呼吸门控心动描记法的制作方法

专利名称：呼吸门控心动描记法的制作方法
呼吸门控心动描记法本发明涉及医学监测领域。尤其应用于与心电图仪(ECG)仪器和患 者的心电图监测结合用于诊断分析，并将以此为特定参考进行描述。但是， 本发明还可应用于一般意义上的心电图监测，诸如在日常医学检査过程中， 作为住院患者监测的一部分等等。在诊断心电图描记术中现有的自动心电图分析算法典型地使用在标准 的10秒记录中的所有心跳，其使用标准12导联ECG设置以形成代表性的 心跳波形。对于每分钟60-90次的典型脉搏率而言，十秒的间隔提供了大约 10-15个心电图循环(对应于10-15次心跳)。对采集的10-15个心电图循环 进行平均，例如通过将心电图循环在时间上移位以对齐或对准R-波峰或者 一个或多个心电图循环的其他特征，并对所对齐的心电图循环进行平均或 中值滤波。对用于医学诊断的关键时间间隔、电压等的测定在平均后的数 据上进行。平均或中值滤波由于肌肉颤动、患者呼吸或者其他运动伪影而使噪声 降低，同时降低了电磁干扰(EMI)噪声，诸如60Hz和180Hz电源线噪声。 在常规IO秒时间段内包括10-15次心电图循环一般被认为提供了足够的噪 声降低，但事实上仍然发现噪声成为问题，即便在平均或滤波之后也是如 此，并且不总是能够获得通过连续测试得到的一致结果。为了提供更大的 噪声抑制，本领域技术人员有时候对在大于IO秒的时间段上采集的另外的 心电图循环进行平均。这种方法有时候用在例如在重症监护或者在进行连 续心电图监测的其它环境中。用于改善心电图循环之间的一致性的另一种 已知方法是在平均之前将R-波或者其他心电图特征的幅度标准化。但是， 这种方法歪曲了数据并且不利地影响了诊断分析。虽然现有的平均和/或标准化技术提供了卖质性的噪声降低，但在该领 域中已知的是，在所述平均之后的噪声残留仍可限制精确的医学诊断、健 康筛查以及其他心电图监测的可靠性以及可重复性。下面提出了克服前述限制以及其他问题的改进。根据一方面，公开了一种心动描记法，包括确定与采集心动描记数 据期间发生的呼吸相关的呼吸波形；并从所采集的心动描记数据中与使用 呼吸波形识别的呼吸循环的一个或多个基本静止的部分对应的一个或多个 部分生成心动描记数据集。根据另一方面，公开了一种心电图设备，其包括用于采集心电图数据 的装置；确定在心电图数据采集期间发生的呼吸循环的一个或多个呼气末 阶段的装置；和通过在呼吸循环的一个或多个呼气末阶段期间采集的心电 图数据生成心电图数据集的装置。根据另一方面，公开了一种心动描记设备。多个电极配置为用于可操 作地与对象连接。心动描记器与多个电极连接以采集心动描记数据。呼吸 门电路配置为识别呼气末阶段以便从心动描记数据生成被限制于所识别的 呼气末阶段的心动描记数据集，所述心动描记数据由心动描记器至少在所 识别的呼气末阶段期间采集。一个优点在于降低了心电图数据的噪声而不伴随有增加心电图数据采 集时间。另一个优点在于降低了呼吸相关的心电图监测噪声。再一优点在于降低了肌肉运动相关的心电图监测噪声。还一优点在于增加了基于心电图数据的医学诊断、健康筛査等的可靠性。又一优点在于提高了心电图数据的一致性。通过阅读下列优选实施例的详细描述，许多其他优点和益处对本领域 普通技术人员来说将是显而易见的。本发明可以采取各种元件和元件布置的形式，以及各种处理操作和处 理操作布置的形式。附图仅仅用于说明优选实施例的目的，而不构成对本 发明的限制。

图1示意性地显示了包括呼吸门控的心动描记设备； 图2示意性地显示了一种适合图1的心动描记设备使用的基于ECG的 呼吸监测方法；图3示意性地显示了另一种适合图1的心动描记设备使用的基于ECG 的呼吸监测方法；
图4绘出了心电图数据(顶部，使用LeadX)相对于使用图2的阻抗 监测器采集的呼吸波形(底部)的图线；
图5显示了在时间上对准的使用应用到常规12导联ECG设置的导联I、 导联II、导联III、导联aVR、导联aVL、导联aVF、导联VI的图2的阻 抗监测器采集的呼吸波形。图5中的字母"E"表示呼气阶段的开始，而双 箭头时间间隔表示所确定的呼气末阶段；
