步包括在一个随后的第二时间段过程中记录该手部信号，并且从在该 第一时间段中测量的该腿部信号以及在该第一时间段和该第二时间段中测量的这些手部 信号来计算表示该第二时间段中的腿部信号的一个信号。然后从所述第二时间段过程中的 所述腿部信号和所述手部信号产生用于得出心前区测量值的一个计算的参考信号。
【附图说明】
[0007] 图1示出了根据本发明的一个ECG数据采集装置的一个实施例。
[0008] 图2A-2C示出了在不同时间测量的两个导联信号。
[0009] 图3示出了一个ECG复合波，以及在那个复合波内识别的常规元素。
[0010] 图4示出了在调整幅度校正系数中有用的许多时间段。 本发明的优诜实施方案的详细说明
[0011] 参考以上识别的美国专利申请中描述的手持装置，可更容易理解本发明提供其优 点的方式。现参考图1，图1示出了可以利用本发明的一个ECG数据采集装置的一个实施 例。ECG数据采集装置20可以被视为包括两个部件。第一部件是一个手持装置30、如蜂窝 电话或个人数据助理（PDA)，该手持装置用于处理测量值并且任选地将这些测量值转发至 一个远程位置以用于评估。第二部件，被称为电极部件，是被附接至手持装置30外部或合 并在单个装置中的一组电极和一个控制器。这些电极对应地以21-24示出，并且通过使以 25a-25d示出的区域绝缘而彼此电分离。
[0012] 现在将更详细地解释ECG数据采集装置20用于产生12导联ECG的方式。一个常 规12导联ECG包括将10个电极放置在患者的身体的指定地方。然后处理来自这10个电 极的信号，以便产生被称为ECG图表或图的作为时间的函数的电压的12个曲线图。在常规 ECG测量中，4个电极被附接至患者的肢体上，典型地被附接在手腕和脚踝上。这些电极被 称为标准导联电极。剩余的6个电极被附接至患者的胸部上的特定点上。这些电极被称为 心前区导联电极。
[0013] 通过以下方式使用ECG数据采集装置20来获得12轨迹ECG图：用双手握住该ECG 数据采集装置并且将电极24压靠在患者的身体上的适当地方。电极24的放置取决于ECG 图中的哪个轨迹正被测量。在一个实施例中，电极21和22握在右手中，其中拇指在电极21 上并且右食指在电极22上。左食指或左掌的任何部分被保持在电极23上。应当指出，可 以用右手的除了食指之外的其他手指来触摸电极22。同样，可以用右手的其他手指或部分 来触摸电极21。正执行的测量的类型可以通过具有多个预先确定位置的模式开关36来传 达至控制器26。对于标准导联测量，模式开关36被设置到一个第一位置，并且电极24抵靠 左腿或左下腹部的任何点被放置。对于心前区测量，模式开关36被设置到一个第二位置， 并且电极24被顺序地放置在患者的胸部上的每个心前区位置处。
[0014] 如以上指出的，4个常规电极被放置在左手腕和右手腕以及左脚踝和右脚踝上。在 ECG数据采集装置20中，通过使用与右食指相接触的电极（即电极22)代替与右手腕相接 触的常规电极，使用与右拇指相接触的电极（即电极21)代替与右脚踝相接触的常规电极， 使用与左食指相接触的电极（即电极23)代替与左手腕相接触的常规电极，并且使用与左 腿相接触的电极（即电极24)代替与左脚踝相接触的常规电极，来提供这些测量值。
[0015]由表示来自电极22的电势（右手），由?i表示来自电极23的电势（左手）， 并且由表示来自电极24的电势（左腿）。在实践中，通常在电极对之间测量信号以便 减少由共模噪声所造成的误差。前三个标准导联轨迹由下式给出： I = (D1-O)r, (1) II = ?f_?r，以及 HI = Of-O1= II-I 这些轨迹各自都是时间的函数。在以下讨论中，作为时间的函数的导联I信号将被称 为手部信号。作为时间的函数的导联II信号将被称为腿部信号。
