CN107106066A - Qt间期确定方法和相关设备 - Google Patents

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Abstract

本文描述了基于从附接的监测设备接收的一个或多个EKG信号自动地监测患者的QT间期的系统和方法。对每个EKG信号进行分析，以检测第一EKG信号和第二EKG信号的属性，包括QRS起点信息、QRS波峰信息和T波终点信息。基于从第一EKG信号得出的QRS起点信息和从第二EKG信号得出的T波终点信息计算QT间期。将所计算出的QT间期与阈值进行比较以检测QT间期的延长，并且响应于检测到的延长的QT间期生成警报。

Description

QT间期确定方法和相关设备
技术领域
本公开涉及监测设备和方法，特别地涉及用于确定和监测患者的QT间期(interval)的设备和方法。
背景技术
对心脏的电信号——心电图信号——的监测用于监测患者的心动周期，以便检测各种病症(condition)和疾病。由心电图信号(EKG)表示的典型心动周期包括P波、QRS波群和T波，它们以此顺序出现。EKG专家被训练成分析EKG信号的方面，以识别潜在的疾病或危险。P波表示在心房除极期间形成的电信号；QRS波群反映在心房除极(P波)之后左心室和右心室的快速除极；以及T波表示心室的复极或恢复。心室是比心房大的肌肉，因此与QRS波群相关联的除极通常在幅度上大于P波除极或T波复极。对EKG信号的分析包括与EKG信号的分量的时间和幅度相关的测量。例如，基于QRS波群的R部分的连续波峰之间的间期(如R-R间期)检测心率。PR间期是从P波的开始到QRS波群的开始测量的，PR间期反映电脉冲从窦房结行进通过AV(房室)结所花费的时间，并且提供AV结功能的指示。同样，QT间期是从QRS波群的开始到T波的结束点测量的。关于所测量的QT间期，延长的QT间期已被识别为多种病症的危险因素，这样的病症诸如为急性心肌梗塞和缺血、低血钙、中枢神经系统事件、体温过低、甲状腺功能减退以及药物治疗的结果。
在医院环境中，通常使用6导联(lead)配置或12导联配置来采集EKG信号和测量QT间期。然而，这种类型的心脏监测通常仅在医院于有限的时间段内进行，并且通常是在患者卧床时进行的。可能期望的是提供对心脏活动的长期监测(如数天)，特别是QT间期检测，以便检测不常发生的极端QT间期事件，和/或使得能够检测QT间期的逐渐变化。另外，可能期望的是在患者活动或参与活动诸如站立或四处走动时监测患者的QT间期。最后，有益的是能够在不必完全补足通常在医院中用于EKG监测的六个或十二个导联的情况下监测和检测患者的QT间期。
发明内容
根据本公开的一种实施例，测量患者的QT间期的监测系统包括第一监测设备和QT间期测量模块。第一监测设备在第一位置附着至患者，并监测与患者相关联的第一心电图(EKG)信号。QT间期测量模块被配置成从第一监测设备接收第一EKG信号，并且被配置成识别所接收的第一EKG信号内的每个跳动的QRS波群属性和心率属性。基于所识别的QRS波群信息，QT间期测量模块定位每个跳动的心率属性T波终点(offset)(iToff)。QT间期测量模块还在所接收的第一EKG信号内选择由适合于QT间期测量的多个跳动构成的合格跳动段，并且基于关于每个跳动所识别的QRS波群属性和T波终点来测量合格跳动段内的QT间期。
根据本公开的另一实施例，测量患者的QT间期的监测系统包括第一监测设备和第二监测设备以及QT间期测量模块。第一监测设备在第一位置附着至患者，并监测与患者相关联的第一心电图(EKG)信号。第二监测设备在与第一位置不同的第二位置附着至患者，并监测与患者相关联的第二EKG信号。QT间期测量模块被配置分别成从第一监测设备和第二监测设备接收第一EKG信号和第二EKG信号，并且识别与第一EKG信号相关联的第一属性和与第二EKG信号相关联的第二属性。QT间期测量模块在所接收的第一EKG信号和第二EKG信号内选择由适合于QT间期测量的多个跳动构成的合格跳动段，并且基于与第一EKG信号相关联的第一属性和与第二EKG信号相关联的第二属性的组合来测量合格跳动段内的QT间期。
根据本公开的另一实施方案，自动监测患者的QT间期的方法包括在第一附着设备和第二附着设备处接收全球时间信息。第一附着设备测量第一心电图(EKG)信号，并且基于所接收的全球时间信息将时间戳与第一EKG信号相关联。第二附着设备测量第二EKG信号，并且基于所接收的全球时间信息将时间戳与第二EKG信号相关联。所测量的第一EKG信号和第二EKG信号以及时间戳信息从相应的附着设备传送至处理器系统。基于第一EKG信号和第二EKG信号计算QT间期，其中基于从第一EKG信号得出的QRS起点(onset)信息和从第二EKG信号得出的T波终点信息计算QT间期。将计算出的QT间期与阈值进行比较以检测QT间期的延长，并且响应于检测到延长的QT间期生成警报。
根据本公开的另一实施方案，检测QT间期的方法包括从以第一导联配置位于患者的腹部的第一设备接收第一心电图(EKG)信号，并从以第二导联配置且相对于第一设备成限定角度地位于患者的胸部上的第二设备接收第二EKG信号。检测关于第一EKG信号的QRS起点和QRS波峰信息以及关于第二EKG信号的QRS波峰和T波终点信息。将与所测量的第一EKG信号相关联的多个第一跳动和与第二EKG信号相关联的多个第二跳动进行匹配，以将多个第一跳动的QRS波峰与多个第二跳动的QRS波峰对准。基于检测到的与第一EKG信号相关联的QRS起点信息和与第二EKG信号相关联的T波终点信息来计算QT间期。基于所计算的QT间期检测QT间期的异常。
附图说明
图1示出了根据本发明的一实施方案的测量心电图信号并且执行分析以测量QT间期的监测和处理系统的示意图。
图2是示出了根据本发明的一实施方案的QT间期的计算的EKG信号的图形表示。
图3是示出了根据本发明的一实施方案的基于所接收的EKG信号计算QT间期的流程图。
图4示出了根据本发明的一实施方案的能够测量心电图(EKG)信号的两个监测设备的放置。
图5是根据本发明的一实施方案的用于计算QT间期的第一EKG信号和第二EKG信号的图形表示。
图6是示出了根据本发明的一实施方案的基于分别从第一监测设备和第二监测设备接收的彼此在时间上同步的两个EKG信号来计算QT间期的方法的流程图。
图7是示出了根据本发明的一实施方案的基于分别从第一设备和第二设备接收的彼此在时间不同步的两个EKG信号来计算QT间期的方法的流程图。
图8是示出了根据本发明的实施方案的将第一波形信号和第二波形信号进行匹配并且根据匹配的结果计算QT间期的波形图。
图9A至图9C是示出了根据本发明的实施方案的显示所测量的QT间期数据的各种方法的显示。
图10A和图10B分别示出了根据本发明的实施方案的用于测量EKG信号的附着设备的分解图和侧截面图。
具体实施方式
本发明提供了测量QT间期并且自动地检测与QT间期相关的病症诸如长QT综合征(LQTS)的系统和方法。在一种实施方案中，使用根据第一导联配置(如心电图设备的第一位置/定向)生成的第一EKG信号来收集与心动周期的一些方面有关的一些信息(如QRS起点)，并且使用根据第二导联配置(如心电图设备的第二位置/定向)生成的第二EKG信号来收集与心动周期的方面有关的额外信息(如P波终点)。第一EKG信号和第二EKG信号彼此同步，使得可以基于从一个EKG信号获得的QRS起点信息和从另一个EKG信号获得的T波终点信息来测量QT间期。然后，对计算出的QT间期进行分析，以检测与QT间期延长相关联的状况，包括间歇性事件和QT间期的逐渐变化两者。
图1示出了根据本发明的一实施方案的测量心电图信号并且执行分析以测量QT间期的监测和处理系统10的示意图。在图1所示的实施方案中，监测和处理系统10包括监测设备12、中间/QT间期测量模块14和远程监测系统16。中间/QT间期测量模块14包括天线20、微处理器22和存储介质24。在一种实施方案中，中间设备14负责对从监测设备12接收的EKG信号进行处理，以测量与患者相关联的QT间期，并将检测到的问题报告/警报给在远程监测系统16处的医疗人员。然而，在其他实施方案中，中间设备14仅仅是监测设备12和远程监测系统16之间的媒介，其中对EKG信号的处理要么在监测设备12本地执行，要么在远程监测系统16远程地执行。远程监测系统16包括微处理器28、存储介质30和显示器32。
监测设备12附着、附接或以其他方式放置在一位置，以监测患者P的心电图信号。图10a至图10b示出了一个这样的监测设备的实施方案。在一些实施方案中，监测设备12包括能够分析感测到的EKG信号的本地处理器(未示出)，而在其他实施方案中，监测设备12维持仅能够将所测量的EKG信号传送至中间设备14或远程监测系统16以进行进一步处理和/或分析的本地处理器/控制器。
在一种实施方案中，第一EKG信号和第二EKG信号彼此结合地被使用，以测量QT间期。第一EKG信号是由监测设备12在第一位置诸如图1所示的位置处测量的，并且第二EKG信号是由监测设备12在第二位置处测量的。例如，在一种实施方案中，第一位置以与水平线近似平行的角度定位于患者P的腹部上，并且第二位置以与水平线成近似四十五度——以及与第一位置处的设备的定向成四十五度——的角度定位于患者P的胸部上。在一种实施方案中，这需要第一监测设备和第二监测设备附着或以其他方式连接至患者P。然而，在其他实施方案中，可以在不同时间阶段使用同一设备从期望的第一导联位置和第二导联位置捕获EKG数据。
对关于患者P所感测到的EKG信号的传送和处理将由QT间期测量模块执行，但该模块可以驻留在可以访问所测量的EKG信号并且具有用于使得能够处理EKG信号的处理器/存储介质的任何设备中。例如，在图1所示的实施方案中，可以在监测设备12的本地实施、在中间设备14处实施(如图1所示)和/或在远程监测系统16处实施QT间期测量模块。取决于应用，可能有益的是在被包括作为监测设备12的一部分的处理器本地执行EKG处理，并且向中间设备14和/或远程监测系统16仅传送处理的结果(如所测量的QT间期等)。在其他应用中，可能有益的是在中间设备14和/或远程监测系统16处执行对EKG信号的处理。对于在本地执行处理的实施方案，远程监测设备12包括处理器、存储介质和通信接口(更多细节在图10a至图10b中示出)。所监测的EKG信号由处理器在本地处理，其中，结果存储至存储介质或者经由通信接口传送至中间设备14。在两个监测设备贴附至患者P的实施方案中，监测设备可以被配置成在向中间设备14进行传送之前先将所测量的EKG信号传送至彼此以用于对EKG信号进行本地处理。在又一实施方案中，所监测的EKG信号被直接传送(如未经处理)至中间设备14。
在图1所示的实施方案中，中间设备14包括天线20、处理器22和存储介质24。天线20被配置成经由无线通信路径18与监测设备12无线通信，并且可以包括双向通信。例如，如下文更详细地讨论的，在一种实施方案中，中间设备14向监测设备12(以及第二监测设备)提供时间信号，该时间信号允许由各监测设备提供的所监测EKG信号基于由时间信号提供的时间戳对准。另外，监测设备12经由天线20向中间设备14提供EKG信号和/或经处理的数据。在接收到时，处理器22和存储介质24可以对所接收的EKG数据提供处理和/或对从监测设备12接收的经处理数据提供进一步处理。中间设备14又将EKG信号、经处理的数据和/或警报传递至远程监测系统16。