图6显示了在没有呼吸门控的情况下去极化开始(QRS开始)时对准 的心电图循环的三维图线；
图7显示了在呼吸门控的情况下去极化开始(QRS开始)时对准的连 续心电图循环的三维图线，使得仅仅包括在呼气末阶段期间采集的心电图 循环；
图8绘出了图6的心电图循环的标准偏差；
图9绘出了图7的呼吸门控的心电图循环的标准偏差。
参考图l，心动描记设备IO包括心动描记器，诸如所示的心电图(ECG) 12，或者阻抗心动描记器等，其通过多个电极16与患者14 (以虚线显示， 从而表明患者不是心动描记设备10的部件)或者其他对象相连接。图示的 电极16被示意性地画出。在一些实施例中电极16与典型的12导联ECG 设置一致，其中两个电极与患者手臂或者手连接，两个电极与患者的腿或 者脚连接，通常以"VI"表示的电极刚好与胸骨右侧连接，电极"V2"刚 好与胸骨左侧连接，额外的电极"V3"、 "V4"、 "V5"和"V6"以陆续与胸 骨更大的距离与胸骨左侧连接。在本文中描述和示出的示例ECG信号使用 本领域已知的常规10电极、12导联ECG设置采集。但是，在本文中公开 的呼吸门控心电图技术和设备适于以其他ECG导联设置来实践，包括采用 少于或多于12导联的ECG导联设置，诸如3导联ECG设置，ECG导联设 置包括以不同配置与胸部和/或所选肢体连接的导联和/或包括与胸部和肢 体之外的身体部分连接的电极等。
继续参考图l，在一些实施例中，呼吸监测器20生成与心电图数据采集期间发生的呼吸关联的呼吸波形21 (在图1中由表示有线连接的从呼吸 监测器20延伸的信号线示意性地表示，但无线输出也可以预期用于呼吸监 测器)。 一些合适的呼吸监测器包括例如图示的经鼻流量传感器20，或者测 定肺部空气流量的体积描记器(plesthsygmograph)，或者测定胸部膨胀的机 械应变仪，或者测定肺部流量、胸部运动或者与呼吸关联的另一生物特征 参数的另一种呼吸监测器。这样的呼吸监测器20适于在操作上独立于ECG 12。如同将参照图2和3详细描述的那样，在一些实施例中，呼吸波形21 由心电图数据本身生成，或者由跨过与ECG 12连接的多个导联16中的选 定导联进行的阻抗测定生成。(用于这些实施例的呼吸波形21在图1中由 从ECG 12延伸的点划线示意性表示，但应当理解的是，ECG 12或者与ECG 12关联的呼吸波形输出任选地为无线输出)。呼吸循环识别仪22通过呼吸 监测器20监测呼吸波形21输出或者通过ECG14或导联16的输出或与ECG 14或导联16关联的输出，以确定呼吸循环的一个或多个基本静止的部分。 在所述静止部分期间，肺部优选基本上静息或者不活动，从而使得胸部运 动减小以提供更为一致的心电图数据。
在本文中所示的实施例中，被用于心电图数据门控的静止部分是呼吸 循环的呼气末阶段。每个呼气末阶段在呼吸波形21中是可检测的，并且在 时间上落后于呼吸波形21的呼气阶段，并且在时间上先于呼吸波形21的 吸气阶段。换言之，呼气末阶段大约与一次呼吸的呼出完成和下一次呼吸 的吸入开始之间的静止阶段对应。发明人已经发现，呼气末阶段对于心电 图数据收集的门控而言基本上是有利的。呼气末阶段相对较长，典型地对 于静息呼吸(restbreathing)跨过大约三分之二的呼吸循环，而对于沉重呼 吸跨过大约一半的呼吸循环。另外，发明人已经观察到甚至几次呼吸期间 在呼气末期间采集的心电图循环(与心脏循环对应)基本一致。
不限于任何特定操作理论，认为在呼气末期间发生的心跳形成稳定的 心跳形态学或者形状，其中由于心脏在胸腔中平移和/或旋转、心脏和ECG 电极的一致性位置关系引起的呼吸诱发的轴向移位基本减小，并且由于胸 肌和横膈膜的电激活引起的高频肌肉伪影噪声基本降低。因此，与在呼吸 的其他相位或者阶段采集的心电图循环相比，在呼气末阶段采集的心电图 循环具有更好的重复性以及更精确的可测量性。虽然己经发现呼气末阶段对于门控心电图数据来说是合适的静止呼吸 阶段，还可预期采用呼吸循环的其他静止阶段来门控心电图数据，诸如设 置在吸气完成和呼气开始之间的吸气末阶段。与其间肺部包含较少空气的 呼气末阶段相比，吸气末阶段由于肺部的膨胀被预期显示更多呼吸引起的 心脏轴向移位。此外，吸气末阶段典型地比呼气末阶段的持续时间更短。 但是，吸气末阶段有利地还可被预期基本上保持静止，这是因为在吸气末 期间心脏不经历基本上由呼吸引起的平移或旋转。
