患者身体内の生体電位電気活動を測定するリードのない測定システムにおいて、上記患者身体に付着するのに適した少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部-上記電極組合わせ部は電子パッチ層と1回用電極層を含む-;上記患者身体の表面と連結するための複数の接触点を上記心臓の電気活動に応答して短い-誘導心電図信号を測定する上記1回用電極層;及び上記接触点からの上記測定された短い-誘導信号に基づいて推定された長い-誘導心電図信号を計算する伝達関数を生成するように提供され構成された処理部を含むことを特徴とするリードのない測定システム。モニタが上記推定された長い-誘導生体電位信号と他の有用な情報を表示するための上記推定された長い-誘導生体電位信号を受信するように連結されることを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記リードのない生体電位システムは無線で動作し、上記電子パッチ層は本体と無線通信で送信して受信する送受信部を含み、そして上記本体は、上記1回用電極層内の上記接触点と送信して受信する無線送受信部を含み、上記本体内の上記無線送受信部によって受信された上記無線通信は、上記推定された長い-誘導生体電位信号、測定された長いー誘導生体電位信号及び測定された短いー誘導生体電位信号のうち少なくとも1つを含むことを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記少なくとも1つ以上の多重-接触生体電位電極組合わせ部が、少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部と通信し、上記通信は、測定された信号、推定された信号、伝達関数及び他の有用な情報を含むことを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記生体電位信号は、心電図ECG、心臓内電位図EGM、脳電図EEG、筋電図EMG、眼電図EOG、誘発生体電位刺激信号及び誘発生体電位信号のうち1つであることを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記少なくとも1つの電極組合わせ部は、少なくとも他の電極組合わせ部と通信することを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記処理部は、上記電極組合わせ部の上記電子パッチ層、上記モニタ及び上記本体のうち1つに配置されていることを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記処理部は、上記伝達関数を定義するためにシステム識別技術を用い、上記伝達関数は、上記複数の接触点から測定された短いー誘導生体電位信号及び他の推定された長いー誘導生体電位信号に基づいて推定される長いー誘導生体電位信号を計算することを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。上記システム識別技術は、線形状態―空間モデルを用いることを特徴とする請求項1に記載のリードのない測定システム。患者身体内生体電位電気活動を測定する測定システムにおいて、患者身体の要求される位置に少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部を付着するための手段;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの入力である測定される短い-誘導信号を獲得するための手段;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの出力である測定される長い-誘導信号を獲得するための手段;処理部で入力である測定される短い-誘導信号と長い-誘導信号間のシステム伝達関数を求めるためにシステム識別を行うための手段;入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを、他の電極組合わせ部のうち1つと本体に転送するための手段;及び出力で長い-誘導信号を連続的に推定するために、入力である短い-誘導信号を連続的に測定し識別されたシステム伝達関数を用いる手段を含むことを特徴とする測定システム。上記システムは、リード線のないことを特徴とする請求項10に記載の測定システム。入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを転送する手段が、無線転送であることを特徴とする請求項10に記載の測定システム。上記生体電位電気活動は、少なくとも心電図、心臓内電位図、脳電図、筋電図、眼電図、誘発生体電位刺激信号、誘発生体電位信号のうち1つに該当することを特徴とする請求項10に記載の測定システム。入力である測定される短い-誘導信号と出力である長い-誘導信号間のシステム伝達関数をモデリングするためにシステム識別を連続的に行う手段が、上記1つ以上の電極組合わせ部と本体に提供されることを特徴とする請求項10に記載の測定システム。上記短い-誘導信号、上記識別された伝達関数、そして上記長い-誘導信号にうち1つが、心臓、脳、身体、臓器、そして血液構成成分の濃度のうち1つ以上の生理的情報を提供することを特徴とする請求項10に記載の測定システム。従って、より効率よく動作する心臓の生体電位電気活動を測定するリードのない無線心電図測定システムと方法を提供することが好ましい。また、上記心電図測定システムが心電図を得るために用いられる従来の心電計の使用と関連して論議された従来技術の上述した全ての短所を克服することが要求される。本発明は上述した米国特許第6、441、747号、第6、496、705号、第7、403、808号、第5、862、803号、及び第4、981、141号に対する重要な改善策を提供する。本発明の要約本発明の無線心電図測定システムは、モデルの入力波形を示す短い距離約1-3インチで、短い-誘導という間測定された最小の生体電位測定値を用いてリードのない形態で心電図を測定し、その後その心電図測定値を多数の数学的識別モデル関数の入力として用いて、そのモデルの出力で示されるようになる標準12-誘導心電図形態でマッピングmappingする。最終出力は標準心電図誘導で測定される最大12-誘導までの心電図を推定して計算した心電図として最終使用者に提供される。短い-誘導測定は、測定点間の近接性のため延長されたリード線を必要とせず、測定電極接触点は、測定値の導電のために皮膚表面と接触する多数の接触点を含む1つの電極パッチに集積され得る。上述した背景説明に照らして、本発明の目的は、改善されたデザインと性能で心臓の生体電位電気活動を測定するリードのない無線心電図測定システムと方法を提供するものである。また本発明の他の目的は、より短い電極接触点間の距離を通じた測定を用いて心臓の生体電位電気活動を測定するリード線のない無線心電図測定システムと方法を提供するものである。また本発明の他の目的は、皮膚表面の接触点の間の要求される面積と形態がより小さくて簡便な心電図測定システムと方法を提供するものである。また本発明の他の目的は、末端電極に連結されるリード線を除去することによって患者の安らかさをより増進させ、使用しやすくそして精度を低減させずに医療陣に配置の融通性を提供して、従来の心電図装置よりはるかに小さい空間を占める心電図測定システムと方法を提供するものである。本発明の上述した目的と他の目的、特徴と長所は、患者の身体において心臓の生体電位電気活動を測定する患者身体への付着に適した最小1つ以上の多重-接触生体電位電極組合わせ部を含むリードのない無線通信心電図測定システムにより提供される。上記電極組合わせ部は、電子パッチ層と1回用電極層で構成される。上記1回用電極層は、患者の身体表面と連結される多数の接触点を有し、心臓の電気活動による短い-誘導心電図信号を測定するように設定される。より有用に、本発明の電子パッチ層は、本体または他のパッチ電極組合わせ部と無線通信で送信と受信を行う送受信部を追加で含む。また、処理部が多数の接触点から測定された短い-誘導心電図信号から標準の長い-誘導心電図信号を計算する伝達関数を発生させるように構成される。上記本体は、1回用電極層に位置した多数の接触点と通信を送受信する無線送受信部を含む。