專利名稱：用于校準(zhǔn)診斷測量裝置的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種 校準(zhǔn)用于生物信號的診斷測量裝置的方法，該生物信號能被表示成n維向量。在醫(yī)學(xué)診斷中，這種測量儀器在例如在腦電圖或在心電圖、心向量圖和心臟測角術(shù)(cardiogoniometry)的所有領(lǐng)域中都是已知的。
背景技術(shù)：
這種測量儀器和其診斷意義例如是基于測量器官的電活動(dòng)，在健康狀態(tài)和患病狀態(tài)下這種電活動(dòng)不同。就心臟來說，心電圖是基于在心肌細(xì)胞中跨膜流動(dòng)產(chǎn)生的電場。由心臟生成的這個(gè)電場的(和)向量在其幅度和其空間定向方面隨時(shí)間而變化。心動(dòng)周期，即每次心跳的電過程，能被分成不同部分。在常規(guī)心電圖中P-波相應(yīng)于心房激動(dòng)，R-波相應(yīng)于心室去極化，和T-波相應(yīng)于心室復(fù)極化。在心臟測角術(shù)中，如EP0086429中說明的，心臟電流被在四個(gè)正交投影使用接近心臟的四個(gè)胸電極捕獲，以便測量電位的幅度并在空間內(nèi)定位它們。EP1048000介紹這種學(xué)說的改進(jìn)，其引進(jìn)了計(jì)算機(jī)輔助計(jì)算分析用來改進(jìn)測量結(jié)果的表示法和分析法。通過實(shí)施例的方式，前述P-，R-，和T-波在心向量圖或心臟測角術(shù)的空間表示法中被表不成P-,R-,和T-向量環(huán)。這些向量環(huán)代表在一次心跳的時(shí)期內(nèi)心臟生成的電場向量的尖端穿過的路徑。心臟生成的電場的和向量隨著時(shí)間運(yùn)行在3D空間的三個(gè)環(huán)上。所述和向量原點(diǎn)可以被假定為這個(gè)空間的坐標(biāo)系零點(diǎn)。這個(gè)零點(diǎn)必須被定義，因?yàn)槿Q于零點(diǎn)的選擇會(huì)出現(xiàn)不同的測量值。一方面，零點(diǎn)應(yīng)該盡可能地對應(yīng)于基于生理學(xué)的零值，另一方面它應(yīng)該能被可靠地被確定，盡管存在個(gè)體差異、勞累狀態(tài)、醫(yī)療條件等導(dǎo)致心肌活動(dòng)中的差異。而且各種干擾影響，例如就像失調(diào)電壓必須被過濾掉。在這種生理系統(tǒng)中，找到可靠地零點(diǎn)作為用于校準(zhǔn)測量裝置的參考點(diǎn)相應(yīng)地是困難的。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明的目標(biāo)是提供一種方法用于校準(zhǔn)診斷測量裝置，該裝置用于將生物信號，尤其是生物電位，表示成n維向量，該方法克服了尋找一個(gè)可靠的且生物學(xué)上盡可能地合理的零點(diǎn)限定的困難。此目標(biāo)是通過獨(dú)立權(quán)利要求中限定的方法實(shí)現(xiàn)的。從屬權(quán)利要求限定了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方案。根據(jù)本發(fā)明的用于校準(zhǔn)診斷測量裝置的方法涉及產(chǎn)生一系列測量值的測量裝置，這些測量值被表示成n維向量。這里，n假定值至少是2。一個(gè)搜索區(qū)域被定義用于一個(gè)包含在此搜索區(qū)域中的靜息段。該搜索區(qū)域被定義為在其中尋找靜息段的區(qū)域。靜息段是其中在向量上變化很小的部分。該靜息段和位于此靜息段的均值向量由自搜索區(qū)域中獲得測量結(jié)果中確定。在靜息段的均值向量被設(shè)定成用于校準(zhǔn)測量裝置的參考向量。在本專利文件中，術(shù)語“診斷測量裝置”包括不僅是能做出診斷的測量裝置，而是來自人和獸醫(yī)各個(gè)領(lǐng)域的測量裝置，還尤其是在治療和手術(shù)中使用的測量儀器。
