CN101384214B - 用于无线生成标准ecg导联的系统和方法及其ecg传感单元 - Google Patents

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Abstract

一种用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，包括：多个电极(403；101-103；301-305)，在受试者的各个位置处应用到该受试者；远程接收机站(200)，具有用于根据由所述多个电极中的第一组电极(101、403；301、403)检测到的信号来生成至少一个标准ECG导联的装置。该系统进一步包括：用于根据由所述多个电极中的第二组电极(101-103；301-305)检测到的双极信号来生成至少两个非标准ECG信号的装置(100)；位于所述远程接收机站(200)中的处理器装置(202)，用于计算变换式，所述变换式根据所述非标准ECG信号中的至少两个信号来合成各个生成的标准ECG导联；用于在所述计算之后从所述受试者上断开所述第一组电极(101、403；301、403)的装置(400、401、111)；以及用于在所述第一组电极(101、403；301、403)的所述断开之后将所述非标准ECG信号无线传输到所述远程接收机站(200)的装置(124)。

Description

用于无线生成标准ECG导联的系统和方法及其ECG传感单元
技术领域
本发明一般涉及人类或动物受试者的心脏监测。更具体地说，本发明涉及用于无线生成标准ECG导联的系统和用于无线生成这种标准ECG导联的方法。本发明进一步涉及用在所述系统中的ECG单元。
背景技术
心动周期可以被描述为某些专门心脏传导细胞以预计顺序的激活，这导致动脉和心室肌肉纤维的协同和顺序收缩。与肌肉行为相关联的电信号传输通过各种器官，并最终到达体表，在这里可以对电信号进行测量。这种测量被称作ECG，ECG表示心电图。
针对这种测量的电气设备被用于监测和/或记录ECG数据，并且这种电气设备可以是固定的或便携式的。
固定的ECG设备是通过导线与患者相连的电气监测和记录装置。在当前的应用中，这种监测仪利用位于患者的身体上并通过导线连接至心电图仪的表面电极，这允许检测到的心脏信号被显示在条形纸或显示器上。然而，这种连线的使用限制了患者的可动性，并且需要患者在整个监测期间都停留在床上。
便携式ECG设备可被划分为记录器和发送器。在这两种情况下，来自施加到患者身体的电极的导线都连接至挂在患者脖子附近的记录器或发送器单元。这些单元通常是沉重的。记录器单元是完备的独立单元，使得患者可以到处走动。发送器单元进一步包含一些类型的无线电设备，这使得患者可以到处走动，并且仍然能够被从发送器单元接收测量数据信号的固定单元进行监测。
由于导线总的所需长度通常在一米的范围内，导线和电极可能暴露在高的张力下，因此电极和导线的普遍问题是具有与患者脱离的风险。而且，测量和所显示的曲线可能受到电极上的物理压力或应力的影响。
因此，被脱落的导线或电极的问题仍然存在于所有被描述的设备。
以上被描述的类型的现有技术的系统在美国专利No.4,243,044、No.5,427,111、No.6,026,321、No.6,416,471、No.6,453,186、No.6,494,829、No.6,526,310、No.6,551,252、No.6,567,680、No.6,579,242、No.6,589,170和No.6,611,705以及其它申请中被公开。
已经提出获取ECG的方法，以将所有导线排除在外，并将ECG记录和无线电发送器集成在每个传感单元中，例如在美国专利No.3,943,918、No.4,981,874、No.5,168,874、No.5,307,818、No.5,862,803、No.5,957,854、No.6,289,238、No.6,132,371、No.6,441,747、No.6,496,705和No.6,577,893中所公开的。
在美国专利No.4,850,370、No.5,058,598和No.6,901,285中，基本思想是基于，首先将减小的数目的ECG测量变换到一个等同的X，Y，Z源，然后通过使用等同的电压源和身体的“已知”阻抗来得到标准导联。该方法的主要问题在于人之间的阻抗变化大。所以，如果不对阻抗进行测量，则ECG估计有时是完全错误的。这样，使用这些提议的方案所测量的ECG信号是不正确的，并且不能用于诊断。因此这些系统从来没有用到临床使用中。
美国专利申请公开No.2002/0045836A1公开了一种监视系统，该系统用于无线传送来自多个电极的信号，这些电极位于受试者上，并且每个电极具有自身的与基站的触点，其中基站能够在各个方面控制电极。更精确地说，四个电极位于伸长的长方形的角中，该长方形的长边平行于标准导联的方向，该长方形的短边大致位于标准导联被检测的地方并与长边正交。每个短边的电极触点是各个电极的元件。
