技术领域
本发明涉及通过附着在动物和人类皮肤上的电极感测电表面电势。这样的 用途具体包括心电图(ECG)、脑电图(EEG)和肌电图(EMG)。
背景技术
当测量ECG、EEG和EMG时，多个电极附着在动物或人患者的皮肤上， 每一个电极具有传感器。每个电极上的每个传感器在传感器下面的皮肤上感测 相当小区域(一般直径为几毫米)处的电势。通常传感器和皮肤之间使用导电 的接触介质。所感测的电势通过各个的导体传输给设备，该设备例如通过确定 电极处的电势之间的差及其线性组合来测量、记录和/或评估所感测的电势。长 期以来，这样的系统一直被用于监测和诊断目的。
US 4583549和其他专利公开了一种ECG电极垫，该ECG电极垫包括其上 放置了多个ECG电极的柔性片，以对应于心前区ECG电极在解剖学上的正确 放置。
US 5724984公开了一种具有中心传感器元件和几个对称放置在中心传感 器元件四周的外围传感器元件的电极。
US 6577893公开了一种综合无线医学诊断和监视设备，该设备具有两个或 更多个电极以及用于传输所感测的电极信号的无线发射器。
US 2002/0045836A1公开了一种基于多个较小的测量计算标准ECG导程 (lead)的方法。该方法是基于沿着标准ECG导程将一组传感器布置成具有纵 轴的矩形。基于多种假设，计算该标准ECG导程的测量值。
US 6,295,466B1公开了一种电极，该电极包括以正交方式布置的三个传感 器。这三个传感器的输出结合在一起，以找出描述在传感器位置上电场的变化 幅度的矢量幅度。然而，没有提供关于标准ECG或场变化方向的信息。
导致全身血液循环的心肌收缩和同等的活动产生ECG信号。该ECG信号 在SA节点开始并引发心房心肌的收缩，该收缩产生向下传播到心脏的中心线的 P波。AV节点和His束被激活，这样心室的运动开始了。首先，当该信号向下 传播到心脏的中心线时隔膜(隔开两个心室的肌肉)被激活，这产生了Q波。 然后心室的游离外壁被激活，这产生了R和S波。在那里，此激活从心脏的尖 端向上传播到中心线并完成QRS复合。T波源自心室外壁的再极化，实际上从 尖端竖直向上传播到中心线，但是由于反向的信号极性，导致了看起来向下朝 着尖端的运动。最后，能够发现源于心室的延迟活动的小U波。所记录ECG信 号的形状取决于电极的位置和记录极性。
用于诊断的ECG信号源于测量身体不同位置之间的生物电势差。有几种不 同的用于记录/形成ECG信号的标准，这些在这里将不探讨。读者可参阅任何基 础的医学教科书。下面，用形成埃因托芬(Einthoven)三角形[10]的三个标准导程 或肢体导程(I，II，HI)作为说明例子。传统上，肢体导程的电极位置是在 右臂(RA)、左臂(LA)和左腿(LL)上。在几个临床应用中，肢体电极放置 在靠近四肢的躯干上，没有信息损失[5]，[8]。
将肢体导程限定为在三个电极之间记录的电势差。具体地说，它们是：
I＝VRA-VLA
II＝VRA-VLL
III＝VLA-VLL
其中VXX是在电极XX下记录的电势(等式I)。
除了基本的标准肢体导程外，用和标准肢体导程一样的三个电势记录也能 够计算单极的肢体导程(也称作增强程)。标准肢体导程和单极的肢体导程一起 形成由六个矢量构成的矢量系统。
aVR＝VRA-(VLA+VLL)/2
aVL＝VLA-(VRA+VLL)/2
aVF＝VLL-(VRA+VLA)/2
在传统的ECG记录中，ECG信号被记录为身体上两个不同部位的两个电 势之间的差。测量与参考点相关的电位差，该参考点视为身体上的“0电势”。 这意味着信号总是与身体上的单独的公共点相关。这个参考点可以是放置在受 感兴趣的身体电势影响最小的身体部位上的单独位点/电极，或者该参考是一个 或几个电势/电极。这种对参考点的依赖限制了在非参考传输线路(例如无线传 输)上传输单个电极的信号的可能性。通常在至少两个电极间建立了联系后这 才能成为可能，例如：用一对电线将两个电极连接到发射器上。
