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

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。

说明书

发明背景

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。

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。

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。

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

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。

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

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。

图2A-2C示出了在不同时间测量的两个导联信号。

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。

图4示出了在调整幅度校正系数中有用的许多时间段。

本发明的优选实施方案的详细说明

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。

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。

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。

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。

由Φ_r表示来自电极22的电势(右手)，由Φ_l表示来自电极23的 电势(左手)，并且由Φ_f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＝Φ_l-Φ_r，

(1)   II＝Φ_f-Φ_r，以及

III＝Φ_f-Φ_l＝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。

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＝Φ_r-(Φ_l+Φ_f)/2＝-(I+II)/2，

(2)   aVL＝Φ_l-(Φ_r+Φ_f)/2＝I-II/2，以及

aVf＝Φ_f-(Φ_r+Φ_l)/2＝II-I/2。

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。

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 Φ_CT)，并且随后测量Φ_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Φ_i之间的差。胸部上的不同的预先确定点用于6个轨 迹中的每一个：

(3)   V_i＝Φ_i-(Φ_l+Φ_f+Φ_r)/3＝Φ_i-Φ_CT。

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。

以上讨论的手持装置无法同时测量胸部处的电势Φ_i和左腿处的电 势Φ_f。因此，必须利用Φ_CT的某一近似值。在以上描述的美国专利申请中， Φ_r+Φ_l的平均值被用于近似Φ_CT。在这种情况下，心前区轨迹通过下式来 近似：

$\left(4\right)---{\tilde{V}}_i={\Phi }_i-\frac{{\Phi }_r+{\Phi }_1}{2}.$

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。

如以上指出的，所有这些信号都是时间的函数。也就是 Φ_CT＝Φ_CT(t)，Φ_r＝Φ_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S_I(t)和S_II(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，S_II(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S_II(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Φ_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Φ_f(t) 的近似。在本发明中，从先前测量的腿部信号S_II(t)产生这个近似，S_II(t)是 在标准导联轨迹测量过程中被观察的。

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，T₁] 来记录。心前区信号是在稍后的时间间隔[T₂，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S_II(t)，确定 针对[T₂，T₃]中的t的S_II(t)的近似。

本发明利用在不同时间段过程中测量的S_I(t)与S_II(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。

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S_II(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I)，即S_I(t)。S_I(t)中的这些复合波与S_II(t)中的那些同 步。

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[T₂，T₃] 中的t和[0，T₁]中的(t-a)，S_I(t)＝S_I(t-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S_I(t)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[T₂，T₃]中的t的S'_II(t)＝S_II(t-a)来给出。

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。

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， T₁]处测量的这些信号由通过下式给出的S_I,1(f)和S_II,1(t)表示：

(5)   S_I，1(t）＝Φ_l(t)-Φ_r(t)，

(6)S_II，1(t)＝Φ_f(t)-Φ_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。

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_I,2(t)：

(7)   S_i，2(t）＝Φ_i(t)-Φ_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。

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,a₁,a₂,...)，这样使得f(t,a₁,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a₁,a₂,... 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,a₁,a₂,...)给出的一个时间处测量的这 些手部信号。函数f(t,a₁,a₂,...)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，a₁,a₂,...可以被选择为使得由下式给出的一个误差函数E(a₁, a₂,...)最小化

$\left(8\right)---E(a_1,a_2,\mathrm{...}){\int }_{T_2}^{T_3}\left[S_{1,2}\right(t)-S_{1,1}(f(t,a_1,a_2,\mathrm{...})){]}^{2}dt.$

给出a₁,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)   S′_II，2(t）＝S_II，1(f(t，a₁，a₂，...))。

然后，这些心前区轨迹被限定为

$\left(10\right)---V_i\left(t\right)=S_{i,2}\left(t\right)-\frac{1}{3}\left(S_{II,2}^{\prime }\right(t)+S_{I,2}(t\left)\right)$

以上描述的程序假定已知函数f(t,a₁,a₂,...)是在n个参数a₁,a₂,...a_n内。如以上指出的，这个函数的最简单形式将为

(11)   f(t)＝a₁+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S_II,2(t)就是在时间上有所偏 移的信号S_II,1(t)，并且信号S_I,2(t)就是信号S_I,1(t)。这种情况假定心率在多 次测量之间保持不变。

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T₇₂对应地为时间间隔71和72内的时间；b₁为第一时间间 隔与第二时间间隔之间的时间偏移；a₁表示这两个时间间隔之间该复合波 内的心率比；a₂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b₂为这些复合波间间隔之间的时间偏移。

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_I,1(t)和S_I,2(t)之间的不同间隔和段来确定。

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

$\left(13\right)---f\left(t\right)=a_0+a_{3}Exp\left[\frac{-{(t-a_1)}^2}{2a_2}\right]+a_{4}t,$

其中参数a₀表示具体复合波间隔之间的时间差；a₁确定经历该变换的 区域的中心；a₂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a₄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。

为了进一步改进心前区测量过程中的S_II,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S_I,1(t)和S_II,1(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_I,2(t)和 S_I,2(t)一起使用以便提供讨论的心前区轨迹的近似S'_II,2(t)。然后针对这些剩 余心前区点中的每一个重复该过程。

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(a₁,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。

在本发明的另一个方面中，记录的信号S_II,1(t)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_I,3(t)和S_II,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S_I,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_II,3(t) 应当等于S_II,1(f'(t))。在本发明的一个方面中，可以计算一个误差函数E_II。 如果E_II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

$\left(14\right)---E_{11}(a_1,a_2,\mathrm{...}){\int }_{T_4}^{T_5}\left[S_{II,3}\right(t)-S_{II,1}(f^{\prime }(t,a_1,a_2,\mathrm{...})){]}^{2}dt$

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。

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。

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(a₁,a₂,...)。然后使用提 供E(a₁,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(a₁,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。

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'_II,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'_II,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E_Amp$\left(15\right)---E_{Amp}(a_1,a_2,\mathrm{...})={\int }_{T_2}^{T_3}\left[S_{1,2}\right(t)-h(t){\left(S_{I,1}\right(f\left)\right]}^{2}dt$

。h(t)的最简单形式是一个常数：

(16)   h＝a₁。

然而，可以利用高阶函数。例如，这些信号S_I,1(t)和S_I,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S_I,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a1、a2和a3的值通过最小化E_amp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'_II,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。

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。

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。

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。

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。

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。