在美国专利申请公开No.2002/0045836A1中，身体被假设为完全有反抗力且同质地动作，这是导致预定标量因数的使用的主要简化，其中预定标量因数的使用会导致错误并且临床上不易使用的标准导联。
发明内容
本发明的主要目的在于提供一种用于无线生成至少一个正确的且临床上有用的标准ECG导联的系统和方法，该标准ECG导联消除了使用导线的问题，从而使得患者可以自由移动，而在这种移动期间不存在与导线有关的风险。
本发明的进一步目的是提供一种适用在所述系统中使用的无线ECG传感单元。
该主要目的是由权利要求1中限定的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统和由权利要求14中限定的用于无线生成至少一个标准ECG导联的方法来实现的。
本发明的所述进一步目的是由权利要求11中限定的无线ECG传感单元来实现的。
该发明的系统、方法和传感单元的优选实施例在从属权利要求中限定。
因此，一种用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统包括：多个电极，在受试者的各个位置处应用到该受试者；远程接收机站，具有用于根据由所述多个电极中的第一组电极检测到的信号来生成至少一个标准ECG导联的装置。该系统进一步包括：用于根据由所述多个电极中的第二组电极检测到的双极信号、与所述多个电极中的所述第一组电极进行的信号检测基本同时生成至少两个非标准ECG信号的装置，所述多个电极中的所述第二组电极包括至少一个子集，该子集具有至少三个靠近布置且以非线性布置的用于检测两个本地双极信号的电极；位于所述远程接收机站中的处理器装置，用于计算变换式，所述变换式根据所述非标准ECG信号中的至少两个信号来合成各个生成的标准ECG导联；用于在所述计算之后从所述受试者断开所述第一组电极的装置，所述处理器装置之后仅使用所述变换式根据所述非标准ECG信号来合成所述标准ECG导联；以及用于在所述第一组电极的所述断开之后将所述非标准ECG信号无线传输到所述远程接收机站的装置。由此，通过在所述第一组电极的所述断开之后的所述合成，所述至少一个标准ECG导联被无线生成。
因此，该解决方案使得患者可以在合成各个生成的标准ECG导联的变换式的计算之后在没有任何导线应用到该患者的情况下自由移动。
作为非线性布置的结果，所述子集中的三个电极可以被用作两个不同的对，其中每一对均检测单独的双极信号，该双极信号具有在每个心脏收缩期间所生成的电信号的唯一分量。
通过沿着两条正交线来布置三个电极，所述两个双极信号会包含在每个心脏收缩期间所生成的所述电信号的正交分量。很显然这方便了标准ECG导联的合成。
优选地，所述第二组电极的所述子集是无线ECG传感单元的无件，使得电极的相对位置被固定，并且无线ECG传感单元可以进一步包括用于在由所述远程接收机站激活时与所述远程接收机站进行通信的无线电模块。
优选地，无线ECG传感单元进一步包括：针对各个双极信号的差分放大器，构成所述用于生成非标准ECG信号的装置；和数据处理器，被连接在所述差分放大器与所述无线电模块之间，并适用于非标准ECG信号的数字存储。
另外，所述无线ECG传感单元可以进一步包括至少一个另外的差分放大器，该至少一个另外的差分放大器具有可连接至所述多个电极中的各个电极的输入端和被连接至所述数据处理器的输出端。
进一步地，所述断开单元可以包括连接至所述多个电极的第一组电极中的电极的导线和用于选择待连接至所述至少一个另外的差分放大器的电极的开关装置。在该实施例中，所述断开单元还可以包括每个均连接至单独无线ECG传感单元中的一个电极的导线。
优选地，每个无线ECG传感单元包括，例如根据从所述远程接收机站接收到的指令，用于控制所述开关装置的装置。
在正常的操作中，以上系统包括至少一个另外的ECG传感单元和在所述远程接收机站中用于同步来自ECG传感单元的数据的装置。因而可以基本同时生成几个标准ECG导联。
用于无线生成标准ECG导联的方法包括以下步骤：使用在受试者的标准位置处应用到该受试者的电极来生成标准ECG导联；根据由在相邻位置处应用到受试者的至少三个电极的另一组检测到的双极信号来基本同时生成至少两个非标准ECG信号；计算变换式，所述变换式根据所述非标准ECG信号合成所述标准ECG导联；在所述计算之后中断所述标准ECG导联的生成；至少在所述中断之后传输所述非标准ECG信号；以及之后仅使用所述计算出的变换式生成所述标准ECG导联。
优选地，所述标准ECG导联的生成包括使用连接至相应电极的导线，且所述中断包括拆下这些电极与导线。然而，所述非标准ECG信号可以一直无线传输。另外，标准ECG导联和非标准ECG信号优选地基本同时生成。进一步地，所述计算可以基于所述标准ECG导联和所述非标准ECG信号的数字存储表示。