上記無線送受信機で受信した無線通信は、長い-誘導心電図信号を含む。また、有用な情報を表示するためのモニタが連結され、本体から長い-誘導心電図信号を受信してその有用な情報をディスプレイする。リードのない無線心電図測定システムの上述した、そして他の特徴と長所は、参照番号に対応する部分に割り当てられた、本書類の一部である多数の図面を用いて後述する説明と参照からより明確になるものであるように、それぞれに、それらの組合わせに、または動作と使用モードに起因する。それらの実施と特徴は、特定範囲に制限されずに、例として図示されるシステム、道具、そして方法を通じて記述されて説明される。例えば、本発明は以下の項目を提供する。項目1患者身体内の生体電位電気活動を測定するリードのない測定システムにおいて、上記患者身体に付着するのに適した少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部-上記電極組合わせ部は電子パッチ層と1回用電極層を含む-;上記患者身体の表面と連結するための複数の接触点を上記心臓の電気活動に応答して短い-誘導心電図信号を測定する上記1回用電極層;及び上記接触点からの上記測定された短い-誘導信号に基づいて推定された長い-誘導心電図信号を計算する伝達関数を生成するように提供され構成された処理部を含むことを特徴とするリードのない測定システム。項目2モニタが上記推定された長い-誘導生体電位信号と他の有用な情報を表示するための上記推定された長い-誘導生体電位信号を受信するように連結されることを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目3上記リードのない生体電位システムは無線で動作し、上記電子パッチ層は本体と無線通信で送信して受信する送受信部を含み、そして上記本体は、上記1回用電極層内の上記接触点と送信して受信する無線送受信部を含み、上記本体内の上記無線送受信部によって受信された上記無線通信は、上記推定された長い-誘導生体電位信号、測定された長いー誘導生体電位信号及び測定された短いー誘導生体電位信号のうち少なくとも1つを含むことを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目4上記少なくとも1つ以上の多重-接触生体電位電極組合わせ部が、少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部と通信し、上記通信は、測定された信号、推定された信号、伝達関数及び他の有用な情報を含むことを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目5上記生体電位信号は、心電図ECG、心臓内電位図EGM、脳電図EEG、筋電図EMG、眼電図EOG、誘発生体電位刺激信号及び誘発生体電位信号のうち1つであることを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目6上記少なくとも1つの電極組合わせ部は、少なくとも他の電極組合わせ部と通信することを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目7上記処理部は、上記電極組合わせ部の上記電子パッチ層、上記モニタ及び上記本体のうち1つに配置されていることを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目8上記処理部は、上記伝達関数を定義するためにシステム識別技術を用い、上記伝達関数は、上記複数の接触点から測定された短いー誘導生体電位信号及び他の推定された長いー誘導生体電位信号に基づいて推定される長いー誘導生体電位信号を計算することを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目9上記システム識別技術は、線形状態―空間モデルを用いることを特徴とする上記項目のいずれかに記載のリードのない測定システム。項目10患者身体内生体電位電気活動を測定する測定システムにおいて、患者身体の要求される位置に少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部を付着するための手段;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの入力である測定される短い-誘導信号を獲得するための手段;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの出力である測定される長い-誘導信号を獲得するための手段;処理部で入力である測定される短い-誘導信号と長い-誘導信号間のシステム伝達関数を求めるためにシステム識別を行うための手段;入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを、他の電極組合わせ部のうち1つと本体に転送するための手段;及び出力で長い-誘導信号を連続的に推定するために、入力である短い-誘導信号を連続的に測定し識別されたシステム伝達関数を用いる手段を含むことを特徴とする測定システム。項目11上記システムは、リード線のないことを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目12入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを転送する手段が、無線転送であることを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目13上記生体電位電気活動は、少なくとも心電図、心臓内電位図、脳電図、筋電図、眼電図、誘発生体電位刺激信号、誘発生体電位信号のうち1つに該当することを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目14入力である測定される短い-誘導信号と出力である長い-誘導信号間のシステム伝達関数をモデリングするためにシステム識別を連続的に行う手段が、上記1つ以上の電極組合わせ部と本体に提供されることを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目15上記短い-誘導信号、上記識別された伝達関数、そして上記長い-誘導信号にうち1つが、心臓、脳、身体、臓器、そして血液構成成分の濃度のうち1つ以上の生理的情報を提供することを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目15a患者身体内生体電位電気活動を測定する測定システムにおいて、改良は、患者身体の要求される位置に少なくとも1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部を付着すること;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの入力である測定される短い-誘導信号を獲得すること;上記1つの多重-接触生体電位電極組合わせ部からの出力である測定される長い-誘導信号を獲得すること;処理部で入力である測定される短い-誘導信号と長い-誘導信号間のシステム伝達関数を求めるためにシステム識別を行うこと;入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを、他の電極組合わせ部のうち1つと本体に転送すること;及び出力で長い-誘導信号を連続的に推定するために、入力である短い-誘導信号を連続的に測定し識別されたシステム伝達関数を用いることを含むことを特徴とする測定システム。項目16a上記システムは、リード線のないことを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目17a入力である測定される短い-誘導信号、伝達関数、測定される長い-誘導信号、そして推定される長い-誘導信号のうち1つを転送する手段が、無線転送であることを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目18a上記生体電位電気活動は、少なくとも心電図、心臓内電位図、脳電図、筋電図、眼電図、誘発生体電位刺激信号、誘発生体電位信号のうち1つに該当することを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目19a入力である測定される短い-誘導信号と出力である長い-誘導信号間のシステム伝達関数をモデリングするためにシステム識別を連続的に行う手段が、上記1つ以上の電極組合わせ部と本体に提供されることを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。