CN1098892A - 微分几何心电图计测方法 - Google Patents

微分几何心电图计测方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1098892A
CN1098892A CN 93115736 CN93115736A CN1098892A CN 1098892 A CN1098892 A CN 1098892A CN 93115736 CN93115736 CN 93115736 CN 93115736 A CN93115736 A CN 93115736A CN 1098892 A CN1098892 A CN 1098892A
Authority
CN
China
Prior art keywords
electrocardiogram
moment
loop
modulus
time
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN 93115736
Other languages
English (en)
Inventor
曲直
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Individual
Original Assignee
Individual
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Individual filed Critical Individual
Priority to CN 93115736 priority Critical patent/CN1098892A/zh
Publication of CN1098892A publication Critical patent/CN1098892A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Landscapes

  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

本发明涉及一种电脑心电计测方法，将导联电极 与人体接触，并与Frank导联相连，将毫伏级正交心 电信号输入给心电放大器并通过A/D转换器输入 给计算机进行处理，计算机对数字信号分别按15种 微分几何心电图数学模型计算程序、描记程序、屏显 程序、打印程序和计测程序运行，然后操作计算机对 病人心电图进行计测打印。

Description

本发明涉及一种电脑心电计测方法。
现有心电图计测仪有两大类，一类是常规12导联心电图计测仪，即ECG（Electrocardio-graphy）;另一类是向量心电图计测仪，即VCG（Vectorcardio-graphy）。这两类心电图计测仪各有优缺点。
ECG的优点是对12导联点处体表电位按时间轴展开，进行时间序列描记和分析;缺点是通过体表电位（场）的变化了解心脏电动势（源）的变化，这是很间接的。从心脏发出的电动势（源）到体表电位（场），中间经过二次投影，要丢掉许多信息。
VCG的优点是能直接地描记出心脏电动势（源）的变化，因此它对很多非心律失常类的心脏病的诊断率比ECG高，例如对心肌梗塞，ECG的诊断率为55%，VCG提高到92%，定位符合率ECG为31%，VCG提高到74%。这道理在于VCG直接描记的心电向量环是心脏发电形式的来源。
但是，VCG也存在着缺点，主要有两个方面，一方面现有的VCG对心电向量环只作大体几何形态的观测，未作各瞬间微分几何性状的计量。这就好象研究某一质点的机械运动，只作宏观位移的观测，不作瞬时速度和瞬时加速度的分析，这样对其运动行为的了解不可能是精细透彻的。另一方面的缺点是，现有的VCG对瞬间心电向量大小和方向的变化。只在一个周期内描绘成三个平面心电向量环，未按时间轴展开，因此它对心电向量各瞬间和各周期间的变化的时序分析不可能是充分的。正因为VCG现有技术存在上述两个方面的缺点，使它在心律失常这一大类心脏病的计测和诊断显得无能为力。
本发明目的是提供一种对人体心电向量环引用微分几何学特征量，按数学模型编写计算程序，按时间轴展开编写描记程序，按临床诊断和心电图报告的要求编写打印程序，得到15种微分几何心电图的微分几何心电图诊断方法。
本发明的技术内容及操作程序是这样实现的：
在计测原理方面，以微分几何学原理为基础，对心脏电动势空间心电向量环设计了10个微分几何学特征量;在描记技术方面，以Frank正交导联为基础，按数学模型和诊断指标编写计算程序，按时间轴展开编写描记程序，按临床心电图报告要求编写打印程序，这样描记出10种微分几何心电图;在仪器功能方面，本发明针对一些疑难心脏病设计了一系列具体的诊断指标，对一些疑难心脏病的诊断取得了优异的技术效果。