该ECG传感单元包括：至少三个电极，应用到受试者上并生成双极信号；无线电模块，用于与远程接收机站进行通信；针对每个双极信号的差分放大器，用于生成非标准ECG信号；数据处理器，连接至所述差分放大器与所述无线电模块之间，用于非标准ECG信号的数字存储；以及至少一个另外的差分放大器，所述至少一个另外的差分放大器具有可连接至多个另外的电极中的各个电极的输入端和被连接至所述数据处理器的输出端。
该ECG传感单元可以进一步包括响应用于控制其操作的外部信号的装置，且所述电极可以是可从该ECG传感单元的剩余部分拆下的贴片的一部分。
附图说明
附图示出根据本发明的系统和ECG传感单元的优选实施例，附图中：
图1是示出在测量标准12导联时所使用的电极位置的人类躯干的示意性正视图；
图2A是ECG放大器的电路图，图2B是相应的框图；
图3示出ECG放大器的典型电连接；
图4示出根据本发明的系统的实施例；
图5A是ECG传感单元的第一实施例的仰视图，图5B是沿线V-V的截面图；
图6A是ECG传感单元的第二实施例的仰视图，图6B是沿线VI-VI的截面图；
图7A是ECG传感单元的电子装置的示意性表示；
图7B是示出ECG传感单元中的数据流的图表；
图8是应用到人类受试者的本发明实施例的元件的示意性表示；
图9是ECG传感单元的测量模块的框图；
图10示出应用到人类受试者的图8的元件；
图11A-D是使用靠近布置的电极在两个人类受试者上所完成的记录；
图12A-D是使用靠近布置的电极在两个人类受试者上所完成的本地双极信号的记录；
图13A-D是使用靠近布置的电极在两个人类受试者上所完成的本地双极信号的多个记录；
图14是示出通过图4中的ECG接收器单元的ECG数据流的图表；
图15是示出通过图4中的ECG接收器单元的控制信号流的图表；
图16是示出ECG信号的合成和校准的图表；
图17示出使用标准设备记录的ECG导联；以及
图18示出使用根据本发明的设备所记录的同时记录ECG信号。
具体实施方式
参见图1，用于ECG测量的电极被布置在身体的不同部分。
正常的心电图仪或节奏监测条是从三种类型电连接中的一种获取的。这些连接已知为肢体导联、加压肢体导联和胸前导联。这里应该注意术语“导联”以医学含义在这里使用，而不是电学含义，即“导联”不是导线，而是来自身体上检测心脏信号的两个或若干个解剖学所定义的位置的电位的线性组合。
标准12导联心电图仪需要十根导线由电极附到患者的身体上。然后将所有的导线连接至一个心电图单元，以便探测心脏信号并将心脏信号变换为12导联心电图。12导联中的三个是双极记录，而其余的是单极记录。双极记录是在两个解剖学所定义的电极位置之间记录的电压差。双极导联如下：
导联I是在臂LA-RA(图1)之间的电位差；
导联II是左腿与右臂LL-RA(图1)之间的电位差；
导联III是左腿与左臂LL-LA(图1)之间的电位差；
然而，在实际应用中，电极通常被置于身体上朝向臂和腿的位置，参见图1，以避免在长期的记录期间患者的不适和导线变松。单极测量是相对于零变化电位基准，来自身体上电位正在变化的位置的测量。然而，随着ECG遍及整个身体传送，身体上并没有真正的零变化电位基准。因此零变化电位基准是由N.F.威尔逊等人通过用3个5kΩ电阻对左臂、左腿和右臂的电位进行加权，即1/3*(RA+LA+LL)，而创建的。该电压基准被称作威尔逊中心电端(CT)，但仍然不是绝对的零变化基准。然而，由于被使用了很长的时间，因此已变成了标准。
加压肢体导联被称作单极导联。各单极导联是一个位置的电位与两个其它解剖学所定义的位置的电位之间的差。因此加压肢体导联是双极肢体导联的线性组合。加压肢体导联如下：
aVR-“单极”右臂导联，即RA-1/2*(LA+LL)
aVL-“单极”左臂导联，即LA-1/2*(RA+LL)
aVF-“单极”左腿导联，即LL-1/2*(RA+LA)
用于加压导联的基准电压是通过以三种不同的方式来连接右臂、左臂和左腿与2个5kΩ电阻来创建的，这三种不同的方式分别是：左臂与左腿、右臂与左腿以及最后是右臂与左臂(分别针对aVR、aVL以及aVF)。这些电位基准在后面被称作CT/aVR、CT/aVL和CT/aVF。
胸前导联也是单极的，但是不同于加压肢体导联，一个或多个的胸前电极被连接至胸壁。基准源也是一起加权的电位，并且不与心动周期一起明显变化。威尔逊中心电端通常用作基准。在标准设置中，有六个导联V1-V6，其中数字表示在胸上的确切位置。
因此，这就涉及将六个电极附到胸上或胸前区域，并将四个电极附到患者的身体上朝向臂和腿的位置，参见图1。