呼吸循环识别仪22监测呼吸波形21以确定呼吸循环的一个或多个基 本静止的部分，诸如一个或多个呼气末阶段。该信息由数据组合器(binner) 26使用以从所采集的心电图数据中与呼吸循环的一个或多个基本静止的部 分对应的一个或多个部分生成心电图数据集30。任选地，数据组合器26还 基于呼吸波形21对来自呼吸循环的其他阶段的心电图数据进行组合(bin)， 诸如在吸气阶段32期间采集的心电图数据，在呼气阶段34期间采集的心 电图数据等。数据组合器26提供了心电图数据的回顾性的基于呼吸的门控， 其中心电图数据被ECG 12连续采集，并且心电图数据集30作为在呼吸循 环中的所识别的一个或多个基本静止的部分期间采集的连续采集心电图数 据的一个或多个部分而生成。
或者，可使用预期的门控方法。在预期的门控方法中，ECG12不连续 运行，而是由呼吸循环识别仪22控制，其实时运行(或者基本上实时运行) 来监测呼吸波形21，以检测定呼气末阶段的开始。 一旦检测到，呼吸循环 识别仪22操作控制器36开始采集心电图数据。在呼气末阶段期间呼吸循 环识别仪22继续监测呼吸波形21，以便检测随后呼吸阶段的开始。当检测 到吸气开始时，呼吸循环识别仪22操作控制器36停止心电图数据的采集。 这样，控制器36仅仅在所识别的呼气末阶段期间使ECG12采集心电图数 据，从而使得所采集的心电图数据定义被限制于一个或多个呼气末阶段的 心电图数据集30。
在一些实施例中，得到的心电图数据集30包括多个心电图循环。例如， 在标准10秒12导联ECG采集中，典型地采集大约10-15个心电图循环。 如果静息呼气末阶段为总呼吸循环的大约三分之二，则被限制为呼气末阶 段的心电图数据集30可包括大约6-10个心电图循环。相反，取样可以被延长，直到采集固定数目的循环例如15个循环，这将测定时间段从10秒延 长到大约15秒。在这种情况下，心电图数据集30的心电图循环任选地由 心电图循环合并器40合并以产生代表性的心电图循环。例如可通过在时间 上对齐心电图循环(例如与R-峰值的出现对准)并对沿着心电图循环的每 个点的若干信号求平均来执行所述合并。该合并任选地包括插值、平滑或 者其他信号处理。此外，与通过平均来合并不同，该合并可能涉及中值滤 波或者其他结合方程。
由心电图循环合并器40产生的代表性心电图循环任选地由诊断ECG 处理器42处理，例如其可以提取时间间隔或持续时间的定量度量、信号振 幅、峰值区域或者形态，或者适用于诊断分析的其他定量度量。定量度量 的一些例子包括由QRS复合波占据的时间间隔；P波的振幅，R波的振 幅，T波的振幅，QRS复合波的区域；T波区域等等。发明人已经发现， 当代表性心电图循环仅仅通过组合在呼气末阶段期间采集的心电图循环来 构造时，所述定量度量的精确性和一致性(尤其是在QRS复合波期间)完 全得到改善。
继续参考图1并进一步参考图2，示出了ECG12'的实施例，其包括 阻抗监测器46，其监测多个电极16中的所选电极之间的阻抗以生成呼吸波 形21。当肺部充满空气时，穿过胸腔的电阻抗发生变化。呼吸波形21通过 测定穿过与患者14胸部或肢体连接的多个电极16中的所选电极对的阻抗 而得到。有利的是，这种呼吸监测技术不采用除用于心电图数据采集的电 极16之外的额外传感器或者与患者14的连接。除典型的心电图数据采集 电子元件以外，ECG12，还包括阻抗测定硬件46。 PageWriterTrim心动描 记器(购自荷兰Eindhoven的飞利浦医学系统)采用信号采集芯片，该芯片 包括测定电极之间的阻抗的能力，因此，修改这种现有ECG以包括阻抗监 测器46是最直接的。
