监测生理状况和检测异常的制作方法

专利名称：：监测生理状况和检测异常的制作方法
技术领域：
：本发明涉及监测心血管健康。更具体地，本发明涉及用于早期检测心血管异常和功能障碍的系统和方法。
背景技术：
：在心血管系统中通常发生的许多类型的功能障碍和异常，如果没有被诊断出并进行适当治疗或医治，将逐步降低个体遇到应激时身体供给足够的氧以满足冠状动脉需氧量的能力。在应激条件下心血管系统供氧能力逐步下降将最终导致心脏病发作，即，心肌梗死事件，心肌梗死事件是由于经过心脏的血流中断导致心肌组织(即，心肌)氧耗竭(oxygenstarvation)而引起的。在严重情况下，后果是导致死亡，而不太严重的情况下，将对构成心肌的细胞造成永久性损伤，随后这可能导致个体对另外的心肌梗死事件更敏感。除与心肌和瓣膜组织有关的潜在功能障碍和异常(例如，肥大)以外，对心脏的血流供给和氧供给减少常常是由物理和生化应激引起的血流和供给系统减少和/或恶化的第二症状(或次要症状，secondarysymptom)。尽管其中的某些应激是不可避免的，例如，年龄增长、遗传和性，然而心血管疾病和功能障碍的许多致病因素，如果能足够早地检测到它们对心血管系统的衰弱性影响则是可控制的、可缓和的并且可治疗的。这种可缓和的风险因素的实例包括高血压、血液胆固醇水平的控制、糖尿病、身体不活动(physicalinactivity)、肥胖、应激、以及吸烟。直接受这些类型的应激影响的心血管疾病的实例包括动脉粥样硬化、冠状动脉疾病、外周血管疾病以及外周动脉疾病。在许多患者中，缺血性心脏病(IHD)的第一症状(或首发症状，firstsymtom)是心肌梗死或猝死，并且没有在先胸痛作为警报。筛查试验对于具有IHD风险因素的患者是特别重要的。用于IHD的最常见的初步筛查试验是测量一段时间内作为重复波型重现的电活动性，通常称为心电图(ECG)，其显示心肌的节律去极化和复极化。去极化和复极化的各种波和法向矢量的分析产生重要的诊断信息。然而，ECG测量结果并不是特别灵敏的也不是检测心血管异常或功能障碍的非常有用的数据。因此，在受控条件下对心脏施加应激并测量ECG数据的变化通常是(但并不总是)其次的步骤。可以通过进行体育运动或可替换地通过给予药物化合物如多巴酚丁胺(其类似运动的生理效应)来施加应激。用于IHD的其他筛查试验包括放射性核苷酸应激试验，其涉及将放射性同位素(通常为铊或cardiolyte)注入患者血流，然后可视化放射性核苷酸在整个血管系统中的扩散以及其在心肌系统中的吸收。然后患者经历一段时间的体育运动，随后重复成像以可视化放射性核苷酸在整个血管系统和心脏中的分布变化。应激超声心动图(stressechocardiography)涉及体育运动之前、期间以及之后心脏的超声可视化。放射性核苷酸应激试验和应激超声心动图经常和ECG测量结合使用，以便更清楚地了解个体心血管健康的状态。然而，存在许多与使用ECG和相关应激试验(用于检测是缺血性心脏病的指示的异常和功能障碍)有关的严重的局限性。ECG打印输出提供了在进行测试时患者心血管功能的静态记录，并且可能并不反映患者不具有任何症状时的严重的潜在心脏问题。其最常见的实例发生在具有间歇性胸痛(起因于严重的潜在冠状动脉疾病)病史的患者中。这种患者在不经历任何症状时，尽管存在潜在的心脏病症，可以具有完全正常的ECG(其正常反映在ECG中)。在这种情况下，如在运动应激试验期间记录的ECG可能反映或可能不反映潜在的异常，虽然在静息时获得的ECG可能是正常的。此外，有关ECG的许多异常图型(pattern)可以是非特异性的，这意味着它们可以在各种不同的条件下观测到。它们甚至可以是正常变形而根本不反映任何异常。对于没有冠状动脉疾病的体征或症状的患者不建议进行常规的运动ECG。运动ECG众所周知地不能有效预测潜在的冠状动脉疾病，并且表面健康患者的积极的运动ECG测试也未知其与心血管发病率和死亡率具有任何联系。心冲击描记(BCG)是一种非侵入性方法，该方法用图表记录个体身体表面上由于与心功能有关的颤搐力(ballisticforce)即震动力(seismicforce)(例如，心肌收缩和相关的随后血液排出、心室充盈、通过大血管的血流加速、以及减速)而导致的微小运动。这些微小运动被放置在患者胸骨上的拾取装置(pick-updevice)(例如，加速度计)放大并转换成具有在1-20HZ频率范围内的电势的信号，然后被记录在移动记录纸上。在静息(rest)和应激条件下，心脏的节律性收缩以及血液在心室内和来自心室的有关流动产生重复BCG波型，该重复BCG波型使得能够由合格的诊断医生对正常和异常心血管功能进行视觉检测和评估。BCG记录心脏喷射的活力和舒张期充盈的速度。它提供了一种实际的方式来研究心脏在其适应于运动应激时的生理反应。对没有心脏病的临床或ECG证据的对象、或对高血压患者、或对患有冠状动脉疾病的患者以及对怀疑患有心肌炎的那些对象进行轻度的BCG运动试验，提供了具有临床重要性的信息，其不可能获自物理诊断的任何其他方式或获自静息时的BCG(Mandelbaumetal.，1954.Circulation9:388_399)。最常见的BCG波型分类系统被称为Starr系统(Starretal.，1961，Circulation23:714_732)并确定了四种类型的心血管功能，其取决于所测得BCG信号的异常。在第1类中，所有BCG复合波(complex)的轮廓是正常的。在第2类中，大多数复合波是正常的，但每个呼吸周期中有一个或两个较小复合波的轮廓是异常的。在第3类中，大多数复合波的轮廓是异常的，通常每个呼吸周期中仅几个最大复合波维持正常，以及在第4类中，存在这样的完全变形以致不能有把握地确定波，并且在没有同时进行的ECG的帮助下不能定位喷射的发生(Starr，1964，J.Am.Med.Assoc.187:511)。通常，正常的健康人应属于Starr第1类，而属于第3类或第4类的人在心血管系统的一个或多个部分具有显著异常。然而，这种分类并不精确，因为它是视觉上进行的并且取决于进行分类的人(Starr，1964，J.Am.Med.Assoc.187511)。冠状动脉血管造影使得能够可视化并评估不能用上述应激试验检测的潜在的心血管异常和功能障碍，包括如阻塞、狭窄、再狭窄、血栓形成、冠状动脉腔的动脉瘤增大(aneurismalenlargement)、心室大小、心肌收缩性能以及心脏瓣膜功能。在冠状动脉血管造影(coronaryangiogram)期间，通过皮肤将小导管插入腹股沟或臂中的动脉。然后借助于荧光镜进行引导，使导管行进到冠状动脉的通口(opening)，供给血液到心脏的血管。接着，将少量放射照相对照溶液(radiographiccontrastsolution)注入每个冠状动脉中。产生的图像称为血管造影照片。虽然血管造影图像准确地揭示所有冠状动脉阻塞的范围和严重性以及心肌系统的详细情况，但该手术是侵入性的并且需要使用局部麻醉和静脉镇静。
发明内容本发明的示例性实施方式至少以某些形式提供了系统、方法、装置、仪器以及软件程序，用于获取、处理、同步化、存储以及报告至少两个生理产生的信号，其可用于监测哺乳动物系统的生理状况以及用于检测其中的异常。根据一种示例性实施方式，提供了一种系统，其被构造成用于监测哺乳动物身体的心血管状况。该系统设置有至少(a)多个装置，其被构造成同时检测、获取和传送至少两种不同类型的由心血管系统产生的生理信号；(b)模拟-数字转换器，用于将信号转换成可加以处理和存储的数字数据；(c)至少一个仪器，其被构造成通过其接收并调理(condition)上述至少两种信号；(d)微处理器，其被适当构造有硬件、操作系统和软件，设置成用来同时处理、分析、表征、报告和传送所述生理信号和所述经调理的信号(conditionedsignal)；(e)软件程序，其被构造成同时处理所述经调理的信号，从而至少首先检测在经调理的信号中的重复周期性图型(pattern)，其次，鉴别和表征包含该重复周期的个体分量(individualcomponents)，第三，鉴别在第一经调理的信号中的第一参照分量和在第二经调理的信号中的第二参照信号，第四，通过对准第一和第二参照点来同步至少第一经调理的信号与第二经调理的信号，然后固定参照(inconstantreferenceto)第一和第二参照点来对准第一经调理的信号的重复周期性图型与第二经调理的信号的重复周期性图型，以及第五，产生从其衍生的至少一个同步成对信号；以及(f)数据库，设置成用来与微处理器通信和协作，用于在其中存储和由其提供生理信号、经调理的信号、经同步的信号以及从其衍生的信号输出。根据一个方面，提供了多个装置，其被构造成用于同时检测、获取以及传送来自心血管系统的至少两种生理信号。示例性的适宜信号包括电信号、电子信号、震动信号(seismicsignal)、机械信号、声信号、成像信号等。适宜的装置通过心电图描记器、心冲击描记器、心震描记器、血管造影器等来举例说明。可以可选地提供另外的生理监测设备和器械(通过脉搏血氧测量仪(pulsoximeter)和血压测量装置举例说明)以与所述装置协作。可以通过线路或通过无线方式来传送信号。根据另一个方面，提供了滤波器，其被构造成消除来自数字信号(其由获取自哺乳动物心血管系统的生理信号转换的)的外来噪声分量，从而提供至少两种经调理的信号。根据本发明的示例性实施方式，提供了至少一种软件程序，其被构造成同时对至少两种经调理的信号进行多种以下功能(a)处理；(b)分析；(c)优化；(d)变换；(e)鉴别重复周期性图型；(f)鉴别和表征重复周期性图型的个体分量；(g)鉴别在各个周期性图型(包含各个经调理的信号)中的参照分量；(h)通过将第一经调理的信号的参照分量与第二经调理的信号的参照分量对准来使经调理的信号中的至少两种同步；(i)产生输出，其包含至少一种经同步的信号波型；(j)报告鉴别和表征与生理状况有关的至少一个经同步的信号波型的关键分量；(k)存储；以及(k)重新传送经同步的信号。将经同步的信号传送回哺乳动物系统用于对其提供刺激信号在本发明的范围之内。根据一个方面，适当设计软件程序，用于处理、比较和报告多种经同步的信号、以及从其提供输出。