上述计测原理、描记技术和诊断功能这三个方面构成本发明的一套完整的总体技术方案，具体讲有以下10个发明点：
第1点：瞬间心电向量的大小是以空间心电向量环的形式随时间变化的。设空间心电向量环的矢量函数为
Figure 931157366_IMG38
（t），本发明设计其瞬间模量函数V（t）＝｜
Figure 931157366_IMG39
（t）｜描述心电向量环瞬间模量的大小，并将其按时间轴展开，形成｜
Figure 931157366_IMG40
（t）｜-t坐标曲线图，称之谓瞬间模量心电图（Instantaneous Modulus Electrocardiogram），英文缩写简称IMCG;
第2点：瞬间心电向量的方向也是随时间变化的，本发明设计了瞬间心电向量的单位矢量 （t）＝
Figure 931157366_IMG42
（t）/｜
Figure 931157366_IMG43
（t）｜描述瞬间心电向量的方向，并以方向余弦的反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG44
φ（t）、θ（t）→t坐标曲线图，称之谓瞬间方向心电图（Instantaneous Direction Electrocardiogram），英文缩写简称IDCG;
第3点：空间心电向量环各瞬间运行的速度有大有小，是随时间变化的，本发明设计了心电向量环的切向速度 ＝
Figure 931157366_IMG46
（t），以其模量u（t）＝｜
Figure 931157366_IMG47
（t）｜描述切向速率的大小，并将其按时间轴展开，形成｜
Figure 931157366_IMG48
（t）｜-t坐标曲线图，称之谓切向模量心电图（Tangential Volocity Modulus ElectroCardiogram），英文缩写简称TVMCG;
第4点：空间心电向量环各瞬间运行的切向速度的方向也是随时间变化的。本发明设计切向速度的单位矢量 0（t）＝
Figure 931157366_IMG50
（t）/｜ （t）｜描述切向速度的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴开，形成arccos
Figure 931157366_IMG52
0φ（t）、θ（t）→t坐标曲线图，称之谓切速方向心电图（Tangential Volocity Direction Elecfrco cardiogram），英文缩写简称TVDCG;
第5点：空间心电向量环每一瞬间弯曲的程度有大有小，是随时间变化的。本发明设计了空间心电向量环的曲率
Figure 931157366_IMG53
（t），以其模量c（t）＝｜
Figure 931157366_IMG54
（t）｜描述心电向量环各瞬间曲率的大小，并将其按时间轴展开，形成｜
Figure 931157366_IMG55
（t）｜-t坐标曲线图，称之谓曲率模量心电图（Curvature Modulus Electorcardiogram），英文缩写简称CMCG;
第6点：空间心电向量环各瞬间曲率的方向也是随时间变化的。本发明设计曲率的单位矢量
Figure 931157366_IMG56
＝
Figure 931157366_IMG57
（t）/｜
Figure 931157366_IMG58
（t）｜描述瞬间曲率的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG59
φ（t）、θ（t）-t坐标曲线图，称之谓曲率方向心电图（Curvature Direction Electroeardigram），英文缩写简称CDCG;
第7点：空间心电向量环每一瞬间均有偏离其密切平面的性质，各瞬间偏离密切平面的程度有大有小，是随时间变化的。本发明设计的心电向量环的挠率 （t），以其模量D（t）＝｜ （t）｜描述心电向量环各瞬间挠率的大小，并将其按时间轴展开，形成｜D（t）｜-t坐标曲线图，称之谓挠率模量心电图（Deflction Modulus Elecfroeardiogram），英文缩写简称DMCG;
第8点：空间心电向量环各瞬间挠率的方向也是随时间变化的。本发明设计挠率的单位矢量d0＝D（t）/｜D（t）｜描述瞬间挠率的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG62
φ（t）、θ（t）-t坐标曲线图，称之谓挠率方向心电图（Deflection direction Electrocardiogram），英文缩写简称DDCG;