远程监测系统16被连接成经由有线或无线通信信道26与中间设备14通信。在图1所示的实施方案中，远程监测系统包括处理器28、存储介质30和显示器32。如上文所讨论的，对所监测的EKG信号的处理可以由检测设备12在本地执行、由中间设备14执行或者由远程监测系统16远程地执行。如果在远程监测系统16处远程地执行，则由监测设备12所监测的EKG信号经由中间设备14传送至远程监测系统16。处理器28和存储介质30协作运行，以处理所接收的EKG信号，从而检测属性诸如QT间期。然后可以经由显示器32向用户或医疗人员显示所执行分析的结果。
图2是示出了根据本发明的一实施方案的QT间期的计算的EKG信号的图形表示。在图2所示的实施方案中，由监测设备12(图1所示)测量的EKG信号包括三个分量或相：P波；QRS波群(包括Q波、R波和S波)；以及T波。QT间期是从QRS波群的起点到T波的结束点所测量的。因此，QT间期的准确测量取决于准确地检测出EKG信号的各种分量，特别是识别出QRS波群的起点和T波的结束点。
图3是示出了在测量与特定患者相关联的QT间期中执行的步骤的流程图。关于方法40描述的步骤可以在单个位置(如监测设备12、中间设备14或远程监测站16)处执行，或者可以分散在多个位置处，其中一些步骤由监测设备12执行，而其他步骤由中间设备14和/或远程监测系统16执行。
在步骤42，接收EKG信号以进行分析。EKG信号包括多个心动周期，每个周期均包括上文所讨论的P波、QRS波群和T波分量。在步骤44，识别EKG信号的QRS位置，包括QRS波群的波峰(iRpk)和QRS起点(iRon)。另外，在步骤44可以确定与EKG信号相关联的另外方面或属性，诸如基于所检测的QRS波峰之间的间期所计算出的患者的心率(R-R)以及噪声值。对于被识别为包括大噪声分量的每个跳动，可以设置跳动相关噪声标记，该标记指示无法对所识别的心跳或周期进行分析。在步骤44检测到的EKG信号的分量被存储或以其他方式被保存，以供后续步骤使用。
在步骤46，基于在步骤42识别的QRS波群方面来定位每个心动周期或跳动的T波终点(iToff)。可以使用多种算法来检测EKG信号内的T波，特别是T波终点值(iToff)。在一种实施方案中，这包括使用在步骤44确定的所测量心率值、基于查找表生成T波终点估计值(iToff_estimate)。顾名思义，T波终点估计值iToff_estimate是基于患者的心率定位的T波终点可能所在的地方的估计值。患者的心率越快，T波终点可能位于离QRS波峰越近处。T波终点估计值iToff_estimate用于限定表示时间窗的T波终点检测窗，将在该时间窗中执行后续分析以定位实际的T波终点iToff。在一种实施方案中，T波终点检测窗被限定在T波终点估计值iToff_estimate和该估计值加50毫秒(ms)之间。在T波终点检测窗内，定位波峰和波谷(最大值和最小值)，其中波谷表示T波终点iToff。取决于监测设备的位置和定向，在一些实施方案中，T波终点iToff可能是颠倒的。然而，这可以通过以下方式被克服，该方式即：使用计算出的波峰和波谷的绝对值和/或使用加速度计值来确定监测设备的定向以及因此确定是否因此需要将值进行颠倒。如果无法检测到T波终点iToff，则无法确认该跳动的T波终点值，并且出于分析目的将其舍弃。
在步骤48，识别EKG信号内适合于QT间期分析的合格跳动。在一种实施方案中，这意味着分析跳动以识别无噪声的跳动。在该实施方案中，在步骤44识别的跳动相关噪声标记用于确定特定段是否有噪声。在一种实施方案中，如果必要数量的连续跳动被识别为无噪声，则将段识别为无噪声。例如，在一种实施方案中，如果五个或更多个连续跳动被识别为无噪声(如没有设置跳动相关噪声标记)，则将段识别为无噪声。在其他实施方案中，可以使用其他阈值来确定段是否有噪声，并且可以使用其他标准来确定多组段是否适合于QT间期分析，诸如当日时间、患者的活动水平、患者的定向、患者的心率等。
在步骤50，关于在所识别的合格(如无噪声)段内的一个或多个跳动测量QT间期。对QT间期的测量可以包括：测量与合格段内的两个或更多个跳动相关联的两个或更多个QT间期并且对所测量的QT间期求平均，或者测量合格段内的单个QT间期。在一种实施方案中，除了识别合格段以外，当测量与特定跳动相关联的QT间期时还设置了额外的要求。例如，在一种实施方案中，仅测量前面是无噪声跳动的跳动的QT间期。因此，在无噪声段中识别出的第一跳动——如果前面是噪声跳动——将不会用于测量QT间期。
如上文所讨论的，QT间期是从QRS波群的起点到T波的终点或结束点所测量的(如iQT＝iToff–iRon)。在一种实施方案中，关于是否测量特定跳动的QT间期的额外要求是：跳动的对于测量QT间期所需的属性——即QRS波群的起点和T波的结束点——是否能够在所监测的EKG信号中被检测到或以其他方式被辨识。如果无法从EKG信号中辨别出这些属性，那么即使在无噪声段中被发现并且符合其他要求，该跳动也会被舍弃并且不用于QT间期的测量。
在步骤52，基于患者的心率校正所测量的QT间期。可以使用许多公知的算法校正所测量的QT间期，包括例如由Bazett、Fridericia和Framingham研发的那些算法，如下所再现的：
QTcBazett＝QT/RR0.5
QTcFridericia＝QT/RR0.33
QTcFramingh＝QT+1.54*(1-RR)
在一种实施方案中，如果对于所测量的QT间期计算出不止一个经校正的QT间期，则将经校正的QT间期一起求平均，以提供平均计算的QT间期。在一些实施方案中，测量了多个QT间期，并对每个所测量的QT间期计算经校正的QT间期，从而产生被提供用于在步骤54处的分析的多个经校正的QT间期。
在步骤54，对经校正的QT间期进行分析，以检测病症诸如长QT综合征(LQTS)。在最简单的实施方案中，在分析中使用所有的经校正QT间期。在其他实施方案中，可以使用过滤器以基于患者的一个或多个其他生理参数，诸如瞬时心率、平均心率、患者的活动水平、持续性心律失常信息等，来选择特定的经校正QT间期进行分析。
在最简单的实施方案中，对经校正QT间期的分析可以包括将经校正QT间期与阈值进行比较。如果经校正QT间期大于阈值，这表示可能有LQTS病症，并且可以引起设置标记或将通知发送给主治医疗人员。在其他实施方案中，在分析经校正QT间期中会考虑额外的生理参数或病症。
以此方式，可以自动分析由附着设备所监测到的EKG信号，以检测与QT间期相关的病症。这种布置的一种益处在于，监测可以进行若干天或若干周，其中在该时间段内计算并监测QT间期(和经校正的QT间期)。这不仅允许检测不常发生的并且在较短的持续监测时间段内无法检测到的极端QT间期事件，而且还允许监测所监测的QT间期在一段时间内的变化趋势。另外，所描述的系统允许在不同的生理状态期间诸如在活动时监测患者的QT间期。
图4示出了根据本发明的实施方案的监测设备12a和12b在患者P上的放置。与关于图2至图3描述的其中基于从单个监测设备——选择性地位于患者身体的一个部位——接收的测量结果来确定QT间期的实施方案相比对，关于图4至图5所描述的实施方案依赖于由一个或多个监测设备在不同位置处测量的至少两个EKG信号。如下文更详细描述的，使用在不同位置测量的两个EKG信号的一种益处在于，每个EKG信号具有不同的属性(如清楚限定的QRS起点信息)，当这些属性相结合时允许准确地确定QT间期。另外，一个或多个监测设备的移动以及因此相关联电极的移动可能会负面地影响所监测的EKG信号的质量。在对处于医院环境外的患者——其中患者进行日常活动——进行监测的情况下，这一点尤其成问题。监测设备及相关联电极的移动造成被引入到EKG信号中的噪声和/或移动伪影(artifact)。使用不止一个监测设备的益处在于，与相互独立的多个EKG信号相关联的噪声信号将随时间趋向达到平均。
在图4所示的实施方案中，第一监测设备12a放置在患者P的腹部上，同时第二监测设备12b放置在患者P的胸部上。第一监测设备12a沿水平方向定向，如由监测设备12a附近的箭头的方向所指示的。监测设备12a的位置被称为第一导联位置，并且作为响应生成第一EKG信号EKG_a。第二监测设备12b位于患者P的胸部上，并以与监测设备12a成近似45度的角度定向。监测设备12b的位置被称为第二导联位置，并且作为响应生成第二EKG信号EKG_b。在一种实施方案中，第一监测设备12a和第二监测设备12b在近似相同的时间附着至患者P，并同时从患者采集数据。然而，在其他实施方案中，第一监测设备和第二监测设备可以在彼此仅部分重叠的时间附着至患者P。在另外的实施方案中，单个监测设备12可以放置在第一导联位置达第一时间段，然后被移动至第二导联位置停留达第二时间段。类似地，第一监测设备12a可以位于第一导联位置达第一时间段，然后第二监测设备12b可以在第二时间段内位于第二导联位置，该第二时间段与第一时间段不同且不与第一时间段同延。然而，在这些实施方案中的每一个中，从至少第一位置和第二位置测量第一EKG信号和第二EKG信号。这与关于图2和图3描述的其中使用从单个位置测量的EKG信号来检测QT间期的实施方案形成对比。虽然上述通篇参考关于在图4中示出的位置处监测到的EKG信号，但监测设备12a和12b可以位于患者P上的其他位置。
图5示出了根据本发明的一种实施方案的对QT间期的计算，其中第一EKG信号和第二EKG信号彼此结合使用。在图3所示的实施方案中，位于患者的胸部上的监测设备12b提供被标注为EKG_b的EKG信号，其在图5的顶部示出。位于患者的腹部上的监测设备12a提供被标注为EKG_a的EKG信号，其在图5的底部示出。
虽然监测设备12a和12b二者监测相同的心动周期，但位置和定向的差别提供了对在每个监测设备的相应EKG信号中反映出的心脏活动的不同“观察”。例如，关于第二EKG信号EKG_b，QRS波群的起点不容易被辨识或检测出，但T波信号的结束点很好辨识。相比之下，关于第一EKG信号EKG_a，QRS波群的起点很好辨识，但T波信号的结束点不好辨识。由于QT间期被测量为在QRS波群的起点与T波的结束点或终点之间的时间间期，因此重要的是准确地辨识和检测出QRS波群的起点和T波的结束点这二者。为此，本发明使用第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b的特性，以便准确地测量QT间期。
在图5所示的实施方案中，通过测量在与第二EKG信号EKG_b相关联的QRS波群的波峰(iRpk_b)与T波的结束点(iToff_b)之间的时间间期以及测量在与第一EKG信号相关联的QRS波群的起点(iRon_a)与QRS波群的波峰(iRpk_a)之间的时间间期来确定QT间期。图3的顶部波形中图形地示出了在与第二EKG信号相关联的QRS波群的波峰与T波的结束点之间的间期，并且该间期可以被表达为interval_b＝iToffb-iRpk_b。图3的底部波形中图形地示出了在与第一EKG信号相关联的QRS波群的起点与QRS波群的波峰之间的间期，并且该间期可以被表达为：interval_a＝iRpk_a-iRon_a。QT间期被限定为第一间期和第二间期之和，其可以被表达为：iQT＝interval_a+interval_b。