独立于测量类型：双极或单极，相同类型的放大器已用于生成信号。该放大器示于图2A、图2B和图3中，具有三个与身体的连接：测量电位差的两个电极位置和用于患者地的一个电极连接，参见图3。患者地连接通常是右腿(RL)，其仅有的目的是将放大器的端子地驱动为与患者地相同的电平，从而将放大器驱动到工作电位中。地连接有时被有源驱动，例如防护装置，以抑制噪声。在具有多于一个导联的ECG放大器中，用于所有放大器的端子地是互连的，并且仅有一根导线连接至患者地。由于电流必须被保持为低于特定阈值，因此从端子地到患者地的连接通常通过一放大器或电阻器来实现。存在不使用独立的地导线来驱动两个(或以上)测量电极到公共端子地电位的系统。然而，仍然需要远端测量基准，如RA、LA、LL，来实现不同的ECG测量。
优选用高的公模抑制比(CMRR)来抑制公共节点噪声，例如电容性连接至身体的50或60Hz电源。由于与身体的连接阻抗通常在1-3KΩ的范围变化，因此为了保持高的CMRR，输入阻抗也必须较高(＞10MΩ)。
通常，ECG放大器包含针对所关注的频率的带通滤波器，其中关注的频率标准上应该是0.05-100Hz。然而，这依赖于厂家会有较大的变化。
本发明的基本组件示于图4中，并包括至少一个附在受试者上的移动ECG传感单元100，以及ECG接收器单元200，其中ECG接收器单元200是固定的无线电单元。ECG接收器单元200包括具有发送和接收能力的无线电模块201、能够处理并合成ECG信号的计算模块202和用于与其它标准ECG系统(以虚线示出)进行通信的通信模块203。也示于图8和图10中的移动单元100在系统操作的初始阶段期间与连接单元400进行合作。在初始阶段期间，各移动单元100由多线缆连接111连接至连接单元400，连接单元400还由单线缆连接401连接至多个无源传感单元403中的每一个。线缆连接111、402和连接单元400最初相互连接，用于与本地双极ECG信号同步记录标准ECG信号。在较短的记录时段几秒到几分钟之后，该系统被校准，并且连接单元400与其线缆连接111和401以及无源电极403将被移走，如图4中所示。
优选地，应该在同一受试者上使用三个ECG传感单元100，用于合成最普通类型的ECG导联，即12导联ECG或等价物。ECG传感单元100应该被置于躯干上的基本位置上，如图4，或者关于EASI位置(本领域技术人员已知的标准位置)上的胸导联。可以使用任意其它数目的ECG传感单元100，即一个或多个单元。合成标准ECG的准确率会随着所使用的ECG传感单元的数目而增加。
在优选实施例中，三个ECG传感单元100最初互相连接，并连接至四个无源电极403。无源电极403被应用于肢体，或可选地应用于胸，以便生成在ECG传感单元100中所测量的基准ECG信号。这些元件的优选实施例的示意性框图示于图8中。这些元件旨在用于校准变换参数，以获取准确的合成标准ECG信号。在图10中，线缆111和401被连接用于校准，而在图4中，线缆已被移除，并通过使用由ECG传感单元100所测量的本地双极ECG来合成ECG导联。
这里所公开的无线ECG传感单元100优选实现为集成的带有粘性的一次性贴片，如图5A和5B，用于应用到受试者的身体，并获取和将本地非标准ECG数据和标准ECG数据传送到接收器单元200，如图4中所示。可替代地，ECG传感单元100可以实现为具有到可获得的一次性电极的吸附连接的可重复使用单元。
参考图5A、5B，ECG传感单元100的物理实施例包括用于将该装置附到受试者身体上或附到受试者身体上的贴片上的粘合装置、电极101-103和110、用于支持电极的结构性支持装置105、电源装置105、天线107、电路108、用于隔离和保护的装置109以及用于多线缆连接111的输入，该多线缆连接111将ECG传感单元100连接至连接单元400，从而连接至无源电极403和其它ECG传感单元101。
图6A、6B示出ECG传感单元100的可替代物理实施例300，其中物理覆盖使用附加的分开布置的测量电极301、302、303、304、305和312被扩展。由于端子地可以通过测量电极连接至患者，因此在其它实施例中，分别在图5A、5B和图6A、6B中的地电极110和312会被排除。
图5A、5B和图7A、7B中示出的ECG传感单元100的优选实施例的电子功能包括测量模块121、数据处理和存储单元122、校准接口模块123、用于向ECG接收器单元200发送ECG数据的无线电模块123，以及电源装置125。如图2，使用普通ECG放大器对来源于多线缆连接111的、来自本地电极101-103的ECG信号和来自校准接口模块123的校准ECG信号进行减运算并放大。如图7A、7B，本地双极ECG信号和标准ECG信号被发送至数据处理单元122，在这里对数据进行A/D转换，并在通过无线电模块124发送之前进行中间存储。
参见图9，来自三个电极101、102和103的信号V101、V102和V103首先被缓冲放大，之后被用于获取两个本地正交双极ECG信号V102-V101和V103-V101。两个外部信号VEx1和VEx2也首先被缓冲放大，之后被用于获取差分信号VEx1-VEx2和VEx2-V101。图5中来源于的多线缆连接111的两个外部信号VEx1和VEx2仅在校准程序期间被使用。