根据另一个方面，软件程序可以包括多种数学算法，或可替换地启发式算法，或可选地，数学和启发式算法的组合。根据本发明的另一种示例性实施方式，提供了数据库，用于在其中存储并从其提供如本文中所披露产生的多种经同步的信号。根据一个方面，数据库可以提供本文提供的微处理器的整体分量(integralcomponent)0根据另一个方面，数据库可以包括在为上述目的提供的设备中。数据库被设计成在其中接收如本文中所披露产生的多种经同步的信号。可以以电气方式、电子方式、声波方式、借助于光束等并利用有线或可替换地无线传输方法，将经同步的信号传递到数据库并从数据库传送。将参照以下附图来描述本发明，其中图1是心脏的横断面透视图，其示出处于开放位置的三尖瓣和二尖瓣，以及处于关闭位置的肺动脉瓣和主动脉瓣；图2是心脏的横断面透视图，其示出处于关闭位置的三尖瓣和二尖瓣，以及处于开放位置的肺动脉瓣和主动脉瓣；图3是示出节律性电功能和与生理正常心血管系统协作的生理正常心脏的有关物理运动之间的关系的示意图，该示意图参照(a)心电图(ECG)事件，(b)心脏收缩和舒张期，(c)在心脏收缩和舒张期的血压，以及(d)心冲击描记(BCG)事件；图4是示出传统的StarrBCG信号分类系统的例示图；图5是示意图，其示出本发明的示例性系统，其被构造成用于同时检测和传送由心脏产生的ECG和BCG信号至一种装置，该装置被构造成使信号之一同步并提供同步ECG和BCG信号的视觉输出；图6是本发明的一种实施方式的流程图，其示出用于处理和同步同时产生的ECG和BCG信号的一种示例性方法，；图7是说明现有技术的曲线长度概念的曲线图；图8是示出图形用户界面的数据流入和流出的系统流程图；图9是对于根据本发明的一个方面的ECG-BCG分析图形用户界面(GUI)的布局的示例性说明；图10是对于根据本发明的一个方面的数据库的基本布局的示例性说明；图11根据本发明的一个方面的样本SQL数据表的示例性说明；图12a示出在运动前的静息期(restingstage)收集的具有良好功能的心血管系统的健康个体的原始未调理和未同步的ECG-BCG信号组，而图12b示出在运动后的期间从健康个体收集的原始未调理和未同步的ECG-BCG信号组。图13a示出根据本发明的一个方面在调理和同步后来自图12a的静息期ECG-BCG信号组，图13b示出在调理和同步后来自图12b的运动后ECG-BCG信号组，以及图13c示出经同步的运动后BCG信号，其重叠在经同步的运动前静息期BCG信号上；图14a示出具有一定程度衰弱的心血管系统的非健康个体的原始未调理和未同步ECG-BCG信号组，是在运动前的静息期收集的，而图14b示出在运动后时期从非健康个体收集的原始未调理和未同步的ECG-BCG信号组。图15a示出根据本发明的一个方面在调理和同步后来自图14a的静息期ECG-BCG信号组，图15b示出调理和同步后来自图14b的运动后ECG-BCG信号组，以及图15c示出经同步的运动后BCG信号，其重叠在经同步的运动前静息期BCG信号上；图16a示出具有严重衰弱心血管系统的处于危险中个体的原始未调理和未同步ECG-BCG信号组，该信号组是在运动前的静息期收集的，而图16b示出在运动后时期从处于危险中个体收集的原始未调理和未同步ECG-BCG信号组；图17a示出根据本发明的一个方面在调理和同步后来自图16a的静息期ECG-BCG信号组，图17b示出在调理和同步后来自图16b的运动后ECG-BCG信号组，以及图17c示出经同步的运动后BCG信号，其重叠在经同步的运动前静息期BCG信号上；以及图18a、18b以及18c是分别针对健康个体、非健康个体、以及处于危险中个体的重叠经同步的运动前和运动后BCG信号的比较。具体实施例方式本发明涉及检测和监测与节律性电心血管功能有关的两种不同信号和与个体心脏的搏动有关的身体运动，以及使选择信号同步于其他信号，从而经同步的信号使得能够并促进与个体心血管系统有关的潜在异常和功能障碍的检测。用于监测心血管功能和用于彼此同步的两种示例性适宜信号是ECG和BCG信号。以下简要描述心血管功能，因为它们涉及ECG和BCG信号的产生，在本文披露过程中其涉及根据本发明这些信号的任何一种是如何同步于另一种，用于检测潜在的心血管异常和功能障碍。如图1和2所示，心脏10包括四个腔室，通过三尖瓣(triSCUSpidValVe)35右心房20与右心室30相互连接，并通过二尖瓣45左心房40与左心室50相互连接。血液从身体的上半部分经由上腔静脉15，以及从身体的下半部分经由下腔静脉17，递送到右心房20。通过同时收缩右心房心肌(即，肌肉组织)和右心室乳头肌27来打开三尖瓣25，从而使血液可以从右心房20流入右心室30，然后当乳头肌27松弛时闭合。当右心室30的心肌收缩时，迫使血液从右心室30通过肺动脉瓣35进入肺动脉37，其将血液递送到肺，在肺中血液被氧合(oxygenate)。然后经由肺静脉38和39，使氧合血返回到左心房。当通过同时收缩左心房心肌和左心室乳头肌47而打开二尖瓣45从而使血液可以从左心房40流入左心室50时，氧合血从左心房流入左心室，然后当乳头肌47松弛时闭合。然后迫使氧合血通过主动脉瓣55流出左心室50而进入主动脉，主动脉经由外周血管系统将氧合血递送到整个身体。心脏的每次节律性“搏动”涉及三个主要阶段心房收缩、心室收缩以及完全心脏舒张(completecardiacdiastole)。电收缩是电刺激肌肉组织即心脏腔室的心肌以使它们收缩的电活动性。参照图3(b)，心房收缩110是心脏肌肉(即，心肌)收缩期，其中心肌包含右心房和左心房20和40。心房20和40与乳头肌27和47同时收缩，从而迫使打开三尖瓣25和二尖瓣45，如图1所示。电收缩，即心房20和40的电去极化开始于窦房(SA)结内，其中窦房结位于右心房中，刚好低于到上腔静脉的通口。传导电去极化(conductionelectricaldepolarization)持续以波的形式向下、向左传播并在后来(posteriorly)通过两个心房，接着去极化每个心房肌细胞。正是这种电荷传递可以被看作在ECG上的P波，如图3(a)中例示的。这紧接伴随机械收缩，即，心房的机械收缩，其在BCG(图3(d))上被检测为冲击(即，“h〃峰)和反冲(即，丨‘i〃谷)波型。当右心房和左心房20和40开始收缩时，血液初始高速流入右心室和左心室30和50，可检测为在BCG上的“j"峰(图3(d))。当三尖瓣25开始闭合时持续的心房收缩迫使血液另外低速流入右心室和左心室30和50。这种另外的血流称作〃心房驱血〃并在图3(d)中示为‘‘a-a1”波型。在心房被排空以后，三尖瓣和二尖瓣25和45闭合，从而引起在BCG上的向下(footward)"g〃波型，如图3(d)所示。参照图3(b)，心室收缩120是左心室和右心室30和50的肌肉即心肌的收缩，并且引起心室心肌的电去极化，导致在ECG图中的QRS复合波，如图3(a)中所示。向下的Q波由去极化通过隔膜33沿着特定的一组细胞(称作“希斯束(bundleofHis)”)向下流动引起。R波由心室肌肉组织的去极化引起，而S波则是由心房20和40以及心室30和50之间的心脏组织的去极化产生。当去极化沿着隔膜向下传播并遍及心室心肌时，心房20和40以及窦房结开始极化。三尖瓣和二尖瓣25和45的闭合标志着心室收缩的开始并引起当心脏搏动时由心脏产生的“砰砰(lub-dub)”声的第一部分。正规地，这种声音称为"第一心音"并且在图3(b)中示为S1的时期产生。当心室心肌的电去极化达到峰值时，如图3(a)中的“R”峰例示的，分开右心室和左心室30和50的AV隔膜33收缩，引起冲击，即，在BCG上可检测的"H"峰以及反冲即"I"谷，如图3(d)所示。心室收缩迫使血液通过肺动脉瓣35从右心室30进入肺动脉37，并通过主动脉瓣55在极高速度下从左心室50进入主动脉60，从而引起在BCG中的〃J"波，如图3(d)所示。从左心室50到主动脉60的血流的减速引起BCG的向下倾斜，导致"K"波(图3(d))。当左心室50排空时，其压力低于主动脉60中的压力，并且主动脉瓣55闭合。类似地，当右心室30中的压力低于肺动脉37中的压力时，肺动脉瓣35闭合。“砰砰"声的第二部分，即，“第二心音"在图3(b)中示为S2的时期产生并且在心室收缩结束时通过肺动脉瓣和主动脉瓣35和55的闭合引起，从而引起在BCG上可检测的向上(headward)"L"波，如图3(d)所示。与肺动脉瓣和主动脉瓣35和55的闭合同时地，AV隔膜33松弛并向上移动，且心室心肌被复极化，引起在相应ECG中的"T"波，如图3(a)中所示。心脏舒张期是心脏10在收缩后松弛准备再充盈循环血液的时期。心房舒张期是右心房和左心房20和40松弛的时期，而心室舒张期是右心室和左心室30和50松弛的时期。它们一起被称为完全心脏舒张期150，如图3(b)所示。在心房舒张期，右心房20被再充盈脱氧血(deoxygenatedblood)，其经由上腔静脉15从身体的上半部分以及经由下腔静脉17从身体的下半部分返回，同时左心房再充盈氧合血(oxygenatedblood)，其经由肺静脉38和39从肺返回。心房20和40的再充盈引起在舒张期早期在图3(d)的BCG中的向下"M"波，其与希斯束细胞的复极化一致，这在图3(a)中示为"U"波。当右心房和左心房20和40被充盈到它们的最大容量时，血液相对于三尖瓣25和二尖瓣45的回流引起在BCG中的向上〃N〃波，如图3(d)所示。总之，ECG，如在图3(a)中所例示的，提供了关于在心肌内电信号的节律形成、传播和再生的信息，其中(a)P波由右心房和左心房的电去极化产生，其发出心脏收缩开始的信号，其间右心房和左心房收缩；(b)QRS波型由右心室和左心室的去极化产生，其发出心室收缩开始的信号，其间右心室和左心室收缩；(C)随后的T波通过心室心肌的电复极化产生；以及(d)U波通过希斯束细胞的电复极化产生。T和U波众所周知地由于它们的斜度缓且振幅低而难以定位和注解。BCG，如图3(d)中例示的，记录来自心房和心室的血液的心脏射血活力，以及在舒张期心房腔的充盈速度。