第9点：空间心电向量环不仅在每一瞬间点上有微分几何的性状，而且在每一流动时间段上还有积分几何的性状，对心电向量矢量函数
Figure 931157366_IMG63
（t），不仅可在每一瞬间点上作微分计量，还可在每一流动时间段上作积分测算。本发明设计在流动时间段[t，t+10]上的积分函数
Figure 931157366_IMG64
（t）＝
Figure 931157366_IMG65
V（t）dt，流动时间t的变动范围由0到T-10，这里T是心电向量环的运行间期，单位取毫秒;这样定义的积分函数A（t）叫做心电向量环在时间段[t，t+10]上的电轴;这流动10ms间电轴的大小是随时间t变化的，取模量｜
Figure 931157366_IMG66
（t）｜描述这10ms间电轴的大小，并将其按时间轴展开，形成|
Figure 931157366_IMG67
（t）|-t坐标曲线图，称之谓电轴模量心电图（Electroaxis Modulus Electrocardiogram），英文缩写简称AMCG;
第10点：上述定义的流动10ms间电轴的方向也是随时间变化的。本发明设计
Figure 931157366_IMG68
（t）的单位矢量
Figure 931157366_IMG69
＝
Figure 931157366_IMG70
（t）/｜ （t）｜描述 （t）的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccosa0φ（t）、θ（t）-t坐标曲线图，称之谓电轴方向心电图（Electroaxis Direction ElectroCardiogram），英文缩写简称ADCG。
综上所述，这10种心电图，实际上有15个心电图，每一个方向心电图都有φ（t）-t和θ（t）-t两个心电图，这5个模量心电图和10个方向心电图，总共15个心电图统称之谓微分几何心电图-DGCG：
瞬间模量心电图——IMCG;
瞬间方向心电图——IDCGφ（t）和IDCGθ（t）;
切速模量心电图——TVMCG;
切速方向心电图——TVDCGφ（t）和TVDCGθ（t）;
曲率模量心电图——CMCG;
曲率方向心电图——CDCGφ（t）和CDCGθ（t）;
挠率模量心电图——DMCG;
挠率方向心电图——DDCGφ（t）和DDCGθ（t）;
电轴模量心电图——AMCG;
电轴方向心电图——ADCGφ（t）和ADCGθ（t）。
这15个微分几何心电图是本发明DGCG仪的主要内容。
本发明的计测技术方法在图1中给出
（1）与人体接触的总共七个导联电极：
A左腋、I右腋、F左下肢、H颈背偏右、E胸前正中、M背后正中、C45°分角线处。
（2）Frank导联体系，将这七个导联电极引出的心电信号输入给Frank导联体系，再由Frank导联体系输出三道正交心电图，±X输出Vx（t）、±y输出Vy（t）、±z输出Vz（t）。
（3）心电放大器，将mv级正交心电信号输入给心电放大器，放大到V级，放大几千倍后输入给A/D卡。
（4）A/D转换器，将模拟信号转换成数字信号，再输入给计算机。
（5）计算机，对输入的数字信号，按上述IMCG、IDCGφ（t）和IDCGθ（t），TVMCG，TVHCGφ（t）和TVDCGθ（t），CMCG，CDCGφ（t）和CDCGθ（t），DMCG，DDCGφ（t）和DDCGθ（t），AMCG，ADCGφ（t）和ADCGθ（t）等15个微分几何心电图的数学模型的计算程序进行计算，按描记程序和打印程序进行显示按诊断程序进行分析报告。
本发明DGCG的软件流程图在图2中给出
（1）开机后，根据菜单确定要计测的内容，输入患者姓名、性别、身高、体重、年龄等;
（2）采样、在屏幕上显示x、y、z三路正交心电信号;
（3）手动或自动识别P、QRS、ST、T各波段的特征点，包括起点和终点;
（4）根据需要，对选定的心电信号作软件滤波处理;
（5）按本发明的数学模型及诊断指标的计算程序以及模记程序及打印程序进行计算、分析、描记和打印;
（6）在屏幕上显示DGCG15种图形及心电向量环;
（7）将DGCG图形，有关的诊断数据及报告结果打印在记录纸上。
本发明具有以下优点：（1）如此鉴别诊断判别技术，对所属技术领域人员是可接受的，容易掌握的，具有可行性和实用性;（2）鉴别诊断效果非常显著，说明本发明的总体技术方案可取得非常好的技术效果，具有突破性;（3）DGCG仪与ECG和VCG仪相比具有全新性。
附图1为本发明计测技术方法框图。
附图2为本发明DGCG软件流程图。
附图3为本发明实施例DGCG软件流程图。
附图4为本发明x、y、z三道正交心电信号和心电向量环波形图。
附图5为本发明手动或自动识别P、QRS、ST、T各波段的特征点包括起点和终点波形图。