被组合以形成QT间期的所测量间期中的共同点是第一EKG信号和第二EKG信号的QRS波群的所测量波峰。为此，重要的是第一EKG信号和第二EKG信号的所测量QRS波峰彼此对准。在监测设备12a和12b从时间服务器(如中间设备14)接收时间信息的实施方案中，相应的第一EKG信号和第二EKG信号将具有全球同步的时间戳，这不再需要对QRS波峰进行额外对准。然而，如果监测设备没有经由全球时间信号进行同步，那么可以通过检测各个波峰之间的间期并且将检测到的间期与阈值进行比较来检验第一EKG信号和第二EKG信号之间的对准。在图5所示的实施方案中，这种对准检查由各个波峰之间的间期图形地示出，并且其可以表达为：iRpkb-iRpka＜阈值。如果QRS波峰值之间的差大于阈值，这表示QRS波峰未良好对准，因此由此计算出的QT间期可能是不准确的。在一种实施方案中，如果各个波峰之间的间期大于阈值，则舍弃计算出的QT间期，这是因为其不准确。在另一实施方案中，如果各个波峰之间的间期大于阈值，则对计算出的QT间期进行修改以考虑各个波峰之间的间期。例如，可以将各个波峰之间的间期(即，iRpk_b–iRpk_a)从计算出的QT间期中减去，使结果表示新的QT间期。由于QT间期与患者的心率相关，因此在一种实施方案中，还要求两个或更多个QRS波峰相互对准以计算QT间期。这种要求确保了与第一EKG信号和第二EKG信号相关联的基础心率彼此近似相等，因此，心率对于与每个EKG信号相关联的QT间期的影响也将相同。对于未在同一时间测量但是为了测量QT间期的目的QRS波峰已对准的EKG信号的比较，这种要求特别重要。
图6是示出了根据本发明的一实施方案的基于从监测设备接收的两个或更多个EKG信号来计算QT间期的方法的流程图。特别地，在图6所示的实施方案中，由中间设备14(图1所示)或允许全球时间戳与第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b二者相关联的一些其他设备提供全球时间信息。因此，关于图6描述的方法不需要额外的步骤来对准QRS波群的波峰，而是可以依赖于全球时间戳来对准第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b。
在步骤62，接收第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b以进行分析。每个EKG信号均包括多个心动周期，每个周期均包括上文关于图2讨论的P波、QRS波群和T波分量。在步骤64，识别EKG信号的QRS和T波位置，包括识别QRS波群的波峰(iRpk)、QRS起点(iRon)和T波终点(iToff)。虽然以对QRS起点和波峰的识别进行分组，但对T波终点(iToff)的识别可以包括关于图3描述的步骤，在该步骤中基于患者的心率从查找表中选择T波终点估计值(iToff_estimate)。T波终点估计值iToff_estimate用于限定表示时间窗的T波终点检测窗，将在该时间窗中执行后续分析以定位实际的T波终点iToff。在T波终点检测窗内，定位出波峰和波谷(最大值和最小值)，并且根据形态检测出T波终点iToff。
除了这些属性以外，在步骤64还可以检测与每个EKG信号相关联的额外属性，包括心率(R-R)和噪声值(如跳动相关噪声标记)。在步骤64检测到的EKG信号的被监测属性被存储或以其他方式被保存，以供后续步骤使用。
在步骤66，对第一EKG信号和第二EKG信号内的跳动进行分析，以选择合格跳动(如适合于QT间期的后续分析的跳动)。例如，在一种实施方案中，对跳动进行分析以识别无噪声段。如上文关于图3所讨论的，使用跳动相关噪声标记来确定特定段是否有噪声。如果必要数量的连续跳动被识别为无噪声，则可以将段识别为无噪声。例如，在一种实施方案中，如果五个或更多个连续跳动被识别为无噪声(如没有设置跳动相关噪声标记)，则将段识别为无噪声。在其他实施方案中，可以使用其他阈值来确定特定段是否有噪声。除了噪声水平以外，对合格跳动的识别还可以依据于与患者P相关联的其他被监测参数，诸如进行测量的当天时间、患者的活动水平以及患者的基础平均心率。例如，在一些实施方案中，可能期望的是计算在患者活动(或相反地，休息)时间期间的QT间期。
在一种实施方案中，在步骤66执行合格跳动的确定要求：在将特定段识别为对于后续分析而言合格之前，第一EKG信号和第二EKG信号(EKG_a和EKG_b)的对准段二者均合格(如无噪声)。也就是说，如果与第一EKG信号EKG_a相关联的跳动段是无噪声的，但与第二EKG信号EKG_b相关联的对应的跳动段(如在同一时间测量的)是有噪声的，则在步骤66，两个段可能均不合格。
在步骤68，基于与第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b相关联的合格跳动段测量QT间期。如关于图5描述的，对QT间期的测量包括测量关于第一EKG信号EKG_a的第一间期和关于第二EKG信号EKG_b的第二间期。QT间期iQT由第一间期和第二间期之和表示。特别地，在关于图5描述的实施方案中，第二EKG信号EKG_b用于测量在QRS波群的波峰(iRpk_b)与T波终点(iToff_b)之间的间期。第一EKG信号EKG_a用于测量在QRS波群的起点(iRon_a)与QRS波群的波峰(iRpk_a)之间的间期。这些间期之和表示从QRS波群的起点到T波的终点的间期，这表示QT间期。
如上文关于图3描述的，对QT间期的测量可以包括：测量与无噪声段内的两个或更多个跳动相关联的两个或更多个QT间期并且对所测量的QT间期求平均，或者测量无噪声段内的单个QT间期。同样关于图3所描述的，可以对无噪声段内哪些跳动用于测量QT间期设置额外要求。例如，在一种实施方案中，仅测量前面是无噪声跳动的跳动的QT间期。因此，在无噪声段中识别出的第一跳动——如果前面是噪声跳动——将不会用于测量QT间期。另外，是否测量特定跳动的QT间期还依据于用于计算间期的属性——即QRS波群的起点和T波的结束点——是否能够在所监测的EKG信号中被检测到或以其他方式被辨识出。如果无法从EKG信号中辨别出这些属性，那么即使在无噪声段中被发现并且符合其他要求，该跳动也会被舍弃并且不会用于QT间期的测量。
关于图6描述的实施方案的益处在于，由于从监测设备接收的EKG信号包括同步时间信息，因此各个EKG信号可以基于时间信息对准，并且不需要额外的处理来对准第一EKG信号和第二EKG信号。
在步骤70，基于与合格跳动相关联的心率校正所测量的一个或多个QT间期。如上文关于图3所描述的，可以使用许多公知的算法来校正所测量的QT间期，包括例如由Bazett、Fridericia和Framingham研发的那些算法。在一种实施方案中，如果对于所测量的QT间期计算出不止一个经校正的QT间期，则将经校正的QT间期一起求平均，以提供平均计算的QT间期。在一些实施方案中，测量了多个QT间期，并对每个所测量的QT间期计算经校正的QT间期，从而产生被提供用于步骤72处的分析的多个经校正的QT间期。
在步骤72，对经校正的QT间期进行分析，以检测病症诸如长QT综合征(LQTS)。在最简单的实施方案中，在分析中使用所有经校正的QT间期。在其他实施方案中，可以使用过滤器以基于患者的一个或多个其他生理参数，诸如瞬时心率、平均心率、患者的活动水平、持续性心律失常信息等，来选择特定的经校正QT间期进行分析。
如上文关于图3所描述的，在最简单的实施方案中，对经校正的QT间期的分析可以包括将经校正的QT间期与阈值进行比较。如果经校正QT间期大于阈值，这表示可能有LQTS病症，并且可以引起设置标记或将通知发送给主治医疗人员。在其他实施方案中，在分析经校正QT间期中会考虑额外的生理参数或病症。
图7是示出了根据本发明的一实施方案的基于从一对设备接收的不共享同步的全球时间戳的两个EKG信号来计算QT间期的方法的流程图。与关于图6描述的其中由监测设备12a和12b接收时间信息以允许EKG信号基于时间信号对准的实施方案相比对，关于图7描述的实施方案允许第一EKG信号和第二EKG信号在纵使缺少全球时间信息的情况下对准。关于图7描述的实施方案再次参考关于图5图形地示出的EKG信号。
在步骤82，接收第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b以进行分析。每个EKG信号均包括多个心动周期，每个周期均包括上文关于图2讨论的P波、QRS波群和T波分量。在步骤84，识别EKG信号的QRS和T波位置，包括识别QRS波群的波峰(iRpk)、QRS起点(iRon)和T波终点(iToff)。虽然以对QRS起点和波峰的识别进行分组，但对T波终点(iToff)的识别可以包括关于图3和图6描述的步骤，在该步骤中基于患者的心率从查找表中选择T波终点估计值(iToff_estimate)。T波终点估计值iToff_estimate用于限定表示时间窗的T波终点检测窗，将在该时间窗中执行后续分析以定位实际的T波终点iToff。在T波终点检测窗内，定位出波峰和波谷(最大值和最小值)，并且根据形态检测出T波终点iToff。
除了这些属性以外，在步骤84还可以检测与每个EKG信号相关联的额外属性，包括心率(R-R)和噪声值(如跳动相关噪声标记)。在步骤84检测到的EKG信号的被监测属性被存储或以其他方式被保存，以供后续步骤使用。
在步骤86，从第一EKG信号和第二EKG信号中选择模板信号。该选择是任意性的，并且第一EKG信号或第二EKG信号均可以被识别为模板信号。剩下的EKG信号被识别为搜索信号。出于本讨论的目的，将第一EKG信号EKG_a识别为模板信号，并将第二EKG信号EKG_b识别为搜索信号。
在步骤88，检测模板信号(如第一EKG信号EKG_a)内的合格跳动。用于选择合格的一个或多个合格跳动段的标准类似于关于图3和图5描述的用于检测合格跳动的标准。特别地，基于与每个跳动相关联的跳动相关噪声标记选择无噪声段。另外，可以将段内的跳动的心率变化用作标准，其中具有低心率变化的段是期望的。在一种实施方案中，舍弃心率变化大于每分钟五个跳动(bpm)的段。当将来自在不同时间点采集或测量的第一EKG信号和第二EKG信号的段排列时，这种标准尤其重要。心率变化使得更难在搜索信号内找到可以与模板信号对准的匹配段。
在步骤90，在模板信号内选择一个或多个合格跳动段后，针对每个模板信号段在搜索信号内定位匹配的跳动序列或段。在一种实施方案中，基于试图在模板信号与搜索信号之间使QRS波峰对准的算法定位匹配者。在步骤84针对模板信号和搜索信号二者识别出QRS波峰信息后，该信息用于根据所选标准来匹配模板信号与搜索信号之间的段。例如，在一种实施方案中，仅当来自每个信号的QRS波峰在另一信号的一定时间间期(如0.01秒)内并且最低数量的QRS波峰(如60％)彼此对准时，段才会被视为是匹配的。注意，段的对准不一定意指各个段是在同一时间采集的。也就是说，模板信号的段可以与在完全不同的时间点测量的搜索信号的段对准。部分地基于缺少心率变化来确认模板串段的合格性使得实质上更容易定位匹配的搜索串段。由于匹配段之间的QRS波峰或相当数量的QRS波峰需要对准，因此合理的是匹配段将共享相对类似的心率。