本發(fā)明的一個(gè)基本思路是定義用于校準(zhǔn)測量裝置的零點(diǎn)向量或參考點(diǎn)(參考向
量)，作為均值向量，其優(yōu)選位于一個(gè)時(shí)間段的中部-被稱為靜息段--在該段時(shí)間范圍
內(nèi)，所述向量的幅度只有最小的變化。這種靜息段可以位于生理學(xué)基礎(chǔ)的靜息期，例如是在重復(fù)生物周期中的靜息期，如在上述心跳的情況。然而靜息段還可以相應(yīng)于純經(jīng)驗(yàn)確定的信號的靜息期，不必需要已知這個(gè)靜息期的因果聯(lián)系。在靜息期被經(jīng)驗(yàn)地確定的情況中，一個(gè)用于該靜息段的時(shí)間搜索區(qū)域被確定，該靜息段包含經(jīng)驗(yàn)上可確定的和/或在信號輸出中基于生理學(xué)基礎(chǔ)的可確定的靜息期。然而在整個(gè)測量的時(shí)間跨度范圍內(nèi)搜索靜息段也是可行的。通過實(shí)施例的方式，測量值在每單位時(shí)間中的變化作為在信號中變化的量度。在 非常一般的條件下，在比較時(shí)間段期間，有關(guān)測量值偏離均值程度的測量被獲得。例如，偏差值的算術(shù)均值可被用作這項(xiàng)測量；然而，使用方差和標(biāo)準(zhǔn)偏差或其他數(shù)學(xué)上用于平均偏差的合理方法也是可能的。在下述正文中，術(shù)語測量值的變化，廣義上，在均值的平均偏差的每次合理測量的情況下使用。當(dāng)根據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定靜息期時(shí)，在一個(gè)時(shí)間段8期間測量值中的變化能被用來與在其他時(shí)間段期間測量值中的變化相比較，并且具有測量值中最小變化的時(shí)間段能被確定為靜息段。S時(shí)間段能被在整個(gè)測量期間上被選擇為“活動(dòng)窗口”或者被選擇為圍繞所選的測量時(shí)間的交疊或單一時(shí)間段S。根據(jù)應(yīng)用，對于在時(shí)間段8中測量值的變化可以要求不同的條件，以便滿足“靜息期”的判斷標(biāo)準(zhǔn)。例如，這種標(biāo)準(zhǔn)包括在靜息期的測量值的比較時(shí)間段中均值的平均偏差(偏差的算術(shù)平均值，標(biāo)準(zhǔn)偏差，方差等)的幅度最多是在靜息期外的比較時(shí)間段中的平均偏差的幅度的三分之一，優(yōu)選最多是一半，并且更優(yōu)選是小一個(gè)數(shù)量級。顯然，本領(lǐng)域技術(shù)人員會(huì)合理地確定比較時(shí)間段或移動(dòng)窗口以便它們大致相應(yīng)于期望的靜息期的大小，以便阻止均分靜息期和活動(dòng)期。典型地選擇比較時(shí)間段的持續(xù)期以便所述段包含多個(gè)特征信號波動(dòng)周期，但最多是整個(gè)周期的一個(gè)小部分(例如最多是1/10或最多1/20)。在心電信號的情況中，比較時(shí)間段將，例如優(yōu)選在5ms到IOOms期間，優(yōu)選IOms到50ms,更優(yōu)選地在15ms到30ms,例如20ms。在通常情況下(即不僅涉及心電信號)，特征信號波動(dòng)周期例如能通過傅里葉變換確定，尋找期間對應(yīng)于傅里葉譜具有最大值的頻率的倒數(shù)，其中本領(lǐng)域技術(shù)人員使用視覺估計(jì)來確定與使用數(shù)學(xué)算法相比能夠更好地確定比較時(shí)間段的持續(xù)期。