附图6为本发明对选定的心电信号作迭加滤波处理波形图。
附图7为本发明瞬间模量心电图，即IMCG图例。
实施例1：
根据发明内容，采取在图1中给出计测技术方法：
（1）导联电极，总共有七个：A左腋、I右腋、F左下肢、H颈背偏右、E胸前正中、M背后正中、C45°分角线。
（2）Frank导联体系，将A、I、F、H、E、M、C这七个导联电极引出的心电信号输入给Frank导联体系，再由Frank导联体系输出三道正交心电图，±x输出体表左右电位差波形Vx（t），±y输出体表上下电位差波形Vy（t），±z输出体表前后电位差波形Vz（t）。
（3）心电放大器，将毫伏mv级正交心电信号输入给心电放大器，放大几千倍后输入给A/D卡。本发明DGCG仪中心电放大器技术指标为：
放大倍数：可调，选档为200，500，1000，2000;
输出范围：±5V;
等模抑制比：CMRR＞100dB;
输入阻抗：＞100MΩ;
输出阻抗：1KΩ;
输入噪声：＜5μV;
电路漏电流：＜5μA;
耐电压：＞4000V;
时间常数：可调，选档为1S、3S、30S。
（4）A/D转换器，将模拟信号转换为数字信号，再输入给计算机，本发明DGCG中A/D卡的技术指标为：
转换芯片：DAC80，分辨率：12
精度：优于±1/2BIT（满量程）
采样频率：多通道33KHz（转换频率330ms）
模入通道：16单端;模入范围：±5V
输入阻抗：＞10MΩ
触发方式：软件触发、定时触发，加5253外部时钟;
工作方式：中断;采样：16通道准同时采样;
程控放大器：放大倍数为：0.5;1.0;2.0;5.0四档。
入口：AT标准插口;出口：于心电放大器相连。
（5）计算机，对输入的数字信号，按上述15个微分几何心电图数学模型计算程序、描记程序、屏显程序、打印程序和诊断程序进行运行。
本发明DGCG的软件流程图在图3中给出
（1）开机后，根据菜单确定操作项目和计测内容，以及输入患者姓名、性别、年龄、身高、体重等。
（2）采样，在屏幕上显示x、y、z三道正交心电信号和心电向量环。在图4中给出
（3）手动或自动识别P、QRS、ST、T各波段的特征点，包括起点和终点等，在图5中给出
（4）根据需要，对选定的心电信号作迭加滤波处理，在图6中给出
（5）按本发明DGCG仪的数学模型的计算程序和诊断程序进行计算和测量。
（6）在屏幕上显示DGCG仪15种心电波形，如下瞬间模量心电图，即IMCG图例：在图7中给出
（7）将DGCG心电图，基本计测数据表格的分析诊断结论的揭示，打印在记录纸上。
本发明从计测原理到程序软件，从描记技术到诊断指标，构成了一套完整的总体技术方案。通过检索证明，这套完整的总体技术方案是全新的。经过动物实验和临床测试证实，本发明主题和总体方案的技术效果是非常显著的。
关于心律失常对定性心动过速与室上性心动过速宽大QRS波的鉴别诊断，当前国际公认有三大难题：（1）室性心动过速与室上性心动过速伴预激综合症;（2）室性心动过速与室上性心动过速伴左、右束支传导阻滞;（3）房颤患者出现室内差异性传导（时间＞0.12秒）与室性早博。在临床上，这些鉴别诊断非常关键，弄反了会出现死亡事故。例如，已接受过洋地黄治疗的心脏病患者发生房颤，这时P波消失不能作为鉴别诊断的依据了，ECG只好把鉴别诊断的依据转换到异常QRS波上。在临床上对这异常QRS的判别很关键。如果这异常QRS波是室内差异性传导，说明洋地黄血药浓度没有过量，可以继续使用;如果这异常QRS波是定性早博，就可能是洋地黄中毒的早期表现，应立即停用，一旦判断有误，严重时会导致患者死亡。怎样准确、有效地鉴别房颤患者的室内差异性传导与室性早博？这一问题一直受到国内外学者的极大重视。提出许多诊断标准。有的鉴别诊断标准很繁杂，达七条之多，敏感性很低，有的提出用心电轴的方向角或异常波前R-R间期来作鉴别指标，可靠性很差。迄今，ECG和VCG对上述疑难的鉴别诊断没有根本解决。
本发明通过动物实验和临床测试，给出如下判别函数：
y1＝1.5x-0.77 y2＝8.6x-6.3
( 室早区 y1正常区 y2阻滞区 )/(y1=1.5x-0.77 y2=8.6x-6.3)
式中x＝△t（前）/△t（后）是模量极大点前后时间比，y＝Vmax（前）/｜Vmax（后）｜为模量导数先后极大值之比。判别步骤如下进行：第一步，根据患者的微分几何心电图DGCG，按定义测定x和y;第二步将测得的x代入判别函数，计算出y1和y2;第三步，鉴别诊断：如果y1<y<y2，则诊断为正常或室性早搏与心动过速伴有室内差异性传导;如果y<y1，则诊断为室性早搏与室性心动过速;如果y>y2，则诊断为完全性束支传导阻滞或室上性心动过速伴束支传导阻滞。用比判别函数在临床经12例患者检验，诊断符合率达100%。