項目20a上記短い-誘導信号、上記識別された伝達関数、そして上記長い-誘導信号にうち1つが、心臓、脳、身体、臓器、そして血液構成成分の濃度のうち1つ以上の生理的情報を提供することを特徴とする上記項目のいずれかに記載の測定システム。摘要患者身体内の心臓の生体電位電気活動を測定するリード線のない無線通信心電図測定システムは、患者身体への付着に適するように考案された最小1つ以上の多重-接触生体電位電極組合わせ部を含む。その電極組合わせ部は、電子パッチ層と1回用電極層で構成される。その1回用電極層は、患者の身体表面と連結される多数の接触点を有し、心臓の電気活動に対する短い-誘導心電図信号を測定するように構成される。処理部が提供され、多数の接触点で測定した短い-誘導心電図信号を基盤に推定される長い-誘導心電図信号を計算する伝達関数を生成するように構成される。本発明の詳細な説明本発明において公開する実施例を詳細に説明する前に、心臓の生体電位電気活動を測定するためのリードのないleadless無線通信心電図システムと連係して詳細に説明され図面によって図示された本発明は、発明の範囲及び思想を制限するためではなく、その実施に関する限り具体的な例に対する説明の利便性がその目的であることを最初から明確に認識するべきである。図面の様々な側面を詳細に参照すると、患者の身体の心臓生体電位電気活動を測定するための、参照符号10で指定され、本発明の原理によって構成された、リードのない無線心電図測定システムが図1に示されている。上記心電図測定システム10は、身体12から短い-誘導心電図心臓信号を獲得し、上記信号を無線で受信部またはユニット本体14に転送する。上記本体14は、上記心臓信号を、意味のある情報を医療陣や医療技術者にディスプレイする心電図モニタ16に転送する。図1gに示した通り、標準心電図測定システム10aは、四肢誘導信号I、II及びIIIを得るために患者の身体に配置した多数の電極または接触点16a、16b及び16cを含む。上記電極または接触点16aは、患者の左腕または肩LAに付着される。上記電極16bは、患者の右腕または肩RAに付着される。上記電極16cは、患者の左足または左側下腹部LLに付着される。上記電極16dは、患者の右足または右側下腹部RLに付着される。また、前胸部誘導信号V1、V2、V3、V4、V5及びV6を得るために胸または前胸部に付着された多数の電極または接触点18a、18b、18c、18d、18e及び18fが図1gに示されている。要約すると、標準12-誘導心電図システムは次のように定義される。LAとRA間の標準四肢誘導IRAとLL間の標準四肢誘導IILAとLL間の標準四肢誘導III計算された増幅誘導aVF、aVR、そしてaVLV1:第4肋間胸骨右縁V2:第4肋間胸骨左縁V3:V2とV4の中間部位V4:第5肋間と左側鎖骨中央線が会う部位V5:V4と水平である前腋窩anterioraxillary部位V6:V5と水平である腋窩中央線部位さらに、本発明の心電図測定システム10は、電子パッチ層22とそのパッチ層22を自身の上に付着する1回用電極層24を有する患者身体12に置かれる、1つ以上の多重-接触生体電位電極組合わせ部20を含む。図2に示した通り、上記電極層24は、測定を行うために患者皮膚表面と連結される接触26a-26eで構成される多数5つの接触点または感知点を含む。上記電極層24は5つの接触点で示されているが、より多くまたはより少ない数の接触点が必要に応じて用いられることが可能であるということは、当業者が明確に認識できることである。しかし、本発明においては、3つ、4つ、または5つの接触点を用いることが好ましい。参考として、電極層24の接触点26a~26eを通じて測定された心電図波形は、図1gの電極16a~16d及び18a~18fから獲得された心電図測定である標準接触誘導配置形態である標準誘導または長い-誘導と区別されるように、短い-誘導として言及される。上記電極パッチ層22は、1つのマイクロチップで集積されることができる、測定を行う全ての電子装置を含む。26fと26gで表示された電極パッチ層22上の多数2つまたは3つが好ましいの接触は、外部または延長されたリード線を通じて多数2つまたは3つが好ましいの遠距離長い-誘導を連結するようにキャリブレーション時間の間使用されることができる。連結された時に、接触26f及び26gは標準長い-誘導電極に対するそのパッチの基準電位電極として動作し、基準になる単極チャンネル信号を収集できるようにする。例えば、誘導Iのような双極チャンネル信号を得るためには、上記2つの基準誘導26f-16aLA及び26g-16bRAを減算することができる。このキャリブレーション過程が簡単に行われるために、標準電極位置に連結するリードがその位置に置かれた標準接着式電極と連結されることができるが、または好ましくは、上記延長されたリードの終端が臨時に短時間約5-10秒間の間皮膚表面と接触する時に生体電位を測定できる非接着式伝導性表面を有する。長い-誘導信号を測定する時に用いる基準接触点は、短い-誘導信号を測定する時に用いる基準接触点と異なるが、同一の基準接触点を用いることもできる。図2a~図2gは、それぞれその表面に配置された多数の接触点26を有する1回用電極層24の多様な構成を示す。本発明の電極層24が同一の電極層に1つの接触点の代わりに多数の接触点または接触26a~26eを有することを除けば、上記電極層24は一般的な心電図電極と同じ方式である、AgClゲルと皮膚に付着される接着層のようなインピーダンスマッチング伝導層と皮膚を接触させる伝導性接触体として作られることができる。多数の心電図チャンネルは、短い-誘導方式の電極層24に付着される単一電子パッチ層22から測定されることができる。無線装置として、上記電子パッチ層22は、作動中にすべての利用可能なバッテリ電力消耗を減らす必要があり、それは効率よく計算を行うソフトウェアサブシステム及びアルゴリズムを意味するだけでなく、低電力電子部品を用いて設計することを意味する。連結リンク状態、パッチグループ状態、警告または上記電子パッチ層の動作状態を示す情報を患者に伝達するためのLEDなどを、パッチ層表面に提供することができる。さらに、LED色相及び/又は瞬き及び/又はスピーカ音及び/又はディスプレイ及び/又は無線情報は、動作状態、警告、キャリブレーション過程のための使用者指針、または使用履歴及び重要状況のメモリへの格納のような状況を表示する多様な手段として用いられることができる。図1a~1fは、本発明の多数の電極組合わせ部20が患者身体12に配置されることができる多様な好ましい位置を示す。多重-接触生体電位電極組合わせ部20は、図1bに示した通り、多くの情報を有する最も強い信号が得られる、患者の心臓付近の皮膚に配置されることが好ましい。直交する短い-誘導の方向は、重複しない、しかし、独立的でより多くの情報を含む信号成分を生成する。他の実施例として、多数の電極組合わせ部20が心臓付近に配置されることができるが、その真上に置かれる必要はない。例えば、図1aに示したように、心臓中心から離れた心臓の横や近傍に配置することができる。これと類似して、女性に用いられる場合、上記電極組合わせ部を乳房の下方ではなく乳房の上方に、より便利に配置することもできる。他の実施例として、上記電極組合わせ部は、図1cのように胴体、左肩、右肩、左または右の臀部近傍、または背中や心臓の後方のような皮膚のあらゆる所に配置されることができる。このような電極組合わせ部の接触位置の選定に関する柔軟性は、位値選定の制約をなくし、容易な心電図測定パッチの使用という重要な長所を提供する。本発明のリードのない心電図測定システムは、簡単なキャリブレーション段階を除いた連続的な測定の間に、図3の32a、32bのように遠く離れた電極を連結するためにリード線を延長することを必要としない重要な長所を有する。1つ以上である多数の電極組合わせ部は、遠隔の本体と無線通信をするための、または多数の電極組合わせ部間の無線通信のための無線送受信機を有してenableになる電子パッチ層を含む。