在一种实施方案中，在模板信号中的段和搜索信号中的段之间的对准经由一算法生成，该算法在搜索信号内选择合适的跳动段(如无噪声)，并且在模板信号内定位满足限定标准的最符合的匹配者。在一些实施方案中，没有定位到这样的匹配者，于是舍弃该搜索信号段，使得可以测试另一搜索信号段。可以使用各种算法动态地定位搜索信号段与模板信号段之间的这种最佳匹配。例如，在一种实施方案中，将作为给定的上述标准(如对准的QRS波峰之间的时间阈值，以及需要对准的波峰的百分比)的bxb跳动排列程序用作输入，以查找模板信号与搜索信号之间的匹配。还可以使用Needleman/Wunsch算法——其最初被设计用于对准蛋白质或核苷酸序列——来定位各个模板信号和搜索信号之间的对准。在另一实施方案中，可以使用模板信号和搜索信号之间的互相关来对准各个信号之间的段。互相关方法依赖于模板信号段中的变化在搜索信号段中定位匹配段，因此更适合于患者心率在较宽范围内变化的情况。
在步骤92，基于选自模板信号和搜索信号(如第一EKG信号EKG_a和第二EKG信号EKG_b)的对准的跳动段来测量QT间期。一旦已定位出对准的跳动段，就会关于图5中的实施方案所描述的进行QT间期的计算。对QT间期的测量包括测量关于第一EKG信号EKG_a的第一间期以及关于第二EKG信号EKG_b的第二间期。QT间期iQT由第一间期和第二间期之和表示。特别地，在关于图5描述的实施方案中，第二EKG信号EKG_b用于测量在QRS波群的波峰(iRpk_b)与T波终点(iToff_b)之间的间期。第一EKG信号EKG_a用于测量在QRS波群的起点(iRon_a)与QRS波群的波峰(iRpk_a)之间的间期。这些间期之和表示从QRS波群的起点到T波的终点的间期，这表示QT间期。
如上文关于图3和图5所描述的，对QT间期的测量可以包括：测量与无噪声段内的两个或更多个跳动相关联的两个或更多个QT间期并且对所测量的QT间期求平均，或者测量无噪声段内的单个QT间期。同样关于图3和图5所描述的，可以对无噪声段内哪些跳动用于测量QT间期设置额外要求。例如，在一种实施方案中，仅测量前面是无噪声跳动的跳动的QT间期。因此，在无噪声段中识别出的第一跳动——如果前面是噪声跳动——将不会用于测量QT间期。另外，是否测量特定跳动的QT间期还依据于用于计算间期的属性——即QRS波群的起点和T波的结束点——是否能够在所监测的EKG信号中被检测到或以其他方式被辨识出。如果无法从EKG信号中辨别出这些属性，那么即使在无噪声段中被发现并且符合其他要求，该跳动也会被舍弃并且不会用于QT间期的测量。
关于图7描述的实施方案的益处在于，其可以使用从监测设备接收的彼此不同步的EKG信号。因此，监测设备12a和12b不一定需要在同一时间测量相应的EKG信号。实际上，在一种实施方案中，在两个不同的位置使用单个监测设备，并且使用来自在每个位置处测量的EKG信号的匹配段来估计患者的QT间期。
在步骤94，基于与合格跳动相关联的心率校正所测量的一个或多个QT间期。如上文关于图3所描述的，可以使用许多公知的算法来校正所测量的QT间期，包括例如由Bazett、Fridericia和Framingham研发的那些算法。在一种实施方案中，如果对于所测量的QT间期计算出不止一个经校正的QT间期，则将经校正的QT间期一起求平均，以提供平均计算的QT间期。在一些实施方案中，测量了多个QT间期，并对每个所测量的QT间期计算出经校正的QT间期，从而产生被提供用于步骤95处的分析的多个经校正的QT间期。
在步骤95，对经校正的QT间期进行分析，以检测病症诸如长QT综合征(LQTS)。在最简单的实施方案中，在分析中使用所有经校正的QT间期。在其他实施方案中，可以使用过滤器以基于患者的一个或多个其他生理参数，诸如瞬时心率、平均心率、患者的活动水平、持续性心律失常信息等，来选择特定的经校正QT间期进行分析。
如上文关于图3所描述的，在最简单的实施方案中，对经校正的QT间期的分析可以包括将经校正的QT间期与阈值进行比较。如果经校正QT间期大于阈值，这表示可能有LQTS病症，并且可以引起设置标记或将通知发送给主治医疗人员。在其他实施方案中，在分析经校正QT间期中会考虑额外的生理参数或病症。
图8是示出了根据本发明的使用模板信号和搜索信号来对准EKG信号的实施方案的将第一波形信号和第二波形信号进行匹配并且根据匹配的结果计算QT间期的波形图。在两个EKG信号均具有从时间服务器(如图1中所示的中间设备14)接收的全球时间信息的实施方案中，不需要对跳动进行对准，这是因为出于该目的可以依赖于时间信息。然而，在图8所示的实施方案中，没有提供时间信息，替代地需要使用模板信号和搜索信号对跳动进行对准。
在图8所示的实施方案中，在顶部波形图中示出了模板信号，在底部波形图中示出了搜索信号。在EKG信号的图形表示中，示出了许多心动周期，并且每个心动周期的分量——包括QRS和T波分量、跳动相关噪声标记、心率等——被自动地识别出。另外，关于模板信号，检测到了合格跳动，如图8中由跳动LB1至LB6所示的。在该实施方案中，前缀“LB”是“排列跳动”的缩写，并且表示对准的以用于可能的QT信息提取的那些跳动。对合格跳动的识别可以基于一个或多个标准，包括基于跳动相关噪声标记对无噪声段的识别，以及已识别段内相对稳定的心率。另外，还可以使用其他标准诸如当天时间和/或患者的活动水平来确定段是否应该用于QT间期分析。
在模板信号内识别出合格跳动段(如LB1至LB6)后，在搜索信号内定位匹配跳动序列。在搜索信号内识别出的跳动不需要是与来自模板信号的对准跳动同时测量的，然而在一些应用中可能期望从第一EKG信号和第二EKG信号的重叠测量的时间段选择对准跳动。可以使用一个或多个标准来确定搜索信号段是否匹配模板信号段。例如，如关于图7所示实施方案所描述的，可以设置一标准诸如对准的QRS波峰之间的最小时间阈值，以确保QRS波峰之间的对准。另外，标准可以包括给定段内一定百分比的QRS波峰必须对准，以便确认该段是适当对准的。在模板信号的心率相对稳定的实施方案中，通常将造成搜索信号段具有与模板信号段的心率基本上相等的心率节律。在图8所示的实施方案中，搜索信号内的多个跳动已与合格模板段内的跳动LB1至LB6对准。在图8所示的实施方案中，每个跳动内的QRS波群的起点彼此对准，这与也可以被使用的QRS波峰形成对比。用于测量第一EKG信号和第二EKG信号(分别是模板信号和搜索信号)的监测设备的位置和定向的差异引起模板信号和搜索信号的形状的差异。一旦对准，可以根据上文所描述的测量QT间期，并且该QT间期可以用于检测病症诸如长QT间期。虽然为了确认为对准的，QRS波峰是需要在彼此的限定阈值(如0.01秒)内的对准的跳动，但在各个QRS波峰诸如图8所示的那些波峰之间的小的对准差异可以通过将QRS波峰的差异(如iRpk_b–iRpk_a)从所测量的QT间期中减去来解决。
图9A至图9C是示出了根据本发明的实施方案的显示所测量的QT间期数据的各种方法的显示。图9A至9C所示的信息的采集和显示可以由看护人或医疗人员监测，以提供对患者病症的快速概览。除了图9A至图9C所示的数据以外，还可以将更详细的QTc数据与原始EKG信号一起提供给看护人或医疗人员。另外，应注意的是图9A至图9C所示的显示并未穷举可以如何显示经校正的QT间期数据。
在图9A所示的实施方案中，显示了如上文所描述的基于心率信息校正的QT间期测量值(如QTc数据)随时间的变化，以允许分析患者的QT间期的趋势。取决于应用，时间长度可以从若干小时到若干周或更多进行变化。在图9A所示的实施方案中，示出了七天的时段的QTc数据，所测量的QT数据包括平均QTc值、最大QTc值和最小QTc值。图9A所示的信息允许看护人或医疗人员快速地确定患者的QT间期的趋势。
在图9B所示的实施方案中，经校正的QT间期QTc被分组到素材框(bin)中并显示为随时间变化。例如，图9B所示的实施例包括四种素材框，每种素材框表示不同范围的经校正QT间期。在图9B所示的实施方案中，第一素材框被限定为小于300毫秒(ms)，第二素材框被限定为在300ms至400ms之间，第三素材框被限定为在400ms至450ms之间，以及第四素材框被限定为大于450ms。每个所测量的QT间期均被放入限定框中的一种中，并且图9B所示的图形显示形象地示出了每个素材框中收集的测量值的数量。以这种方式，观察的看护人或医疗人员可以目视观察被视为超出规格或较长的QT间期的数量。例如，在图9B所示的实施方案中，在10月5日，许多所测量的QT间期大于450ms。
在图9C所示的实施方案中，经校正的QT间期与患者的活动水平相关。在一种实施方案中，基于心率信息、3D加速计信息、活动传感器或它们的组合来确定活动水平。在图9C所示的实施方案中，活动水平包括低活动、久坐、轻度活动、中度活动和剧烈活动。作为测量过程的一部分，对患者的当前活动水平进行确定，并且将在该时间期间所测量的经校正QT间期与所识别的活动水平相关联。在图9C所示的实施方案中，显示了平均经校正QT间期和最大经校正QT间期二者。图9C所示的显示允许看护人或医疗人员快速观察数据并且检测与患者的活动水平相关的趋势。应注意的是，虽然QT间期在时间上会随着活动增加(如心率增加)而降低，但经校正的QT间期QTc会基于心率来校正所测量的QT间期，使得在剧烈活动期间进行的测量反应对所测量的QT间期的这种校正。
在关于图9A至图9C所示的实施例的每一种中，目的是提供允许看护人或医疗人员快速地识别潜在问题点的输出或显示。除了这种类型的显示以外，还可以提供所计算的QT间期(经校正的和未经校正的两种)和所测量的EKG信号以供看护人和/或医疗人员观察。在一种实施方案中，图9A至图9C所示的显示用作对与患者相关联的QT间期的初步观察，其中在要求时或如果关于图9A至图9C所示信息越过了阈值，则向看护人或医疗人员提供额外信息。
图10A和图10B分别示出了根据本发明的实施方案的用于测量EKG信号的附着设备的分解图和侧截面图。附着设备100可以包括：具有粘合剂116B的附着贴片110；具有凝胶114A、114B、114C、114D的电极112A、112B、112C、112D；凝胶盖180；温度传感器177；盖162；以及印刷电路板(PCB)120，该印刷电路板具有多种电路以用于监测生理传感器、与远程中心无线通信并且在必要时提供警报。附着设备100包括至少两个电极，并且在图9A和图9B所示的实施方案中包括四个电极112A、112B、112C和112D。附着设备100可以具有的最大尺寸例如约4至10英寸的最大长度、沿设备的轮廓约0.2英寸至约0.6英寸的最大厚度、以及约2至约4英寸的最大宽度。
附着贴片110包括第一侧或下侧110A，当置于患者上时该第一侧或下侧被定向为朝向患者的皮肤。附着贴片110还可以包括优选为透气性的材料的带110T，该带具有粘合剂116A以附着至患者P。电极112A、112B、112C和112D贴附至附着贴片110。在许多实施方案中，至少四个电极附接至贴片。凝胶114A、114B、114C和114D可以各自分别位于电极112A、112B、112C和112D之上，以在电极与患者的皮肤之间提供导电性。附着贴片100还包括第二侧或上侧110B。在许多实施方案中，电极112A、112B、112C和112D从下侧110A通过附着贴片110延伸到上侧110B。可以向上侧110B施加粘合剂116B，以将结构例如透气盖附着至贴片，使得当贴片附着至患者时，该贴片可以支撑电子装置和其他结构。