Claims (1)

1、微分几何心电图计测方法，其特征在于：
(1)在人体上分别接触有七个导联电极；
(2)将这七个导联电极引出的心电信号输入给Frank导联体系，再由Frank导联体系输出三道正交心电图，±×输出体表左右电位差波形Vx(t)，±y输出体表上下电位差波形Vy(t)，±z输出体表前后电位差波形Vz(t)；
(3)将毫伏级正交心电信号输入给心电放大器，放大到V级后输入给A/D转换器；
(4)A/D转换器将模拟信号转换为数字信号，再输入给计算机进行数据处理；
(5)计算机对数字信号分别按下述微分几何心电图数学模型计算程序、描记程序、屏显程序、打印程序和计测程序运行；
a、瞬间心电向量的大小是以空间心电向量环的形式随时间变化，其瞬间模量函数V(t)=|V(t)|描述心电向量环瞬间模量的大小，并将其按时间轴展开，形成|V(t)|-t坐标曲线图，称之谓瞬间模量心电图，简称IMCG；
b、瞬间心电向量的方向也是随时间变化的，瞬间心电向量的单位矢量
Figure 931157366_IMG2
(t)=
Figure 931157366_IMG3
(t)/|
Figure 931157366_IMG4
(t)|描述瞬间心电向量的方向，并以方向余弦的反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG5
φ(t)、θ(t)→t坐标曲线图，称之谓瞬间方向心电图，简称IDCG；
c、空间心电向量环各瞬间运行的速度有大有小，并随时间变化，心电向量环的切向速度
Figure 931157366_IMG6
=
Figure 931157366_IMG7
(t)，以其模量υ(t)=|
Figure 931157366_IMG8
(t)|描述切向速率的大小，并将其按时间轴展开，形成|
Figure 931157366_IMG9
(t)|-t坐标曲线图，称之谓切向模量心电图，简称TVMCG；
d、空间心电向量环各瞬间运行的切向速度的方向也是随时间变化的，以切向速度的单位矢量 (t)=
Figure 931157366_IMG11
(t)/|
Figure 931157366_IMG12
(t)|描述切向速度的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴开，形成arccosv0φ(t)、θ(t)→t坐标曲线图，称之谓切速方向心电图，简称TVDCG；
e、空间心电向量环每一瞬间弯曲的程度有大有小，并随时间变化，空间心电向量环的曲率
Figure 931157366_IMG13
(t)，以其模量c(t)=| (t)|描述心电向量环各瞬间曲率的大小，并将其按时间轴展开，形成| (t)|-t坐标曲线图，称之谓曲率模量心电图，简称CMCG；
f、空间心电向量环各瞬间曲率的方向也是随时间变化的，以曲率的单位矢量
Figure 931157366_IMG16
=
Figure 931157366_IMG17
(t)/|
Figure 931157366_IMG18
(t)|描述瞬间曲率的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG19
φ(t)、θ(t)-t坐标曲线图，称之谓曲率方向心电图，简称CDCG；
g、空间心电向量环每一瞬间均有偏离其密切平面的性质，各瞬间偏离密切平面的程度有大有小，并随时间变化，心电向量环的挠率
Figure 931157366_IMG20