一実施例として、多数の電極組合わせ部と本体は、当該分野において周知の無線ネットワークトポロジー例えば、Zigbee登録商標無線送受信機を用いてenableされるにおいて動作する。他の実施例では、多数の電子組合わせ部と本体が、1つの本体と電極組合わせ部通信を可能にする、当該分野に周知の無線スターネットワークトポロジー例えば、zigbeeまたはbluetooth無線送受信機によりenableされるにおいて動作する。網ネットワークトポロジーは、上記スターネットワークトポロジーと比較すると、多数の電極組合わせ部と遠距離に位置した本体間の堅固で余分な通信路を有するという追加の長所を有する。網ネットワークにおいて、RFチャンネル通路のフェーディングまたはインタラプトによって1つ以上の無線電極組合わせ部と遠距離に位置したモニタ間の通信がもし切れると、この電極組合わせ部は、残りの無線電極組合わせ部のいずれかを通じてそれらのデータを交信するように試みるはずである。多数の電極組合わせ部は、短い-誘導または長い-誘導、または求めた伝達関数、または他の有用な情報のような測定されたまたは評価された生体電位に関する情報を互いにまたは本体と共有できる。図3は、1回用電極層24に多数の接触26a~26eと連結された図2の電子パッチ層22を示したブロックダイアグラムである。多数の接触26a、26b、26d及び26eから得る短い-誘導信号で定義された電気心臓信号は、それぞれの前置増幅端28a~28dの最初の入力として提供される。接触26cは、基準接地を提供し、前置増幅端28a~28dのそれぞれに2番目の入力として連結される。また、電極16a図1gから得る標準誘導または長い-誘導信号で定義された心臓信号と基準信号は、外部リード線32a及び32bを通じて前置増幅端30aに連結される。電極16b図1gから得る標準誘導または長い-誘導信号で定義された心臓信号と上記基準信号は、外部リード線34a及び34bを通じて前置増幅端30bに連結される。電極16c図1gから得る標準誘導または長い-誘導信号で定義された心臓信号と上記基準信号は、外部リード線36a及び36bを通じて前置増幅端30cに連結される。前置増幅端28a~28dの出力は、マルチプレクサmultiplexer、40を通じて高利得増幅器38に連結される。上記高利得増幅器38の出力から得られるアナログ信号は、ベースラインオフセットを除去するための高域通過フィルタ、サンプリングアンチ-エイリアシングanti-aliasing低域通過フィルタ及び雑音ノッチフィルタから構成される信号調停器41に提供され、その後A/D変換器42に入力されてフィルタリングされ、サンプリングされてデジタル信号に変換される。このようなデジタル信号は、システム識別処理装置45を含むマイクロコントローラ/デジタル信号処理機44に提供される。これと類似して、前置増幅器端30a~30cの出力は、上記マルチプレクサ40を通じて信号調停器41及びA/D変換器42に入力される。システム識別モデル処理装置45は、前置増幅端28a~28dから得た多数の入力心電図短い-誘導測定波形ベクトルを、前置増幅端30a~30cから得た多数の長い-誘導心電図出力波形ベクトルと関連させるマッピングmapping機能を行う。入力である短い-誘導信号と出力である長い-誘導信号間のシステム関係を説明するシステム識別モデル構造、次数及びパラメータはメモリ46に格納される。上記マイクロコントローラまたはデジタル信号処理機44は、上記本体14からの命令及びメッセージを処理し、メモリ46に格納されたプログラム命令を実行させる。上記処理されたデジタル心電図信号は、その後低電力内蔵RFアンテナ54を介して上記受信本体14に転送されることができるようにに、バッファ48及びRF送受信モジュール52と連結されたエンコーダ/デコーダ50に転送される。バッテリ/電源47aは、DC電力を供給するための多様な部品に連結される。ユーザーインターフェース47bは、使用者が多様な所望の命令を制御して入力できるように、ボタン、LED、またはディスプレイ画面を含む。それぞれの短い-誘導を測定するために、少なくとも3つの接触陽極接触、陰極接触、そして基準接触が双極測定のために必要であるということは当業者にとって自明な事実である。各接触点26a~26eにおける生体電位は、正常な標準心電図測定方法と類似して増幅器38に送られる。しかし、短い-誘導増幅器の利得は、標準リード増幅器の利得より大きいことも可能である。標準長い-誘導の電圧が一般に1mVから数十mVである一方、短い-誘導の間検出される典型的な電圧は数十または数百μVであろう。増幅器28a~28dと高利得増幅器38が一般的な測定増幅器として動作するように構成されるということをまた認識しなければならない。図4は、図1の受信本体14を示したブロックダイアグラムである。上記受信本体14は、低電力RFアンテナ56を含む。一実施例として、本体14は、多重-接触電極組合わせ部20から転送された短い-誘導で測定されたデジタル心電図信号を受信する。選択的に、本体14は、キャリブレーションの間図1gの電極16a~16c18a~18fから長い-誘導で測定されたデジタル心電図信号を受信する。他の実施例として、本体14は、多重接触電極組合わせ部20から転送された、推定された長い-誘導デジタル心電図信号を受信する。図11a~11dは、短い-誘導のみを基盤に推定された長い-誘導信号を出力する伝達関数、好ましくは多重入力-単一出力MISO、multipleinputsingleoutput構造の線形状態-空間モデルを生成する測定された標準長い-誘導、誘導I、誘導II、そして誘導IIIで短い-誘導のマッピングを説明するための図面である。また、上記本体は、上記処理されたデジタル心電図信号を受信するRFアンテナと連結されるRF送受信モジュール58を含み、上記信号をエンコーダ/デコーダ60に転送する。マイクロコントローラ/デジタル信号処理機DSP、62は、メモリ64に格納されたプログラムされた実行命令によって上記デジタル心電図信号を処理する上記エンコーダ/デコーダ60の出力端に連結される。上記マイクロコントローラからの心電図信号は、デジタルデータをアナログ形態に変換するためにD/A変換器68及びバッファ66に転送される。上記アナログ信号は、増幅器/信号調停器70に転送され、その後あたかも上記信号が標準長い-誘導線電極から生成されたもののように心電図モニタ16に転送される。バッテリ/電源67aは、DC電力を供給するための複数の部品に連結される。ユーザーインターフェース装置69aは、使用者が多様な所望の命令を制御して入力できるようにマイクロコントローラ/DSP62に連結され、上記ユーザーインターフェースは、警告、構成情報及び多数の電極組合わせ部の状態情報だけでなく上記受信された信号と推論された重要な情報を表示するディスプレイモニタを含むことができる。データ履歴記録機69bは、全てのシステム情報を永久メモリ/ハードドライブに格納できるようにする。データ通信インターフェース69cは、すべての利用可能なデジタル情報の通信を許諾する、例えばインターネットを介したりTCP/IPプロトコル、またはセルラモバイルネットワーク、または局所無線網を通じて情報を外部システムに転送する過程を含む。システム識別モデル処理装置45が電極組合わせ部20のマイクロコントローラ/DSP44内に位置するものとして示されたが、上記システム識別処理装置45は、上記電子組合わせ部のパッチ層22内の電子装置のために必要な電源の大きさを減らすために、受信本体14のマイクロコントローラ/DSP62に対案的に位置することもできる。システム識別モデル処理装置45は、2つの方法、1直接システム識別と、2ブラインドblindシステム識別を用いて、患者個人のために適切に識別されることができるシステムモデルを生成する。上記直接システム識別方式は、上記短い-誘導測定と上記標準心電図長い-誘導測定の間の2つの波形ベクトルの関係を示す伝達関数またはマッピングモデルを適切に把握する従来のシステム識別方法を適用するものである。短い-誘導信号を、入力を上記標準長い-誘導を示す出力応答にマッピングさせる所定の伝達関数特性を有するシステムへの入力刺激とみなすことによって、多様な従来のシステム識別道具は、上記システムの関係を適切に説明する最適のシステム次数、システム構造及びパラメータ値を決定するために適用されることができる。