传统上，每一个传感器有它自己的导体，该导体将传感器连接到测量和/ 或估算设备上。由于有几个电极和相应的多个相应导体，因此存在着将这些导 体弄乱以及将传感器连接到设备的错误输入上的风险。附着有这样一组电极的 患者，由于导体的长度限制了他/她的活动。在由交流干线电源供电的设备中， 电极必须非常好地与交流干线电源隔离开以确保患者的安全。
在目前大多数可用的遥感监测患者的系统中，将一组电极附着在患者身上， 其中每一个电极通过导体连接到由患者携带的公共发射器上。这样的系统也具 有限制患者自由和活动的导体。因此需要一种一次性电极、一种不需要两点之 间的公共电压就能测量身体上不同点之间的电势差的方法、和一种允许无线传 输代表来自每一个电极的感测电势的信号的系统。也需要关于在电极下面的电 生物电势的更详细的信息，例如生物电势传播的方向。
发明内容
本发明提出了一种解决该问题的方案，该方案提出了一种新型的电极装置、 一种测量ECG信号的新方法和一种测量ECG信号的新系统.本发明的一次性 电极装置适合附着于动物或人类的通常用来附着具有单个传感器点的单导程电 极的位置处的皮肤。
电极装置中的每一个电极包括至少三个传感器或感测点。该至少三个传感 器被设置来确定两个线性独立的方向。在这种情况下，可测量这两个方向上的 电势差。代表所感测的电势差的信号能够被无线或通过导体传输到处理设备， 以便转换成与用有线单传感器电极获得的传统电势近似的电势。用于转换的方 法的实施例稍后在本说明书中公开。
用本发明的方法，基于所感测的电极的相应传感器对之间的电势差，确定 或估算与参考位置的电势相关的每一个电极位置的电势。电势能够被确定为数 字值，所述数字值对应于诸如利用单传感器点的单导程电极的传统ECG测量值， 或者所述电势能够被确定为有两个坐标的矢量值，所述坐标限定大小(数字值) 和方向，例如所感测的信号的传播方向。
在一维中，身体电势可以被视为传播信号，该信号将在电极的传感器点下 以给定的传播速度通过。尽管源于心肌活动的运动电势“远离”电极，但是， 由于身体其它部分的单位体积导电率，信号将会在电极下传播。
当电极的两个传感器点被紧密地放置在一起时，它们将都感测到相同的波， 而且在这两个传感器点之间所生成的差将会很小，当传感器点之间的距离已知 时，就能够测量中心线方向上的梯度。因此，在空间和时间上，能够用通过身 体的电势得到微分。在这种情况下，可以通过将所测量的信号积分来估算身体 电势。积分结果产生通过电势(passing potential)的大小的近似值。
如果电极的传感器点之间的距离大，使得整个电势波能适合于两个传感器 点之间，那么该记录将不能用作微分，而是用作电极下的信号的全电势记录。 在这种情况下，不需要积分。
用如上的两个传感器点在一维空间中测量，其中该两个传感器点能够以这 样的方式放置：即传感器点的中心线与电势波传播的方向平行。如果电势波以 与中心线不同的方向传播，那么将测量到较小的电势差，并且如果电势波与该 两个传感器点的中心线垂直传播，那么传感器点将感测到基本相同的信号，并 且这两个传感器点之间的记录差将(几乎)为零。因此，这两个传感器点的取 向对于所得到的记录的幅度是必需的。
本发明提供一种具有至少三个传感器或传感器点的电极，所述传感器或传 感器点被设置成使得通过相应传感器对的中心的线限定至少两个线性独立的方 向，也就是不同的方向。在优选实施例中，该至少两个线性独立的方向彼此垂 直。使用两对传感器进行测量来获得两个相应电势差，所述电势差代表了对应 于任何时刻的两维梯度的两维矢量的矢量坐标。
附图说明