继续参考图l并进一步参考图3，示出了ECG12"的实施例，其包括 用于从心电图数据中提取呼吸波形21的信号处理部件50、 52、 54。所示的 实施例采用在美国专利5,913,308中详细公开的信号处理。用于生成呼吸波 形21的这种方法利用下列物理现象。当肋间胸肌在呼吸期间被激活时，肌 肉活动典型地随着叠加在心电图信号上的高频肌肉伪影或振荡而加快。肌
ii肉伪影的能量与呼吸循环的相位或阶段有关。在ECG 12''中，高通滤波 器50至少部分将高频肌肉颤动与心电图信号的较低频率成分分离。高通滤 波器50将心电图信号中的低频和DC成分除去。在合适的方法中，高通滤 波器50是有限脉冲响应(FIR)高通滤波器，其具有适于处理以每秒2000 个样品取样的心电图数据的250Hz的截止频率。任选地，定标器/插值器电 路52处理被高通滤波的数据以进一步除去与肌肉伪像或振荡不相关的成 分。例如，定标器/插值器电路52任选地跨过QRS-复合波进行平滑或插值 以进一步抑制与心脏循环相关的特征。任选地应用低通滤波器54以平滑经 高通滤波的并任选地定标或插值信号以便产生主要包括与呼吸有关的肌肉 伪影或者振荡的呼吸波形21。合适的低通滤波器的一个例子是在美国专利 5,511,554中描述的生理事件时间平均(PETA)滤波器。应当理解的是，所 描述的用于从心电图数据中提取呼吸波形21的信号处理部件50、 52、 54 是例子，信号处理的其他布置或配置也可用于提取呼吸波形21 。
在图2禾Q 3中，ECG 12，和ECG 12'，每个都包括与ECG集成在一起 的用于生成呼吸波形21的部件46、 50、 52、 54。但是，在其他实施例中， 一些或者所有的所述元件可设置在ECG外部，例如插入ECG和呼吸循环 识别仪22之间和/或与呼吸循环识别仪22集成在一起。
参考图4-9，现在描述一些示例性试验结果。心电图数据使用用于电极 16的12导联心电图设置来采集。呼吸波形21通过与PETA滤波(如美国 专利5,511,554中描述的那样)耦合的图2的阻抗监测器46生成，以除去 心肌泵送的影响并生成平滑的呼吸波形21。这些结果显示出ECG "噪声" 的大部分是由于呼吸对心电图具有的主要影响。在呼吸循环期间，由于胸 肌和横膈膜的电激活产生的肌肉伪影噪声叠加在心电图信号上，尤其是在 吸气期间。而且，当对象呼吸时，在每次呼吸循环期间心脏在胸腔内升高 并旋转，并由此在相对于置于胸部表面上的记录电极的空间中运动。因此， 被记录在固定记录导联中的单次心跳波形代表了当心脏处于不同位置时所 获得的心脏的"瞬像"。在波形中存在显著量的心跳之间变化和轴向移位， 这仅仅是由于这种呼吸影响。当这些瞬像一起被平均时，呼吸的影响没有 被考虑，该结果可被认为是"模糊的"图像。这种影响在测试一致性方面 起到关键作用，因为连续重复的测试可能产生不同结果。因此，通过解决呼吸在心电图监测中的影响进一步降低噪声而提供的改进方法和设备是需 要的。
图4绘出了心电图数据(顶部，使用LeadX)相对于呼吸波形21 (底 部)的图线。在图4中，R波峰值的插值60被画出以说明在心电图数据中 的变化与呼吸波形21相关的程度。
图5显示了时间上对准的使用应用到常规12导联ECG设备的导联I、 导联II、导联m、导联aVR、导联aVL、导联aVF、导联VI的图2的阻 抗监测器采集的呼吸波形21。图5中的字母"E"表示呼气阶段的开始，而 双箭头吋间间隔指示器62表示由呼吸循环识别仪22确定的呼气末阶段。 每个呼气末阶段的开始和终止可通过呼吸波形21来确定，例如基于呼吸波 形21中的变形点。图5显示呼气末阶段典型地为总呼吸循环的相当大的部 分(例如大约一半到三分之二)，这保证了提供心电图循环的相当大的数量 用于典型的IO秒采集间隔。此外，呼气末阶段的位置和持续时间不强烈地 依赖于哪些导联被选择用于阻抗测定。
图6和7显示了在没有(图6)和有(图7)呼吸门控的去极化开始(QRS 开始)时对准的心电图循环的三维图线。在图6的无门控数据中的循环之 间观察到心电图数据的更高可变性。换言之，与图6的无门控心电图数据 相比，图7的门控心电图数据显示了大体上得到改进的一致性。