优选的测量实施例示于图5A、5B中，其中从各个ECG传感单元100对ECG进行本地测量。测量电极101-103被正交布置，即所测量的电位是V102-V101和V103-V101。这两个测量在以后称作2维ECG；尽管角度小于90°，但是基本大于0°。本地测量更通常称为本地双极ECG。受试者的地电位通过电极110连接，然后连接至ECG传感单元端子地。在可替代的方案中，这是通过由本领域技术人员公知的技术来测量电极101、102和103，将ECG传感单元的端子地驱动为患者地而完成的。图5A、5B和6A、6B中的地电极在这些实施例可以排除。在图5A中，电极101与电极102和103之间的优选距离d分别为2-7cm，即从这些电极的中心到中心的距离。在以下的段落中将讨论参数d和ECG传感单元100的放置。
身体上的ECG电位可以看作固定的电流双极。生物位场在心脏附近有较大的发散。因此本地双极ECG测量在心脏附近会更大。所以ECG传感单元100优选放置在躯干上心脏的不同侧，例如，与EASI系统一样的位置(位置E、A、S和I)，或如图4中所示的。图5A中的d是重要参数。随着d的增加，双极ECG信号幅度也会增加。在图11A-D中，使用左腿上的一个基准电压和以3×3阵列形式布置的九个电极来记录ECG。该记录是使用电极间两个不同的正交的距离，即1.5cm(图11A、11C)和3cm(图11B、11D)在两个成人受试者上执行的。图11A-D中的缩放比例是相等的。很明显，电极相距更远时，即在图11B和11D中，ECG曲线具有较大的变化。
在图12A-D中，显示出从图11A-D中的记录计算出的本地双极ECG。因此在图11A-D和图12A-D中的心搏是一个且相同。在图12A-D的各个图中最顶端的曲线是在水平或X轴方向上检测到的，而下面的曲线是在垂直或Y轴方向，即正交于X轴的方向检测到的。这些曲线是使用放置在左胸锁骨下面的ECG传感单元100记录的典型曲线。图12A-D示出使用进一步分开放置的电极所完成的记录导致更高的记录ECG信号(图12B和12D)。在图12A和12B中使用的本地电极之间的距离是3cm，在图12C和12D中使用的本地电极之间的距离是6cm。
在图13A-D中，使用图11A-D中的记录，对两个靠近布置的2维本地ECG记录之间的比较进行仿真。因此对图13A和13C，ECG传感单元之间的距离为1.5cm，对图13B和13D，ECG传感单元之间的距离为3.0cm(在X和Y方向都是)。正如由于单元之间的距离仅为1.5cm和3.0cm所预期的，在图13A-D中的两个ECG传感单元之间有接近的类同之处。
来自图11A-D至图13A-D中的记录的一些结果如下：
1、两个本地正交ECG记录能够经常以高精确率被变换为皮肤表面的
任意其它朝向。因此，只要电极之间的距离较小，标准ECG的合成就会具有比正交X和Y方向更多的本地记录的小增益。
2、增加电极之间的距离会增加本地ECG的幅值，从而生成更多稳定合成的标准ECG信号。
3、ECG传感单元应该优选地均匀分散在心脏/胸周围，用于收集非相关的数据，从而生成更好的合成ECG信号。
4、由于ECG信号以差分方式进行本地测量的事实，因此本地ECG传感单元应该优选布置在躯干上，从而使肢体上的信号强度极低。
5、标准ECG信号不能通过对本地ECG信号进行一些简单的缩放来获取。相反，双极本地ECG信号必须以数学的方式变换为标准ECG导联(合成)。
如果距离d太小，则双极ECG信号会被隐藏在噪声中。如果d增加，则信号会增加，且在最极端的变体中，测量电极如在EASI系统中那样布置，扩展到遍布整个躯干。然而，在EASI系统中，四个单极测量用于合成标准12导联系统。根据本发明，本地双极测量的使用被公开为用于合成标准ECG导联。与EASI系统和其它类似的系统相比，本地测量的实际优点很明显是在身体上不需要导线，如图4中所示。在合成来自非标准电极布置(例如EASI系统和这里所公开的系统)的ECG的过程中，使用参数将非统一的ECG变换为标准ECG导联。然而，在不同人之间的身体阻抗的变化是误差的很明显的来源。根据本发明，该问题是通过使用初始校准程序来克服的，其中标准ECG导联与本地双极ECG信号同步被记录。
以下方法是不同解决方案的示例。然而，本发明不限于这些示例。
以上描述了一些标准ECG导联，标准导联中的一些是通过对来源于身体若干不同位置的信号进行合并而计算得到的。这种计算使得旧的ECG记录单元通常由模拟电路来完成。然而，只要覆盖所有的解剖学位置，之后就可以计算所有的标准ECG导联。例如医生想测量至少导联II，本发明的V1和V6。那么在身体上放置两个ECG传感单元100，一个放在V1，一个放在V6。然后，连接至ECG传感单元100的无源电极403放置在左臂、右臂和左腿(LA、RA和LL)。该系统记录ECG信号，并且当被校准时，无源电极403与线缆111和402一起被移除。然后，该系统以高准确率来合成所有从刚刚所提到的解剖学位置正常获取的标准导联，即导联I、II、III、aVR、aVL、aVF、V1和V6。根据这些导联，可以进一步合成其它导联，但是准确率会降低。优选地，应该在附加的期望ECG导联上应用附加的ECG传感单元100。