利用可能な多くの道具及びシステム識別戦略があるけれど、本発明の実施例は、状態空間法を用いる直接システム識別法、好ましくは後述する多重入力-単一出力MISO構成内で上記直接システム識別法を用いる。上記状態空間MISOシステム識別は、システム識別方法をリードのない心電図測定の新しい適用に具現できるようにし、システム識別学問分野が実際の具現可能なリード線のない心電図測定を実現するように拡大適用される。図5は、入力Xtと出力Yt間の時間領域及び周波数領域での関係を示すシステム伝達関数Gtを示した図面である。図面から分かるように、時間領域の出力Ytは、上記入力Xtと伝達関数Gtのコンボリューションconvolution値である。一方、周波数領域の出力Yfは、入力Xfが単に乗じられる。これと同様に、いかなる線形伝達関数も、非パラメータモデルインパルス応答、周波数応答またはパラメータモデル状態空間、伝達関数、Auto-progressiveAR、雑音ARXを有するAuto-regressiveAR、Auto-regressiveMovingAverageARMA、Auto-regressiveMovingAverageARMAX、Box-Jenkins、出力エラー、一般化した線形を含む多項式モデルを含む他の線形モデル構造または形態で表現されることができる。一実施例において、伝達関数と状態空間モデル識別関数を線形状態空間モデル構造に表現することは、システム入力が与えられた時、システム出力の近似値または推定値を最適化させるようにそのモデル次数を変換させてシステムモデルが容易に適応するようにする。状態空間モデル後述する参考文献Kailath参考4は次のように定義される。xk1=AxkBukyk=CxkDuknkここで、uk、yk、そしてxkは、それぞれシステムの入力、出力、そして状態を示す実数である時間列であり、nkは、入力シーケンスukとは独立的なものとして仮定した雑音を示す実数である時間列である。A、B、C及びDは、係数ベクトルを示す。状態空間モデルの2式両辺にフーリエ変換を適用すれば次の結果式を得る。結果式においてsup.は、上付き添字superscriptを、exp.は、指数exponentを示す。exp.sup.jwXw=AXwBUwYw=CYwDUwNwここで、wは周波数項、jは虚数部を示し、そして、Yw、Uw、Xw、Nwは、周波数変換された出力、入力、雑音及び状態変数である。上記変数A、B、C、Dは、係数ベクトルである。ここで、Gexp.sup.jw=Gz、atz=exp.sup.jw=DCzI-A.sup.-1B、atz=exp.sup.jw及び、Yw=Gexp.sup.jwUwNwは、システムの周波数応答関数FRFである。Iは、単位行列を意味し、sup.-1は、逆行列を意味する。また、多くの他の従来のシステム識別方法が存在し、それらは本発明において好む状態空間方法と実質的に同等に行われることができる。それらはa線形システム識別linearsystemidentification、SYSID方法、b非線形システム識別方法、及びcブラインドシステム識別方法を含む。それぞれの背景は、その方法に関する従来技術を詳細に説明するアルゴリズムを言及する時に詳細に論議する。言及された方法は、SISOsingleinputsingleoutput、MISOmultipleinputsingleoutput、SIMOsingleinputstimulusmultipleoutputresponse、そしてMIMOmultipleinputmultipleoutput方式に適用される。本発明は、一般性の毀損なく後述する他のシステム識別方法のうちいかなるものでも、そして上述した入力と出力のどの構成でも同等に用いることができる。例えば、線形システム推定とシステム識別方法について説明した、付録の参考1~6で言及したように、上記線形SYSIDパラメータと非パラメータ方法は次を含む:ARARXARMAARMAX一般化された線形GeneralizedLinear出力エラーOutputErrorBox-Jones連続伝達関数continuoustransferfunction不連続伝達関数Discretetransferfunctionインパルス実現Impulserealizationユーザー定義モデルUserdefinedmodel主成分部分空間識別Principalcomponentssubspaceidentification周波数応答関数からの不連続周波数伝達関数Discretefrequencytransferfunctionfromfrequencyresponsefunction周波数応答関数からの連続周波数伝達関数Continuousfrequencytransferfunctionfromfrequencyresponsefunction最尤法Maximumlikelihoodmethods非線形SYSID方法は、次を含む:神経網NeuralNetworksパージロジックFuzzyLogicボルテラシリーズVolterraSeriesWeinermodelsLMS、orrecursiveleastsquarebasedWaveletsanalysis非線形状態-空間モデルNonlinearstate-spacemodelsブラインドシステム識別方法は、次を含む:LaguerremodelbasedDeconvolutionmethods本発明のシステム識別方法は、もし、例えば、単一入力チャンネルが単一出力チャンネルにマッピングされると、SISOであることも可能であり、また好ましくは、もし識別されたシステムが多数の入力チャンネル刺激、測定された短い-誘導を1つの出力チャンネル応答、標準長い-誘導にマッピングさせることによって決定されるのであればMISOであることも可能である。多重入力マッピングはさらに多くの情報を提供し、従ってさらに高い精度のマッピングによる出力を得るようにする。また、複数の下位システム識別を複数回行わずにシステム識別方法を1回のみ適用する時、短い-誘導で測定された入力信号が多重出力応答標準長い-誘導を計算することに用いられると、MIMO方式が用いられることも可能である。また、SIMO方法は、1つの短い-誘導が多重出力標準長い-誘導とのシステム関係を決定するための入力として用いられる時に適用されることができる。さらに、初めて識別されたシステムから新たに計算された出力誘導は、それらと他の出力応答、標準リードとの関係を示す他の2番目に識別された伝達関数の入力刺激として用いられることができる。この過程は、必要に応じて3番目に識別された伝達関数を決定するために再度繰り返されることができる。しかし、そのような伝達関数推定値それぞれを用いて、追加の推定値を計算するために推定値を用いることは、全体的な推定値の精度を落とす。全体的な最後の伝達関数は、周波数領域において全ての最初の段階と2番目の段階の伝達関数全てを乗じたものになる。モデルを予測してその予測されたモデル出力を、他のモデルを予測する入力として用いる再帰還recursiveモデリング方法は、最適の統合モデルを追求する。これを達成するために、最初のモデルは、モデルとして予測された出力が実際の出力と非常によく一致するようにする、高い信頼性と良質を有するように識別されなければならない。最初の段階で識別された最適なモデルは、エラーの蓄積を防止し、後の2番目のモデルとそのモデルの応答の推定値識別において予測の質が速やかに下落することを防止する。図6は、標準長い-誘導が直接システム識別装置の出力として用いられる時に用いる、キャリブレーション過程のフローチャート600を示す。まず、段階602において電極組合わせ部20を、図1a~1fに示したように患者皮膚上の所望の位置に配置または付着する。段階604において、インピーダンスモニタリングは、電極層24と患者皮膚の間に電気的連結が適切になされたかを決定できるようにする。段階606において、電極組合わせ部20は、入力である短い-誘導信号の心電図データ収集を始める。また、受信本体14は、図2の電極層24上の26a~26eのような全ての電気接触点が、入力である短い-誘導信号の心電図データ収集を始めるように指示することもできる。上記段階606は、図4の受信本体14と結合された装置69a、または上記電極組合わせ部20上のユーザーインターフェース47bのような、所定の適切なユーザーインターフェースで入力した使用者の命令に応答して始まることもできる。