在许多实施方案中，附着贴片110可以包括一层透气带110T，例如棱纹针织聚酯织物，以允许湿蒸汽和空气通过带流通至患者的皮肤或从患者的皮肤流出。在许多实施方案中，透气带110T包括具有粘合剂的衬背材料或衬背111。在许多实施方案中，衬背是顺从性的和/或柔韧的，使得设备和/或贴片不会随身体移动而变脱离。在许多实施方案中，附着贴片可以包括1到2片，例如1片。在许多实施方案中，附着贴片110包括药剂，诸如β阻滞剂、血管紧张素转化酶抑制剂、利尿剂、炎症用类固醇、抗生素、抗真菌剂和可的松类固醇中的至少一种。贴片110可以具有许多几何形状，例如长圆形、椭圆形、蝶形、狗骨形、哑铃形、圆形、具有圆角的正方形、具有圆角的长方形或具有圆角的多边形中的至少一种。在具体实施方案中，附着贴片110的厚度在约0.001"至约0.020"的范围内，贴片的长度在约2"至约10"的范围内，贴片的宽度在约1"至约5"的范围内。
在许多实施方案中，附着设备100包括设置在凝胶盖180的周缘部分之上的温度传感器177，以允许通过透气带和凝胶盖测量皮肤附近的温度。温度传感器177可以贴附至凝胶盖180，使得当凝胶盖和带随患者的皮肤伸展时温度传感器可以移动。温度传感器177可以通过柔性连接件耦接至温度传感器电路144，该柔性连接件包括导线、屏蔽导线、非屏蔽导线、柔性电路或柔性PCB中的至少一种。温度传感器可以贴附至透气带，例如通过凝胶盖中的切口进行这样的贴附，其中温度传感器被定位成远离凝胶垫。可以在例如温度传感器附近安置热流传感器，以测量到达凝胶盖的热通量。
附着设备包括被配置成通过透气带110T中的孔耦合至组织的电极112A、112B、112C和112D。电极112A、112B、112C和112D可以以许多方式制造，例如印在柔性连接器112F上，诸如聚氨酯上的银墨。在一些实施方案中，电极可以包括充炭ABS塑料、Ag/AgCl、银、镍或导电丙烯酸带中的至少一种。电极可以具有许多几何形状以接触皮肤，例如正方形、环形、长圆形、星形、多边形或圆形中的至少一种。在具体实施方案中，跨过每个电极的宽度的尺寸在约002"至约0.050"的范围内。在具体实施方案中，两个内侧电极可以包括推动(force，力)电极或电流电极，使得中心到中心间距在约20至约50mm的范围内。在具体实施方案中，两个外侧电极可以包括测量电极，例如电压电极，并且在相邻的电压和电流电极之间的中心到中心间距在约15mm至约35mm的范围内。因此，在许多实施方案中，内部电极之间的间距可能大于内部电极与外部电极之间的间距。
在许多实施方案中，凝胶114A或凝胶层包括水凝胶，该水凝胶位于电极112A上并且在皮肤与电极之间提供导电接口，以便减少电极/皮肤界面之间的阻抗。凝胶可以包括水、甘油和电解液、药剂，上述药剂诸如为β阻滞剂、血管紧张素转化酶抑制剂、利尿剂、炎症用类固醇、抗生素和抗真菌剂。凝胶114A、114B、114C和114D可以分别位于电极112A、112B、112C和112D之上，以便将电极耦合至患者的皮肤。包括电极的柔性连接器112F可以从凝胶盖下方延伸至PCB，以连接至PCB和/或PCB上支撑的部件。例如，柔性连接器112F可以包括用以提供应变消除的柔性连接器122A。
可以在包括透气带的贴片110上安置凝胶盖180或凝胶盖层，例如聚氨酯无纺带，以抑制凝胶114A-114D流过透气带110T。凝胶盖180可以包括聚氨酯、聚乙烯、聚烯烃、人造纤维、PVC、硅树脂、无纺材料、泡沫或膜中的至少一种。凝胶盖180可以包括粘合剂，例如丙烯酸酯压敏粘合剂，以将凝胶盖附着至附着贴片110。在许多实施方案中，凝胶盖可以调节电极附近的凝胶的水分，以便防止例如来自患者沐浴的过多水分渗透电极附近的凝胶。可以在凝胶盖180之上安置PCB层例如柔性PCB 120，或柔性PCB层，其中电子部件130连接和/或安装至柔性PCB 120，例如安装在柔性PCB上，以便包括设置在柔性PCB层上的电子装置层。在许多实施方案中，凝胶盖可以避免从凝胶例如朝向电子装置和/或PCB模块释放多余水分。在许多实施方案中，凝胶盖的厚度在约0.0005"至约0.020"的范围内。在许多实施方案中，凝胶盖180可以从凝胶的边缘向外延伸约0-20mm。凝胶层180和透气带110T包括孔180A、180B、180C和180D，电极112A-112D通过这些孔暴露于凝胶114A-114D。
在许多实施方案中，设备100包括印刷电路，例如PCB模块，该PCB模块包括其上安装有电子部件的至少一个PCB。印刷电路可以包括其上印刷有银迹线的聚酯膜。可以在柔性PCB 120上安装具有电子部件的刚性PCB 120A、120B、120C和120D。在许多实施方案中，PCB模块包括其中安装有相关联部件的两个刚性PCB模块，并且这两个刚性PCB模块通过柔性电路例如柔性PCB连接。在具体实施方案中，PCB模块包括已知的刚性FR4型PCB和包括已知的聚酰亚胺型PCB的柔性PCB。可以在柔性PCB和电子部件之上安置电池150。电池150可以包括可以移除和/或再充电的可充电电池。可以在电池、电子部件和柔性PCB之上安置盖162。在具体实施方案中，PCB模块包括具有柔性互连件的刚性PCB，以允许设备随患者移动而弯曲。柔性PCB模块的几何形状可以包括许多形状，例如长圆形、椭圆形、蝶形、狗骨形、哑铃形、圆形、正方形、具有圆角的长方形或具有圆角的多边形中的至少一种。在具体实施方案中，柔性PCB模块的几何形状包括狗骨形或哑铃形中的至少一种。PCB模块可以包括具有可以位于凝胶盖180之上的柔性PCB 120以及连接和/或安装至柔性PCB 120的电子部件130的PCB层。在许多实施方案中，附着设备可以针对有限的灵活性包括分段式内部部件例如PCB。
在许多实施方案中，电子装置壳体160封装电子装置层。电子装置壳体160可以包括封装件诸如浸渍涂层，该封装件可以包括防水材料，例如硅树脂、环氧、其他粘合剂和/或密封剂。在许多实施方案中，PCB封装件保护PCB和/或电子部件免受水分和/或机械力。封装件可以包括硅树脂、环氧、其他粘合剂和/或密封剂。在一些实施方案中，电子装置壳体可以包括金属和/或塑料壳体，并且用前述密封剂和/或粘合剂封闭。
在许多实施方案中，盖162可以包住柔性PCB、电子装置和/或附着贴片110，以便至少保护电子部件和PCB。在一些实施方案中，可以用在盖162的下侧的粘合剂164或粘合剂116B将盖162附着至附着贴片110。在许多实施方案中，盖162用粘合剂116B附接至附着贴片110，并且盖162用在电子装置壳体的上表面上的粘合剂161附着至PCB模块。盖162可以包括：许多已知的生物相容盖材料，例如硅树脂；外聚合物盖，以提供平滑的轮廓而不限制柔韧性；透气织物或透气防水盖。在一些实施方案中，透气织物可以包括聚酯、尼龙、聚酰胺和/或氨纶(SpandexTM)。与本发明的实施方案相关的工作表明，对于防止电极附近的凝胶有过多水分，以及对于将水分从身体移除以便为患者提供舒适度，这些涂层是重要的。
在许多实施方案中，可以用粘合剂116B将盖162附接至附着贴片110，使得当附着贴片110随患者的皮肤伸展和/或收缩时，盖162进行伸展和/或收缩。例如，盖162和附着贴片110可以沿附着贴片的长度和宽度两个维度随患者的皮肤伸展，并且沿长度的伸展可以增加电极之间的间距。由于贴片可以随皮肤移动，因此盖和附着贴片110的伸展可以延长贴片附着至皮肤的时间。电子装置壳体160可以是平滑的，并且允许透气盖162在电子装置壳体160上滑动，使得运动和/或伸展的盖162与壳体160滑动地耦接。PCB可以与包括透气带110T的附着贴片110滑动地耦接，使得当透气带附接至患者的皮肤时，透气带可以随患者的皮肤伸展，例如沿包括长度和宽度的两个维度伸展。
透气盖162和附着贴片110包括透气带，该透气带可以被配置成使至少一个电极耦合至皮肤持续达至少一周，以便测量患者的呼吸。透气带可以包括具有粘合剂的可伸展透气材料，并且透气盖可以包括连接至上述透气带的可伸展透气材料，使得附着贴片和盖二者均可以随患者的皮肤伸展。箭头182示出了附着贴片110的伸展，附着贴片的伸展可以是沿患者皮肤的表面的至少两个维度的伸展。如上所述，PCB 130与电极112A-112D之间的连接器122A-122D可以包括绝缘导线，这些绝缘导线在PCB与电极之间提供应变消除，使得当包括透气带的附着贴片伸展时，电极可以随附着贴片移动。箭头184示出了盖162的伸展，盖的伸展可以是沿患者皮肤的表面的至少两个维度的伸展。
PCB 120可以在中心部分例如单个中心位置处附着至包括透气带110T的附着贴片110，使得附着贴片110可以在该中心区域周围伸展。中心部分的大小可以被设置成使得PCB与透气带的附着对上述织物盖、透气带和凝胶盖的复合模量的模量没有实质性影响。例如，附着至贴片的中心部分可以小于约100mm2，例如具有的尺寸包括不超过贴片110面积的约10％，使得贴片110可以随患者的皮肤伸展。电子部件130、PCB 120和电子装置壳体160耦接在一起，并且设置在附着贴片110的可伸展透气材料与盖160的可伸展透气材料之间，以便允许附着贴片110和盖160一起伸展，而电子部件130、PCB 120和电子装置壳体160基本上不伸展(即使有的话)。电子装置壳体160、PCB 120和电子部件130的这种去耦可以允许包括透气带的附着贴片110随患者的皮肤移动，使得附着贴片可以保持附着至皮肤达至少一周的延长时间。
气隙169可以从附着贴片110延伸至电子模块和/或PCB，以便为患者提供舒适度。气隙169允许附着贴片110和透气带110T保持柔软，并且以使PCB 120和电子部件130最小程度折曲和/或弯曲的方式随患者的皮肤移动例如弯曲，如箭头186所指示的。利用气隙169与透气带110T分离开的PCB 120和电子部件130可以允许皮肤将水分作为水蒸汽通过透气带、凝胶盖和透气盖释放出去。这种水分从皮肤通过气隙的释放可以最小化并且甚至可以避免例如当患者出汗或淋浴时的多余水分。隙169以在约0.25mm至约4mm的范围内的距离从附着贴片110延伸到电子模块和/或PCB。
在许多实施方案中，附着设备包括贴片部件和至少一个电子模块。贴片部件可以包括附着贴片110，该附着贴片包括具有粘合涂层116A的透气带、至少一个电极例如电极112A、以及凝胶114A。至少一个电子模块可以与贴片部件分离。在许多实施方案中，至少一个电子模块包括柔性PCB 120、电子部件130、电子装置壳体160和盖162，使得柔性PCB、电子部件、电子装置壳体和盖能够重复使用和/或能够移除，以用于再充电和数据传输，例如如上文所描述的。在具体实施方案中，电子模块可以以可释放连接件例如以VelcroTM——一种已知的钩和环连接件——附着至贴片部件，和/或直接吸附到电极。在2009年3月19日公开的美国公开号2009-0076345-A1中描述了用多个附着贴片在长时间段内进行监测，其全部公开内容在之前已通过引用并入本文，并且其附着贴片和方法适用于根据本文描述的实施方案的组合。