搜索區(qū)能包含整個(gè)測量周期，S卩，例如在至少一個(gè)整個(gè)信號周期的測量值，否則它僅能包括測量周期的一部分。開始在相對大的時(shí)間段上執(zhí)行這種方法用來查找靜息段并接著在隨后確定的靜息段范圍內(nèi)重復(fù)執(zhí)行該方法，這導(dǎo)致確定靜息點(diǎn)的方法的精度增加。這樣根據(jù)優(yōu)選實(shí)施方案，在任何存在靜息期的搜索期間范圍內(nèi)確定靜息期都是可能的。對于如果搜索區(qū)包含整個(gè)測量周期和搜索期間僅僅包括部分測量周期的部分的兩種情況，這個(gè)方法都適用。根據(jù)進(jìn)一步的優(yōu)選實(shí)施方案，用于靜息段的該搜索區(qū)域?qū)⒉话ㄕ麄€(gè)測量期，而將被限制于在整個(gè)測量期間內(nèi)的生物學(xué)上合理的時(shí)間跨度。例如，基于生物學(xué)基礎(chǔ)的搜索區(qū)域可根據(jù)指示生理靜息期的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)和/或來自被檢驗(yàn)的生理過程的順序的知識建立，更優(yōu)選地根據(jù)該時(shí)期上不帶有或僅帶有最小的生理活動(dòng)段。這種搜索區(qū)的限制在生理靜息期內(nèi)指示具有信號測量值的最小變化的靜息段和在此靜息段的中心的均值向量。用于校準(zhǔn)測量儀器的這種方法的更大的優(yōu)點(diǎn)是其能被應(yīng)用于能被表示成n維向量的生物信號的全部記錄，該n維向量例如是2維或三維向量或多通道n元組，其表示在特定時(shí)間測量的值。已知12通道EKG這里被提及作為多通道應(yīng)用的實(shí)施例。在心向量圖中，由心肌生成的電場的和向量被表示成三維向量。下文使用心電圖的實(shí)施例并且更具體的是心向量圖的實(shí)施例詳細(xì)說明了用于校準(zhǔn)測量裝置的方法，但這并不意味著本發(fā)明被限定于心電圖應(yīng)用中。一個(gè)基于生理學(xué)的零點(diǎn)是位于在所有的刺激已經(jīng)消失之后并且新的還沒有開始前具有最小可能電位的點(diǎn)，其因此適于作為校準(zhǔn)用于心電活動(dòng)的測量裝置的參考點(diǎn)。滿足這個(gè)條件的零點(diǎn)，作為用于校準(zhǔn)的參考點(diǎn)被相應(yīng)地定義為等電位零點(diǎn)。如果這個(gè)零點(diǎn)是相應(yīng)于等電位零點(diǎn)，由心臟產(chǎn)生的電場向量的測量在靜息期期間將理論上導(dǎo)致在所有導(dǎo)聯(lián)中0伏電位。然而，如開始提到的，測量導(dǎo)聯(lián)的電位由于測量系統(tǒng)中的干擾被歪曲，并且因此在所有導(dǎo)聯(lián)上精確測量0伏是不可能測量的，即使就在完全等電位存在的時(shí)刻測量也不行。 根據(jù)本發(fā)明的方法能被用于建立零點(diǎn)作為用于校準(zhǔn)的參考點(diǎn)，這樣它最大限度地相應(yīng)于等電位零點(diǎn)，即當(dāng)實(shí)際上存在身體上的靜止電位時(shí)，OV電位總是被指示在測量數(shù)據(jù)中作為最佳近似。在心動(dòng)周期期間，由心臟生成的電向量分別地接近理論上定義的等電位零點(diǎn)，在許多短的靜息期期間，尤其是在心房激勵(lì)之后(P-波)和在心室去極化之前(R-波)，即，緊鄰在所謂的Z-點(diǎn)之前，以及在心室去極化之后和心室復(fù)極化(T-波)之前在所謂的J-點(diǎn)，并且，再一次，在心室復(fù)極化之后和下一次心跳的心房激勵(lì)之前。