更具体地说，BCG提供了关于以下的信息心肌、瓣膜的机械功能和有关身体运动，由于心脏组织的电去极化和复极化导致的血液流入、流出心房和心室、以及在二者之间的有关流动。当心脏经由右心室和左心室将血液从右心房和左心房泵送到肺动脉和主动脉时，以及当血流返回到左心房和右心房时，通过身体施加相反方向的反冲压力。泵送压力导致向上BCG波峰，而对血流的反冲压力导致向下的BCG波峰。BCG的"h_i“波分量(wavecomponent)显示来自SA节的去极化的身体冲击和反冲以及有关的心房运动。‘‘j-a-a1‘‘波型记录心脏响应从心房20和40到右心室和左心室30和50的血流的冲击和反冲。“g"波型由三尖瓣和二尖瓣35和45的闭合引起。“H-I〃波型由隔膜33的冲击和反冲引起并且对应于心室收缩的等容期(isometricphase)，其间心脏在胸腔内物理上向上扭转和移动。“J-K"波型由血液从右心室和左心室最初高度有力地冲击至肺动脉和主动脉(J峰)、接着血流在主动脉中减速(J-K斜坡)引起。L波由等容舒张期(isometricrelaxation)内隔膜的运动引起，而M波由血液从腔静脉血管流入右心房以及通过肺静脉流入左心房引起。心脏在等容舒张期在胸腔中物理上反冲和向下移动。N波是在早期舒张充盈结束时(由于回流)由血液对心室心肌的冲击引起。在心室收缩期间，心室心肌产生相当多的能量，并且心室收缩的强度通过从肺经由左心房返回到左心室的血液中的氧而得以加强。在流过左心室的血液中大约80%的氧被去除以在心室收缩期间供给心室心肌需氧量。大多数个体在"静息"条件下的心血管系统可以在冠状动脉灌注期间供给适量的氧，以提供规则的重复ECG和BCG图型，如图3(a)和3(d)所例示的。当将健康个体置于应激条件(例如运动)下时，已知当心率增加以提供足够的氧从而保持有效的心血管功能同时供给另外的氧以满足来自外周肌肉系统的需要时，有关的ECG和BCG波型会重现如图3(a)和3(d)所示的典型的重复波型，但波型的斜率和振幅显著增加。然而，心血管生理机能和功能经历一定衰弱的个体当受到应激时，倾向于产生这样的BCG信号当与在"静息"条件下产生的BCG相比时，这些信号在他们的重复BCG波型中呈现显著的变化。图4(a)-4(d)示出四种类型的示例性BCG信号，基于Starr分类系统，其被分为不同类型的心血管异常(Starr，1964，JournaloftheAmericanMedicalAssociation187:511)。在第1类中(图4(a))，所有BCG波型的轮廓是正常的。在第2类中(图4(b))，大多数BCG波型是正常的但在各个呼吸周期中有一个或两个较小波型异常。在第3类中(图4(c))，大多数BCG波型的轮廓是异常的并且通常各个呼吸周期仅有几个最大波型保持正常。最后，在第4类中(图4(d))，BCG波型存在这样的完全变形以致不能有把握地确定(鉴别)任何波，并且难以确定各个节律周期的开始。一般而言，正常的健康人应属于Starr第1类(图4(a))，而产生属于Starr第3类或第4类(图4(c)或4(d))的BCG波型的人则具有显著的心血管异常和/或功能障碍。我们已出人意料地发现，不管个体在应激条件下产生的BCG波型的类型(根据Starr分类系统)如何，都可以使个体的节律性BCG图型与它们在非应激，即，静息期条件下的ECG信号同步，然后通过计算以下多种参数来表征个体的心脏功能(1)每搏输出量在心脏收缩期间由左心室排出的血液量。每搏输出量(SV)=舒张期末体积(EDV)-收缩期末体积(ESV)；(2)心输出量左心室每分钟泵送的血液体积，通过每搏输出量乘以每分钟的心搏次数加以计算。心输出量(CO)=SVX心率(HR，以搏动/分钟加以测量)；(3)舒张期末体积在静息期结束时(此时左心室处于其最充盈状态)，包含在左心室中的血液体积；(4)收缩期末体积在收缩期结束时(此时心室包含其最低体积)，留在左心室中的血液体积；(5)心室射血分数在每次心搏期间排出的舒张期末体积的百分率。射血分数(EF)=SV/EDV；(6)心输出量指数由左心室每分钟泵送的血液体积归一化到体表面积(以平方米计量)。心输出量指数(Cl)=CO+体表面积(BSA)=SVXHR/BSA；(7)射血前期从在ECG上的Q-波峰到主动脉瓣打开的时间；(8)心脏性能指数(CPI)=(等容舒张时间+等容收缩时间)/射血时间(ET)。CPI还可以计算为(I-峰和L-峰之间的时间)/ET。CPI还可以计算为(打开主动脉瓣和闭合主动脉瓣之间的时间)/(I-峰和L-峰之间的时间)。上述参数的量化取决于(如图3(a)和3(d)所示)在ECG上由心室肌肉组织的去极化引起的R波峰与相应BCG上的H峰的同步，其中H峰发出心室内压快速增加的信号，其是作为心室肌肉压力的去极化的直接后果由隔膜的冲击所引起。因为在BCG上的H-波和I-波由与心室肌肉组织的去极化同时的隔膜的冲击和反冲所引起，所以可以测量(a)H-I波的持续时间，即，等容收缩时间，以及(b)在该波的持续时间内H和I峰之间的距离。这些数据使得可以计算H-I波的斜坡(slope)和血流(由心室收缩产生，其导致血液快速流入主动脉，从而引起J-峰)达到最大速度的时间。从心室进入主动脉的下沉血流(subsidingbloodflow)导致K-峰。因为在静息期的大多数个体重现外形〃正常〃BCG图型的所有H-I-J-K-L-M-N峰，所以同步的H-峰、以及检测到的I-峰和J-峰可以用来顺序地发现和标记其余的K-L-M-N峰。标记这些中的各个峰使得可以精确计算H-I斜坡、I-J斜坡、J-K斜坡、K-L斜坡、L-M斜坡、以及M-N斜坡。这些数据使得可以计算对于每个斜坡达到最大速度的时间，从而能够计算血流体积、以及施加于各种心脏肌肉和瓣膜以及由各种心脏肌肉和瓣膜所施加的正压和负压值。此外，还可以从同步的H-峰反算(back-calculate)并精确地标记前面的g-d-a-j-i-h波型。当具有健康心血管系统的个体，即，那些属于Starr第1类范围的个体，被施加应激以致他们的心率显著增加以在整个身体的血流中供给充足的氧时，他们的H-I和J-K波型的斜坡(slope)在高度方面将增加、具有更陡的斜率并具有更短的时间期限，而L-M-N波将明显地、有规律地重复并且它们的斜坡经常变得更陡。然而，患有心血管异常和功能障碍的个体，当受到应激时，将产生这样的H-I和J-K斜坡其高度会降低并且其变得更长，即，更平坦，而L-M-N峰倾向于变平，如图4(b)和4(c)所示。在心血管异常和功能障碍的严重性增加的情况下，H、J、L、以及N峰的高度显著降低到这样的程度其中H-I、I-J、J-K、K-L、L-M以及M-N斜坡类似地拉长和不规则，如图4(c)所示。表1示出了对各种类型的心血管异常以及它们对ECG和BCG波型的影响的总结。表1<table>tableseeoriginaldocumentpage17</column></row><table>我们已发现，在静息条件下收集和计算自同步的BCG和ECD信号的H-I-J-K-L-M-N波峰数据，可以用作参照点来检测和确定(鉴别)不同类型的潜在的心血管异常，其中借助于当个体被置于应激条件下时在一个或多个H-I、I-J、J-K、K-L、L-M、以及M-N斜坡中发生的变化。重要的是注意到，不管个体是在静息还是在应激条件下，在静息条件期间在BCG上的H-峰与ECG上的R-峰的同步都将使得在应激条件期间可以精确地标记由ECG上的R-峰而H-峰在BCG上所发生的位置。然后可以数学上确定随后的I-J-K-L-M-N峰应已发生在何处。通过参照个体在静息条件下产生的同步的h-i-j-a-alg-H-I-J-K-L-M-N和波峰以及H_I、I-J、J-K、K-L、L-M、M_N斜坡，可以确定(鉴别)和表征在应激条件下心肌和瓣膜的物理运动的变化，以及血液流入、流经和流出心脏的速率和模式的变化。例如，在应激条件下，伴随H-I和J-K斜坡伸长的H和J峰的显著降低表明，响应心室肌肉压力的去极化存在(a)心室内压增加速率的降低，即，在心室收缩期间存在较小的心室收缩力，其导致(b)在心室收缩期间对血流施加较小的射血力(ejectiveforce)，从而导致更小的J峰。H和J峰的降低主要起因于在血液中不足的氧输送到心肌，其中血液从肺回流到左心房以供给左心室收缩所需要的能量。向左心室长时间不足地供给氧合血将导致H和J峰的降低变得更明显，同时H-I和J-K斜坡变得更加拉长。具有严重降低的心血管功能的个体在应激下将具有显著增加的心率，其可以通过S1和S2期之间显著减小的时间跨度加以检测，即I峰(在心室收缩期间发出隔膜反冲的信号)和L峰(发出心室松弛的信号)之间的时间期限，其间通过排出自左心室的血液的回流来闭合主动脉瓣。主动脉瓣的功能障碍，例如，主动脉瓣的不完全闭合或渗漏导致在舒张期早期对左心室壁的更大冲击并引起更大的峰值(spike)，即N峰的高度。在应激条件下j峰高度的减小和j_a斜坡的伸长表明，和静息期相比，右心房和左心房正以较小的力收缩，而a1峰的消失表明右心房并没有递送相同加压体积的血液进入右心室，用于随后递送到肺动脉，进而用于输送到肺。g波的减小或消失表明在三尖瓣和/或二尖瓣闭合方面的功能障碍或异常，其导致从右心室和左心室回流渗漏到右心房和左心房。当具有功能障碍和/或异常心血管系统的个体被免除应激条件并回到静息期时，他们的ECG和BCG图型则返回先前记录的在应激开始以前的正常图型。本发明用于监测心血管系统的生理状况以及检测异常的一种示例性实施方式示于图5中并且通常包括至少(1)一种装置，其被构造成用于检测个体心脏组织的电去极化和复极化并用于传送这样的信息作为ECG信号，(2)一种装置，其被构造成用于检测个体心脏上和/或内的物理运动以及他们体表上的有关运动，并用于传送这样的信息作为BCG信号，(3)—种装置，其被构造成用于接收ECG和BCG信号并调理信号中的至少一种，(4)模拟-数字转换器，用于将信号转换成可处理和存储的数字数据，(5)微处理器，用于计算、分析、报告、传送以及存储数字数据，(6)计算机软件程序，包括至少一种算法，其被设计成用于分析ECG和BCG信号以(a)检测ECG信号中的P-QRS峰，(b)检测和标记BCG中的H-I-J峰，(c)同步BCG信号中的H峰与ECG信号中的R峰，以及(d)提供经同步的ECG和BCG信号输出，以及⑵用C++语言编写的图形用户界面(GUI)程序。