段階608において、図1gに見られる位置に置かれた標準電極16a~16dと18a~18fのうち少なくとも2つの電極は、キャリブレーション過程中短い-誘導信号を得るために実質的に同時にキャリブレーション波形を得るのに用いられたり、または受信本体14または電極組合わせ部20内に包含された上記信号処理機内の伝達関数のシステム識別過程は、上記標準心電図システムで用いられる標準電極の位置で得る1、3、5、または12誘導のような長い-誘導信号の数をマッピングするように設定される。同様に、上記設定は、上記受信本体14または上記電極組合わせ部20と関連したユーザーインターフェース装置69aを通じて達成されることができる。段階610において、電極組合わせ部20は、キャリブレーションまたはシステム識別に用いられる希望標準長い-誘導波形を収集する。段階612において、電極組合わせ部20は、上記伝達関数システム識別モデルの計算のために、短い-誘導と標準長い-誘導心電図波形全てを受信本体14に実質的に同時に転送する。具体的には、本発明の一実施例において、接触点20aまたは20bで電極組合わせ部20を図1gの身体上の標準電極位置16a~16dと18a~18fのうちある1つと連結する1つの延長されたリード線は、上記2つの接触点間の基準単極電圧電位を得るための手段になることができる。上記過程は、2番目の標準電極身体位置で2番目の基準電圧電位を得るために少なくとも1回繰り返される。上記2つの基準電位測定結果は、上記2つの標準接触点間の電位差を計算できるようにする。上記電位差双極は、標準心電図双極長い-誘導のうち1つを示す。もし、1つの長い-誘導が実際に単極であれば、単一基準測定が上記長い-誘導を示すことができる。上記長い-誘導測定過程は、全ての長い-誘導が上記キャリブレーション過程の間マッピングされる時まで繰り返される。他の実施例として、接触点20aまたは20bで電極組合わせ部20を図1gの身体位置の標準電極16a~16d及び18a~18fのうち少なくとも任意の2つとそれぞれ連結する、少なくとも2つの延長リード線は、それぞれの延長されたリード線による2つの接触点間の電圧電位差双極性を得るための手段を提供する。この実施例は、上記キャリブレーションマッピング過程を加速化させる。延長されたリード線は、好ましくは、装置の外部に連結されたり、またはこれがキャリブレーション過程中にのみ用いられて生体電位を測定するために皮膚上に配置するに適した伝導接触終端を含むため、上記パッチ電極組合わせ部に縛られたり、その中に入れることができる。基準または差等生体電位が長い-誘導のために毎回獲得され、また少なくとも1つの短い-誘導生体電位信号が患者の皮膚と接触するパッチ電極組合わせ部20の任意の内部電極の間に実質的に同時に測定されなければならない。図3の32a~36a及び32b~36bのような接触は、標準長い-誘導及び短い-誘導を実質的に同時に獲得するために上記標準リード接触点16a~16cから電極組合わせ部20内のパッチ層22の測定電子装置と臨時的に連結される。上記入力である短い-誘導心電図波形と上記出力である長い-誘導心電図波形は、短時間、例えば5-10秒の間交互に転送される。上記測定は、所望の配置の長い-誘導のために単に数秒の短時間の間のみ必要である。上記実質的に同時に測定された長い-誘導信号出力と短い-誘導信号入力は、キャリブレーション伝達関数またはモデル、好ましくは線形状態空間モデル形態の伝達関数を計算するように上記信号調停器期により処理される。段階614において、上記受信本体14は、測定された入力である短い-誘導心電図波形と希望出力標準長い-誘導心電図波形の間のシステム関係をモデリングするためにDSP62を用いてシステム識別を行う。上記状態空間システムモデル構造と係数は、電極組合わせ部20と連係したメモリ46または標準心電図長い-誘導波形を推定するために段階616での上記受信本体14と連係したメモリ64内に格納される。段階618においては、測定される付加的な標準リードがあるか否かが決定される。もしそうであれば、上記段階610から上記段階錠616までが繰り返されるはずである。もしそうでなければ、上記過程は段階620に移動する。上記段階620において、電極組合わせ部20で標準長い-誘導波形を獲得するのをストップし、上記標準リード接触点と上記電極組合わせ部間に臨時的に連結された上記リード線が除去される。その後、電極組合わせ部20は、連続的に短い-誘導波形を取得し、それらを受信本体14に転送するように既に決定されたシステム識別モデルを用いて、連続的な測定動作モードとして機能するように設定される。段階622において、上記受信本体または上記電極組合わせ部は、出力標準長い-誘導心電図波形を連続的に推定するように上記連続的に測定された入力短い-誘導心電図波形とメモリに格納されたシステム識別モデルを用いる。段階624において、上記本体または上記電極組合わせ部は、上記標準長い-誘導心電図波形をディスプレイしたり、後処理過程を行ったり、格納する。最後に、段階626において、上記本体は、上記標準長い-誘導心電図波形をアナログ形態で発生させたり、意味ある情報を医療陣や使用者に示すためにモニタ16に転送する。図7は、標準長い-誘導が上記直接システム識別装置の出力として用いられる時に用いることができる、大体のキャリブレーション過程のフローチャート700を示す。図7のキャリブレーション過程は、上記入力短い-誘導及び上記所望の出力標準誘導間のシステム関係をモデル化する上記システム識別過程を除けば、図6の過程と実質的に同一であり、上記所望の出力標準-誘導が上記本体14の代わりに上記電極組合わせ部20で行われる。特に、段階702において、上記電極部は、患者皮膚上で所望の位置に付着される。段階704において、上記電極層と患者の皮膚間に優れた電気的連結がなされたかを決定するためのインピーダンスモニタリングを行う。段階706において、上記電極層の電気接触は、上記入力短い-誘導信号の心電図データ獲得を始める。上記段階706は、上記電極組合わせ部20または上記電極組合わせ部または上記本体のうち1つと結合された適切なユーザーインターフェースを手段として使用者命令により自動的に始まることができる。段階708において、上記標準電極は準備され、上記電極組合わせ部は標準心電図システムで用いられる、1、3、5、または12誘導と同じ誘導の数にマッピングされるように設定される。再度、上記設定は、上記電極組合わせ部または上記本体と関連したユーザーインターフェースを通じて達成できる。段階710において、上記電極組合わせ部は、キャリブレーションまたはシステム識別に用いられる希望標準長い-誘導波形を収集する。具体的には、延長されたリード線は標準長い-誘導及び短い-誘導を実質的に同時に獲得するように上記標準誘導接触点から上記電極組合わせ部の上記パッチ層の測定電子装置に臨時的に連結される。段階714において、上記電極組合わせ部は、測定された入力短い-誘導心電図波形と上記希望出力標準長い-誘導心電図波形間のシステム関係をモデリングするDSPを通じて、システム識別を行う。上記状態空間システムモデル構造と係数は、標準心電図長い-誘導波形を推定することに用いるために、段階716の電極組合わせ部と関連したメモリに格納される。段階718において、測定される付加的な標準誘導があるか否かが決定される。もし測定しなければならない場合は、段階710から716までを繰り返す必要があり、そうでない場合は、上記過程は段階720に進行される。上記段階720において、上記電極組合わせ部の標準長い-誘導波形の収集が終了され、上記標準誘導接触点と上記電極組合わせ部の間に臨時的に連結されたリード線が除去される。続いて、上記電極組合わせ部は、短い-誘導波形を連続的に収集するように既に決定されたシステム識別モデルを用いて連続的な測定動作モードとして動作するように設定される。段階722において、上記電極組合わせ部は、上記出力標準心電図長い-誘導波形を連続的に推定するようにするために、連続的に測定された入力短い-誘導心電図波形とメモリに格納されたシステム識別モデルを用いる。段階724において、上記電極組合わせ部は、推定された標準長い-誘導心電図波形をディスプレイしたり、後処理過程を行ったり、または上記本体に転送する。最後に、段階726において、上記本体は、上記推定された標準長い-誘導心電図波形を表示したり、格納したり、アナログ信号として発生させたり、医療陣や使用者にその信号波形と意味ある関連した情報を表示するためにモニタに再転送する。もし以前キャリブレーションから推薦された持続時間が超えたり、上記電極組合わせ部によってモニタリングされたインピーダンス値の実質的な変化が発生したり上記電極組合わせ部の再配置、除去及代替によって、上記推定された標準誘導信号の品質が低下した場合には、再-キャリブレーション過程が必要な場合がある。上記システム識別モデルは、以前キャリブレーションモデルの再使用、信号品質、変化した成分の識別の比較の目的で、または連続的な動作を目的として以前または新たなキャリブレーションを受諾するために、メモリに格納した入力及び/又は出力の再使用を許容することができる。図8に新しいモデルシステム識別過程に対する初期化段階として、以前に認識されたシステムモデルパラメータまたは係数を再用いる再-キャリブレーション過程システムモデルのフローチャート800を示す。即ち、新しいシステムモデルパラメータは、初期化段階として以前システムを始めることによって発見される。具体的には、段階802において、上記1回用電極層は、患者身体の同一の位置に再度配置される。段階804において、上記以前システムモデル係数は、適応型システム識別過程を初期化するために再度用いられる。段階806において、短い-誘導を標準長い-誘導にマッピングするモデルパラメータや係数を適応的に発見することによって生成される上記以前システムモデルは再識別される。上記再-キャリブレーション過程は、相当類似した、しかし出力標準長い-誘導をさらに良く推定するようにする、より最適化されたシステム識別を容易にする。さらに、システムが容認の難しい状態に発散することを避けるために、上記以前に発見されたシステムパラメータから得た妥当な範囲上限または下限内に識別されたシステムパラメータの推定を制限することも可能である。本発明によるリードのない無線通信心電図測定システム及び方法は、従来技術と比べて次の長所を有する:1本発明は、標準誘導心電図測定と臨床的に同等の結果を提供する;2本発明は、精度を高めるために各患者ごと個別的に調整されるキャリブレーションを用いる;3本発明は、患者と医療提供者の費用を節減し、医療提供者のリード線を区分する時間を短縮する;4本発明は、リードを除去するため、動きに起因した雑音特別にホールターモニタとストレスモニタにおいてを実質的に減少させる;5本発明は、体液と接触する線に起因した感染の発生を減少させる;6本発明は、線を除去することによって患者の安らぎを増進させる;7本発明は、引っ張り落とされる線による誘導-オフ警告発生を除去する;8本発明は、誤ったリード線連結の可能性を除去する;9本発明は、単一の無線パッチを用いて標準多重-誘導心電図を提供する。従って、完璧な診断用12-誘導、5-誘導、または3-誘導心電図を生成するために要求されるリードの数を減らす;10本発明は、ストレス心電図モニタリング、ホールターモニタリング、そして移植型心臓拍動器または体内や体外除細動器の連続的な体表心電図モニタリングを含む市場拡大の可能性を提供する。上述した内容から、リードのない心電図測定システムは、患者身体に付着した少なくとも1つの多重-接触電極組合わせ部と少なくとも1つの多重-接触電極組合わせ部と通信する1つの遠隔モニタを含む。上記電極組合わせ部は、患者皮膚と接触する多数の接触点を有する電極層、好ましくは皮膚の屈曲に容易に付着できる弾力性のあるポリマー膜で作られた電極層及び上記電子部品が装着される上記電極層の上に位置する電子パッチ層を含む。本発明のシステムは、必要な場合、測定された誘導信号に対する他の誘導推定値を提供する向上した機能として、標準12-誘導心電図システムに対する追加装置または補助装置としても用いることができる。例えば、リードの接触が切れた場合電極が落ちた場合またはリードが動いたり信号に雑音が混在した場合、測定された雑音エラーを補償したりその誤って測定された標準誘導信号を標準誘導信号として計算された推定値に完全に代替することができる。上記推定値は、入力として他の良好な標準リードから得たデータ及び上記入力を現在推定中の誤った出力信号を関連させる識別モデルを用いるによって誘導されることができる。このような戦略は、雑音因子についてさらに強くなるようにすることによって標準12-誘導心電図収集を向上させる。即ち、リードのない心電図アルゴリズムと方法は、独立したプラットフォームとしてではなく現存する心電図プラットフォームに対する補助手段としても用いられる。不整脈心電図、徐脈心電図、頻脈心電図、心房または心室細動などを含む非正常な心電図パターンを検出、認識、分類、そして警告するアルゴリズムを組み合わせれば、非正常である状況を能動的に検出し、上記状況に対する警告発生を可能にできる。上記電子パッチは、選択事項として警告音を発生させる警告スピーカを内蔵できたり、もし接続されていれば警告を広く知らせることができるように警告状態を無線通信モニタに転送したり、警告する非正常心電図区間の即時の検討のためにその非正常デジタル心電図波形データを含む警告状態と情報を送るE-Mailを転送したり、応急状況電話番号に警告メッセージを送ったり、上記警告メッセージを文字メッセージ受信電話番号に送ることができる。また、遠隔モニタと通信網が接続されていない場合、上記警告イベントをメモリに格納できる。上記電子パッチ間の全ての情報の相互検証は、可能な場合、電子パッチそれぞれから独立的に検出したイベントをマッチングさせることができる。上記相互検証イベントを説明する表が上記モニタで発生することができ、または上記情報を収集したチャンネル/パッチまたは計算されたチャンネルを各自のグラフに表現して同等に示すことができる。上記モニタは、また、上記収集されたり計算された生体電位チャンネルの実際の位置を、人体図と連係した近似的なグラフで表示することができる。本発明に対して上述した内容は、主に心電図波形の処理に焦点を合せてきたが、心電図は、皮膚上で測定される、関心の対象である様々な生体電位生理信号のうち1つであるということを明確に認識しなければならない。関心の対象となる他の信号は、脳電図EEG、筋電図EMG、眼電図EOG、そして心臓内電位図EGMなどを含む。移植型心臓拍動器は、一般的に心臓筋肉内部または外部から直接心臓内電位図EGM、electrogramを測定する。入力される心臓内電位図と出力である標準12誘導体表心電図をマッピングするシステムモデルは求めることができ、従って、心筋に位置した電気刺激のための電極位置に関係なく、心臓拍動器が連続的な体表心電図モニタリングを提供することができ、医療陣の心臓内電位図解釈を単純化できる。上記心臓内電位図による体表心電図の形状は、心臓内電位図信号を解釈する難しさに比べ、より直観的に連続的診断解釈を可能にする。影響を受ける心臓組織の位置と測定リード接触点の位置に応じて、心臓内電位図は他の患者に対する他の情報を提供することもできるが、体表心電図は、心臓電気活動の解釈においてより一般的で標準的な観点になる。また、誘発生体電位は誘発された入力と測定された出力生体電位応答の関係を示すシステムを識別するのに用いられる。例えば、誘発入力はある多数の周波数と振幅において強度が変わる光学的光刺激、または変化する多数の周波数と振幅を有する聴覚パルスまたは波形、または多数の周波数と振幅において相対的に高い電圧と低い電流特性を有する筋電図刺激のような、一般的に皮膚や筋肉に印加される電気刺激信号を含むことができる。いかなる形態でも、測定された誘発生体電位は出力として作用することができる一方、誘発信号は入力として作用することができ、多数の入力と多数の出力は、その後推定される出力と実際の出力間の最も近接した類似性を有するモデルを識別するためのシステム識別道具に送られる。リードのない心電図に関する本発明の全ての記述と思想に対する類似の、同等の論拠は、上述した神経学的観点の異なる生体電気生理信号にも適用できる。本発明の思想は、一般性を損なうことなく、他の周波数範囲やスペクトル帯域、そして脳電図、筋電図、または眼電図を測定するための身体のどの部位にも同等に適用されることもでき、拡張されることもできる。類似の電子的構成と無線転送プロトコルと情報の交換は、上述した生体電気生理信号を測定することに適用できる。