在心室復(fù)極化(R-波)之前的靜息期對于確定等電位零點(diǎn)是最重要的，因?yàn)樾碾娀顒?dòng)的傳導(dǎo)在AV節(jié)點(diǎn)此時(shí)空閑，并且因此Z-點(diǎn)還沒有到達(dá)，并且心肌細(xì)胞的活動(dòng)電位還沒有放電，并且那里還沒有開始心房細(xì)胞的復(fù)極化。而且本發(fā)明基于的是在研究中根據(jù)大約1000個(gè)患者的靜息狀態(tài)記錄制定的觀察報(bào)告，即在在來自患者的電位圖的幾乎全部記錄中的心房激勵(lì)(P-波，P-環(huán))和心室去極化(R-波，R-環(huán))之間存在一個(gè)重要的時(shí)間段，在這段時(shí)間內(nèi)心臟產(chǎn)生的電場的測量向量經(jīng)歷很小的變化。也就是說，許多來自所有導(dǎo)聯(lián)的連續(xù)測量點(diǎn)提供恒定的值，其在這個(gè)時(shí)間跨度期間，圍繞一個(gè)假想的中心點(diǎn)分布。具有等電位的該時(shí)間跨度因此相應(yīng)于在向量中具有最小變化的靜息期，并且依賴于個(gè)人情況，通常具有20ms到80ms的持續(xù)時(shí)間，或甚至更長。因此，如上面解釋的，心臟的生理學(xué)上也預(yù)定這樣一個(gè)在去極化之前的靜息期，該搜索區(qū)域在本方法的優(yōu)選實(shí)施方案中選擇，以便它包括此靜息期，但沒有延伸到整個(gè)心跳的時(shí)間圖。例如，它在心房激勵(lì)的最大電位到心房去極化的最大電位之間延伸。該搜索區(qū)域也能選的更小，條件是確保其包括靜息期。靜息段和均值向量作為位于其中心的零點(diǎn)向量或參考向量現(xiàn)在基于原始數(shù)據(jù)通過數(shù)值計(jì)算方法被建立在限定的搜索區(qū)域內(nèi)。這個(gè)步驟確保，作為校準(zhǔn)參考點(diǎn)的該零點(diǎn)在心室去極化(R-波，R-環(huán))之前，落入生理學(xué)靜息期，并且盡可能地近似地相應(yīng)于等電位零點(diǎn)。本方法的心臟學(xué)應(yīng)用的進(jìn)一步優(yōu)點(diǎn)是，即使在心室去極化前的靜息期是非常短-這可能發(fā)生在某些患者身上-它仍然能建立一個(gè)生理學(xué)上合理的零點(diǎn)作為校準(zhǔn)參考點(diǎn)。通過應(yīng)用下述實(shí)施例方式說明的數(shù)值方法，一個(gè)零點(diǎn)被建立，在該點(diǎn)上向量的時(shí)間圖的變化最不快，即主要是靜止的。因此本方法不容易發(fā)生錯(cuò)誤。僅有的最小要求是該心跳的R-波已經(jīng)被唯一地定位，其中近似地并且還不精確地定位也已經(jīng)足夠了。本方法的進(jìn)一步優(yōu)點(diǎn)是作為參考點(diǎn)的零點(diǎn)的應(yīng)用計(jì)算也是不隨測量值的旋轉(zhuǎn)和平移而變化的。它既能直接用于測量的未處理采樣和也能直接用于濾波的或平滑的或平均的測量，并對全部情形都提供相同的好結(jié)果。根據(jù)本發(fā)明的方法還適于校準(zhǔn)心臟學(xué)領(lǐng)域外的測量裝置，例如來自用于測量大腦的電活動(dòng)的腦電圖的測量裝置，其中類似于上述討論的，參考零點(diǎn)的搜索區(qū)應(yīng)該相應(yīng)地選擇以便生理學(xué)靜息段能被預(yù)期在那里。根據(jù)本發(fā)明方法的進(jìn)一步應(yīng)用涉及其他生理過程的測量儀器的校準(zhǔn)，例如激素過程或其他的化學(xué)或物理過程，在此期間測量數(shù)據(jù)被在一個(gè)時(shí)間段上收集并涉及一個(gè)參考點(diǎn)。