图8和9分别绘出了图6和7的心电图循环的标准偏差。用于图7的 门控心电图循环的标准偏差大体上小于用于图6的无门控心电图循环的标 准偏差。对于图6的无门控心电图数据来说，在R波峰值处发生大约70微 伏的最大变化。通过比较，图7的门控心电图数据具有大体上较小的大约 20微伏的最大变化。
在图6-9中，绘出了来自12导联ECG设置的单一导联的心电图数据。 更通常说来，在采集的12导联ECG设置的每个导联上，在呼气末阶段期 间采集的那些心电图循环的心电图数据信号被合并在一起(通过平均、中 值滤波或者其他方程)以得到对于每个导联的代表性心电图循环。随后用 于进行疾病诊断的测定在这些代表性心跳复合波上进行。如果采用了不同 于常规12导联ECG设置的ECG设置，则类似地可处理该ECG设置的每 个导联以产生用于该导联的代表性心电图循环。任选地，可不对一个或多个采集通道进行处理，例如如果仅仅一些可利用的采集通道提供了用于诊 断的定量信息时。
所示的实施例涉及呼吸门控心电图。但是，可以预期采用在本文中公 开的呼吸门控技术与其他心动描记技术结合，诸如其中采集阻抗心动描记 数据而不是心电图数据的阻抗心动描记法。有利地，阻抗心电图数据本身
提供了可用于确定与图2的方法类似的呼吸波形的电极之间的阻抗测定。
已经参照优选实施例对本发明进行了描述。显而易见的是，对本领域 技术人员来说在阅读并理解前述详细描述的基础上可进行修改和改变。本 发明被限定为包括所有这些修改和改变，只要它们都落入所附的权利要求 书或其等同物的范围内。
权利要求
已经描述了优选实施例，本发明要求如下权利1、一种心动描记设备(10)，包括心动描记器(12、12’、12”)，用于与多个电极(16)连接以采集心动描记数据；和呼吸门电路(20、22、26、36、46、50、52、54)，其配置为识别呼气末阶段并从所述心动描记器至少在所识别的呼气末阶段期间采集的心动描记数据生成限制于所识别的呼气末阶段的心动描记数据集(30)。
1、 一种心动描记设备(10)，包括心动描记器(12、 12'、 12'')，用于与多个电极(16)连接以采集心 动描记数据；和呼吸门电路(20、 22、 26、 36、 46、 50、 52、 54)，其配置为识别呼气 末阶段并从所述心动描记器至少在所识别的呼气末阶段期间采集的心动描 记数据生成限制于所识别的呼气末阶段的心动描记数据集(30)。
2、 根据权利要求1所述的心动描记设备，其中，所述呼吸门电路(20、 22、 26、 36、 46、 50、 52、 54)包括信号处理部件(26)，其接收由所述心动描记器(12、 12'、 12'')采 集的心动描记数据并从其识别呼气末阶段。
3、 根据权利要求1所述的心动描记设备，其中，所述呼吸门电路(20、 22、 26、 36、 46、 50、 52、 54)包括阻抗监测器(46)，其监测所述多个电极(16)中所选电极之间的阻抗 并从其识别呼气末阶段。
4、 根据权利要求1所述的心动描记设备，其中，所述呼吸门电路(20、 22、 26、 36、 46、 50、 52、 54)包括呼吸监测器(20)，其配置为监测(i)肺部的空气流量和(ii)胸部运 动中的至少一个以识别呼气末阶段。
5、根据权利要求1所述的心动描记设^&，其中，所述呼吸门电路(20、 22、 26、 36、 46、 50、 52、 54)包括以下中的至少一个(i)信号处理(50、 52、 54)，其选择所采集的心动描记数据中与所识别呼气末阶段对应的部分 以定义所述心动描记数据集(30)，和(ii)控制器(36)，其使得所述心动 描记器(12、 12'、 12'')仅仅在所识别的呼气末阶段期间采集心动描记数据。
6、 根据权利要求1所述的心动描记设备，还包括呼吸传感器(20)，其在所述心动描记数据的采集同时采集呼吸数据并 且在操作上独立于在所述心动描记数据采集中使用的心动描记电极(16)。
7、 根据权利要求6所述的心动描记设备，其中，在操作上独立的呼吸 传感器(20)选自包括下列的组(0测定肺部空气流量的体积描记器(ii) 经鼻流量传感器(20)和(m)测定胸部膨胀的机械应变仪。