图10A所示的附着设备100可以包括X轴、Y轴和Z轴，以用于确定附着设备100和/或患者P的定向。电子部件130可以包括3D加速度计。由于附着设备100的加速度计可以对重力敏感，因此可以例如当患者站立时测量贴片相对于患者的轴线的倾斜度。当相对于附着设备100的X轴、Y轴和/或X轴进行测量时，来自3D加速度计的矢量可以用于确定附着在患者上的贴片的测量轴线的定向，并且可以用于确定患者的角度，例如患者是水平躺着的还是竖直站立的。
图10B示出了在附着贴片110之上的PCB和电子部件。在一些实施方案中，PCB 120例如柔性PCB可以用连接器122A、122B、122C和122D分别连接到图10B的电极112A、112B、112C和112D，并且可以包括延伸至连接器122A、122B、122C和122D的迹线123A、123B、123C和123D。在一些实施方案中，连接器122A-122D可以包括在PCB和电极之间提供应变消除的绝缘导线和/或具有导电墨的膜。
电子部件130包括用以进行生理测量、将数据传输到中间设备14(图1中示出)以及从中间设备14接收命令和/或时间信号的部件。在许多实施方案中，电子部件130可以包括已知的低功率电路，例如互补金属氧化物半导体(CMOS)电路部件。电子部件130包括温度传感器、活动传感器和活动电路134、阻抗电路136和心电图电路例如ECG电路138。在一些实施方案中，电子电路130可以包括用于检测来自患者体内的音频信号诸如心音或呼吸音的麦克风和麦克风电路142。
活动传感器和活动电路134可以包括许多已知的活动传感器和电路。在许多实施方案中，加速度计包括压电式加速度计、电容式加速度计或机电式加速度计中的至少一种。加速度计可以包括3轴加速度计以在三个维度上测量患者的倾斜度、位置、定向或加速度中的至少一个。与本发明的实施方案相关的工作表明，当与来自其他传感器的数据例如水合作用数据结合时，对患者和相关联位置例如坐、站立、躺下的三维定向是非常有用的。另外，阻抗电路136可以生成水合作用数据和呼吸数据二者。这些生理参数可以与所测量的EKG信号结合使用，以确定是否应该针对病症诸如长QT综合征对跳动段进行分析，并且这些生理参数可以与所测量的QT间期结合使用以来诊断潜在病症。
在许多实施方案中，阻抗电路136以四极配置电连接至图10A中的电极112A、112B、112C和112D，使得电极112A和112D包括由电流驱动的外电极并且包括推动电流通过组织的推动电极。在电极112A和112D之间输送的电流在电极112B和112C之间生成可测量的电压，使得电极112B和112C包括响应于来自推动电极的电流来感测和/或测量电压的内感测电极。在一些实施方案中，电极112B和112C可以包括推动电极，并且电极112A和112D可以包括感测电极。由感测电极测量的电压可以用于测量患者的阻抗，并确定患者的呼吸率和/或水合作用。在许多实施方案中，阻抗电路136可以被配置成确定患者的呼吸。在具体实施方案中，阻抗电路可以25Hz的间隔测量水合作用，例如使用以约0.5kHz至约20kHz的频率进行的阻抗测量来以25Hz的间隔例如测量水合作用。
ECG电路138可以以许多方式从电极112A、112B、112C和112D中的两个或更多个生成心电图信号和数据。在一些实施方案中，ECG电路138连接到内电极112B和122C，内电极可以包括上述阻抗电路的感测电极。在许多实施方案中，ECG电路可以在电流没有通过电极112A和112D时从电极112A和112D测量ECG信号。
电子电路130可以包括处理器146，该处理器可以被配置成控制对来自阻抗电路、心电图电路和加速度计的数据的采集、分析和/或传输。处理器146包括有形介质，例如只读存储器(ROM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM)和/或随机存取存储器(RAM)。电子电路130可以包括实时时钟和频率发生器电路148。在一些实施方案中，处理器146可以包括频率发生器和实时时钟。在许多实施方案中，设备100包括分布式处理器系统，例如设备100上具有多个处理器。
在许多实施方案中，电子部件130包括无线通信电路132，以与中间设备14(图1中示出)通信。PCB 120可以包括天线，以促进无线通信。天线可以与PCB 120集成一体或者可以单独耦接至PCB。无线通信电路可以耦接至阻抗电路、心电图电路和加速度计，以利用通信协议向远程中心传输水合作用信号、心电图(EKG)信号或活动/倾斜信号中的至少一个。在具体实施方案中，无线通信电路132被配置成将水合作用信号、心电图信号和倾斜信号直接地或通过中间设备14(图1中示出)传输至远程监测系统16(也在图1中示出)。通信协议包括蓝牙、紫峰、WiFi、WiMAX、IR、幅度调制或频率调制中的至少一种。在许多实施方案中，通信协议包括双向协议，使得远程中心能够发出命令，以控制数据采集。
在许多实施方案中，电极用柔性连接件例如柔性PCB 120的迹线123A、123B、123C和123D连接至PCB，以便在电极112A、112B、112C和112D与PCB之间提供应变消除。在这样的实施方案中，电极相对于电子模块例如其上安装有电子部件的刚性PCB 120A、120B、120C和120D的运动不会危害电极/水凝胶/皮肤接触的整体性。在许多实施方案中，柔性连接件包括导线、屏蔽导线、非屏蔽导线、柔性电路或柔性PCB中的至少一种。在具体实施方案中，柔性连接件可以包括具有回路的绝缘非屏蔽导线，以允许PCB模块相对于电极独立运动。
可能的实施方案的讨论
以下是对本发明的可能实施方案的非排他性描述。
在一种实施方案中，监测系统测量患者的QT间期。监测系统包括第一监测设备和QT间期测量模块。第一监测设备可以在第一位置附着至患者，该第一监测设备监测与患者相关联的第一心电图(EKG)信号。QT间期测量模块被配置成从第一监测设备接收第一EKG信号，其中QT间期测量模块识别所接收的第一EKG信号内的每个跳动的QRS波群属性和心率属性；基于所识别的QRS波群属性和心率属性定位每个跳动的T波终点(iToff)；在所接收的第一EKG信号内选择由适合于QT间期测量的多个跳动构成的合格跳动段；以及基于关于每个跳动所识别的QRS波群属性和T波终点来测量合格跳动段内的QT间期。
前述段落的监测系统可以可选地、另外地和/或可替选地包括下述特征、配置和/或额外部件中的任何一个或多个。
例如，前述段落的监测系统可以识别QRS波群属性，诸如QRS波峰(iRpk)和QRS起点(iRon)属性。
另外，监测系统可以基于所识别的QRS波峰(iRpk)和T波终点(iToff)之间的间期计算QT间期。
另外，监测系统可以通过使用所识别的患者的心率和查找表来估计在其中搜索T波终点的T波终点窗，从而定位每个跳动的T波终点。
另外，监测系统可以识别在限定的T波终点窗内的最小值和最大值，并使用所识别的最小值和最大值来检测关于每个跳动的T波终点。
另外，监测系统可以通过选择连续数量的无噪声跳动来选择合格跳动段，其中，所需跳动的数量由阈值设置。
另外，监测系统可以将QT间期测量模块定位在中间设备中，该中间设备包括用于执行存储在计算机可读介质中的指令的处理器以及用于从第一监测设备接收第一EKG信号的天线。
另外，系统的QT间期测量模块可以响应于检测到长QT间期生成警报。
另外，QT间期测量模块可以向远程监测中心提供所生成的警报和所接收的第一EKG信号。
在另一实施方案中，监测系统测量患者的QT间期，并包括：第一监测设备，该第一监测设备在第一位置附着至患者，监测与患者相关联的第一心电图(EKG)信号；以及第二监测设备，该第二监测设备在与第一位置不同的第二位置附着至患者，监测与患者相关联的第二EKG信号。监测系统还包括QT间期测量模块，该QT间期测量模块被配置成分别从第一监测设备和第二监测设备接收第一EKG信号和第二EKG信号，其中，QT间期测量模块。QT间期测量模块识别与第一EKG信号相关联的第一属性以及与第二EKG信号相关联的第二属性。另外，QT间期测量模块可以在所接收的第一EKG信号和第二EKG信号内选择由适合于QT间期测量的多个跳动构成的合格跳动段，并且基于与第一EKG信号相关联的第一属性和与第二EKG信号相关联的第二属性的组合来测量合格跳动段内的QT间期。
前述段落的监测系统可以可选地、另外地和/或可替选地包括下述特征、配置和/或额外部件中的任何一个或多个。
另外，与第一EKG信号相关联的第一属性可以包括QRS波群的起点(iRon_a)和QRS波群波峰(iRpk_a)，并且其中与第二EKG信号相关联的第二属性可以包括QRS波群波峰(iRpk_b)和T波终点(iToff_b)。
另外，由监测系统测量的QT间期可以基于式：iQT＝(iRpk_a-iRon_a)+(iToff_b-Rpk_b)。
另外，监测系统的第一监测设备和第二监测设备可以从外部源接收时间信息，其中第一EKG信号和第二EKG信号包括基于所接收的时间信息的时间戳。
另外，第一EKG信号和第二EKG信号可以基于与两个EKG信号相关联的时间戳对准。
另外，可以在第一EKG信号内选择合格跳动，并且可以在第二EKG信号内进行搜索，以定位可以与第一EKG信号内的合格跳动对准的合格跳动段。
另外，第一EKG信号内的合格跳动与第二EKG信号内的合格跳动之间的对准可以基于包括对准的QRS波峰之间的最小阈值时间间期以及跳动段内对准的波峰的百分比中的一个或多个的标准。
另外，QT间期测量模块可以位于中间设备中，该中间设备包括用于执行存储在计算机可读介质中的指令的处理器以及用于从第一监测设备接收第一EKG信号的天线。
另外，QT间期测量模块可以响应于检测到长QT间期生成警报。
另外，QT间期测量模块可以向远程监测中心提供所生成的警报和所接收的第一EKG信号。
在另一实施方案中，提供了一种自动监测患者的QT间期的方法。该方法包括在第一附着设备和第二附着设备处接收全球时间信息。使用在第一导联位置贴附至患者的第一附着设备测量第一心电图(EKG)信号，并且基于所接收的全球时间信息将时间戳与第一EKG信号相关联。该方法还包括使用在第二导联位置贴附至患者的第二附着设备测量第二EKG信号，并且基于所接收的全球时间信息将时间戳与第二EKG信号相关联。将分别来自第一附着设备和第二附着设备的所测量的第一EKG信号和第二EKG信号以及时间戳信息传送至处理器系统，并且基于第一EKG信号和第二EKG信号计算QT间期，其中，基于从第一EKG信号得出的QRS起点信息和从第二EKG信号得出的T波终点信息计算QT间期。
前述段落的方法可以可选地、另外地和/或可替选地包括下述特征、步骤、配置和/或额外部件中的任何一个或多个。
另外，该方法可以包括将所计算出的QT间期与阈值进行比较，以检测QT间期的延长。
另外，该方法可以包括响应于检测到延长的QT间期生成作为处理器系统的输出提供的警报。
另外，该方法可以包括在所测量的第一EKG信号内选择对于估计QT间期而言合格的跳动串，其中，选择既符合噪声水平阈值又符合心率变化阈值的合格跳动串。
另外，心率变化阈值可以被识别为第一跳动串内最高心率与最低心率之间的差低于每分钟五次跳动。
另外，该方法可以包括其中将第一附着设备定位于患者的腹部，并且将第二附着设备以与第一设备成四十五度的角度的方式定位于患者的胸部。