本發(fā)明的進(jìn)一步方面涉及一種測量生理信號的測量儀器，例如就像電位，并包括用于執(zhí)行上述方法的裝置。一種優(yōu)選實(shí)施方案的測量儀器使用現(xiàn)有技術(shù)已知的儀器或儀器組合，通過電極，例如在身體表面，通過獲取信號和捕獲、處理和記錄這些信號作為測量值，、來測量在人或動(dòng)物器官(例如是心臟或大腦)的電位變換。這些儀器或儀器組合具有應(yīng)用根據(jù)本發(fā)明的校準(zhǔn)測量裝置的方法的工具。這意味著測量值通過參考向量的幅度來校正，該參考向量是根據(jù)本發(fā)明的方法在在測量值被最終顯現(xiàn)之前被建立的。應(yīng)用根據(jù)本發(fā)明的方法的方式可以例如是對儀器、或儀器組件、或軟件組件進(jìn)行編程。


本方法的示例性實(shí)施方案將結(jié)合下面的附圖詳細(xì)說明。圖I是心跳空間記錄的放大部分,其指示了向量環(huán),和來自心向量圖的靜息向量族。圖2依據(jù)作為靜息向量族的幾何中點(diǎn)的等電位零點(diǎn)建立用于校準(zhǔn)的作為參考點(diǎn)的零點(diǎn)的示例性方法的流程圖。
具體實(shí)施例方式圖I涉及對于心向量圖測量裝置的應(yīng)用方法。它顯示心臟電位的空間表示的放大部分，其中由心臟生成的電場向量每隔時(shí)間t而被建立。心向量圖顯示了從一個(gè)測量采樣到另一個(gè)的這些向量的頂端之間的連線。這里，每個(gè)心動(dòng)周期產(chǎn)生許多特征環(huán)，其被分成許多段，這些段期間，所述向量(即電場的幅度和空間定位)保持相對恒定。這種靜息期在圖I中可見，如短線族(即從向量到向量的連線)一樣，它基本上無方向性地徘徊在中心點(diǎn)0(標(biāo)記為長箭透)周圍，或僅僅散射在微伏區(qū)。在此處考慮的R-環(huán)之前的靜息期之前，這些來自P-環(huán)P(由八個(gè)短箭頭標(biāo)識)的向量蜿蜒進(jìn)入這個(gè)“靜息族”，并且在此靜息期后，它從該族冒出，并非?？焖俚仉x開零點(diǎn)并到很遠(yuǎn)的距離，以便以很大的速度穿過R-環(huán)(R1標(biāo)記遠(yuǎn)離該零點(diǎn)的R-環(huán)的分支)。R-環(huán)(R2)的末端和后續(xù)的T-環(huán)T(標(biāo)記為點(diǎn))被同樣地指示在圖中。等電位零點(diǎn)0位于先于R-環(huán)的族的幾何中心，并且坐標(biāo)原點(diǎn)已經(jīng)被放到等電位零點(diǎn)上。三個(gè)正交軸A，A’，和A”，其在這種情況下定義3D空間，按照定義在零點(diǎn)相交。虛線、矛狀箭頭Z沿著環(huán)指示了空間中場向量的時(shí)間傳播過程。
根據(jù)本發(fā)明的校準(zhǔn)用于生物電位的診斷測量裝置的方法能被用于所有用于記錄心電電位的方法，例如也用于心電圖機(jī)，并且沒有被限制于附圖中說明的空間記錄的實(shí)施方案。圖2顯示了用于校準(zhǔn)心向量圖測量裝置的方法的示例性流程圖，其中用于校準(zhǔn)的作為參考點(diǎn)的零點(diǎn)被確定為一個(gè)靜息向量族的幾何中心。為了校準(zhǔn)心電測量裝置，開始在心動(dòng)周期的原始數(shù)據(jù)中定義一個(gè)時(shí)間搜索區(qū)，在該搜索區(qū)內(nèi)應(yīng)該找個(gè)一個(gè)靜息段。該搜索區(qū)要足夠大以便能包含生理靜息期并且至多從心房刺激的最大電位(P-環(huán)尖端)延伸到心室去極化的最大電位(R-環(huán)尖端)。然而所述搜索區(qū)能被選擇的更小，只要確保它包含靜息段。