图1示出了具有三个传感器和至各个传感器的钮扣型连接的电极；
图2示出了与图1类似的电极，但是具有四个传感器；
图3示出了与图4类似的电极，但是具有四个传感器和用作天线的导体条；
图4示出了具有三个传感器和至各个传感器的边缘连接的电极，并且边缘 连接器可与无线发射器连接；
图5示出了与图4中的发射器连接的电极；
图6示出了具有四个传感器和用作天线的导体条并且与无线发射器连接的 电极；
图7示出了具有连接到各个无线发射器的多个电极和接收从发射器发送的 信号的接收器的系统，以及
图8示出了本发明的测量原理；
图9示出了电极上的传感器点之间的间距变化的影响。
具体实施方式
在图1中示出了第一电极10，该电极具有载波片11和位于载波片的一侧 的三个传感器12，13，14，该载波片优选用柔性材料制成。片11具有L型的轮廓。 该三个传感器具有直径为几毫米的大小，并且它们可以是任何适合的类型，例 如Ag/AgCl。电极具有用于将电极附着在动物或人类的皮肤上的合适的粘合剂， 和在每一个传感器处的导电介质，例如凝胶，用来在传感器和皮肤之间形成电 接触。传感器12和13的中心之间的线垂直于传感器13和14的中心之间的线。 两个传感器12和13能够用作一对传感器，并且两个传感器13和14能够用作 另一对传感器，其中，传感器13是这两对共用的。导体能够以任何合适的方式 例如扣合(snap)的方式连接到每一个传感器。
在图2中示出了相似结构的第二电极20，该电极具有载波片21和四个传 感器22，23，24和25。片21具有十字型的轮廓。传感器22和24的中心之间的线 垂直于传感器23和25的中心之间的线。两个传感器22和24能够用作一对传 感器，并且两个传感器23和25能够用作另一对传感器，因此，没有一个传感 器是两对共用的。
图3示出了与电极20有相似结构的第三电极30，并且具有载波片31和在 该载波片上的四个传感器32，33，34和35。载波片31具有圆形轮廓。另外，电极 30具有施加到片上的导电条36和用来连接导电条36和外部设备的端子37，用 于接收将通过导电条无线传输的来自外部设备的信号，该导电条然后用作发射 天线，如下面进一步说明的。当电极附着在患者身上时，天线36及其连接器37 是绝缘的，例如不与患者的皮肤电接触。该天线可以具有与所示天线不同的任 何其它合适的形式。
图4中示出了与图1中的电极10结构相似的电极40。电极40的载波片41 具有从载波片边缘延伸的舌状物42。载波片上的电导体条从每一个传感器延伸 到该舌状物，其中每一个导体的至少一个端部是暴露的，因此可以获得与每个 传感器的电接触。
图4中也示出了无线发射器50，发射器50具有狭缝51形式的开口，用来 接收电极40的舌状物42。发射器50具有接触(未示出但同样已知)，用来与电 极40的舌状物42上的相应接触建立电接触。
图5是具有插入狭缝的舌状物42的发射器50的侧视图，并且电极40被折 叠以便靠近发射器的侧面，其中，优选利用粘合剂对其进行固定。该电极的暴 露侧具有粘合剂或其它合适的手段，用于可拆卸地将电极附着在患者的皮肤上， 使得传感器与皮肤电接触。在这种情况下，在所示的结构中，电极40和发射器 50适合附着于患者的皮肤上。
图6中示出与图4中的电极40结构相似的电极60。然而，载波片还具有 导体条61，该导体条沿着载波片的外围延伸并且和发射器50连接，因此，导体 条61是发射天线，能够接收来自发射器50的电信号，所述电信号将通过用作 天线的导体条61进行无线传输。
在图4和6的实施例中，包括天线导体条61的载波片上的导电条被绝缘， 以便在电极附着于患者皮肤上时不与患者的皮肤电接触。
在图7中示出了一种系统，该系统具有与各个无线发射器50连接的多个电 极和接收从发射器发送的信号的无线接收器70。电极和发射器可以在预定位置 附着在患者皮肤上。发射器发送代表所感测的电势的信号，并且接收器70接收 从所有发射器发送的信号。
将诸如具有单个传感器的传统ECG电极附着在患者身上的技术人员，例如 医师或医生助理，将电极附着在与患者解剖学有关的预定位置。这些位置被精 确确定，以使对同一患者执行的重复测量可以进行比较，并且对不同患者进行 的测量进行比较。对同一患者的重复测量，例如以两次测量之间的或长或短的 时间间隔来执行，并且可能是由不同的工作人员来进行。对不同患者进行的测 量用于例如统计学目的。为了确保高的诊断值，将电极每次都高精度地附着在 预定位置是重要的，也就是在与患者解剖学有关的并且由普通技术人员精确确 定的指定极限内。
因此，本发明的电极具有足够小的尺寸，使得传感器都在能够被具有单个 传感器的电极所覆盖的区域内，所述传感器通常用于感测患者身上的电势。电 极的尺寸允许多个电极在通常用于感测电势的相应位置处附着到患者的皮肤 上，而没有任何电极互相重叠。实际上这意味着传感器都在直径为70mm或更 小的圆的外围以内。在图1，2，4和6中，这样的圆用虚线圆来表示，图3中的圆 形电极也在这样的圆的外围以内。
本发明的实现
操作者将本发明的电极附着于由用于附着具有单个传感器点的电极的 ECG设备的操作者常规选择的每一个位置处。如果无线发射器不是电极的集成 部分，那么操作者也要将无线发射器50附着到那里。这将在图8中说明，在图 8中，一个位置被选作参考位置R，并且一个位置被选作第一位置A。根据本发 明的一方面的方法描述了参考参考位置R确定或估算第一位置A的电势的方 法。通常，将电极附着在几个其它位置处，其中参考参考位置R确定电势，但 是，为了简单起见，在图8中仅示出了一个这样的位置A。
例如，在标准ECG测量中的导程I的测量中，使用两个电极，一个在右臂， 一个在左臂。右臂位置是上面讨论的第一位置A，左臂位置是上面讨论的参考 位置R。为了测量在标准ECG测量中的导程II，使用两个电极，一个在右臂(第 一位置A)，一个在左腿(参考位置R)。对于导程III的测量，也使用两个电极， 一个在左臂(第一位置A)，一个在左腿(参考位置R)。
一旦电极附着在身体上，就在根据本发明的方法的第一实施例中，在第一 位置A执行下列步骤：
感测第一参考位置的电势(VAr)，
感测从第一参考位置在第一方向上的位置的电势(VAdirX)，
确定从第一参考位置在第一方向上的所述位置的电势(VAdirX)和第一参考 位置的电势(VAr)之间的第一电势差(VAdirX)-(VAr)，
传送代表第一电势差的信号，
感测从第一参考位置在第二方向上的位置的电势(VAdirY)，
确定从第一参考位置在第二方向上的电势(VAdirY)和第一参考位置的电势 (VAr)之间的第二电势差(VAdirY)-(VAr)，以及
传送代表第二电势差的信号。
在所述其它位置的每一个处和参考位置R处执行相应的操作。接收器接收 所传送的信号，并相对于参考位置(R)确定第一位置(A)的电势，作为在由第一和 第二电势差限定的第一矢量大小与由第三和第四电势差限定的参考矢量大小之 间的差。
在本发明的另一个实施例中，电极被布置成使得在第一位置的电极的线性 独立方向基本上与在参考位置的电极的线性独立方向相同，并且在第一位置A 执行下列步骤：
感测第一参考位置的电势(VAr)，
感测从第一参考位置在X方向上的位置的电势(VAdirX)，
确定从第一参考位置在X方向上的电势(VAdirX)和第一参考位置的电势 (VAr)之间的第一电势差(VAdirX)-(VAr)，
传送代表第一电势差的信号，
感测从第一参考位置在Y方向上的位置的电势(VAdirY)，
确定从第一参考位置在Y方向上的电势(VAdirY)和第一参考位置的电势 (VAr)之间的第二电势差(VAdirY)-(VAr)，