(t)，以其模量D(t)=|
Figure 931157366_IMG21
(t)|描述心电向量环各瞬间挠率的大小，并将其按时间轴展开，形成|
Figure 931157366_IMG22
(t)|-t坐标曲线图，称之谓挠率模量心电图，简称DMCG；
h、空间心电向量环各瞬间挠率的方向也是随时间变化的，挠率的单位矢量
Figure 931157366_IMG23
= (t)/| (t)|描述瞬间挠率的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展4开，形成arccos
Figure 931157366_IMG26
φ(t)、θ(t)-t坐标曲线图，称之谓挠率方向心电图，简称DDCG；
i、空间心电向量环不仅在每一瞬间点上有微分几何的性状，而且在每一流动时间段上还有积分几何的性状，对心电向量矢量函数
Figure 931157366_IMG27
(t)，不仅可在每一瞬间点上作微分计量，还可在每一流动时间段上作积分测算；在流动时间段[t，t+10]上的积分函数
Figure 931157366_IMG28
(t)= &Integral; t t + 10 (t)dt，流动时间t的变动范围由0到T-10，这里T是心电向量环的运行间期，单位取毫秒；这样定义的积分函数A(t)叫做心电向量环在时间段[t，t+10]上的电轴；这流动10ms间电轴的大小是随时间t变化的，取模量| (t)|描述这10ms间电轴的大小，并将其按时间轴展开，形成| (t)|-t坐标曲线图，称之谓电轴模量心电图，简称AMCG；
j、上述定义的流动10ms间电轴的方向也是随时间变化的； (t)的单位矢量
Figure 931157366_IMG33
=
Figure 931157366_IMG34
(t)/|
Figure 931157366_IMG35
(t)|描述
Figure 931157366_IMG36
(t)的方向，并以其方向余弦反函数的经纬角φ、θ为纵坐标，按时间轴展开，形成arccos
Figure 931157366_IMG37
φ(t)、θ(t)-t坐标曲线图，称之谓电轴方向心电图，简称ADCG；
(6)开机后，根据菜单确定操作项目和计测内容，以及输入患者姓名、性别、年龄、身高、体重参数；
(7)采样，在屏幕上显示X、Y、Z三道正交心电信号和心电向量环；
(8)手动或自动识别P、QRS、ST、T各波段的特征点，包括起点和终点；
(9)根据需要，对选定的心电信号作迭加滤波处理；
(10)按微分几何心电图数学模型的计算程序和计测程序进行计算和测量；
(11)在屏幕上显示微分几何心电图15种心电波形；
(12)将微分几何心电图，基本计测数据表格和分析诊断结论的揭示，打印在记录纸上。
CN 93115736 1993-08-14 1993-08-14 微分几何心电图计测方法 Pending CN1098892A (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN 93115736 CN1098892A (zh) 1993-08-14 1993-08-14 微分几何心电图计测方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN 93115736 CN1098892A (zh) 1993-08-14 1993-08-14 微分几何心电图计测方法