[0016] 三个另外的轨迹是通过利用导联I信号和导联II信号的加权和以及加权差来产 生，即 aVR = Or-(O1+(6(6)/2 = _(1+11)/2， (2) aVL = ?f(?r+?f)/2 = 1-11/2,以及 aVf = (6^-((6^+(6^)/2 = II_I/2〇
[0017] 以上描述的6个轨迹被测量为时间的函数，并且通常被称为标准导联或标准导联 轨迹。差电势的测量和之后三个加权和的计算可以在控制器26、该手持装置中或在被连接 至该手持装置的一个外部设施处执行。
[0018] 常规12导联ECG的剩余6个轨迹为心前区轨迹（V1-V6)。在常规心前区测量中， 每个轨迹是通过以下方式来产生：形成来自右手腕和左手腕以及左腿的电势的平均值（这 个平均的电势被称为威尔逊中心电端? CT)，并且随后测量?CT与由在患者的胸部上的一个 相对应点处的一个电极检测到的一个电势间的差。胸部上的不同的预先确定点用于 6个轨迹中的每一个： (3) Vi= ?/3 = Oi-Ocio
[0019] 来自双手和腿部的平均信号通常被称为"C电端"。应当指出，C电端信号可以从 讨论的三个肢体上的其他位置产生。例如，可以在脚、脚踝、或大腿上部或下腹部处测量对 应于腿部的电势。类似地，可以在手指之一与肩部之间的任何地方测量对应于"手部"的电 势。
[0020] 以上讨论的手持装置无法同时测量胸部处的电势Oi和左腿处的电势? f。因此， 必须利用?CT的某一近似值。在以上描述的美国专利申请中，? 的平均值被用于近似 。在这种情况下，心前区轨迹通过下式来近似：
然而，在一些情况下，由于医师被训练来解说标准轨迹，补偿缺失的腿部电势的对近似 心前区信号的校正可能是期望的，以便提供更接近地匹配用一个常规ECG测量器械将获得 的轨迹的心前区轨迹。
[0021] 如以上指出的，所有这些信号都是时间的函数。也就是Oct=①〇! = ?r(t)等等。类似地，如以上限定的导联I信号和导联II信号将对应地由时间函数S1U) 和s n(t)来表示。在以下讨论中，这些信号也将对应地被称为手部信号和腿部信号；然而， 如以上指出的，sn(t)可以在下腹部上的一个位置处被测量。因此，术语腿部信号包括其中 sn(t)是在下腹部上被测量的情况。为了获得比在等式4中作为手部信号平均值所提供更 好的?CT(t)的近似，在其中第三电极与胸部相接触的时间段过程中需要?f(t)的近似。在 本发明中，从先前测量的腿部信号S 11 (t)产生这个近似，S11 (t)是在标准导联轨迹测量过程 中被观察的。
[0022] 为简化该讨论，标准导联测量过程中的时间段由时间间隔[0，TJ来记录。心前区 信号是在稍后的时间间隔[T 2, T3]过程中被测量。就这种命名法而言，问题可以如下来陈 述。给出针对[0, T1]中的t的S11⑴，确定针对[T2, T3]中的t的S11⑴的近似。
[0023] 本发明利用在不同时间段过程中测量的S1U)与Sn(t)之间存在一种关系的观察 结果。也就是，在来自手部信号和腿部信号的这些信号之间存在一种关系。该手部信号是 在两个时间段过程中都被测量的。在本发明中，两个时间段中的这些手部信号之间的关系 被用来将该第一时间段过程中的腿部信号变换成将已经在该第二时间间隔中测量的腿部 信号的近似。这种策略取决于以下假设：该第二时间段过程中的腿部信号与该第一时间段 过程中的腿部信号以一种方式相关，该方式为该第二时间段过程中的腿部信号可以通过检 查该第一时间段与该第二时间段之间在手部信号上的变化来确定。下文将更详细地讨论这 种假设在实际测量过程中得以证实的方式。
[0024] 现参考图2A，图2A示出了第一时间间隔过程中的作为时间的函数、即Sn(t)的一 个典型腿部信号（导联II)。该轨迹可以被视为由相对无电活动的时间间隔72分开的复合 波71。这些复合波是心脏在一次心跳过程中产生的电信号。现参考图2B，图2B示出了在 同一时间间隔过程中取得的手部信号（导联1)，即S 1U)。S1U)中的这些复合波与Sn(t) 中的那些同步。
[0025] 考虑其中该第二时间间隔中的这些信号与该第一时间间隔中的那些相同的简单 情况。也就是，这些复合波的形状和这些复合波的间距保持不变，并且因此该第二时间间 隔中的信号与在时间上有所偏移的该第一时间间隔中的信号相同。也就是，存在一个常数 "a"，这样使得对于[T 2, T3]中的t和[0, T1]中的（t-a)，S1U) = Sjt-a)。在这种简单情 况下，该常数a可以通过比较如图2C所示的两个时间间隔中的S1U)的值来确定。给出该 常数a的这个值，而且该第二时间间隔过程中的腿部信号仅是导联腿部信号从该第一时间 间隔的一个偏移。也就是，该第二时间间隔中的腿部信号的近似然后由针对[T 2，T3]中的t 的 S'n (t) = S11 (t_a)来给出。
[0026] 提供这个简单实例以便示出本发明的基本原理；然而在实践中，在两个时间间隔 内，这些轨迹是不相同的。例如，心率在两个时间间隔之间可能显著变化。这些复合波的形 状同样可能是不同的。因此，总体上需要一种更复杂的时间变换。
[0027] 为了简化以下讨论，在标准导联测量过程中在第一时间间隔[0，TJ处测量的这些 信号由通过下式给出的s I:1 (f)和SltlU)表示： (5) Sia(t) = ?1(t)-?r(t), (6) Sn>1(t) = ?f(t)-?r(t) 其中罗马数字表示导联轨迹，并且阿拉伯数字表明时间间隔。
[0028] 类似地，在时间间隔[T2, T3]处的心前区轨迹记录之一过程中测量的在两手之间 以及在第i个心前区位置与右手之间的这些信号由S t2(t): (7) Sij2(t) = ?i(t)-?r(t) 这个信号在以下讨论中将被称为一个胸部信号。存在6个此类胸部信号，每个胸部信 号对应于患者的胸部上的一个不同位置。如以上指出的，本发明是基于以下观察结果：在该 第一时间间隔中测量的腿部信号可以用于提供将已经在这个新的时间间隔中测量的腿部 信号的近似。
[0029] 在本发明的一个方面中，针对第二时间间隔[T2, T3]中的t限定一个映射函数 f(t，&1，a2, ? ? ?），这样使得f (t，&1，a2, ? ? ?）是该第一时间间隔[0, T1]中对应于该第二时间 间隔中的时间t的一个时间。理想地，这些参数ai，a 2，...的值被选择成使得在该第二时 间间隔中的每个时间处测量的这些手部信号匹配在该第一时间间隔中的由f(t， &1，a2,...） 给出的一个时间处测量的这些手部信号。函数f(t，ai，a 2,...）在以下讨论中将被称为时间 变换函数。在实践中，这些参数被选择成使得这两个时间间隔中的这些手部信号的差被最 小化。例如，ap a2,...可以被选择为使得由下式给出的一个误差函数Efe1, a2,...)最小化
给出&1，a2,...的这种选择，针对该第二时间间隔中的t的腿部信号是通过下式来近似 (9) Srn，2(t) = Sllil (f(t，a" a2, ???））。 然后，这些心前区轨迹被限定为
[0030] 以上描述的程序假定已知函数f (t，&1，a2, ? ? ?）是在n个参数&1，a2, ? ? ? anrt。如 以上指出的，这个函数的最简单形式将为 (11) f (t) = a:+t, 这对应于其中手部信号和腿部信号在测量标准导联轨迹与测量心前区导联轨迹之间 保持恒定的情况。也就是，信号Sn，2(t)就是在时间上有所偏移的信号SItl(t)，并且信号 S t2(t)就是信号Stl(t)。这种情况假定心率在多次测量之间保持不变。
[0031] 如果心率在多次测量之间改变，图2A所示的时间间隔71和72将改变。考虑其中 心脏在该第二时间间隔过程中加速的情况。那么在该第二时间间隔过程中时间间隔71和 72的长度相对于在该第一时间间隔过程中的这些间隔的长度将减小。对于复合波区域和这 些复合波之间的区域，这些时间间隔减小的量将总体上是不同的。如果仅存在速率的变化， 那么
其中T71和T 72对应地为时间间隔71和72内的时间；b :为第一时间间隔与第二时间间 隔之间的时间偏移；B1表示这两个时间间隔之间该复合波内的心率比；&2表示这两个时间 间隔之间在复合波间间隔内的心率比；并且b 2为这些复合波间间隔之间的时间偏移。
[0032] 可以归纳出对不同的测量间隔上使用单独的时间变换以便将这些复合波中的已 知间隔考虑在内。现参考图3,图3示出了一个ECG复合波，以及在那个复合波内识别的常 规元素。该复合波内的单独间隔取决于心率。在本发明的一个方面中，以上参考等式（12) 讨论的模型被扩展以便包括用于图3所示的每个间隔或段的单独的时间变换。这些时间变 换的参数是通过比较对应地在第一时间间隔和第二时间间隔中测量的导联I信号S tl(t) 和Su(t)之间的不同间隔和段来确定。
[0033] 如果该形状在这些复合波间隔内以不能通过简单的时间缩短或扩展来调节的方 式改变，那么可以在这些复合波时间间隔内利用更复杂的变换。例如，可以从高斯函数和该 形式的线性函数来构造将心率的变化考虑在内的更复杂的时间变换函数
其中参数％表示具体复合波间隔之间的时间差；a i确定经历该变换的区域的中心；a 2 确定经历该变换的脉冲区域的宽度，其将近似为已修改区域的时间长度；a3确定该信号经 历的局部缩短和时间偏移的量；并且a 4反映该信号的总长度的变化。尽管这种形式的f(t) 使用单个高斯函数，但可以使用其中确定了多于一个高斯函数的实施例。
[0034] 为了进一步改进心前区测量过程中的S11,2(t)的近似，可以在一个心前区点的每 次测量之间重复标准导联测量，并且重新计算时间变换函数的常数。也就是，用抵靠腿部的 电极24进行一次第一标准导联测量以便提供信号Su (t)和Sltl (t)。然后通过抵靠患者 的胸部上的相对应心前区点放置电极24来进行一次心前区测量。然后确定校准常数以便 提供与S t2 (t)和SI:2 (t) -起使用以便提供讨论的心前区轨迹的近似S'n，2(t)。然后针对 这些剩余心前区点中的每一个重复该过程。
[0035] 以上描述的程序取决于标准导联测量与心前区测量之间的腿部信号的变化的近 似充分地由以上讨论的时间变换表示。相应地，在本发明的一个方面中，此近似的有效性被 测试，以便确定该近似所基于的模型在讨论的时间段过程中是否是有效的。存在可以被用 于测试近似的有效性的许多方法。在本发明的一个方面中，将在将参数拟合至手部数据中 获得的最小值E( ai，a2，...）与一个预先确定的阈值进行比较。如果该值大于那个阈值，那 么该近似被认为是无效的，并且重复心前区测量，直到误差限度小于该阈值。
[0036] 在本发明的另一个方面中，记录的信号S11^a)通过利用另一个时间映射函数来 比较。在该第二标准导联测量结束时，信号S t3(t)和Sn，3(t)将已经被记录。可以使用以 上描述的方法，利用先前测量的信号S I:2(t)，从SI:3(t)计算一个时间映射函数f'（t)。该函 数f'（t)将该第一时间段中的时间映射至该第三时间段中的时间。如果导联II在该第三 时间段过程中保持稳定，S n，3(t)应当等于S11^f⑴）。在本发明的一个方面中，可以计算 一个误差函数E 11。如果E11大于某个预先确定误差限度，那么导联II信号并不足够恒定以 便确保该近似是有效的。在这种情况下，可以重复心前区测量，直到该误差小于该限度。在 本发明的一个方面中，可以根据下式计算该误差函数
[0037] 在心前区测量过程结束时，将已经进行了至少6次另外的标准导联测量。如果这 些标准导联轨迹在测量之间显著变化，该器械还可以向用户报告该方法的作用并不令人满 意。此外，此类变化还可以诊断潜在的不稳定心脏情况。
[0038] 以上描述的测量程序还取决于被选择来计算将心前区测量时间间隔映射成标准 导联时间间隔的变换函数的时间间隔。典型地，标准导联信号和心前区信号被记录持续数 秒。每次记录包括关于许多复合波的数据。成功的诊断要求分析少数代表性复合波。异常 复合波自发地出现在普通心脏斑块（cardiac pattern)中。此类异常情况可能干扰以上描 述的方法，因为如果这两个时间段之一包括一个自发的异常情况，这些时间段中的这些手 部信号将不会良好地关联。
[0039] 在本发明的一个方面中，这些时间段被选择为减少此类自发异常情况的影响。被 用于计算的每个时间段被选择成包括一个预先确定数目的复合波（即心跳）。该过程以从 标准导联测量中选择一个预先确定数目的复合波开始。目标是找到对于相对应心前区测量 周期中的这些测量来说最佳的匹配。因此，该第二时间间隔被选择为具有相同数目的复合 波，并且可以被视为在一个特定复合波的起点处开始。然后根据该起始复合波、针对心前区 测量周期中的每个时间段计算误差函数E( ai，a2,...）。然后使用提供E(ai，a2,...）最低值 的起始复合波来限定用于这些心前区测量的时间段。这个程序假定：针对心前区测量间隔 中的时间段的每次选择，标准导联测量间隔中的复合波的起始时间保持相同。然而，其中针 对每个时间段中的每个可能的起始复合波计算E (?, a2,...）的最小值的实施例也可以被 利用来进一步改进这些测量。
[0040] 在应用该时间变换函数之后，两个导联I信号仍可以表现出幅度差异。尽管这些 看起来并不显著，但是当计算正确的s' n，2(t)时，它们可能是重要的。由于都共享右手电势 信息，导联I和导联II的电压值是关联的，并且它们是同一心脏活动的不同表示。我们使 用这种关联来找到S'n， 2(t)的近似幅度值。为了找到将给予我们该信号的特定区域处的幅 度的近似的适当幅度变换，确定一个缩放系数h (t)，这样使得最小化由下式给出的Eadip
h(t)的最简单形式是一个常数： (16) h = a1〇 然而，可以利用高阶函数。例如，这些信号Su(t)和\2(t)之间的幅度差异可以取决 于沿复合波的位置，其中P波中的幅度差异不同于QRS波的幅度差异。参考图4,图4示出 了一个信号SI:2(t)的一个复合波，以及时间变换的信号S I:1(f(t))。这些信号被分解成三 个间隔：73、74、75。在每个间隔内，幅度变换函数h(t)的值是一个常数，即
这些常数al、a2和a3的值通过最小化￡_来确定。用于确定h(t)的自由参数的数目 受这些信号中的样本数目限制。在找到最佳幅度变换函数h(t)之后，对S'n，2(t)应用幅度 校正以便获得导联II信号的更好近似，如同它将在该第二时间段处已经被测量。
[0041] 以上描述的本发明的实施例已经就图1所示的具体器械来讨论。然而，本发明的 方法可以应用于其中需要多个信号来参考一个胸部测量值并且仅来自三个点中的两个的 信号可用于产生该胸部测量过程中的参考信号的任何情况。例如，已经提出了用于从一个 装置产生12导联ECG轨迹的系统，该装置具有位于抵靠胸部被放置的一个探针的底部表面 上的三个电极，以及在该装置的顶部表面上与来自每只手的一根手指接触的两个电极。本 发明可以被利用来 通过以下方式提供改进的参考信号来替代来自这些手指的这些信号：首 先抵靠腿部放置该装置以便提供一个腿部信号，该腿部信号随后在仅使用这些手指测量这 些胸部信号时用于构建一个参考信号。
[0042] 在以上描述的实施例中，假定记录患者的身体上的不同位置处的电势的器械也执 行拟合操作以便得出近似的信号。然而，也可以构建其中来自这些电极的这些信号由该器 械记录并且随后被发送至一个远程位置以用于分析的实施例。此类远程处理实施例在其中 该数据采集装置的计算能力有限的情况下是特别有用的。该远程装置可以通过因特网上访 问，或可以是一个本地计算机，如比进行这些测量的装置具有更大计算能力的智能手机或 PDA。
[0043] 在以上描述的实施例中，这些信号由接触手部上的手指和患者的大腿的电极产 生。然而，也可以使用在患者的身体上的其他位置处进行接触的实施例。相应地，与一只手 接触被限定为包括与这只手的附接至手部的任何部分（包括手指、手、前臂或上臂）接触。 类似地，与一条腿接触包括与在臀部与那条腿上的脚趾末端之间的任何点接触。
[0044] 在以上描述的实施例中，右手接触用作作为对比测量手部、腿部以及胸部信号的 参考。然而，左手同样可以用作作为对比测量其他信号的参考信号。
[0045] 以上描述的本发明的实施例已经被提供以便示出本发明的不同方面。然而，应当 理解，在不同的具体实施例中示出的本发明的不同方面可以被结合以便提供本发明的其他 实施例。此外，从前述说明和附图，本发明的不同修改对于本领域的普通技术人员来说将变 得清楚。相应地，本发明将仅受以下权利要求书的范围限制。
【主权项】
1. 一种用于产生一个ECG测量值的方法，该ECG测量值取决于包括来自一位患者的左 手和右手以及一条腿的多个信号的一个平均信号，所述方法包括： 在一个第一时间段过程中同时记录一个手部信号和一个腿部信号，所述手部信号包括 来自所述左手的所述信号与来自所述右手的所述信号的差； 在一个随后的第二时间段过程中记录所述手部信号； 通过将所述第二时间段过程中的所述手部信号的一个函数与所述第一时间段过程中 的所述手部信号的所述函数进行比较，从所述第一时间段过程中的所述腿部信号计算表示 所述第二时间段中的所述腿部信号的一个信号；并且 产生表示所述第二时间段过程中的所述腿部信号和所述手部信号的一个计算的参考 信号。2. 如权利要求1所述的方法，该方法进一步包括 在所述第二时间段过程中记录一个胸部信号，所述胸部信号包括在所述患者的胸部上 的一个心前区测量点上测量的一个信号与在所述左手和所述右手之一上测量的一个信号 之间的差；并且 产生包括所述计算的参考信号与所述胸部信号的差的一个心前区信号。3. 如权利要求1所述的方法，其中产生所述计算的参考信号包括 将表示所述第二时间段中的所述腿部信号的所述计算的信号与在所述第二时间段中 测量的所述手部信号结合，以便提供所述第二时间段过程中的一个平均的信号。4. 如权利要求1所述的方法，其中计算表示所述第二时间段中的所述腿部信号的所述 信号包括： 通过将所述第一时间段中的所述手部信号拟合至所述第二时间段中的一个相对应手 部信号来确定将所述第二时间段中的每个时间映射至所述第一时间段中的一个时间的一 个时间变换；并且 针对所述第二时间段中的每个时间，将所述腿部信号设置成等于所述第一时间段中在 由所述时间变换确定的一个时间处的所述腿部信号。5. 如权利要求4所述的方法，其中所述第二时间段中的所述腿部信号按一个系数来缩 放，该系数取决于所述第一时间段过程中的所述手部信号和所述第二时间段过程中的所述 手部彳目号。6. 如权利要求5所述的方法，其中所述系数是与时间有关的。7. 如权利要求4所述的方法，其中所述时间变换包括通过所述拟合确定的多个常数。8. 如权利要求4所述的方法，其中所述拟合产生一个误差估计值，并且其中所述腿部 信号仅在所述误差估计值小于一个预先确定的阈值时被使用。9. 如权利要求8所述的方法，其中所述第一时间段和所述第二时间段被选择为使得所 述误差估计值最小化。10. -种用于用一个探针产生一个心前区ECG测量值的方法，该探针在一个外壳的外 表面上具有第一电极、第二电极以及第三电极，所述方法包括： 同时使所述患者的左手与所述第一电极相接触，使所述患者的右手与所述第二电极相 接触，并且使所述患者的双腿之一与所述第三电极相接触； 在一个第一时间段过程中测量所述第一电极、所述第二电极与所述第三电极之间的多 个信号，并且产生所述第一时间段中的一个手部信号和一个腿部信号； 抵靠所述患者的胸部上的一个预先确定点放置所述第三电极，同时使所述第一电极和 所述第二电极对应地与所述左手和所述右手相接触； 在一个第二时间段过程中测量所述第一电极、所述第二电极与所述第三电极之间的多 个信号，以便提供一个第二时间段过程中的一个胸部信号和一个手部信号； 通过将所述第二时间段中的所述手部信号与所述第一时间段过程中的所述手部信号 进行比较，从在所述第一时间段过程中测量的所述手部信号和所述腿部信号计算所述第二 时间段中的一个近似腿部信号；并且 计算所述胸部信号与所述第二时间段中的所述近似腿部信号和所述手部信号的一个 加权和之间的差以便提供所述胸部测量值。11. 如权利要求10所述的方法，该方法进一步包括： 抵靠所述患者的腿部放置所述第三电极，同时使所述第一电极和所述第二电极对应地 与所述患者的左手和右手相接触； 在一个第三时间段过程中测量来自所述第一电极、所述第二电极以及所述第三电极的 多个信号，以便提供所述第三时间段过程中的一个手部信号和一个脚部信号；并且 将所述第三时间段过程中的所述腿部信号与所述第一时间段过程中的所述腿部信号 进行比较。12. 如权利要求11所述的方法，其中所述多个腿部信号的所述比较包括： 通过将所述第一时间段中的所述手部信号拟合至所述第三时间段中的一个所述手部 信号来确定将所述第三时间段中的每个时间映射至所述第一时间段中的一个时间的一个 时间变换；并且 针对所述第三时间段中的每个时间，将所述第一时间段中的所述腿部信号与所述第三 时间段中在由所述时间变换确定的一个时间处的所述腿部信号进行比较。13. 如权利要求11所述的方法，该方法进一步包括：如果所述比较表明所述第一时间 段中的所述腿部信号和所述第三时间段中的所述腿部信号相差大于一个预先确定量，则通 知所述患者。
【专利摘要】在此披露了一种用于产生与一位患者的身体上的一点如心前区点之一相关联的一个ECG测量值的方法，该方法用于无法同时与腿部和该点进行接触的器械。该方法包括在一个第一时间段过程中同时记录一个手部信号和一个腿部信号。该手部信号也在一个第二时间段过程中与对应于这些心前区点之一的一个胸部信号一起被测量。然后根据该第一时间段数据来计算表示该第二时间段中的该腿部信号的一个信号。然后根据该第二时间段过程中的该手部信号和该计算的腿部信号来生成一个参考信号。然后将该参考信号与该胸部信号结合，以便提供该相对应的心前区信号。
【IPC分类】A61B5/0402, A61B5/0404
【公开号】CN104902812
【申请号】CN201480003753
【发明人】大卫·阿米塔伊, 阿萨夫·阿米塔伊
【申请人】大卫·阿米塔伊, 阿萨夫·阿米塔伊
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2014年3月12日
【公告号】US8942792, US20140276153, WO2014141252A1
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