传送代表第二电势差的信号。
在所述其它位置的每一个处和参考位置R处执行相应的操作。接收器接收 所传送的信号，确定与参考位置(R)有关的第一位置(A)的电势，作为第一电势差 和第三电势差之间的第一差与第二电势差和第四电势差之间的第二差的和。
在优选实施例中优选无线传输，但是，也可以使用通过电导体的有线传输。
图8说明了本发明的基本概念，本发明将生物电势作为分别相隔已知距离 DX和DY的电极的两个传感器点之间的差来监测。这是在优选彼此垂直的两个 线性独立方向X、Y上实现的。本发明的电极分别附着在第一位置A和参考位 置R。在第一位置A，测量每对传感器处的电势差，作为局部(local)参考电极 (Vr)和每个方向电极(VAdirX或VAdirY)之间的电势差：
VAX＝VAdirX-VAr，
VAY＝VAdirY-VAr
当由通过相应传感器对的中心的线确定的两个线性独立方向互相垂直时， 在二维中能够计算信号的长度或大小：
V signal = V A dirX 2 + V A dirY 2 ]]>
在这种情况下，至于在电极下通过的信号的长度，在传感器点相互距离很 远的情况下，该幅度是与在电极下通过的信号的总尺寸成比例。另外，不仅使 用总信号的大小来鉴定生理功能，而且还能根据电极的位置确定信号来源的方 向，例如，信号是向着电极传播还是远离电极传播。然而，如果使用方向信息， 那么知道电极的取向是重要的。
所得到的信号的总尺寸，例如两个方向矢量的总和的长度，没有关于信号 传播方向的信息。当用位于三个肢体位置的每一个的电极测量的矢量幅度计算 所得到的ECG导程时，结果将模拟传统ECG导程(I，II，III)的绝对值。在 这种特定情况下，由于没有使用矢量的方向信息，所以不必知道本发明的电极 取向。这就减少了当电极被安放在身体上时对电极的合适取向的要求。
如果希望知道信号的传播方向，就必须知道本发明的电极取向。在图4中 电极40特别适于这点，因为它配有舌状物42，该舌状物用作电极取向的可视指 示。然后，电极可以被放置成舌状物42在预定方向上延伸，例如向上或向下。 在其它情况下，电极配有可视指示部件，该指示部件包括身体解剖学特征的参 考物。例如，电极可配有身体图。然后，电极的取向被布置成使得图示的身体 取向与其上安放有电极的患者的身体取向相同。在这种情况下，即使对于没有 技术的人员，也容易正确安放电极，没有可能出错。
类似于传统ECG电极，本发明的电极也被放在患者皮肤上的标准位置。电 极记录X和Y方向上的信号，并且将这两个信号作为共用参考点和记录电极之 间的差信号传输到与接收器连接的监测器。这产生了局部参考信号，该信号能 够用传统RF技术或数字传输技术(例如蓝牙(Bluetooth)、Zigbee、WIFI、WLAN 等)或者其它合适的无线传输装置来无线传输。这导致对于每个电极产生2个 信号，因此，三个电极产生6个信号，以执行正常的3导程ECG偏差。当已经 传输信号时，能够将信号转换成传统的ECG导程。
将在下面描述两种基本的将所感测的电势差转换成传统ECG导程(例如： I、II、III、aVR、aVL、aVF)的方法。第一种方法基于矢量的大小。然而，已 经发现，基于本说明书中描述的电极估算标准ECG导程的方法可以通过考虑电 势的方向信息来改进。因此，第二种方法是基于所测量的电势差的矢量的单独 矢量(分量)。在第一种方法类型中，传感器的取向不重要。在第二种方法中， 传感器的取向是重要的。
1.基于每个差的长度的肢体导程。
基于未处理的信号长度的方法：
例如： I = V A dirX 2 + V A dirY 2 - V R dirX 2 + V R dirY 2 ]]>
基于时间积分的信号长度的方法：