本发明的系统可以适当地设置有脉搏血氧测量仪(pulseoximeter)，其被构造成至少同时检测个体血液中的氧(气)量和他们皮肤中的血量变化并将这些数据传送到被构造成用于接收ECG和BCG数据的一种装置，或可替换地传送到微处理器。脉搏血氧测量仪可以可选地被构造成检测和传送个体的心率。本发明的系统可以可选地设置有一种装置，该装置被构造成检测在节律性收缩期-舒张期由心脏产生的声音并将心音图信号传送到信号调理装置。本发明的系统可以可选地设置有一种装置，该装置被构造成提供在节律性收缩期-舒张期心脏的图像并将心回波图信号(超声心动图信号)传送到信号调理装置。计算机程序可以可选地包括多种协同算法(cooperatingalgorithm)。被构造成用于接收ECG和BCG信号的装置以及模拟-数字转换器可以包括适当构造的主板，主板设置有这些领域的技术人员已知的适合的电子装置。主板可以另外提供有微处理器，其被构造成用于接收和运行软件程序，该软件程序包括一种或多种数学算法和/或启发式算法以至少分开地处理、分析和同步同时接收的ECG和BCG信号的R峰与H峰，以及提供至少包括同步ECG-BCG波型信号的输出。计算机软件程序可以适当地设置有另外或可选的多种算法，其被设计成启发式地分开地处理、分析和同步同时接收的ECG和BCG信号，然后启发式地确定(鉴别)和标记在经同步的BCG信号上的h-i-j-a-d-g和I-J-K-L-M-N峰。计算机软件程序可以适当地提供有至少一种附加算法(additionalgorithm)或可选地多种算法，其被设计成处理、比较、以及分析多种同步ECG和BCG信号，以及提供与多种同步ECG和BCG信号之间的相似性和差异有关的输出。图6示出根据本发明的一种实施方式的示例性4步骤流程图，用于处理和同步同时产生的ECG和BCG信号。第一步骤包括调理同时产生的ECG和BCG信号以消除外来噪声分量从而提供以最小相对损失或最大相对增益传送的信号输出。用于调理ECG和BCG信号的适宜方法是使各个信号分开地通过五阶巴特沃思滤波器(fifth-orderButterworthfilter)，其中(a)对于ECG信号，高通截止频率设定为约40Hz而低通滤波器设定为约IHz,以及(b)对于BCG信号，高通截止频率设定为约25Hz而低通滤波器设定为约1Hz。第二步骤是借助于算法检测在经滤波的ECG信号中的R波。可以通过采用曲线长度的概念来开发适宜的算法，其中曲线长度的概念(参照图7)说明了在给定一段时间间隔DT的情况下，长度Ll和L2如何能够表征曲线形状。该原理可以用来检测波阵面(wavefront)，其表征相对于具有弦长的第i样品，事件(episode)弧长的开始和结束，获得<formula>formulaseeoriginaldocumentpage18</formula>L是事件的总估计长度，Tx是采样间隔，yi-yg表示第i个增量以及η是待检测的事件(或波形)的持续时间的粗略估计在这种情况下η是QRS持续时间的估计值。L还可以写为<formula>formulaseeoriginaldocumentpage19</formula>最后，将计算窗口(computationalwindow)集中于第i个样品并调用w=n/2，则获得递归的低计算成本形式，利用汇编语言其可以被纳入计算机软件程序，用于这些领域中的技术人员已知的DSP处理器<formula>formulaseeoriginaldocumentpage19</formula>⑶第三步骤是鉴别来自经调理的BCG信号的H峰，然后将该H峰与来自ECG信号的R峰同步，其后分析经调理的BCG信号以定位和标记h-i-j-a-d-g和I-J-K-L-M-N峰，然后平均(average)经调理的BCG信号。通过利用ECG的R峰作为用于逐周期(cycle-by-cycle)长度确定的同步点，可以开发适宜的启发式算法，用于(a)同步H峰与R峰，然后(b)解析(parse)经调理的BCG信号以定位和标记h-i-j-a-d-g和I-J-K-L-M-N峰，然后(c)平均经调理的BCG信号。然后，按照信号的抽样率，将每个周期长度分为多个间隔。可以编程和经实验测定间隔的数目。一个实例是2500个样品，其相当于获取的信号的1.2秒。分配的间隔允许信号处理。然后，当可能时以及作为另外的同步选项，将节段点与ECG采集值进行关联。分段信号用于最大值和最小值确定，接着是BCG的字母赋值(letterassignment)。可以搜索每个节段的局部最小值或最大值。节段的数目和它们的编程赋值允许按照对象组和分析需求进行实际调整和实验设置。对于分段的ECG和BCG信号，赋值通常按照以下所列步骤进行1.搜索BCG信号中R采集(pick)后的第一节段或具有R采集的节段的局部最大值，其确定BCG信号的H值，2.寻找BCG信号节段(在H以后)的下一个局部最小值，用于BCG信号的I值赋值，3.从I值搜索下一节段的局部最大值和J赋值，下一个局部最小值可以是BCG信号的K采集，4.将节段和值同步和关联至ECG信号，5.ECG信号的下一个局部最大值(其在J最大值(BCH信号)后)是T采集，T的鉴别允许节段的再同步，6.对T采集以后的节段的搜索确定L(局部最大值)和M(局部最小值)，7.在L和M后的下一个赋值是搜索下一个局部最大值的结果，其成为BCG信号的N采集，8.分段允许时间间隔的确定和反算与特定事件(采集值)有关的时间，9.对于BCG信号的每个下一个循环进行重复赋值，如通过R采集同步参考所确定的，其后，可以平均逐周期赋值或分开考虑。第四步骤是产生ECG和BCG信号的经同步和标记的输出，并将输出传送到至少一种电子处理装置、一种数据存储装置以及一种视觉输出装置。示例性适宜的视觉输出装置包括显示监视器、打印机以及绘图仪。如所描述的由个体产生的数据将用作静息期参照点，用于随后的生理应激试验输出，以下将进行更详细描述。本发明的另一种实施方式包括检测、传送、调理、同步、以及处理由个体心血管系统在静息期条件下产生的多个信号，并将从其产生的数字数据存储在数据存储装置中。适宜的信号是ECG信号和BCG信号。这些信号可以可选地或另外地包括心音图和/或超声心动图信号。在保持连接于本发明的系统的同时，即将个体置于应激条件下，用于实时检测、传输、调理、同步以及处理由个体心血管系统输出的信号以产生同步的ECG-BCG信号组，其显示应激对信号输出的影响。然后利用至少一种算法，可以比较应激信号输出与静息期信号输出，用于检测、量化和评估应激影响的信号波型和h-i-j-a-d-g-H-I-J-K-L-M-N峰的变化。在获取、处理和提取BCG-ECG信号采集值和时间间隔以后，进行时间_采集值的比较。比较包括以下内容1.采集值和它们各自的归一化振幅值；通过对运动前评估和运动后评估的比较来确定较低或较低值，2.比较与采集值有关的时间间隔并获得差异，基于逐周期来确定差异；记录和报告极值和平均值。本发明的计算机软件程序可以另外被设计成平均个体静息和应激期的同步输出，然后重叠经平均的同步输出从而使得能够对心血管信号输出进行视觉观测和分析。因为各个信号记录时域(recordingsession)的数据可储存在数据存储装置中，所以可以在较长的时间(例如，数月或数年或几十年)内从个体收集静息期信号数据，然后精确地检测和评估可能在这些时间期限已发生在个体静息期心血管系统中的生理变化。本发明的图形用户界面(⑶I)被构造成管理(Hianage)ECG-BCG波形的大型集合(largeset)的获取、分析、存储以及报告。可以可选地提供后端数据管理模块，用于在GUI和同步ECG-BCG数据(存储在适宜的数据库中)之间进行有效接口连接。可以提供另外的模块，用于计算机辅助选择个体专用的数据分析算法，用于分析和同步某些类型的BCG信号，以及可选地，数据分析算法的计算机选择组合。如图8所示的GUI被适当设置在本发明的范围内(a)提供至少一个模块，其被构造成从个体心血管系统接收多种信号，然后(i)处理、(ii)分析、(iii)优化、(iv)变换、(V)同步、以及(Vi)产生至少一个输出，该输出包括至少一个经同步的信号波型，(b)具有计算机软件程序，其被设计成提供用于选择适宜的数据分析算法的计算机辅助处理，用于处理来自个体心血管系统的多种信号的输入流(incomingstream)，以及可选地，用于选择适宜数据分析算法的组合，以及(c)提供数据流管理模块，用于与数据存储装置通信和协作，以及(d)以提供输出管理模块，用于将同步的ECG-BCG信号输出通信到由监视器、屏幕、打印机以及绘图仪所例示的装置。参照图8，⑶I具有通过微软基础类(MFC)的视窗⑶I格式。它提供了基本系统布局、波形显示、以及与数据管理和分析功能有关的各种按钮、输入、以及视区(field)，参照图9。GUI提供了用户访问路径以检索和分析来自数据库的波形。模型GUI绘图附加在附录中以提供关于GUI的基本设计的更多细节。数据库管理模块是一般功能的文库(library)，其提供对数据库的用户接口模块访问。基本功能可以包括"读"、“写入数据表"、“添加子文件夹"、“检索波形文件(wavefile)"、以及"保存/重新保存波形文件"。波形显示模块适当地包含一般功能的文库。它可以另外包括基本波形显示功能如"绘制和擦除波形"、“滚动显示和缩放"、“选择波形上的点"、“选择波形上的周期"、以及〃获得波点上的值"。波形分析模块适宜地包含功能的文库收集。这些功能是可连接功能，用户接口模块可以调用这些可连接功能以将输出提供到波形分析模块。基本功能组将包括"检测波斜坡〃、“振幅〃、“内子波延迟〃、“周期检测〃、“平均〃的算法以及这些领域的技术人员已知的其他分析算法，以用于分析ECG或BCG信号。图10示出数据库结构的示例性基本布局，其中数据库结构可用于存储由本发明提供的ECG-BCG波形集合。数据库包括在主文件夹(数据库文件夹)内。该数据库文件夹包含SQL(类似于Access)型数据表。SQL数据表存储每个对象的信息和有关波形的参照(图11)。每个对象的波形数据文件存储于相同主文件夹下的子文件夹下。在相同对象的单时域期间，可以存在若干波形数据文件，因此已建立了示例性命名约定以保持可靠的参照。示例性文件命名约定如下首先，放置4位(4-digit)对象ID，接着为下划线，然后通过追加PMI(4/5-肋间)或STR(胸骨)来指明BCG阅读的位置，接着为另一个下划线，然后通过追加PRE(用于运动前)或POS(用于运动后)来指明运动前或运动后读数，接着为记录的编号，接着为另一个下划线，最后采用年月日公约(YYYYMMDD)来附加日期。用于文件名的模板将阅读如下XXXX_PMI/STR_PRE/POS#_YYYYMMDD。以下提供了本发明的系统用于监测个体心血管系统的生理状况和用于早期鉴别心血管异常和功能障碍的示例性方法。再次参照图5，第一步骤是将个体的以下信息收集并输入GUI中(a)与他们的心血管系统有关的病史，(b)生活方式特征如吸烟、饮酒、营养、药物使用习惯和其他生活习惯，(c)身体活动水平；以及(d)身体和遗传信息，包括种族、重量、高度、髋围、腰围、年龄、以及性别。第二步骤是利用适宜的血压测量装置如CASVitalSignsMonitorsModels740、750C和750E(CASMedicalSystemsInc.,Branford,CT,USA)来测量他们的血压。适宜的是，在测试的持续时间内个体保持与血压测量装置相连接。第三步骤是将适当数目的心电图描记器(ECG)电极附着于个体身体上的适当部位，然后将ECG电极连接于适宜的ECG系统。第四步骤是个体处于俯卧位，其后，用低过敏性双面胶带将适宜的心冲击描记器(BCG)加速度计，如由Brile1&Kjaer(Skodsborgvej307，DK-2850,Nasrum,Denmark)提供的那些，连接于个体胸骨的基底(base)。还适宜的是，将脉搏血氧测量仪夹到个体手指上。示例性的适宜的脉搏血氧测量仪包括Nonin8600脉搏血氧测量仪(NoninMedicalInc.,Plymouth,MM,USA)和CASVitalSignsMonitorsModels740、750C和750E(CASMedicalSystemslnc.)。第六步骤是记录在所选时期内个体的静息期ECG、BCG、血压、心率以及血氧浓度信号数据，在此期间他们处于俯卧位并正常呼吸。示例性的适宜的静息期数据收集时间为约三分钟，但当进行个体测试的医务人员认为合适的情况下可以调节这种数据收集时间。优选的是，在静息期数据收集时间内进行多种BCG数据收集。在此期间，BCG数据收集的适宜数目为3。第七步骤是个体进行所选的体育运动并持续所选的适合于所选体育运动的适宜时间。示例性的适宜的体育运动包括骑固定脚踏车、在跑步机(treadmill)上跑步或步行、使用StairMaster运动设备(StairMaster是StairMasterSports/MedicalProducts,Inc.，VancouverWA,USA^SillSife)泳等。第八步骤是在体育运动时期已结束后个体立即躺成俯卧位，用于在所选的时期内记录个体的运动后ECG、BCG、血压、心率以及血氧浓度信号数据。示例性适宜的运动后数据收集时间为约3分钟，但当进行个体测试的医务人员认为合适的情况下可以调节这种数据收集时间。优选的是，在静息期数据收集时间内进行多BCG数据收集。在此期间，BCG数据收集的适宜数目为3。将对象信息(subjectinformation)、静息期、以及运动后数据输入传送到数据库引擎，其中它们以单独的文件被存储在数据库中，并且通过本文披露的本发明的算法可用于处理、同步、以及分析，用于对同时收集自静息期和运动后时期的个体的每个ECG和BCG信号组的ECG信号的R峰和BCG信号的H峰进行同步。经处理的数据被存储在数据库中单独的文件中，以及可显示在适宜的监视器和屏幕上，并且可以通过适宜的打印机和绘图仪加以打印。通过本发明的算法产生的个体静息期和运动后同步的ECG-BCG波型的比较将使得能够检测和评估在个体BCG波型和有关h-i-j-a-d-g-H-I-J-K-L-M-N峰中应激引起的变化。按照一种示例性实施方式，该系统可以用作临床环境(如医生办公室、简易诊所、临床实验室、与医学研究所有关的试验设施、与医院有关的试验设施等)中的常规测试方法。按照另一种示例性实施方式，该系统可以可选地适用于运动和训练设施，用于在运动和训练期间观察、记录以及存储个体心血管系统的变化，用于监测心血管适应的改善以及用于检测潜在的心血管功能障碍的发作。按照另一种示例性实施方式，静息期心血管数据和有关的同步ECG-BCG波型可以收集自多个个体，并编译并存储在数据库文件中，用作用于比较个体的静息期同步ECG-BCG波型的"群体(population)“规模的参照点。以下属于本发明的范围内，即根据例如Starr分类系统，将多种静息期同步ECG-BCG波型分离并分组，以提供"群体"规模的参照组具有理想的同步ECG-BCG波型(即，静息期第1类)的健康个体；具有某种程度上并不理想的同步ECG-BCG波型(S卩，静息期第2类)的个体；在静息条件下同步ECG-BCG波型呈现心血管功能衰弱(即，静息期第3类)的个体；以及在静息条件下同步ECG-BCG波型呈现心血管功能显著衰弱(即，静息期第4类)的个体。在以下实施例中详细描述本发明的用于监测心血管生理状况并用于检测有关的异常和功能障碍的系统和方法。实施例1如附图所示，本发明的示例性系统被构造成为包括以下部件1.CSA750C多参数检测器(Multi-ParameterMonitor)(CASMedicalSystemsInc.)，用于监测血压、心率以及血氧水平。2.BurdickEK1012引线(lead)、单通道心电图描记器(CardiacScienceCorp.，Bothel1，WA,USA)，用于检测和传输ECG信号。3.Briiel&Kjaer(Briiel&KjaeriBriiel&KjaerSound&VibrationMeasurementA/S，Naerum,Denmark的注册商标)4381型加速度计，其耦连(连接)于Bruel&Kjaer2635型电荷放大器，用于检测和传输BCG信号。4.LabVIEW(LabVIEW是NationalInstrumentsCorp.,Austin,TX，USA的注册商标)8.2数据获取系统，其安装在IBM膝上计算机上，用于同时接收来自ECG和BCG仪器的ECG和BCG信号。5.软件程序，其包含本文描述的用于调理和同步ECG和BCG的算法，并且被设计成与LabVIEW8.2数据获取系统进行通信。6.数据库程序，其被设计成接收、存储和显示经调理的原始和经同步的ECG和BCG信号组。7.固定的运动周期。该系统用来收集、调理、同步、处理、分析、存储和报告来自142位个体的静息期和运动后心血管数据。每位个体如下被评估30分钟首先，将他们的病史填写于调查表，调查表包括以下问题(1)他们心脏的病史(包括所有已知的心脏病症)，(2)生活习惯(即吸烟、饮酒、药物使用、压力水平等)，(3)身体活动水平，(4)种族，(5)重量，(6)高度，(7)臀围，(8)腰围，(9)体脂肪％，(10)年龄，以及(11)性别。接着，记录个体血压，其后，将ECG电极连接于他们的肩部和两臀部的正上方，其后将电极连接于BurdickEKl0心电图描记器。然后，用低过敏性双面胶带，将Brilel&Kjaer型4381加速度计和2635型电荷放大器连接于个体胸骨的基底。然后，将设置有CSA750C多参数检测器(Multi-ParameterMonitor)的脉搏血氧测量仪夹到个体的一个食指上并连接到监测器上。然后个体在垫板(paddedboard)上非常安静地处于俯卧位并正常呼吸，同时收集三个1分钟长的BCG记录，其中在每个1分钟记录期之间有1分钟静息期。使脉搏血氧测量仪、心冲击描记术、ECG、以及血压设备与个体分离，然后要求个体骑固定运动周期脚踏车1分钟，或可替换地，取决于个体的身体状况，围绕设定的路程步行1分钟。然后再次要求他们在垫板上非常安静地躺下并处于俯卧位，同时将设备重新连接于个体，用于收集运动后血压、心率、血氧浓度、ECG信号加上三个1分钟的BCG记录，其中在每个1分钟记录期之间有1分钟的静息期。通过下述方式来调理静息期和运动后ECG和BCG信号(a)使ECG信号通过五阶巴特沃思滤波器，其具有设定为约40HZ的高通截止频率和设定为约IHz的低通滤波器；以及(b)使BCG信号通过五阶巴特沃思滤波器，其具有设定为约25Hz的高通截止频率和设定为约IHz的低通频率。将本文描述的算法用于每个ECG-BCG信号组以(a)鉴别R峰，(b)同步H峰与R峰，(b)分析经调理的BCG信号以定位和标记h-i-j-a-a^g和I-J-K-L-M-N峰，然后，(c)平均经调理的静息期和运动后BCG信号。实施例2:图12a示出在运动前非应激静息期时间由具有正常功能心血管系统的健康个体产生的原始的、未调理的ECG和BCG信号。如在实施例1中描述的所收集的另外的心脏生理数据被存储在系统的数据库中。图12b示出在一段时间的体育运动(按照实施例1中的概述所施予的)以后由相同个体产生的原始的、未调理的ECG和BCG信号。通过启发式算法，在运动前静息期的ECG信号的R峰(图12a)用来标记和同步BCGH峰与所述同时收集的ECGR峰。启发式算法随后标记和关联随后的I-J-K-L-M-N峰并产生示于图13a中的同步的ECG-BCG周期图型。以类似的方式，通过启发式算法，在运动后时期的ECG信号的R峰(图12b)用来标记和同步算法随后标记和关联随后的I-J-K-L-M-N峰并产生示于图13b中的同步的ECG-BCG周期图型。最后，软件程序比较和评估经同步的BCG图型以确定心脏各个部分的身体功能是否发生显着变化，如来自心房和心室的心脏射血的活力，以及在舒张期心房腔充盈的速度，以及心肌、瓣膜的有关的物理运动，以及血液流入、流出心房和心室以及在心房和心室之间的有关流动。图13c示出在一个周期(即心搏)期间，由本发明的示例性系统产生的运动前和运动后同步的BCG信号的比较。在健康个体中，运动前后的BCG图型是相同的，这表明，施加应激并不影响心脏的电分量、物理分量和生理分量。实施例3:图14a和14b示出在由体育运动引起应激前后的个体产生的原始的、未调理的ECG和BCG信号(如在实施例1中所描述的)。该个体先前已经受轻度心肌梗死并已康复，并且正处于调整其生活方式的过程中以加强其心血管系统。该个体的运动后心率大于运动前心率(在3秒间隔中3次搏动)约65%-70%(在3秒间隔中5次搏动)(图14a和14b)。然而，更重要的是在信号调理以消除背景噪声和同步BCG信号与ECG信号以后变化明显(图15a和15b)，这表明增加的心率伴随心肌和瓣膜运动的物理强度增加(图15b)。然而，运动前后同步BCG信号的比较表明，在运动前BCG信号图型中的H-I-J-K-L-K-M-N峰、在H-I-J-K-L-K-M-N之间的峰平坦化，并且峰之间的界线被显著地减弱(图15a)。然而，他们的运动后同步BCG信号(图15b)表明，明显可区分的H-I-J-K图型被暂时重新确立，大概短暂地向心肌供给增加的供氧量。然而，在运动后时期这种"外观正常的"BCG图型的存在表明，此个体具有恢复其心血管系统的潜力以接近在实施例2中所测试的个体的功能。所以，虽然在此实施例中，个体原始的未调理运动前后的ECG和BCG信号似乎是正常的(虽然具有提高的心率)，但本发明的系统和软件提供了用于检测生理异常的方法，其中生理异常涉及其心瓣膜、心肌以及血管系统的一种或多种的身体功能障碍。此外，存储在采样期、在很长一段时间内由个体产生的上述数据，以便可以记录和报告个体心血管系统功能和能力的改善，作为处理、治疗、运动程序等的一部分，属于本发明的范围。实施例4:图16a和16b示出在由体育运动引起的应激前后由个体产生的原始的、未调理的ECG和BCG信号(如在实施例1中所描述的)。基于运动后ECG信号的零星断裂(sporadicbreakdown)(图16b)联同BCG信号振幅的显著减小(图16b)，认为此个体处于危险之中。然而，调理该ECG和BCG信号以及同步该BCG信号与ECG信号表明，在运动前静息期，BCGH-I-J-K-L-K-M-N峰的振幅比在实施例3的非健康个体中所看到的甚至更小，其中仅H-I波是明显可识别的(图17a和17c)。虽然应激后BCG峰的强度会增加(图17b)，但波型内的峰振幅大致是相同的，这表明甚至在应激下，心脏的后右心室(post-right-ventricular)收缩运动也产生和隔膜反冲(即，H-I波)相同的信号振幅以及血液流入肺动脉和主动脉(即，J-K波)。在如在实施例2中所说明的健康个体中(图13b)，H-I和J-K波的振幅通常大于随后的L-M-N波。实施例5:图18a、18b、以及18c比较了经调理的同步的运动前后的BCG信号，其来自健康个体(图18a获自图13c)、非健康个体(图18b获自图15c)以及处于危险中的个体(图18c获自图17c)。如前面所讨论的，健康个体的运动前后的同步BCG波型是相同的(图18a)。非健康个体的运动前BCG波型(图18b)具有显著减小的H、J、以及L峰并伴随变平和拉长的H-I和J-K波(通过H1、I1、J1以及K1加以说明)而在运动以后，H、J、以及L峰的振幅显著增加，H-I和J-K波被更明确界定，并且出现L-M-N波(通过H2、I2、J2、K2、L2、M2、N2加以说明)。处于危险中的个体的运动前BCG波型(通过H1、I1、J1以及K1峰加以说明)(图18c)类似于非健康个体的运动前BCG波(图18b)。然而，处于危险中的个体的运动后BCG波型(通过H2、I2、J2、K2、L2、M2、N2峰加以说明)(图18c)不同于非健康个体的BCG波型(图18b)，这表明，相对于非健康个体的系统，处于危险中个体的心血管系统的不同分量(component)是异常的，两系统均与健康个体的系统比较，如图18a中的运动后BCG波型所说明的。这些领域的技术人员将明了，在数据库中存储这样的数据，用作将来的参照，以与后来用本发明的示例性系统收集的ECG和BCG数据比较，将使得能够⑴评估个体心血管系统在一段时间内的改善或恶化，以及(2)比较个体心血管系统应激前后对广泛的群体数据库的反应。虽然已借助于示例性实施方式描述了本发明，但这些领域的技术人员将明了如何改进和调整本文披露的系统、方法、算法和启发式方法，通过调理和同步示例性的ECG和BCG信号用于监测心血管系统的生理状况和用于检测其中的异常和功能障碍，用于其他用途。例如，本发明的系统可以另外提供有植入式装置，其被构造成用于安装在个体身体内和用于接收其中的来自经调理和同步的ECG-BCG信号组的电信号，以及用于将衍生的电信号传送到个体身体内的靶部位，用于影响其中的生理反应。另外，本领域的技术人员可以调整本文披露的系统、方法和算法适合于监测其他类型的哺乳动物系统的生理状况，其中产生多种可检测信号，从而获取、处理、同步以及再传送信号，用于存储和/或报告和/或用于将返回的刺激信号提供到最初的哺乳动物系统。上述改进的实例包括提供可替换类型的用于调理和同步的成对信号，如量化血糖水平的信号与例如量化血氧水平或可替换地胰岛素水平的信号配对，或可替换地，由周围神经系统传送的电脉冲与由中枢神经系统传送的电脉冲配对，或进一步可替换地，由系统性抗体对抗各种类型和个别类型的癌症产生的信号与由所选的系统性生化标记(如蛋白质等)所产生的信号配对。因此，应当明了，在本发明的范围内，可以对本文披露的系统、方法以及算法进行各种改变和改进，用于监测生理状况和检测其中的异常。权利要求一种用于监测个体生理状况和检测其中的异常的系统，所述系统包括第一装置，包括传感器，被构造成用于至少检测和传送由心电图描记信号组成的第一多个信号；电极组，其中每个电极能够检测与个体生理状况有关的心电活动并产生相应的心电图描记信号，所述电极组被构造成用于附着到所述个体的身体并用于与所述第一装置进行通信和协作；第二装置，包括传感器，被构造成用于接收和传送来自所述个体的身体的第二多个信号，所述第二多个信号选自由心冲击描记信号和震动信号组成的组；第三装置，能够接收其中所述第一多个信号和所述第二多个信号，所述第三装置被构造成用于调理所述第一多个信号和所述第二多个信号，以及用于传送所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号；软件程序，设置有至少一种算法，被设计成用于处理和同步所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号，以及由所述经同步的信号生成输出；微处理器，能够从所述第三装置接收所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号，所述微处理器被构造成与所述软件程序协作以处理和同步所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号，以及产生由所述经同步的信号生成的输出，其中所述经同步的信号表明所述个体的生理状况；以及数据库，设置成用来在其中存储从所述第一装置、第二装置以及第三装置传送的信号，以及由所述微处理器产生的输出。2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一传感器被构造成可拆卸地与所述个体的身体的表面部分连通。3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第二传感器被构造成可拆卸地与所述个体的身体的表面部分连通。4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述第二传感器是加速度计。5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述加速度计连接至电荷放大器。6.根据权利要求1所述的系统，另外设置有至少一种装置，被构造成用于测量选自血压、心率、以及血氧浓度组成的组的至少一种生理参数。7.根据权利要求1所述的系统，另外设置有图形用户界面，所述图形用户界面被构造成使操作员能够将数据输入所述数据库，以及能够访问存储在所述数据库中的信号和输出ο8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一多个信号是通过使所述信号通过滤波器而加以调理的，其中所述滤波器设置有约40Hz的高通截止频率和约IHz的低通滤波器。9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第二多个信号是通过使所述信号通过滤波器而加以调理的，其中所述滤波器设置有约25Hz的高通截止频率和约IHz的低通滤波器。10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序提供有至少一种算法，所述至少一种算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后其次，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组。11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述第一参照峰是在所述第一多个心电图描记信号中的R峰，以及所述第二参照峰是在所述第二多个心冲击描记信号中的H峰。12.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序设置有多种算法，其中第一算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后第二，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组；以及第二算法被设计成用于分析所述经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从其生成、鉴别、标记、以及表征(a)包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的个体波分量，以及(b)包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，以及从其产生输出。13.根据权利要求12所述的系统，其中，所述第一参照峰是在所述第一多个心电图描记信号中的R峰，以及所述第二参照峰是在所述第二多个心冲击描记信号中的H峰。14.根据权利要求12所述的系统，其中，包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的所述个体波分量包括P-Q-R-S-T峰，而包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量至少包括H-I-J-K-L峰。15.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序设置有多种算法，其中第一算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后第二，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组；第二算法被设计成用于分析所述经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从其生成、鉴别、标记、以及表征(a)包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的个体波分量，以及(b)包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，以及从其产生输出；以及第三算法被设计成用于对由所述第二算法产生的包括所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量，与包括存储在所述数据库中的至少一个选择的经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组的所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量进行比较，以及用来从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中。16.根据权利要求12所述的系统，其中，存储在所述数据库中的所述至少一个选择的经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组是所述个体的静息期心电图描记-心冲击描记信号组，以及由所述第二算法产生的所述经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组是所述个体的运动后心电图描记_心冲击描记信号组。17.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序设置有多种算法，其中第一算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后其次，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组；第二算法被设计成用于分析所述经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从其生成、鉴别、标记、以及表征(a)包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的个体波分量，以及(b)包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，以及从其产生输出；以及第三算法被设计成用于对包括由所述第二算法产生的所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量，与包括存储在所述数据库中的选择的多个经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组的所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量进行比较，以及用来从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中。18.根据权利要求14所述的系统，其中，由所述第二算法产生的所述经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组是所述个体的静息期心电图描记_心冲击描记信号组，以及存储在所述数据库中的所述选择的多个经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组包括在多个分隔开的测试期间由所述个体产生的多个经同步的静息期成对心电图描记-心冲击描记信号组。19.根据权利要求14所述的系统，其中，由所述第二算法产生的所述经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组是所述个体的静息期心电图描记_心冲击描记信号组，以及存储在所述数据库中的所述选择的多个经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组包括由多个个体产生的经同步的静息期成对心电图描记_心冲击描记信号组。20.根据权利要求1所述的系统，另外设置有第四装置，所述第四装置被构造成在其中接收由所述经同步的信号产生的输出并由其生成和产生电信号，所述第四装置能够可控地传送所述电信号；以及第五装置，能够接收来自所述第四装置的所述电信号，所述第五装置被构造成用于可控地将所述电信号传送到所述个体的身体上或内部的靶部位。21.一种利用权利要求1所述的系统来监测个体生理状况和检测其中的异常的方法，所述方法包括将所述电极组附着于所述个体的身体上的所选点并将所述电极与所述第一装置相互连接；另外将被构造成用于与所述第二装置通信的至少一个信号检测装置附着于所述个体的身体上的所选点，以及将所述信号检测装置与所述第二装置相互连接；将所述第一和第二装置与所述第三装置、设置有所述软件程序的所述微处理器、以及与所述数据库相互连接；在所选的一段时间内记录、处理和存储至少一个静息期数据组，在此期间所述个体处于俯卧位；使所述第一和第二装置与所述电极组和信号检测装置断开，并使所述个体在所选的一段时间内经受所选的应激；将所述第一和第二装置重新连接于所述电极组和信号检测装置，然后在所选的一段时间内记录、处理和存储至少一个应激后数据集，在此期间所述个体处于俯卧位；比较所述至少一个应激后数据组与所述至少一个静息期数据组。22.根据权利要求21所述的方法，其中，所述第一装置包括构造成用于至少接收、显示和传送包括心电图描记信号的多种信号的心电图描记器，以及所述电极组包括能够检测与个体心搏有关的电活动性并产生相应的心电图描记信号的多个电极。23.根据权利要求22所述的方法，其中，所述第二装置选自心冲击描记器和心震描记器组成的组，并且被构造成用于至少从适当的信号检测装置接收、显示和传送多种信号，所述多种信号包括作为心血管系统功能的结果在所述个体的身体之内和之上产生的心冲击描记信号，所述第二装置设置有被构造成用于与所述个体的身体连通的至少一个震动传感器。24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述信号检测装置是加速度计。25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述加速度计连接至电荷放大器。26.根据权利要求23所述的方法，其中，所述系统另外设置有被构造成用于测量选自血压、心率、以及血氧浓度组成的组的至少一种生理参数的至少一种装置。27.根据权利要求23所述的方法，其中，提供图形用户界面以使操作员能够将数据输入所述数据库，以及访问存储在所述数据库中的信号和输出。28.根据权利要求23所述的方法，其中，所述个体的静息期心电图描记-心冲击描记信号组被存储在所述数据库中。29.根据权利要求23所述的方法，其中，所述第一多个心电图描记信号是通过使所述信号通过设置有约40Hz的高通截止频率和约IHz的低通滤波器的滤波器加以调理的。30.根据权利要求23所述的方法，其中，所述第二多个心冲击描记信号是通过使所述信号通过设置有约25Hz的高通截止频率和约IHz的低通滤波器的滤波器加以调理的。31.根据权利要求23所述的方法，其中(a)所述静息期数据包括第一多个经调理的心电图描记信号和第二多个经调理的心冲击描记信号，以及(b)所述运动后数据包括第一多个经调理的心电图描记信号和第二多个经调理的心冲击描记信号。32.根据权利要求31所述的方法，其中，所述静息期数据和所述运动后数据是通过提供有至少一种算法的软件程序分开地加以处理、分析和表征，所述至少一种算法被设计成首先，检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后其次，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组；从而从所述静息期数据产生第一经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组，以及从运动后数据产生第二经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组。33.根据权利要求32所述的方法，其中，所述第一参照峰是所述第一多个心电图描记信号中的R峰，以及所述第二参照峰是所述第二多个心冲击描记信号中的H峰。34.根据权利要求31所述的方法，其中，所述静息期数据和所述运动后数据是通过提供有多种算法的软件程序分开地加以处理、分析和表征，其中所述第一算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后其次，检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并从其产生经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从而由所述静息期数据产生第一经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组，以及由运动后数据产生第二经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组；以及所述第二算法被设计用于分析所述经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从其生成、鉴别、标记、以及表征(a)包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的个体波分量，以及(b)包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，从而由所述静息期经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组产生第一输出，以及由所述运动后经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组产生第二输出。35.根据权利要求34所述的方法，其中，所述第一参照峰是所述第一多个心电图描记信号中的R峰，而所述第二参照峰是所述第二多个心冲击描记信号中的H峰。36.根据权利要求34所述的方法，其中，包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的所述个体波分量包括P-Q-R-S-T峰，以及包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的所述个体波分量至少包括H-I-J-K-L峰。37.根据权利要求31所述的方法，其中，所述静息期数据和所述运动后数据是通过提供有多种算法的软件程序分开地加以处理、分析和表征，其中第一算法被设计成首先检测和标记在包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的波型的重复周期中的第一参照峰，然后其次检测和标记在包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的波型的重复周期中的选择的第二参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个心电图描记信号和所述经调理的第二多个心冲击描记信号并由其产生经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从而由所述静息期数据产生第一经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组，以及从运动后数据产生第二经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组；第二算法被设计成用于分析所述经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组，从其生成、鉴别、标记、以及表征(a)包括所述经调理的第一多个心电图描记信号的重复周期的个体波分量，以及(b)包括所述经调理的第二多个心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，从而由所述静息期经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组产生第一输出，以及从所述运动后经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号组产生第二输出；以及第三算法被设计成用于比较包括所述经调理的静息期经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组的重复周期的所述个体波分量与包括所述经调理的运动后经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号的重复周期的个体波分量，以及用来从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中。38.根据权利要求37所述的方法，其中，所述第三算法另外被设计成用于比较包括所述经调理的静息期经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组和所述经调理的运动后经同步的成对心电图描记-心冲击描记信号之一的重复周期的所述个体波分量与选自所述数据库的多个经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号，并从其产生输出。39.根据权利要求38所述的方法，其中，选自所述数据库的所述多个经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号包括在多个分隔开的测试期内从所述个体收集的多个静息期和运动后经调理的经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组。40.根据权利要求38所述的方法，其中，选自所述数据库的所述多个经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号包括从多个个体收集的多个静息期和运动后经调理的经同步的成对心电图描记_心冲击描记信号组。41.一种装置，被构造成用于同时接收、调理、以及处理来自个体的至少第一多个心电图描记信号和第二多个心冲击描记信号，以及另外被构造成用于同步所述第一多个信号和第二多个信号，并传送经同步的生理信号组，所述装置包括主板；至少一个电子装置，被构造成同时接收至少第一多个心电图描记信号和第二多个心冲击描记信号；微处理器，被构造成同时和分开地对输入的多个信号进行选自处理、分析、优化、以及变换所述输入信号组成的组的多种功能；软件程序，被构造成与所述微处理器协作，所述软件程序提供有第一算法，所述第一算法被设计成用于处理和同步来自所述第一多个信号和第二多个信号的数据并从其产生包括重复周期的经同步的成对信号组，第二算法，所述第二算法被设计成用于检测、标记、鉴别和表征包括所述经同步的成对信号组之一的重复周期的个体波分量，以及第三算法，所述第三算法被设计成用于比较、分析和表征多个经同步的成对信号组；数据库，被设计成用于在其中存储所述第一多个信号和第二多个信号、以及多个经同步的成对信号组；以及图形用户界面，被设计成使操作员能够将数据输入所述数据库，并能够访问存储在所述数据库中的信号和输出。42.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序提供有至少一种算法，所述至少一种算法被设计成首先检测和标记在所述经调理的第一多个信号的周期中的选择的参照峰，然后其次检测和标记在所述经调理的第二多个信号的周期中的选择的参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号并由其产生经同步的成对信号组，所述成对信号组可储存在所述数据库中。43.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序提供有多种算法，其中第一算法被设计成首先检测和标记在所述经调理的第一多个信号的周期中的选择的参照峰，然后其次，检测和标记在所述经调理的第二多个信号的周期中的选择的参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号并从其产生经同步的成对信号组；以及第二算法被设计成用于生成、鉴别、标记、以及表征所述经同步的信号波型输出的个体分量，并从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中。44.根据权利要求1所述的系统，其中，所述软件程序提供有多种算法，其中第一算法被设计成首先检测和标记在所述经调理的第一多个信号的周期中的选择的参照峰，然后其次，检测和标记在所述经调理的第二多个信号的周期中的选择的参照峰，然后第三，同步所述第一参照峰和所述第二参照峰，从而同步所述经调理的第一多个信号和所述经调理的第二多个信号并从其产生经同步的成对信号组；第二算法被设计用于生成、鉴别、标记、以及表征所述经同步的信号组的个体分量，并从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中；以及第三算法被设计用于比较由所述第二算法生成的所述经同步的信号组的个体分量与存储在所述数据库中的经同步的信号组的个体分量，以及从其产生输出，所述输出可储存在所述数据库中。45.根据权利要求4所述的系统，其中，来自所述第二算法的所述输出表征所述经同步的信号组的应激后个体分量，以及存储在所述数据库中的所述经同步的信号组的所述个体分量表征静息期。全文摘要一种通过同时检测和处理ECG信号和BCG信号用于监测和检测个体生理状况异常的系统。每个信号被分析以检测重复周期性图型并且被表征以鉴别重复周期的个体分量。在一个信号中的至少一个分量被选为用于在其他信号中的所选分量的参照标记。然后使两个信号同步并产生输出信号。提供了用于获取、传送和调理ECG和BCG信号的多个装置，可与微处理器协作的软件程序，被构造成用于接收传送的经调理的信号、同步和处理该信号、提供信号输出，用于存储传送的信号、经调理的信号、经同步的信号、以及信号输出的数据库。信号输出可用于报告和可选地用于重新向个体身体传送并向其提供生理刺激信号。文档编号A61B5/02GK101801263SQ200880011041公开日2010年8月11日申请日期2008年2月7日优先权日2007年2月8日发明者博任娜·卡明斯卡,戴维·麦夸里申请人:心动力医疗公司