在此搜索區(qū)內(nèi)連續(xù)地選擇多個(gè)時(shí)間點(diǎn)tx, X =]_ . n。零點(diǎn)向量被建立,其數(shù)值來自圍繞這些時(shí)間仁的時(shí)間間隔8期間的信號向量的測量值，并且其被用作用于校準(zhǔn)的參 考向量。一種用數(shù)值方法建立的可變換的方法例如包括步驟a)-d)a)定義一個(gè)圍繞每個(gè)選定的時(shí)間tx，X = l-.n的時(shí)間相鄰的S，在該時(shí)間間隔6內(nèi)具有多個(gè)測量時(shí)間(tx- 6 /2到tx+ S /2，等)，并且確定表示對應(yīng)這些測量時(shí)間的每個(gè)由心肌生成電場的向量的幅度。通過累加所有向量幅度并接著除以向量個(gè)數(shù)，來計(jì)算在在tx-S/2到仁+S/2時(shí)間間隔內(nèi)的均值向量的幅度。結(jié)果是圍繞時(shí)間tx時(shí)間間隔5內(nèi)的均值向量的幅度。建立圍繞搜索區(qū)內(nèi)的每個(gè)時(shí)間tx，x = l-.n的時(shí)間間隔5內(nèi)的均值向量幅度。b)計(jì)算在時(shí)間間隔仁-6/2直到tx+S/2內(nèi)所有向量幅度與來自步驟a)中計(jì)算的均值向量的平均偏差，這是通過從在所有測量時(shí)間建立的每個(gè)單個(gè)向量中減去后者，并通過確定各自產(chǎn)生差異向量的幅度來計(jì)算的。這些幅度被再一次加起來并除以累加幅度的數(shù)量。結(jié)果是這些向量與來自在步驟a)中計(jì)算的均值向量的平均偏差。這個(gè)平均偏差是對采樣向量在時(shí)間間隔tx- 8 /2到tx+ 8 /2內(nèi)移動(dòng)速度的測量。在搜索區(qū)內(nèi)圍繞每次時(shí)間仁的每次時(shí)間間隔S內(nèi)這個(gè)平均偏差或速度都被計(jì)算。c)比較在整個(gè)搜索區(qū)上的每個(gè)測量點(diǎn)上這些向量的均值速度(在步驟b)中計(jì)算的)，并確定具有最小向量均值速度的時(shí)間間隔S，這個(gè)時(shí)間間隔5是所尋找的靜息段，其中測量點(diǎn)tx在它的中心。d)為位于靜息段的時(shí)間中心的該測量點(diǎn)確定圍繞此測量點(diǎn)(在a)中計(jì)算的)的時(shí)間間隔tx- 6 /2到tx+ 6 /2的均值向量。這個(gè)向量就是零點(diǎn)向量，其代表測量的靜止電位，并被用于校準(zhǔn)測量裝置的參考向量。本發(fā)明沒有被限制于根據(jù)這個(gè)實(shí)施例的應(yīng)用數(shù)值計(jì)算的方法。根據(jù)應(yīng)用，它可能，例如考慮下面變量，或者單個(gè)地，或者在可能的情況下組合地一不選擇搜索區(qū)，而是在整個(gè)區(qū)域均值化。一在每個(gè)時(shí)間間隔內(nèi)確定方差或標(biāo)準(zhǔn)偏差，而不是形成不同值的算術(shù)均值。一應(yīng)用加權(quán)平均，例如對于位于遠(yuǎn)離時(shí)間tx的點(diǎn)考慮權(quán)重更大或更小。一在步驟d)中選擇不同的特征向量，例如通過選擇特定測量值而不是均值(在假定單個(gè)測量值已經(jīng)是典型地表示了在靜息期內(nèi)的測量值中確定的低變化)?！x擇與時(shí)間間隔tx不相等的時(shí)間段作為靜息段。例如，可以選擇只包括時(shí)間間隔的中心段的時(shí)間段，并計(jì)算其中的平均值，尤其是如果時(shí)間間隔被選擇相對大的話。另一方面，也可以選擇完全包括該時(shí)間間隔的大區(qū)域，例如如果靜息期被期望位于相對靜息的相對長的時(shí)間段內(nèi)。在此方法中建立的所述零點(diǎn)向量作為靜息向量族的均值向量的幅度實(shí)際中相應(yīng)于在靜息期的測量電位和等電位零點(diǎn)之間的差，并且因此它能在校準(zhǔn)方法中被用作生物學(xué)合理恰當(dāng)?shù)牧泓c(diǎn)校正。校準(zhǔn)或零點(diǎn)校正能在各種方法中執(zhí)行，如本領(lǐng)域技術(shù)人員本身已知的。根據(jù)本發(fā)明的方法的一種實(shí)施方案中，零點(diǎn)向量或參考向量被心動(dòng)周期或整個(gè)測量周期的全部測量值的向量中減去。在其他實(shí)施方案中多個(gè)心跳的零點(diǎn)向量首先被計(jì)算，它們接著被平均，并且平均后的零點(diǎn)向量被從每個(gè)測量值的向量中減去。顯然零點(diǎn)校正也能被執(zhí)行并圖形表示出來。例如，連續(xù)的零點(diǎn)向量以直線或其他適宜的曲線連接，例如紡樣線或數(shù)值建立的逼近曲線。 確定零點(diǎn)的進(jìn)一步有利的應(yīng)用是Z-點(diǎn)的計(jì)算。在心臟病學(xué)中，Z-點(diǎn)(零點(diǎn))描述了心室去極化開始的時(shí)間。相應(yīng)的，它定義了 R-波或R-環(huán)的開始。它不應(yīng)該等于等電位零點(diǎn)，但就在后者的后面出現(xiàn)；因此Z-點(diǎn)電位也不能被校正到0伏特電位。在時(shí)間上，Z-點(diǎn)應(yīng)該位于，從空間上看，該向量最終離開表示靜息相位的族的位置，以便通過R-環(huán)。相應(yīng)地，它通常位于等電位零點(diǎn)附近，并可位于在靜息段之內(nèi)或之外。在相應(yīng)于等電位零點(diǎn)的最可能的零點(diǎn)被建立后，Z-點(diǎn)也能被輕松地以相同的方式建立確定一個(gè)時(shí)間搜索區(qū)，在該時(shí)間搜索區(qū)內(nèi)應(yīng)該能夠發(fā)現(xiàn)Z-點(diǎn)。該搜索區(qū)必須足夠大以便包括Z-點(diǎn)，并且從向量的最低均值速度的時(shí)間點(diǎn)延伸到這樣一個(gè)點(diǎn)，在該點(diǎn)處向量幅度已經(jīng)遠(yuǎn)離等電位零點(diǎn)一個(gè)e的值，并且在R-最大之前不再靠近等電位零點(diǎn)。值e能以微伏定義并應(yīng)具有合適的低值。顯然，在心動(dòng)周期期間，任何其他點(diǎn)也能像這個(gè)點(diǎn)一樣被建立，只要這個(gè)點(diǎn)與零點(diǎn)之間能夠表示為一定的相關(guān)性。根據(jù)本發(fā)明的方法的這種使用也能被變換成其他生理過程的測量也是顯而易見的。
權(quán)利要求
1.一種校準(zhǔn)診斷測量裝置的方法，其中測量裝置產(chǎn)生一系列能被表示成η維向量的測量值，η至少為2，其特征在于限定一個(gè)搜索區(qū)用于一個(gè)包含在該搜索區(qū)內(nèi)的靜息段，并且其中根據(jù)在該搜索區(qū)獲得的測量值確定靜息段和位于在該靜息段內(nèi)的均值向量，并且其中該均值向量被設(shè)定為用于校準(zhǔn)測量裝置的參考向量。
2.如權(quán)利要求I中的所述方法，其特征在于該搜索區(qū)相應(yīng)于多個(gè)周期地循環(huán)測量值序列的均值向量。
3.如權(quán)利要求I或2中的所述方法，其特征在于在搜索區(qū)內(nèi)確定測量值變化最小的時(shí)間段，并且設(shè)定該靜息段以便它至少部分地包含這個(gè)測量值變化最小的時(shí)間段。