例如： I = ( ∫ V A dirX ) 2 + ( ∫ V A dirY ) 2 - ( ∫ V R dirX ) 2 + ( ∫ V R dirY ) 2 ]]>
基于时间积分的矢量大小的方法：
例如： I = ∫ ( V A dirX ) 2 + ( V A dirY ) 2 - ∫ ( V R dirX ) 2 + ( VR dirY ) 2 ]]>
2.基于差的方向大小的肢体导程。
基于电极的相同取向/方向的方法：
例如：
基于电极方向大小的积分的方法：
例如：
基于方向大小的平均滤波(filtering)的方法：
例如：
能够进行相应的计算来获得其它ECG导程II、III、aVR、aVL和aVF的每 一个。
通常可以将上述公式中的增益(gain)设定为单位值(1)。这是正确的， 因为在大多数情况下，ECG信号的实际大小不重要，它是相关的ECG信号的 总形状和时序。因此，在大多数情况下，该增益可以忽略。
在不同情况下，可以使用上述不同的方法。正如以前提到的，每个电极上 的传感器的间距对所测量的信号有影响。在图9中可以看到间距的影响。当间 距比信号长度大时，那么两个传感器之间的差测量很好地代表了在电极下通过 的实际信号。如果间距比信号长度大，那么两个传感器之间的差测量成为通过 传感器的信号的微分。
由于不同人的信号长度不同，其取决于身体的不同特征，因此对于不同人， 信号应当被不同地解释。例如，如果受检查的人具有相对快的信号，那么在传 感器下通过的信号将会相对短并且整个信号将适配在传感器之间。在这种情况 下，差信号代表了传感器下的实际信号。在这种情况下，所用的方法类型将是 基于即时信号的类型。然而，如果受检查的人具有相对慢的信号，那么，在传 感器下通过的信号将相对长，并且仅有一部分信号适配在传感器之间。在这种 情况下，由电极测量的差将更代表导数。因此，在这种情况下，所用的方法类 型将是使用积分的类型。
在特定情况下，可以想到使用不同方法的结合。例如，基于即时信号的方 法能够与基于积分的方法相结合。这两种计算能够以多种不同方式结合。一个 例子是基于即时信号(Sinst)的方法得到的结果和基于积分信号(Sint)得到的结果的 线性结合。
S＝KSinst+(1-K)Sint
在这种情况下，K是0和1之间的常数。在将更多重点放在积分数据上的 情况下，K值小。在将更多重点放在即时数据上的情况下，K值大。可以想到， K是时间的函数，其中在不同的时间点，不同的信号被更严重地加权。
对于特定情况选择最好方法的一个方式是用上述方法计算得到的ECG信 号与同时记录的“真实”ECG导数进行对比。例如，根据本说明书中的电极能 够与传统电极一起附着在某一位置处。传统电极可以用来“调整”用来计算基 于由根据本说明书的电极测量的信号的结果的方法。为了比较用本发明的方法 获得的肢体导程和传统肢体导程的相似性，计算同时记录的相关系数(rXY)。
交叉相关性函数：
R XY ( t 1 , t 2 ) = Δ E { X * ( t 1 ) Y ( t 2 ) } ]]>
交叉协方差函数：
C XY ( t 1 , t 2 ) = Δ R XY ( t 1 , t 2 ) - μ X * ( t 1 ) μ Y ( t 2 ) ]]>
相关系数：
r XY ( t 1 , t 2 ) = Δ C XY ( t 1 , t 2 ) C XX ( t 1 , t 2 ) C YY ( t 1 , t 2 ) ]]>
用该相关系数来估算两个线性独立信号之间的相似性。一般而言，当信号 相同时，该相关系数等于1，当信号彼此相反时，该相关系数等于-1。由此，能 够用相关系数作为相似性的测量值。
参考文献
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