另外，基于所选择的合格跳动计算QT间期的步骤可以由下式限定：iQT＝(iRpk_a-iRon_a)+(iToff_b-iRpk_b)，其中，iQT是QT间期，iRpk_a是与第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰，iRon_a是与第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波群的起点，iToff_b是与第二EKG信号相关联的合格跳动的T波终点，以及iRpk_b是与第二EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰。
在另一实施方案中，检测QT间期的方法包括从以第一导联配置位于患者的腹部上的第一设备接收第一心电图(EKG)信号，并从以第二导联配置且相对于第一设备成限定角度地位于患者的胸部上的第二设备接收第二EKG信号。该方法还可以包括检测关于第一EKG信号的QRS起点和QRS波峰信息以及关于第二EKG信号的QRS波峰和T波终点信息。该方法还可以包括将与所测量的第一EKG信号相关联的多个第一跳动和与第二EKG信号相关联的多个第二跳动进行匹配，以将多个第一跳动的QRS波峰与多个第二跳动的QRS波峰对准。该方法还可以包括基于与第一EKG信号相关联的所检测到的QRS起点信息和与第二EKG信号相关联的T波终点信息来计算QT间期。
前述段落的方法可以可选地、另外地和/或可替选地包括下述特征、步骤、配置和/或额外部件中的任何一个或多个。
另外，该方法可以包括基于所计算出的QT间期检测QT间期的异常。
另外，该方法可以包括将与所测量的第一EKG信号相关联的多个第一跳动和与第二EKG信号相关联的多个第二跳动进行匹配，并且可以包括识别第一EKG信号中具有可接受心率变化的第一跳动串。该方法还可以包括将第二EKG信号中的第二跳动串与第一EKG信号中所识别出的第一跳动串进行匹配，并且在匹配的跳动串内选择一个或多个合格跳动，其中合格跳动的前面是位于匹配跳动串的无噪声段中的QRS匹配跳动。
该方法还可以包括其中将可接受心率变化识别为第一跳动串内最高心率与最低心率之间的差低于每分钟五次跳动。
该方法还可以包括其中，将第二心电图信号中的第二跳动串与第一跳动串进行匹配包括对心率图案进行匹配。
该方法还可以包括其中选择第二跳动串以匹配第一跳动串中提供的心率。
该方法还可以包括其中，基于所选择的合格跳动计算QT间期由下式限定：iQT＝(iRpk_a-iRon_a)+(iToff_b-iRpk_b)，其中，iQT是QT间期，iRpk_a是与第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰，iRon_a是与第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波群的起点，iToff_b是与第二EKG信号相关联的合格跳动的T波终点，以及iRpk_b是与第二EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰。
虽然已参考示例性实施方案对本发明进行了描述，但本领域技术人员将理解，在不偏离本发明的范围的情况下可以做出各种改变，并且可以用同等物替换其中的元件。此外，在不偏离本发明基本范围的情况下，可以做出许多修改，以使特定的情况或材料适应本发明的教示。因此，意在表明本发明并不限于所公开的具体实施方案，而是本发明将包括落入随附权利要求范围内的所有实施方案。

Claims (18)

1.一种用于测量患者的QT间期的监测系统，所述监测系统包括：
至少一个监测设备，所述监测设备在第一位置附着至患者，监测与所述患者相关联的第一心电图(EKG)信号；
QT间期测量模块，所述QT间期测量模块被配置成从第一监测设备接收所述第一EKG信号，其中，所述QT间期测量模块：
识别所接收的第一EKG信号内每个跳动的第一QRS波群属性和心率属性；
基于所识别的QRS波群属性和心率属性定位每个跳动的T波终点(iToff)；
在所接收的所述第一EKG信号内选择由适合于QT间期测量的多个跳动构成的合格跳动段；以及
基于关于每个跳动所识别的QRS波群属性和T波终点来测量所述合格跳动段内的QT间期。
2.根据权利要求1所述的监测系统，其中，QRS波群属性的识别包括QRS波峰(iRpk)和QRS起点(iRon)属性，并且其中，所述QT间期被计算为所述QRS波峰(iRpk)与所述T波终点(iToff)之间的间期。
3.根据任一前述权利要求所述的监测系统，其中，定位每个跳动的T波终点包括使用所述患者的所识别的心率和查找表来估计在其中搜索所述T波终点的T波终点窗，其中，在所限定的T波终点窗内的最小值和最大值被识别和使用来检测关于每个跳动的所述T波终点。
4.根据任一前述权利要求所述的监测系统，其中，对所述合格跳动段的选择包括选择连续数量的无噪声跳动，其中，所需跳动的数量由阈值设置。
5.根据权利要求1所述的监测系统，还包括在与所述第一位置不同的第二位置附着至患者的第二监测设备，所述第二监测设备监测与所述患者相关联的第二EKG信号，其中，所述QT间期测量模块被配置成从所述第二监测设备接收所述第二EKG信号。
6.根据权利要求5所述的监测系统，其中，与所述第一EKG信号相关联的第一QRS属性包括QRS波群的起点(iRon_a)和QRS波群波峰(iRpk_a)，并且其中，所述QT测量模块识别与所述第二EKG信号相关联的第二属性，所述第二属性包括QRS波群波峰(iRpk_b)和T波终点(iToff_b)。
7.根据权利要求6所述的监测系统，其中，所述QT间期是基于下式测量的：iQT＝(iRpk_a-iRon_a)+(iToff_b-Rpk_b)。
8.根据权利要求5至7所述的监测系统，其中，所述第一监测设备和所述第二监测设备二者从外部源接收时间信息，其中，第一EKG信号和第二EKG信号包括基于所接收的时间信息的时间戳，并且其中，所述第一EKG信号和所述第二EKG信号基于与两个EKG信号相关联的时间戳对准。
9.根据权利要求5至7所述的监测系统，其中，选择出所述第一EKG信号内的合格跳动，并且在所述第二EKG信号内进行搜索以定位能够与所述第一EKG信号内的所述合格跳动对准的合格跳动段，其中，所述第一EKG信号内的合格跳动与所述第二EKG信号内的合格跳动之间的对准基于包括对准的QRS波峰之间的最小阈值时间间期以及跳动段内对准的波峰的百分比中的一个或多个的标准。
10.根据任一前述权利要求所述的监测系统，其中，所述QT间期测量模块位于中间设备中，所述中间设备包括用于执行存储在计算机可读介质中的指令的处理器以及用于从所述第一监测设备接收所述第一EKG信号的天线。
11.根据任一前述权利要求所述的监测系统，其中，所述QT间期测量模块响应于检测到的长QT间期生成警报，并向远程监测中心提供至少所生成的警报。
12.一种自动检测患者的QT间期的方法，所述方法包括：
从以第一导联配置位于患者的腹部上的第一设备接收第一心电图(EKG)信号；
从以第二导联配置且相对于所述第一设备成限定角度地位于所述患者的胸部上的第二设备接收第二EKG信号；
检测关于所述第一EKG信号的QRS起点和QRS波峰信息以及关于所述第二EKG信号的QRS波峰和T波终点信息；
将与所测量的第一EKG信号相关联的多个第一跳动和与所述第二EKG信号相关联的多个第二跳动进行匹配，以将所述多个第一跳动的QRS波峰与所述多个第二跳动的QRS波峰对准；以及
基于检测到的与所述第一EKG信号相关联的QRS起点信息和与所述第二EKG信号相关联的T波终点信息来计算QT间期。
13.根据权利要求13所述的方法，其中，将与所测量的第一EKG信号相关联的所述多个第一跳动和与所述第二EKG信号相关联的所述多个第二跳动进行匹配包括：
识别所述第一EKG信号中具有可接受心率变化的第一跳动串；
将所述第二EKG信号中的第二跳动串与在所述第一EKG信号中所识别的所述第一跳动串进行匹配；以及
在匹配的跳动串内选择一个或多个合格跳动，其中，所述合格跳动的前面是位于所述匹配的跳动串的无噪声段中的QRS匹配跳动；
14.根据权利要求13所述的方法，其中，将可接受心率变化识别为所述第一跳动串内最高心率与最低心率之间的差低于每分钟五次跳动。
15.根据权利要求13或14所述的方法，其中，将所述第二心电图信号中的第二跳动串与所述第一跳动串进行匹配包括匹配心率图案，其中，所述第二跳动串被选择以匹配所述第一跳动串中提供的心率。
16.根据权利要求12所述的方法，还包括在第一附着设备和第二附着设备处接收全球时间信息，其中，基于所接收的全球时间信息将时间戳与所述第一EKG信号和所述第二EKG信号相关联，其中，与所述第一EKG信号和第二EKG信号相关联的所述时间戳用于将所述第一EKG信号与所述第二EKG信号进行匹配。
17.根据权利要求12至16所述的方法，其中，基于所选择的合格跳动计算QT间期由下式限定：iQT＝(iRpk_a-iRon_a)+(iToff_b-iRpk_b)，其中，iQT是所述QT间期，iRpk_a是与所述第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰，iRon_a是与所述第一EKG信号相关联的合格跳动的QRS波群的起点，iToff_b是与所述第二EKG信号相关联的合格跳动的T波终点，以及iRpk_b是与所述第二EKG信号相关联的合格跳动的QRS波峰。
18.根据权利要求12至17所述的方法，还包括：将所计算出的QT间期与阈值进行比较，以检测所述QT间期的延长；以及响应于检测到的延长的QT间期生成作为处理器系统的输出提供的警报
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108209904A (zh) * 2017-12-26 2018-06-29 山东农业大学 一种获得成年中华田园犬心电图标准参数范围的方法
CN111493860A (zh) * 2017-09-22 2020-08-07 先健科技(深圳)有限公司 腔内心电信号处理与显示的方法以及具有该功能的临时心脏起搏器
CN113518586A (zh) * 2019-03-22 2021-10-19 坦佩雷大学成立 用于qt校正的设备和方法
CN115813404A (zh) * 2023-02-15 2023-03-21 深圳市美林医疗器械科技有限公司 一种快速筛选具有临床诊断价值的心电图的方法与装置
CN111493860B (zh) * 2017-09-22 2024-06-04 先健科技(深圳)有限公司 腔内心电信号处理与显示的方法以及具有该功能的临时心脏起搏器

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20170193181A1 (en) * 2015-12-31 2017-07-06 Cerner Innovation, Inc. Remote patient monitoring system
US10143395B2 (en) 2016-09-28 2018-12-04 Medtronic Monitoring, Inc. System and method for cardiac monitoring using rate-based sensitivity levels