8、 根据权利要求l所述的心动描记设备，还包括用于采集心电图数据的12导联心电图设置。
9、 一种心电图设备，包括 用于采集心电图数据的装置(16);用于确定在所述心电图数据采集期间发生的呼吸循环的一个或多个呼气末阶段的装置(22);和用于从在所述呼吸循环的所述一个或多个呼气末阶段采集的心电图数据生成心电图数据集(30)的装置(26)。
10、 根据权利要求9所述的心电图设备，其中，所述用于生成心电图数据集(30)的装置进行下列之一选择所采集的心电图数据中在所述一个或多个呼气末阶段期间采集的部分，所选部分定义了所述心电图数据集；禾B控制所述心电图数据的采集，使得仅仅在所述一个或多个呼气末阶段 执行所述采集。
11、 一种心动描记方法，包括确定与心动描记数据的呼吸相关联的呼吸波形(21);和 从所采集心动描记数据中与使用所述呼吸波形识别的呼吸循环的一个或多个基本静止的部分对应的一个或多个部分生成心动描记数据集(30)。
12、 根据权利要求ll所述的心动描记方法，其中，所生成的心动描记 数据集(30)包括多个心动描记循环，所述方法还包括将所述心动描记数据集的所述多个心动描记循环合并以产生代表性的 心动描记循环。
13、 根据权利要求12所述的心动描记方法，其中，所述合并步骤包括将所述心动描记数据集(30)的所述多个心动描记循环平均以产生所 述代表性心动描记循环。
14、 根据权利要求12所述的心动描记方法，其中，所述合并步骤包括 对所述心动描记数据集(30)的所述多个心动描记循环进行中值滤波以产生所述代表性心动描记循环。
15、 根据权利要求12所述的心动描记方法，还包括 对所述代表性心动描记循环进行诊断处理。
16、 根据权利要求ll所述的心动描记方法，其中，所述生成与所述呼 吸循环的一个或多个基本静止的部分对应的所述心电图数据集(30)的步骤包括基于所述呼吸波形(21)的变形点识别所述一个或多个呼气末阶段。
17、 根据权利要求ll所述的心动描记方法，其中，所述心动描记数据 的采集步骤包括采集心电图数据，并且所述呼吸波形(21)的确定步骤包 括至少下列之一在所述心电图数据采集期间测定跨过所选心电图电极(16)的阻抗， 所述所选心电图电极还用于所述心电图数据的采集；和对所采集的心电图数据进行信号处理以从其提取所述呼吸波形。
18、 根据权利要求11所述的心动描记方法，其中，所述心动描记数据的采集步骤包括下列之一 采集心电图数据；禾口 采集阻抗心动描记数据。
19、 根据权利要求ll所述的心动描记方法，其中，所述心动描记数据 被连续采集并且所述心动描记数据集(30)的生成步骤包括选择所述心动描记数据集(30)作为所述连续采集的心动描记数据中 在所识别的呼吸循环的一个或多个基本静止的部分期间采集的一个或多个 部分。
20、 根据权利要求ll所述的心动描记方法，其中，所述心动描记数据 在所选采集间隔期间采集并且所述心电图数据集(30)的生成步骤包括选择所述采集间隔以与所识别呼吸循环的一个或多个基本静止的部分 一致，使得所采集心动描记数据定义所述心动描记数据集(30)。
21、 一种计算机介质(12、 12，、 12，，、 22、 26、 40)，其执行权利要 求11所述的方法。
全文摘要
在心动描记设备中(10)，多个电极(16)配置为可操作地连接到对象(14)。心动描记器(12、12’、12”)与多个电极连接以采集心动描记数据。呼吸门电路(20、22、26、36、46、50、52、54)被配置为识别呼气末阶段或者其他静止呼吸阶段以便从所述心动描记器至少在所识别的呼气末阶段期间采集的心动描记数据生成限制于所识别的呼气末阶段的心动描记数据集(30)。
文档编号A61B5/0452GK101506798SQ200780009813
公开日2009年8月12日 申请日期2007年3月5日 优先权日2006年3月22日
发明者A·D·福布斯, E·D·黑尔芬拜因 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司