在上面的示例中，放置在V1处的ECG传感单元100将在外部信号的帮助下记录V1-LF。V1导联应该以威尔逊中心电端(CT)作为基准，其中威尔逊中心电端是LA、RA和LL的线性组合。因此，可以简单地通过导联I、II、III和记录(V1-LL)的线性组合来计算正确的导联V1(使用CT作为基准)。这很容易为具有线性代数学中基本知识的人员，即本领域技术人员所理解。
参考图7B和14-18更详细地描述初始校准阶段。
校准是从ECG接收器单元200开始，ECG接收器单元200通过其无线电模块201向各个ECG传感单元100的无线电模块124发送选择信号和同步脉冲。作为结果，预选择的无源电极403以预定的顺序被连接到各个ECG传感单元，从而使各个ECG传感单元100的测量模块121生成图9中所图示类型的信号。在A/D转换和数据处理单元122中的数据处理之后，各个ECG传感单元100的本地双极数据和计算出的标准ECG数据以数字形式存储在数据处理单元122的缓冲存储器中。然后，对这些表示一个或相同心搏的以数字形式存储的数据进行比较，以便确定传输函数的参数，标准ECG导联可以通过该传输函数由本地双极ECG数据合成而得。
一旦确定这些参数，校准阶段就结束，并且无源电极403可以从患者的身上拆下，多线缆连接111可以从ECG传感单元100断开连接。
在该系统的以下操作期间，使用源自由ECG传感单元100所检测的双极信号的本地双极数据来合成标准ECG导联，在该操作中ECG传感单元100和ECG接收器单元200进行无线通信。这样，就只在初始校准阶段期间使用导线。
根据本发明的系统的效果示于图17和图18中，图17示出由商业上可获取的ECG设备获取的六个标准ECG导联，图18示出仅基于根据本发明与图17的六个标准ECG导联同步获取的双极ECG信号的合成ECG导联。
根据本发明的标准ECG导联的合成是使用两个相对最常用的用于合成标准ECG导联的方法的主要差别来完成的。第一个差别是标准ECG导联在初始校准程序中记录，在初始校准程序中，这些标准ECG导联用于获得变换参数的最佳独立调节。第二，以对总的无线方案来说更适合的组来组合多个电极，每个组在本地记录双极ECG信号。
在优选实施例中，三个ECG传感单元100围绕心脏来放置，并依赖于ECG传感单元100和无源电极403的放置来给出总共六个ECG信号和6-10个标准ECG导联(在校准阶段)。然后对六个双极ECG信号进行变换，从而使不同的合成ECG导联不偏离所记录的标准ECG导联。从数学上来说，这可以看作六个双极ECG信号是传输函数的输入信号，而标准ECG导联是同一传输函数的输出信号。由于输入信号和输出信号均已知(在校准阶段)，因此可以计算出传输函数的参数。然而，必须选择完全适合的传输函数。在最简单的情况下，将矩阵与输入信号相乘来计算出输出信号。然而，使用三个ECG传感单元100不总是足以获得充分合成的ECG导联。因此，针对本地双极ECG信号的不同的组合来计算相位信息。输入空间被扩展为18个输入信号，因此增加了包含相位信息的12个信号。获得相位信息的算法可以从以下公式(1)-(12)中看出。标记为ut的变量是增加的具有相位信息的12个通道，而变量d是初始记录的双极ECG信号。注意所有的变量都是向量，例如d[0]是针对双极通道0记录的向量。
ut[6]＝(d[0]*d[2]-d[1]*d[3])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0.1)；    (1)
ut[7]＝(d[0]*d[3]+d[1]*d[2])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0.1)；    (2)
ut[8]＝(d[0]*d[2]-d[1]*d[3])/sqrt[d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0.1)；    (3)
ut[9]＝(d[0]*d[3]+d[1]*d[2])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0.1)；    (4)
ut[10]＝(d[0]*d[4]-d[1]*d[5])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0.1)；   (5)
ut[11]＝(d[0]*d[5]+d[1]*d[4])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0.1)；   (6)
ut[12]＝(d[0]*d[4]-d[1]*d[5])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0.1)；   (7)
ut[13]＝(d[0]*d[5]+d[1]*d[4])/sqrt(d[0]*d[0]+d[1]*d[1]+0.1)；   (8)
ut[14]＝(d[2]*d[4]-d[3]*d[5])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0.1)；   (9)
ut[15]＝(d[2]*d[5]+d[3]*d[4])/sqrt(d[4]*d[4]+d[5]*d[5]+0.1)；   (10)
ut[16]＝(d[2]*d[4]-d[3]*d[5])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0.1)；   (11)
ut[17]＝(d[2]*d[5]+d[3]*d[4])/sqrt(d[2]*d[2]+d[3]*d[3]+0.1)；   (12)
图16示出ECG接收器中的合成的数据流。ECG信息来自各个ECG传感单元的无线电模块201。在图1 6中，示出来自具有N个ECG传感单元100的一个病人的信息。各个ECG传感单元100发送双极ECG数据，并在初始时还发送标准ECG数据。首先对ECG数据进行数字带通滤波，以去除来自移动基线和高频噪声的影响。双极ECG信号称作X，标准ECG信号称作Y，且由表示通道的数字进行索引。之后，使用双极ECG信号X来获得表示为Ph的相位信息。以上在公式(1)-(12)中描述了相位信息的获得。然后，双极ECG信号X与相位信息Ph一起组合到“输入矩阵”中，而“输出矩阵”由ECG标准导联Y来形成。最小二乘法用于为传输函数获得各个变换参数KM。这些KM参数仅在该系统的校准阶段当标准导联出现时被获得。当已经移除线缆时，通过将输入矩阵与传输参数KM相乘来合成ECG。在该示例中，各个变换参数KM是长于各个所合成的标准导联的18元素。
参考与ECG相关的具体实施例描述了本发明。然而，除那些优选实施例之外的其它实施例也同样可以处于所附权利要求的范围之内，例如除所描述的之外的电极或电子电路的不同的布置，由硬件或软件等来完成本发明方法。以上所描述的根据本发明的测量系统和方法的应用和使用是各种各样的。
作为示例，应该注意一个ECG传感单元的一个或多个电极可以用作其它ECG传感单元的无源电极。
另外，在该申请中使用的词“包括”时，不排除其它元件或步骤，词“一个”不排除多个，单个处理器或其它单元可以执行权利要求中所描述的单元或电路中的若干单元或电路的功能。

Claims (19)

1.一种用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，包括：
多个电极(101-103；301-305；403)，在受试者的各个位置处应用到该受试者；
远程接收机站(200)，具有用于根据由所述多个电极中的第一组电极(101、403；301、403)检测到的信号来生成至少一个标准ECG导联的装置，
其中该系统进一步包括：
用于根据由所述多个电极中的第二组电极(101-103；301-305)检测到的双极信号，与所述多个电极中的所述第一组电极进行的信号检测基本同时生成至少两个非标准ECG信号的装置(100)，所述多个电极中的所述第二组电极(101-103；301-305)包括至少一个子集，该子集具有至少三个靠近布置且以非线性布置的用于检测两个本地双极信号的电极(101-103；301-305)；
位于所述远程接收机站(200)中的处理器装置(202)，用于计算变换式，所述变换式根据所述非标准ECG信号中的至少两个信号来合成各个生成的标准ECG导联；
用于在所述计算之后从所述受试者断开所述第一组电极(403)的装置(400、401、111)，之后所述处理器装置(202)仅使用所述变换式根据所述非标准ECG信号来合成所述标准ECG导联；以及
用于在所述第一组电极(101、403；301、403)的所述断开之后将所述非标准ECG信号无线传输到所述远程接收机站(200)的装置(124)，
由此，通过在所述第一组电极(101、403；301、403)的所述断开之后的所述合成，所述至少一个标准ECG导联被无线生成。
2.根据权利要求1所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述子集的所述电极(101-103；301-305)沿着两条正交线被布置。
3.根据权利要求1所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述第二组电极的所述子集(101-103；301-305)是无线ECG传感单元(100)的元件，该无线ECG传感单元(100)进一步包括用于在由所述远程接收机站激活时与所述远程接收机站进行通信的无线电模块(124)。
4.根据权利要求3所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述无线ECG传感单元(100；300)进一步包括：针对各个双极信号的差分放大器(121)，所述差分放大器(121)构成所述用于生成非标准ECG信号的装置；和数据处理器(122)，所述数据处理器(122)被连接在所述差分放大器(121)与所述无线电模块(124)之间，并适用于所述非标准ECG信号的数字存储。
5.根据权利要求4所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述无线ECG传感单元(100；300)进一步包括至少一个另外的差分放大器(121)，所述至少一个另外的差分放大器(121)具有可连接至所述多个电极中各个电极的输入端和连接至所述数据处理器(122)的输出端。
6.根据权利要求5所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述断开单元(400、401、111)包括连接至所述多个电极的所述第一组电极(101、403；301、403)中的电极的导线(401)和用于选择待连接至所述至少一个另外的差分放大器(121)的电极的开关装置(400)。
7.根据权利要求6所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述断开单元(400、401、111)还包括每个均连接至单个无线ECG传感单元(100；300)中的一个电极(101-103；301-305)的导线(111)。
8.根据权利要求6所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中每个无线ECG传感单元(100)包括用于控制所述开关装置(400、401、403)的装置(122)。
9.根据权利要求3-8中任一项所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，包括至少一个另外的ECG传感单元(100；300)和位于所述远程接收机站(200)中用于同步来自ECG传感单元(100)的数据的装置(202)。
10.根据权利要求1-8中任一项所述的用于无线生成至少一个标准ECG导联的系统，其中所述基本同时生成的非标准ECG信号是与由所述多个电极中的所述第一组电极进行的信号检测同步生成的。
11.一种ECG传感单元，包括：
至少三个电极(101-103；301-305)，应用到受试者并生成双极信号；
无线电模块(124)，用于与远程接收机站(200)进行通信；
针对各个双极信号的差分放大器(121)，用于生成非标准ECG信号；以及
数据处理器(122)，被连接在所述差分放大器(121)与所述无线电模块(124)之间，用于所述非标准ECG信号的数字存储；
该ECG传感单元进一步包括：
至少一个另外的差分放大器(121)，所述至少一个另外的差分放大器(121)具有可连接至多个另外的电极(301，403；101，403)中各个电极的输入端和被连接至所述数据处理器(122)的输出端，每一个另外的差分放大器的所述输入端中的至少一个输入端可连接至所述ECG传感单元外部的单个电极。
12.根据权利要求11所述的ECG传感单元，其中所述电极(101-103；301-305)沿两条非平行线被布置。
13.根据权利要求12所述的ECG传感单元，其中所述两条非平行线是正交的。
14.一种无线生成标准ECG导联的方法，包括以下步骤：
利用在受试者的标准位置处应用到该受试者的电极来生成标准ECG导联；
根据由在相邻位置处应用到受试者的至少三个电极的另一组检测到的双极信号来基本同时生成至少两个非标准ECG信号；
计算变换式，所述变换式根据所述非标准ECG信号合成所述标准ECG导联；
在所述计算之后中断所述标准ECG导联的生成；
至少在所述中断之后无线传输所述非标准ECG信号；以及
之后仅使用所述计算出的变换式基于所述非标准ECG信号来生成所述标准ECG导联。
15.根据权利要求14所述的方法，其中所述标准ECG导联的生成包括使用被连接至相应电极的导线，并且所述中断包括拆下这些电极与导线。
16.根据权利要求15所述的方法，其中所述非标准ECG信号一直通过无线电模块进行无线传输。
17.根据权利要求16所述的方法，其中所述导线被连接至用于所述标准ECG导联的无线传输的无线电模块。
18.根据权利要求14所述的方法，其中所述非标准ECG信号的基本同时生成是同步生成。
19.根据权利要求14-18中任一项所述的方法，其中所述计算是基于所述标准ECG导联和所述非标准ECG信号的数字存储表示的。
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