4.如權(quán)利要求1-3之一所述的方法，其特征在于在整個(gè)測量期內(nèi)的一個(gè)限定的階段被定義成靜息段的時(shí)間搜索區(qū)域。
5.如權(quán)利要求1-4之一所述的方法，其特征在于一個(gè)區(qū)域被選作搜索區(qū)域，該區(qū)域包含具有低生理學(xué)或生物學(xué)活性的基于生理學(xué)的區(qū)域。
6.如權(quán)利要求1-5之一所述的方法，其特征在于所述測量裝置適于記錄心肌的電活動(dòng)。
7.如權(quán)利要求6中的所述方法，其特征在于用于基于生理學(xué)的靜息段的時(shí)間搜索區(qū)從心房激勵(lì)的最大電位延伸到心動(dòng)周期的心室去極化的最大電位。
8.如權(quán)利要求1-3之一所述的方法，其特征在于整個(gè)測量周期或至少一個(gè)完整信號周期被選作搜索區(qū)。
9.如權(quán)利要求1-8之一所述的方法，其特征在于使用數(shù)值方法確定用于校準(zhǔn)的參考向量，該數(shù)值方法在具有多個(gè)選擇時(shí)間的搜索區(qū)中執(zhí)行至少下列四個(gè)步驟 a)計(jì)算在搜索區(qū)中的圍繞每個(gè)選定時(shí)間的時(shí)間段δ內(nèi)的均值向量； b)計(jì)算在該時(shí)間段δ內(nèi)的所有向量與均值向量的平均偏差； c)確定靜息段為所有向量與均值向量的平均偏差最小的時(shí)間段δ； d)確定參考向量作為在時(shí)間段δ內(nèi)均值向量，時(shí)間段δ確定為靜息段。
10.如權(quán)利要求9中所述的方法，其特征在于至少一個(gè)特征測量點(diǎn)由診斷測量裝置生成的一系列測量值確定，所確定的參考向量作為參考點(diǎn)用于確定所述特征測量點(diǎn)。
11.如權(quán)利要求10中的所述方法，其特征在于特征測量點(diǎn)是Z-點(diǎn)，其中零點(diǎn)之后的第一個(gè)測量值被定義成Z-點(diǎn)，它的幅度在具有參考向量作為零點(diǎn)的坐標(biāo)系中至少相應(yīng)于閾值ε，并且其不再低于所述閾值ε。
12.一種用于測量生理信號的裝置，其特征在于至少該測量裝置的一個(gè)組件具有用于執(zhí)行如權(quán)利要求ι-ii之一所述的方法的工具。
13.如權(quán)利要求12中的用于測量生理信號的裝置，其中所述信號是電位，并且該裝置包括至少兩個(gè)電極，和一個(gè)用于獲取相應(yīng)于這些電極的信號的測量值的儀器或儀器組件，以及用于處理測量值和表示這些被處理的測量值
14.如權(quán)利要求13中的裝置，其特征在于它是心電圖機(jī)或心測角裝置。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種校準(zhǔn)用于生物信號的診斷測量裝置的方法，所述生物信號能被表示成向量，例如在心電圖中心電位的表示。所述方法確定一個(gè)用于所述測量裝置校準(zhǔn)的零點(diǎn)向量或參考向量作為具有該信號最小變化的靜息部分內(nèi)的均值向量。用于此靜息段的搜索區(qū)域能被限定于在整個(gè)測量期間內(nèi)的一個(gè)時(shí)間段，并且能夠例如通過指示生理學(xué)上的靜息階段的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)的方法和/或根據(jù)來自被檢測的生理學(xué)過程的課程的知識，在生物學(xué)上被調(diào)整。
文檔編號G06F17/00GK102713890SQ201080048100
公開日2012年10月3日 申請日期2010年8月20日 優(yōu)先權(quán)日2009年8月28日
發(fā)明者B·伊密斯 申請人:Kg醫(yī)療有限公司