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1098892A true CN1098892A (zh) 1995-02-22

Family

ID=4991278

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN 93115736 Pending CN1098892A (zh) 1993-08-14 1993-08-14 微分几何心电图计测方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN1098892A (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100384370C (zh) * 2003-03-21 2008-04-30 比顿（北京）医用设备有限公司 以校正的正交心电图方式转换多种同步心电图导联方法
CN104939821A (zh) * 2014-03-27 2015-09-30 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 心电图波形峰值检测方法及系统
CN109512422A (zh) * 2018-09-25 2019-03-26 维灵（杭州）信息技术有限公司 一种ecg波形混乱程度计算方法
CN109864709A (zh) * 2019-01-29 2019-06-11 深圳市科曼医疗设备有限公司 一种心电向量环旋转方向判断方法和装置
CN110477905A (zh) * 2019-07-05 2019-11-22 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 宽qrs波群心动过速的识别方法、装置、设备及可读介质
CN111543979A (zh) * 2020-05-13 2020-08-18 许祥林 一种常规导联输出心电向量图的方法

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100384370C (zh) * 2003-03-21 2008-04-30 比顿（北京）医用设备有限公司 以校正的正交心电图方式转换多种同步心电图导联方法
CN104939821A (zh) * 2014-03-27 2015-09-30 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 心电图波形峰值检测方法及系统
CN109512422A (zh) * 2018-09-25 2019-03-26 维灵（杭州）信息技术有限公司 一种ecg波形混乱程度计算方法
CN109864709A (zh) * 2019-01-29 2019-06-11 深圳市科曼医疗设备有限公司 一种心电向量环旋转方向判断方法和装置
CN110477905A (zh) * 2019-07-05 2019-11-22 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 宽qrs波群心动过速的识别方法、装置、设备及可读介质
CN111543979A (zh) * 2020-05-13 2020-08-18 许祥林 一种常规导联输出心电向量图的方法
CN111543979B (zh) * 2020-05-13 2024-02-06 许祥林 一种常规导联输出心电向量图的方法

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2004530915A (ja) 核医学撮像における二重アイソトープ検査
US20100204552A1 (en) Apparatus for monitoring biological information
CN110558970A (zh) 一种用于穿戴式智能内衣的心电信号分析方法
CN103371814A (zh) 基于智能诊断的远程无线心电监护系统及特征提取方法
Weisner et al. A compact, microprocessor-based ECG ST-segment analyzer for the operating room
CN1098892A (zh) 微分几何心电图计测方法
CN102232829A (zh) 便携式智能测试仪
CN1043620A (zh) 便携式智能型心电监测仪
CN111449654A (zh) 肌电面膜及其使用方法
Matveev et al. Possibilities of signal-averaged orthogonal and vector electrocardiography for locating and size evaluation of acute myocardial infarction with ST-elevation
CN100389720C (zh) 便携式十二道同步心电图分析仪
JPH0366358A (ja) 生体信号計測装置
CN1079379A (zh) 一种新的胃肠电信号检测处理装置和方法
CN204246125U (zh) 一种心电工作站
CN209826717U (zh) 一种便携式心脏监测装置
CN211022740U (zh) 心音信号无线采集装置
KR900004899B1 (ko) 근전도(emg)신호 처리 시스템 electromyograph signal processing system
JP3036954U (ja) 携帯用心拍間隔記録装置
CN101785671A (zh) 模糊心电图智能计测传感器
WO2011094105A2 (en) System and associated methods for quantitative assessment of cardiac electrical events
CN215227845U (zh) 一种血流检测笔
CN202223225U (zh) 便携式智能测试仪
Dhande LABVIEW BASED ECG SIGNAL ACQUISITION AND ANALYSIS
CN109009095A (zh) 头戴式脑波仪
CN201414796Y (zh) 模糊心电图智能计测传感器

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C01 Deemed withdrawal of patent application (patent law 1993)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication