Способ калибровки диагностического измерительного устройства
Изобретение относится к средствам калибровки измерительных устройств биологических сигналов. Способ обработки измеренных значений диагностического измерительного устройства состоит в том, что измерительное устройство генерирует ряд измеренных значений, которые могут быть представлены как n-мерные векторы, где n принимает значение по меньшей мере равное 2. При осуществлении способа задают область поиска для содержащегося в этой области интервала покоя, при этом в качестве области поиска выбирают область, в которой содержится обоснованная с физиологической точки зрения область незначительной физиологической или биологической активности, причем интервал покоя и расположенный в этом интервале средний вектор определяют по векторам полученных в области поиска измеренных значений, при этом этот средний вектор определяют как базисный вектор для калибровки измерительного устройства. Устройство для измерения биологических сигналов имеет средства для осуществления способа. Использование изобретения позволяет повысить достоверность измерений. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 2 ил.
Данное изобретение относится к способу калибровки диагностического измерительного устройства для биологических сигналов, которые могут быть представлены как n-мерные векторы. В медицинской диагностике такие измерительные устройства известны, например, в электроэнцефалографии и во всех областях кардиографии, векторной кардиографии и кардиогониометрии.
Такие измерительные средства и их диагностическая информативность основаны, например, на измерении электрической активности органа, причем эта активность в здоровом и нездоровом состоянии отличается. В случае сердца кардиография основана на электрическом поле, создаваемом потоками, протекающими через мембраны клеток сердечной мышцы. (Суммарный) вектор этого созданного сердцем поля изменяется во времени как по величине, так и своей пространственной ориентацией. Сердечный цикл, то есть протекание электрического процесса при каждом ударе сердца, можно разделить на разные части. В классической электрокардиограмме зубец Р соответствует возбуждению предсердия, зубец R - деполяризации желудочков, а зубец T - реполяризации желудочков.
При кардиогониометрии, описанной в патентном документе ЕР 0086429, чтобы измерить величину потенциалов и их пространственную ориентацию, применяя четыре расположенных возле сердца торакальных электрода, регистрируют сердечные токи в четырех взаимно перпендикулярных проекциях. В патентном документе ЕР 1'048'000 раскрыто дальнейшее развитие этой идеи, которое ведет к осуществляемому с помощью компьютера математическому анализу с целью лучшего представления и интерпретации результатов измерения.
Например, при пространственном представлении векторной кардиографии или кардиогониометрии вышеназванные зубцы Р, R и Т представляют в виде векторных петель Р, R и Т. Эти векторные петли представляют собой путь, который проходит во время удара сердца конец вектора созданного сердцем электрического поля. С течением времени суммарный вектор созданного сердцем электрического поля проходит в трехмерном пространстве в трех петлях. Начало суммарного вектора можно представить себе как начало системы координат для этого пространства. Это начало координат должно быть определено, так как в зависимости от выбора начала координат получаются различные результаты измерений.
С одной стороны, начало координат должно наилучшим образом соответствовать физиологически обоснованному нулевому значению, с другой стороны, должна обеспечиваться возможность надежно определить его, несмотря на изменчивость активности сердечных мышц вследствие индивидуальных различий, степени нагрузки, состояния здоровья и т.д. Кроме того, должны отфильтровываться различные помехи, например, напряжения смещения. Учитывая вышесказанное, понятно, что найти в такой физиологической системе достоверное начало координат в качестве точки отсчета для калибровки измерительного устройства трудно.
В связи с этим задача данного изобретения заключается в том, чтобы предложить такой способ калибровки диагностического измерительного устройства для представления биологических сигналов, в частности биологических потенциалов, в виде n-мерных векторов, благодаря которому эти затруднения, возникающие при нахождении достоверного и целесообразного с биологической точки зрения начала координат, преодолеваются. Эта задача решается благодаря способу, определенному в независимом пункте формулы изобретения. Зависимые пункты определяют предпочтительные варианты осуществления изобретения.
Предлагаемый способ калибровки диагностического измерительного устройства относится к измерительным устройствам, генерирующим ряд измеренных значений, которые могут быть представлены как n-мерные векторы, где n принимает значение по меньшей мере равное 2. Определяют область поиска содержащегося в этой области интервала покоя. Область поиска определена как область, в которой осуществляют поиск интервала покоя. Интервал покоя - это интервал, в которой вектор изменяется незначительно. Этот интервал покоя и расположенный в нем средний вектор определяют по данным измерений, полученных в области поиска. Средний вектор в интервале покоя определяется как базисный вектор для калибровки измерительного устройства.
В данном описании термин "диагностические измерительные устройства" охватывает не только измерительные устройства для диагностики, но и измерительные устройства для всех областей медицины и ветеринарии, в частности включая измерительные устройства, используемые в терапевтических и хирургических применениях.
Основная идея изобретения состоит в том, чтобы определить начальный вектор или точку отсчета (базисный вектор) для калибровки измерительного устройства как средний вектор, который расположен предпочтительно в центре временного интервала, называемого "интервалом покоя", в котором модуль вектора изменяется незначительно. Такой интервал покоя может лежать в биологически обоснованной фазе покоя, например в фазе покоя повторяющегося физиологического цикла, как в случае вышеописанного удара сердца. Однако интервал покоя также может соответствовать фазе покоя сигнала, устанавливаемой чисто эмпирически; знать при этом причинные взаимосвязи, касающиеся этой фазы покоя, не обязательно. В случае эмпирического определения фазы покоя определяют временную область поиска интервала покоя, которая содержит эмпирически определяемую и/или физиологически обоснованную фазу покоя для выходного сигнала. Хотя с целью нахождения интервала покоя можно просмотреть и весь временной интервал измерения.
В качестве меры изменения сигнала, например, служит изменение измеренного значения за единицу времени. В самом общем случае определяют меру того, как сильно измеряемые значения отклоняются от среднего значения за сравнительный интервал времени. В качестве такой меры могут использовать, например, среднее арифметическое величин отклонений, а также дисперсию или среднеквадратическое отклонение, или другие соответствующие математические меры среднего отклонения. В нижеследующем тексте термин "изменение измеренного значения" обобщенно применяется для любой соответствующей меры среднего отклонения от среднего значения.
При эмпирическом определении фазы покоя изменение измеренных значений во временном интервале дельта сравнивают с изменением измеренных значений в других временных интервалах и временной интервал с минимальным изменением измеренных значений определяют как интервал покоя. Временные интервалы дельта могут выбрать как "скользящие окна" или как перекрывающиеся или отдельные временные интервалы дельта вокруг выбранных моментов измерения в течение времени измерения. В зависимости от применения для выполнения критерия "интервал покоя" к изменению измеренных значений в течение временного интервала дельта предъявляют разные требования. Такими критериями, например, являются следующие критерии: среднее отклонение (среднее арифметическое величин отклонений, среднеквадратическое отклонение, дисперсия и т.д.) от среднего значения в сравнительном интервале времени для измеренных значений в интервале покоя составляет одну треть, предпочтительно не более половины среднего отклонения в сравнительных интервалах времени вне фазы покоя и весьма предпочтительно по меньшей мере на порядок меньше, чем среднее отклонение в сравнительных интервалах времени вне фазы покоя.
Разумеется, специалист осмысленно задаст сравнительные интервалы времени или скользящие окна так, чтобы они приблизительно соответствовали величине ожидаемой фазы покоя, чтобы не усреднять друг с другом фазы покоя и активные фазы. Продолжительность сравнительных интервалов времени обычно выбирают так, чтобы они содержали несколько периодов характерных флуктуации сигнала, но составляли максимум небольшую часть (например, не более 1/10 или не более 1/20) всего цикла. Например, в случае кардиосигналов сравнительные интервалы времени предпочтительно составляют от 5 до 100 мс, предпочтительно от 10 до 50 мс, особенно предпочтительно от 15 до 30 мс, например 20 мс. В общем случае (то есть не только касательно кардиосигналов) периоды характерных флуктуации сигнала могут определить, например, при помощи преобразования Фурье (искомый период соответствует величине, обратной частоте, при которой частотный спектр Фурье имеет максимум), причем часто специалист способен определить длину сравнительных интервалов времени на глаз лучше, чем это возможно помощи математического алгоритма.
Область поиска может охватывать весь период измерения, то есть, например, значения, измеренные в течение по меньшей мере одного полного цикла сигнала, или только часть периода измерения. Кроме того, этот способ могут осуществить для нахождения интервала покоя сначала в более продолжительных временных интервалах, а затем повторить его в идентифицированном интервале покоя, при все большем уточнении этот способ позволяет идентифицировать точку покоя.
Итак, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения интервал покоя могут найти в любой области поиска, содержащей фазу покоя. Это относится как к тому случаю, когда область поиска охватывает весь период измерения, так и к случаю, когда она заключает в себе лишь часть периода измерения.
Согласно еще одному предпочтительному варианту осуществления область поиска интервала покоя охватывает не все время измерения, а ограничивается временным интервалом, который расположен в пределах всего времени измерения и целесообразен с биологической точки зрения. Биологически обоснованную область поиска могут определить, например, по эмпирическим данным, показывающим фазы физиологического покоя, и/или на основе знаний о протекании исследуемого физиологического процесса, в особенности о тех его фазах, когда физиологическая активность отсутствует или минимальна. Такое ограничение области поиска показывает интервал покоя с минимальным изменением измеренного сигнала и средний вектор в центре интервала покоя в фазе физиологического покоя.
Большое преимущество данного способа калибровки измерительного устройства заключается в том, что он применим для всех записей биологических сигналов, которые можно представить в виде n-мерных векторов, например в виде двух- или трехмерных векторов или многоканальных кортежей из n элементов, отображающих измеренную величину в определенный момент времени. В качестве примера многоканального применения здесь можно назвать 12-канальный электрокардиограф. В векторной кардиографии суммарный вектор электрического поля, созданного сердечной мышцей, представляют в виде трехмерного вектора.
Ниже на примере кардиографии, в частности векторной кардиографии, подробно описывается способ калибровки измерительного устройства, но это не означает, что изобретение ограничено применением в кардиографии.
Начало координат, которое физиологически обосновано и поэтому подходит в качестве точки отсчета для калибровки устройства для измерения электрической активности сердца, находится в точке с минимально возможным электрическим потенциалом, после того как все возбуждение утихло, а новое еще не началось. Соответственно начало координат, которое удовлетворяет этому условию и является точкой отсчета для калибровки, определяется как изоэлектрическая нулевая точка. Если бы это начало координат совпадало с изоэлектрической нулевой точкой, то теоретически измерение вектора созданного сердцем электрического поля в фазе покоя дало бы потенциал 0 вольт во всех отведениях. Конечно, как сказано выше, измеренные в отведениях потенциалы искажаются помехами в измерительной системе, так что ровно 0 вольт во всех отведениях не измеряют никогда, даже в момент измерения, когда как раз существует абсолютно изоэлектрический потенциал. При помощи предлагаемого способа начало координат в качестве точки отсчета для калибровки могут определить так, что оно как можно лучше соответствует изоэлектрической нулевой точке. Это означает, что каждый раз потенциал 0 В в данных измерений с наилучшим приближением показан тогда, когда на теле фактически существует потенциал покоя.
В течение сердечного цикла вектор созданного сердцем электрического поля в каждом случае приближается к теоретически определенной изоэлектрической нулевой точке во время нескольких коротких фаз покоя, в частности во время фаз после возбуждения предсердия (зубец Р) и перед деполяризация желудочков (зубец R), то есть незадолго до так называемой точки Z, а также после деполяризации и перед реполяризацией желудочков (зубец Т) в так называемой точке J и еще раз после реполяризации желудочков и перед возбуждением предсердия при следующем ударе. Наиболее важной для определения изоэлектрической нулевой точки является фаза покоя перед деполяризацией желудочков (зубец R), так как в это время распространение электрической активности в атриовентрикулярном узле не происходит, и поэтому точка Z еще не достигнута, потенциалы действия клеток желудочков сердца пока не протекают, и реполяризация в клетках предсердия тоже пока не началась.
Кроме того, в основе данного изобретения лежит наблюдение, которое было сделано при изучении записей в покое для приблизительно 1000 пациентов: почти во всех записях изменения потенциала пациентов существует заметный интервал времени между возбуждением предсердия (зубец Р, петля Р) и деполяризацией желудочков (зубец R, петля R), в течение которого измеренный вектор созданного сердцем электрического поля почти не изменяется. Итак, несколько точек измерения во всех отведениях дают друг за другом постоянные значения, которые в этом временном интервале флуктуируют вокруг воображаемого центра. Таким образом, этот временной интервал с изоэлектрическим потенциалом соответствует фазе покоя с минимальным изменением вектора, в зависимости от особенностей пациента обычно он длится от 20 до 80 мс или даже больше.
Кроме того, так как в соответствии с вышесказанным физиология сердца определяет такую фазу покоя перед деполяризацией, в предпочтительных вариантах осуществления предлагаемого способа область поиска выбирают так, чтобы она включала эту фазу покоя, но не распространялась на все время удара сердца. Например, эта область простирается от максимума потенциала при возбуждении предсердия до максимума деполяризации желудочков. Тем не менее, можно выбрать меньшую область поиска, при условии, что она гарантированно включает фазу покоя. Итак, в пределах определенной области поиска на основе исходных данных численным методом определяют интервал покоя и расположенный в его центре средний вектор в качестве начального или базисного вектора. Этот подход гарантирует, что начало координат как точка отсчета для калибровки попадает в фазу физиологического покоя перед деполяризацией желудочков (зубец R, петля R) и с максимально возможным приближением соответствует изоэлектрической нулевой точке.
Еще одно преимущество данного способа при его применении в кардиологии состоит в том, что целесообразное с физиологической точки зрения начало координат в качестве точки отсчета для калибровки могут определить даже, если, как встречается у некоторых пациентов, фаза покоя перед деполяризацией желудочков длится недолго. Применяя численный метод, например метод, описанный для примера ниже, определяют начало координат, в котором изменение вектора во времени происходит с наименьшей скоростью, то есть наиболее спокойно. Поэтому данный способ мало подвержен ошибкам. Должно лишь выполняться минимальное требование: зубец R удара уже однозначно локализован, причем достаточна даже приблизительная, пока еще неточная локализация.
Следующее преимущество предлагаемого способа заключается в том, что применяемый расчет начала координат в качестве точки отсчета, кроме того, инвариантен к вращению и переносу измеряемых величин. Этот расчет могут применить как непосредственно к полученным при измерении необработанным отсчетам, так и к отфильтрованным или сглаженным, или усредненным измерениям, во всех случаях он дает одинаково хорошие результаты.
Предлагаемый способ также подходит к калибровке измерительных устройств, применяемых не в кардиологии, например, в электроэнцефалографии для измерения электрической активности мозга, причем в соответствии с вышесказанным область поиска начала координат в качестве точки отсчета соответственно должны выбрать так, чтобы в ней могли ожидать в физиологическом отношении интервал покоя. Дополнительные применения предлагаемого способа относятся к калибровке измерительных устройств для других биологических процессов, например для гормональных или прочих химических или физических процессов, при которых собирают данные измерений, осуществленных в течение некоторого временного интервала, и соотносят их с точкой отсчета.
Еще один аспект изобретения относится к измерительному устройству, которое измеряет биологические сигналы, например потенциалы, и имеет средства для осуществления вышеописанного способа. Измерительное устройство в предпочтительном варианте осуществления при помощи электродов измеряет изменения потенциала органа человека или животного, например сердца или мозга, к примеру, на поверхности тела, при этом сигналы отводят и регистрируют, обрабатывают и записывают в качестве данных измерений при помощи приборов или компонентов приборов, известных из существующего уровня техники. Эти приборы или компоненты приборов имеют средства для применения предлагаемого способа калибровки измерительного устройства. Это значит, что перед окончательным представлением данных измерений их корректируют на абсолютную величину определенного предлагаемым способом базисного вектора. Средством для применения предлагаемого способа, например, может быть программирование прибора или компонента прибора, или компонент программного обеспечения.
Ниже при помощи следующих чертежей более подробно описываются варианты осуществления предлагаемого способа.
Фиг.1. Увеличенный фрагмент пространственной записи удара сердца, на котором показаны векторные петли и неподвижные пучки векторов векторной кардиограммы.
Фиг.2. Блок-схема примерного способа определения начала координат в качестве точки отсчета для калибровки в соответствии с изоэлектрической нулевой точкой как геометрическим центром неподвижного пучка векторов.
Фиг.1 относится к применению способа в измерительном устройстве для векторной кардиографии. На этом чертеже показан увеличенный фрагмент пространственного представления потенциалов, возникающих в результате сердечной деятельности, причем для каждого момента времени t был определен вектор созданного сердцем электрического поля. Векторная кардиограмма показывает соединительную линию между концами этих векторов, от одного замера до следующего за ним замера. При этом каждый сердечный цикл создает несколько характерных петель, которые прерываются фазами, в которых вектор (то есть напряженность и пространственная ориентация электрического поля) остается сравнительно постоянным. На фиг.1 такая фаза покоя отображена в виде пучка коротких линий (то есть соединительных линий от вектора к вектору), которые почти ненаправленно перемещаются вокруг центра О (обозначен длинной стрелкой) или только флуктуируют в микровольтовом диапазоне. Перед рассмотренной здесь фазой покоя перед петлей R вектор перемещается, переходя из петли Р (обозначена восемью короткими стрелками) в этот "неподвижный пучок", а после этой фазы покоя он выходит из пучка и покидает начало координат очень быстро и на большое расстояние, чтобы с большой скоростью пройти петлю R (ссылочным знаком R1 обозначена исходящая из начала координат часть петли R). На этом чертеже также показаны конец петли R (R2) и следующая петля Т (обозначена точками). Изоэлектрическая нулевая точка О расположена в геометрическом центре пучка перед петлей R, а начало координат установлено в изоэлектрической нулевой точке. Три ортогональные оси А, А' и А”, определяющие трехмерное пространство, в соответствии с определением пересекаются в начале координат. Расположенные вдоль петель пунктирные копьевидные стрелки Z показывают, как вектор поля развивается в этом пространстве по времени.
Предлагаемый способ калибровки диагностического устройства для измерения биологических потенциалов могут применить при всех способах записи потенциалов сердечной деятельности, например, в том числе в электрокардиографии, показанным на этом чертеже вариантом осуществления трехмерных записей он не ограничен.
На фиг.2 показана блок-схема примерного способа калибровки измерительного устройства для векторной кардиографии, при котором начало координат в качестве точки отсчета для калибровки определяют как геометрический центр неподвижного пучка векторов.
Для калибровки кардиографического измерительного устройства сначала из исходных данных сердечного цикла определяют временную область поиска, в которой необходимо найти интервал покоя. Область поиска должна быть достаточно широкой, чтобы она содержала фазу физиологического покоя и простиралась максимально от максимума потенциала возбуждения предсердия (пик петли Р) до максимума потенциала деполяризации желудочков (пик петли R). Тем не менее, могут выбрать меньшую область поиска, поскольку гарантировано, что она охватывает интервал покоя.
Затем в этой области поиска выбирают несколько моментов времени tx, где х=1 … n. Во временных интервалах дельта вокруг этих моментов времени tx по данным измерений векторов сигнала численным методом определяют начальный вектор и используют его для калибровки в качестве базисного вектора.
Возможный вариант такого численного определения может охватывать, например, шаги а)-d).
а) Определяют временную окрестность дельта вокруг каждого из выбранных моментов времени tx, где х=1 … n, с несколькими моментами измерения во временном интервале дельта (от момента времени tx-delta/2 до момента tx+delta/2 и т.д.), и для каждого из этих моментов времени определяют модуль вектора, который описывает созданное сердечной мышцей поле. Вычисляют модуль среднего вектора во временном интервале от tx-delta/2 до tx+delta/2 посредством сложения модулей всех векторов и последующего деления на число векторов. В результате получают модуль среднего вектора во временном интервале дельта вокруг момента времени tx. Этот модуль среднего вектора определяют в области поиска для каждого временного интервала дельта вокруг каждого момента времени tx, где х=1 … n.
b) Вычисляют среднее отклонение модулей всех векторов во временном интервале от tx-delta/2 до tx+delta/2 no вычисленному во время шага а) среднему вектору, при этом последний вычитают из каждого из отдельных векторов, определенных для всех моментов измерения, и в каждом случае определяют модуль получившегося разностного вектора. Затем эти модули снова суммируют и делят на количество суммированных модулей. Результат представляет собой среднее отклонение этих векторов от среднего вектора, вычисленного в процессе шага а). Это среднее отклонение является мерой средней скорости, с которой выбранные векторы перемещаются во временном интервале от tx-delta/2 до tx+delta/2. Это среднее отклонение или скорость вычисляют для каждого временного интервала дельта вокруг каждого момента времени tx в области поиска.
c) Во всей области поиска сравнивают среднюю скорость векторов (рассчитанную в процессе шага b)) в каждой точке измерения и определяют временной интервал дельта с наименьшей средней скоростью векторов. Этот временной интервал дельта является искомым интервалом покоя с расположенной в его центре точкой измерения tx.
d) Для этой точки измерения в центре временного интервала покоя определяют рассчитанный в процессе шага а) средний вектор для расположенного вокруг этой точки временного интервала от t-delta/2 до t+delta/2. Этот вектор представляет собой начальный вектор, который отображает потенциал покоя при измерении и применяется в качестве базисного вектора для калибровки измерительного устройства.
Способом, при котором применяют описанное в этом примере численное определение, изобретение не ограничено. В зависимости от применения во внимание могут принять, например, следующие варианты - сами по себе или, если это возможно, в комбинации.
- Отказ от выбора области поиска, усреднение вместо этого по всей области.
- Определение дисперсии или среднеквадратичного отклонения в каждом временном интервале вместо образования среднего арифметического разностей.
- Взвешенные усреднения, например, в результате того, что точки, расположенные дальше от момента времени tx, учитываются в большей или меньшей степени.
- В процессе шага d) выбор другого характерного вектора, например, посредством выбора вместо среднего значения определенного измеренного значения (предполагая, что при определенном незначительном изменении измеренного значения в интервале покоя репрезентативным является даже отдельное измеренное значение).
- Выбор в качестве интервала покоя интервала времени, не идентичного временному интервалу tx. Например, могут выбрать интервал времени, содержащий только центральную часть временного интервала, и рассчитать в нем среднее значение, в особенности если выбирают сравнительно большие временные интервалы. С другой стороны, также могут выбрать большую область, полностью содержащую временной интервал, например, если интервал покоя, как ожидается, лежит в большом сравнительно спокойном временном интервале.
Модуль начального вектора, определенного при этом способе как средний вектор неподвижного пучка векторов, на практике соответствует разности между измеренным потенциалом в фазе покоя и изоэлектрической нулевой точкой, поэтому при калибровке его могут применить в качестве коррекции нуля, целесообразной и обоснованной с биологической точки зрения.
Как известно специалисту, калибровку или коррекцию нуля могут осуществить различным образом. В одном из вариантов осуществления предлагаемого способа начальный или базисный вектор вычитают из вектора всех измеренных значений сердечного цикла или всего периода измерений. В других вариантах осуществления сначала рассчитывают начальные векторы нескольких ударов сердца, затем усредняют их, и усредненный начальный вектор вычитают из вектора каждого измеренного значения. Разумеется, коррекцию нуля могут осуществить и представить также графически. Например, следующие друг за другом начальные векторы могут соединить прямой или другой подходящей линией, например сплайновой кривой или аппроксимирующей кривой, определенной при помощи численного метода.
Еще одно предпочтительное применение определения нулевой точки состоит в расчете точки Z. Точкой Z в кардиологии называют момент времени, когда начинается деполяризация желудочков. В соответствии с этим определением эта точка определяет начало зубца R или петли R. Точка Z не тождественна изоэлектрической нулевой точке, она расположена сразу же за последней, и поэтому ее потенциал не должен корректироваться до потенциала 0 вольт. По времени точку Z устанавливают там, где вектор в пространственном отношении окончательно выходит из пучка, отображающего фазу покоя, чтобы пройти через петлю R. В соответствии с этим эта точка обычно лежит вблизи изоэлектрической нулевой точки, и она может лежать внутри или вне интервала покоя.
После нахождения начала координат, наилучшим образом соответствующего изоэлектрической нулевой точке, аналогичным образом также легко могут найти точку Z. С этой целью определяют временную область поиска, в которой необходимо найти точку Z. Область поиска должна быть достаточно широкой, чтобы она содержала точку Z и простиралась от момента времени с наименьшей средней скоростью вектора до точки, где модуль вектора отдалился от изоэлектрической нулевой точки на величину эпсилон и снова не подходит к ней ближе до максимума зубца R. Величину эпсилон могут определить в микровольтах, она должна иметь соответствующее небольшое значение.
Разумеется, этим способом также могут определить любые другие точки в течение сердечного цикла, поскольку могут представить зависимость такой точки от нулевой точки. Конечно, такое применение предлагаемого способа могут перенести и на измерение других биологических процессов.
1. Способ обработки измеренных значений диагностического измерительного устройства, при котором измерительное устройство генерирует ряд измеренных значений, которые могут быть представлены как n-мерные векторы, где n принимает значение по меньшей мере равное 2, отличающийся тем, что упомянутый способ служит для калибровки упомянутого диагностического измерительного устройства, причем в способе задают область поиска для содержащегося в этой области интервала покоя, при этом в качестве области поиска выбирают область, в которой содержится обоснованная с физиологической точки зрения область незначительной физиологической или биологической активности, причем интервал покоя и расположенный в этом интервале средний вектор определяют по векторам полученных в области поиска измеренных значений, при этом этот средний вектор определяют как базисный вектор для калибровки измерительного устройства.
2. Способ по п.1, отличающийся тем, что область поиска соответствует среднему значению нескольких периодически повторяющихся последовательностей измеряемых значений.
3. Способ по любому из пп.1-2, отличающийся тем, что в области поиска определяют временной интервал с минимальным изменением измеренных значений и определяют интервал покоя так, что он, по меньшей мере частично, содержит этот временной интервал с минимальным изменением измеренных значений.
4. Способ по любому из пп.1-2, отличающийся тем, что в качестве временной области поиска участка покоя определяют ограниченную фазу в течение всего периода измерений.
5. Способ по любому из пп.1-2, отличающийся тем, что измерительное устройство обеспечивает возможность записи электрической активности сердечной мышцы.
6. Способ по п. 5, отличающийся тем, что временная область поиска обоснованного с физиологической точки зрения интервала покоя проходит от максимума потенциала при возбуждении предсердия до максимума потенциала при деполяризации желудочков во время сердечного цикла.
7. Способ по любому из пп.1-2 или 6, в котором используют базисный вектор для калибровки измерительного устройства, причем базисный вектор вычитают из векторов упомянутых измеренных значений.
8. Способ по любому из пп.1-2 или 6, отличающийся тем, что определяют базисный вектор для калибровки с применением численного метода, при котором в области поиска, содержащей несколько выбранных моментов времени, осуществляют по меньшей мере следующие четыре шага:
a) расчет среднего вектора во временном интервале дельта вокруг каждого выбранного в области поиска момента времени;
b) расчет среднего отклонения всех векторов от среднего вектора во временном интервале дельта;
c) определение интервала покоя как временного интервала дельта с наименьшим средним отклонением всех векторов от среднего значения;
d) определение среднего вектора во временном интервале, определенном как интервал покоя, в качестве базисного вектора.
9. Способ по п.8, отличающийся тем, что из ряда измеренных значений, сгенерированных диагностическим измерительным устройством, определяют по меньшей мере одну характерную точку измерения, причем для определения характерной точки измерения в качестве точки отсчета используют определенный ранее базисный вектор.
10. Способ по п. 9, отличающийся тем, что характерная точка измерения представляет собой точку Z, причем точка Z определена как первое расположенное за началом координат измеренное значение, модуль которого в системе координат с базисным вектором в качестве начала координат соответствует по меньшей мере предельному значению эпсилон, ниже которого он уже не опускается.
11. Устройство для измерения биологических сигналов, отличающееся тем, что по меньшей мере один компонент этого устройства имеет средства для осуществления способа по любому из пп. 1-10.
12. Устройство по п.11 для измерения биологических сигналов, причем сигналы представляют собой потенциалы, а устройство имеет по меньшей мере два электрода и прибор или компоненты прибора для регистрации измеренных значений в соответствии с сигналами этих электродов, а также для обработки измеренных значений и представления обработанных измеренных значений.
13. Устройство по п.12, отличающееся тем, что оно представляет собой устройство для кардиографии или кардиогониометрии.