US10159423B2 (en) 2016-09-28 2018-12-25 Medtronic Monitoring, Inc. System and method for cardiac monitoring using adaptive sensitivity/specificity levels
US10292611B2 (en) 2016-11-01 2019-05-21 Medtronic Monitoring, Inc. System and method for onset/offset capture
CN110383349B (zh) * 2017-02-28 2022-12-30 开利公司 用于在与多个访问控制装置交互时捕获用户意图的体戴式装置
SG10201708876VA (en) * 2017-10-30 2019-05-30 Delta Electronics Intl Singapore Pte Ltd System And Method For Health Condition Monitoring
GB2590556B (en) * 2018-05-08 2022-09-14 Alivecor Inc Systems and methods of QT interval analysis
JP6984629B2 (ja) * 2018-05-16 2021-12-22 株式会社村田製作所 貼付型生体用デバイス
CN113116358B (zh) * 2019-12-30 2022-07-29 华为技术有限公司 心电图的显示方法、装置、终端设备和存储介质
US11589794B2 (en) * 2020-04-02 2023-02-28 Medtronic, Inc. Cardiac signal QT interval detection
US20210401349A1 (en) * 2020-06-26 2021-12-30 Alivecor, Inc. Two-lead qt interval prediction
US20230414153A1 (en) 2020-11-25 2023-12-28 Biotronik Se & Co. Kg Methods and Apparatuses for Determining a QT Interval of an ECG Signal
CN113080995B (zh) * 2021-03-17 2024-02-02 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 心动过速属性的识别方法、装置、设备和介质
US20230106359A1 (en) * 2021-09-24 2023-04-06 Biointellisense, Inc. Multi-use ecg system

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1163741A (zh) * 1996-04-26 1997-11-05 刘铁英 三导同步常规心电图综合测量时域指标与修正方法
US20100204599A1 (en) * 2009-02-10 2010-08-12 Cardionet, Inc. Locating fiducial points in a physiological signal
CN102389303A (zh) * 2011-08-02 2012-03-28 长春华讯信息科技有限公司 一种心电监护方法及装置
US20130131530A1 (en) * 2009-11-03 2013-05-23 Vivaquant Llc Method and Apparatus for Identifying Cardiac Risk
CN103417209A (zh) * 2013-08-29 2013-12-04 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 一种心电图特征选择方法

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1983003744A1 (en) 1982-04-23 1983-11-10 Reinhold Herbert Edward Jr Ambulatory monitoring system with real time analysis and telephone transmission
US5027824A (en) 1989-12-01 1991-07-02 Edmond Dougherty Method and apparatus for detecting, analyzing and recording cardiac rhythm disturbances
PT99981A (pt) 1991-01-07 1993-01-29 Beth Israel Hospital Processo para a deteccao diagnostico e localizacao de cancro em pacientes por ressonancia magnetica nuclear duma amostra de liquido
US5183051A (en) 1991-01-14 1993-02-02 Jonathan Kraidin Means and apparatus for continuously determining cardiac output in a subject
CA2540756C (en) 2000-04-18 2008-01-15 Motorola, Inc. Wireless system protocol for telemetry monitoring
US20040077941A1 (en) 2002-10-21 2004-04-22 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and system for image improvement with ECG gating and dose reduction in CT imaging
US8326407B2 (en) 2004-10-19 2012-12-04 University Of Washington Long-term monitoring for discrimination of different heart rhythms
US20090062671A1 (en) 2007-08-02 2009-03-05 Brockway Brian P Periodic sampling of cardiac signals using an implantable monitoring device
US20090076345A1 (en) 2007-09-14 2009-03-19 Corventis, Inc. Adherent Device with Multiple Physiological Sensors
AU2013267073B2 (en) 2008-05-07 2016-07-07 Cameron Health, Inc. Methods and Devices for Accurately Classifying Cardiac Activity
US8255043B2 (en) 2008-06-18 2012-08-28 Pacesetter, Inc. Methods and systems for analyzing T-wave alternans
US8433395B1 (en) * 2009-11-03 2013-04-30 Vivaquant Llc Extraction of cardiac signal data
US8897863B2 (en) 2012-05-03 2014-11-25 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Arrhythmia detection using hidden regularity to improve specificity
WO2014179544A1 (en) 2013-05-01 2014-11-06 Worcester Polytechnic Institute Detection and monitoring of atrial fibrillation

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1163741A (zh) * 1996-04-26 1997-11-05 刘铁英 三导同步常规心电图综合测量时域指标与修正方法
US20100204599A1 (en) * 2009-02-10 2010-08-12 Cardionet, Inc. Locating fiducial points in a physiological signal
US20130131530A1 (en) * 2009-11-03 2013-05-23 Vivaquant Llc Method and Apparatus for Identifying Cardiac Risk
CN102389303A (zh) * 2011-08-02 2012-03-28 长春华讯信息科技有限公司 一种心电监护方法及装置
CN103417209A (zh) * 2013-08-29 2013-12-04 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 一种心电图特征选择方法

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111493860A (zh) * 2017-09-22 2020-08-07 先健科技(深圳)有限公司 腔内心电信号处理与显示的方法以及具有该功能的临时心脏起搏器
CN111493860B (zh) * 2017-09-22 2024-06-04 先健科技(深圳)有限公司 腔内心电信号处理与显示的方法以及具有该功能的临时心脏起搏器
CN108209904A (zh) * 2017-12-26 2018-06-29 山东农业大学 一种获得成年中华田园犬心电图标准参数范围的方法
CN113518586A (zh) * 2019-03-22 2021-10-19 坦佩雷大学成立 用于qt校正的设备和方法
CN113518586B (zh) * 2019-03-22 2024-02-27 坦佩雷大学成立 用于qt校正的设备和方法
CN115813404A (zh) * 2023-02-15 2023-03-21 深圳市美林医疗器械科技有限公司 一种快速筛选具有临床诊断价值的心电图的方法与装置
CN115813404B (zh) * 2023-02-15 2023-09-05 深圳市美林医疗器械科技有限公司 一种快速筛选具有临床诊断价值的心电图的方法与装置

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