より詳細には、上述したリードのない心電図測定システム、アルゴリズム、そして方法は、動作周波数範囲、フィルタ周波数範囲、チャンネル数、そして増幅利得を脳電図収集に適するように変更した後、同等の方法で動作するようにリードのない脳電図に適用されるように拡張することができる。図9a~9dに、本発明の電極組合わせ部が患者の頭皮に配置されることができる多様な位置を示した。リードのない脳電図装置は、もう1つの生体電位である脳電図測定にチャンネル間マッピング伝達関数識別されたモデルを求める目的で同等の方式が適用されることができ、従って脳電図をモニタリングする間、測定された少数の短い-誘導脳電図信号入力を用いて推定されて計算された脳電図誘導出力信号を提供することによって、脳電図リード線出力チャンネルの数を著しく減らすことができる。例えば、要求される脳電図チャンネルの数を包括的な脳電図モンタージュ電極組合わせ方法から1、2、または3つのチャンネルに減少させ、測定された脳電図チャンネルの最小セットを入力として用い、また測定された入力チャンネルと残りの出力チャンネル間の関係を示す多数の識別されたシステムモデルを用いて推定した脳電図の計算値によって残りの脳電図チャンネルを代替することができる。計算された標準誘導脳電図波形は、入力短い-誘導脳電図波形、そして標準誘導と上記入力短い-誘導間関係を示す伝達関数のシステムモデルを用いて推定する。入力として用いられた上記短い-誘導は、それ自体で他の異なる標準誘導になり得る。即ち、標準誘導のうち、いくつは短い脳電図誘導で動作するように用いられることができ、他の標準誘導の伝達関数を推定するためのシステム識別過程の入力として用いられることができる。従って、いくつかの脳電図標準誘導が測定されることができ、残りの誘導を相当正確に推定することができる。上述した方法は、著しく減少した数の誘導を用いて包括的な脳電図モンタージュ誘導を収集できるようにする。また、上述した従来の直接線形または非線形またはブラインドシステム識別方法は、脳の生体電位活動発生ソースをモニタリングするための新たな応用分野に適用されることができる。脳の各半球で測定された多数の生体電位は、発生するソース信号と信号の位置を推定するのに、十分に用いられることができる。上記方法は、短い-誘導信号を認識されたシステムモデルの出力で他の誘導を推定することに用い、その後モデルの出力信号とそのモデルの誘導から実際に測定された信号を比較することによって具現されることができる。上記比較は、共通の情報成分を除去する一方、このようなチャンネルの独特または新しい情報成分を示す差等信号を発生させる。このような方法は、上記成分を前葉または後葉のうち1つから、または左半球や右半球のうち1つから起因したものとして分離するのに用いることができ、または一方の半球から他方の半球に交差するものとして分類するのに用いることができる。上記区分は、非正常な生体電位活動のソースを分離しその位置を決定するために重要である。非正常な生体電位活動のソースは、腫瘍、発作誘発位置、パーキンソン誘発組織、または鎮静剤による各半球の効果や合わせた効果を含む。上述したように、本発明によるリードのない心電図システムは、心電図と変化する皮膚インピーダンスの影響を導電する患者の身体特性をモデル化する。上記識別されたパラメータとモデルは、患者皮膚表面上の特定の位置または電極が皮下電極または移植型である場合、皮膚内側で測定された生体電位間の伝達関数システムモデルを記述する。しかし、上述したモデルパラメータの動的変化は、電極が接触する測定位置が固定された場合、時間に応じた患者身体の動的な状態変化を表すことができる。皮膚表面心電図の関係を示す患者の伝達関数システムモデルの自動化されたモデリングは、患者身体の変化に対する非侵襲的動的なモニタリングを可能にする。患者身体を表現する識別されたモデルパラメータの動的な変化は、そのモデルパラメータに影響を与える生理的因子を頻繁にモニタリングするのに用いられる非侵襲的指標として用いることができる。上記因子のいくつかの例は、心拍出量、そして水分含有状態レベル、そして血管系の誘発された血管収縮または血管拡張効果などである。図10を参照すると、患者身体変化の動的非侵襲的モニタリングのための生理パラメータモニタリング過程の実施例のフローチャート1000が示されている。段階1002において、多数の選択された入力生理変数または入力解釈変数と、選択された多数の出力生理変数または出力解釈変数間の生理的関係を最もよく見せている基本モデル構造と次数とそのパラメータ値の識別が生成される。入力と出力の間の上述した関係は、上記モデルが実際を反映するように物理的、化学的、または電気的意味を有しなければならない。実際の出力との出力推定エラーを最小化させる適切なモデル次数とモデル構造を選択するモデル最適化は重要である。段階1004において、以前と同一の測定位置で求める多数の入力と多数の出力の新しい情報を用いる基本モデルと同一のモデル構造と次数を用いるモデルパラメータを反復的に再識別することは、連続的にそして反復的に行われる。モデル再識別は、根本的なモデル変化に必要な頻度と間隔で行われる。モデルサンプリング頻度は、モデルパラメータの変化で表現される動的システム変化の代表的な値を得るために、モデルパラメータの予想される動的変化より少なくとも2倍にならなければならない。以前に識別されたモデルは、モデルパラメータを再認識するためまたは実際の出力と推定出力の差として測定されるそのパラメータの適合度を最適化するための、初期条件の一部として用いられることもできる。関心の対象になる生理学的または解釈的パラメータの動的変化を代表したり、その変化と密接な関連性を示す時間に応じた動的変化のために識別された、モデル構造内の各パラメータは、段階1006においてモニタリングされる。即ち、システムパラメータの全てのものは、生理的または解釈的目標パラメータとの非常に密接な関連関係を提供する根本的なシステムモデルの変化入力が変わったこととは異なりを反映する。例えば、多数の心電図波形を関連付けるシステムは、根本的な組織の電気的特性を示したり思想し、時間に応じたその特性の変化は関心の対象になる多数の変数と密接な関連関係を有することができる。例として、多数のモデルパラメータは、心拍出量または水和状態変化に応じて心電図が測定される組織の電気的特性を変化させる流動的水和状態に対するより優れた敏感度sensitivityと特異性specificityを提供することもできる。識別されたモデルの他のパラメータは、腫瘍患者または手術中の患者が体験する痛みとストレスに対するより優れた敏感度と特異性を提供することもできる。また、識別されたモデルの他のパラメータは、患者のグルコースレベルに対してはるかに高い敏感度と特異性を提供することもできる。段階1008において、二次的に識別されたモデル関数は、高い敏感度と特異性を有する多数の基本モデルパラメータが要求される、生理的または解釈的ターゲットパラメータまたは観察された生理的パラメータと関連するように生成される。これは、基本モデル識別と選択された頻度の連続的な再認識に必要な入力と出力のみを用いて、要求される生理的または解釈的ターゲットパラメータを効果的に推定して予測できるようにする。例えば、グルコース、呼吸、心拍出量、または水和状態をモニタリングするために心電図生体電位波形入力と出力を用いるものである。段階1010において、例えば、基本システム識別モデルパラメータに関する入力と出力として心電図生体電位を用いることによって、胸の流体含有量に応じて最高の敏感度または特異性を有する、変化したり動的なパラメータを決定でき、従って、鬱血性心不全のような非正常な状況発生を検出することに用いることができる。これと類似して、最適に得られた、好ましい実施例は、状態空間、システム識別モデルの1つまたはそれ以上の係数は、その敏感度と特異性を維持しながら時間に応じて濃度が変わるグルコースと関連付けることができ、従って、変わるグルコース濃度とその関係を示すシステムモデルの1つまたはそれ以上の係数の変化間の関係を識別することができる。時間に応じた測定された入力システムモデル係数の変化で表現されるシステムに対する好ましい観察可能な要求される出力生理的、化学的効果間の上述した関係は、その2つの入力と出力変数を関連付ける二次的なシステム識別過程によってより十分に定義されることができる。従って、上述した基本システム識別段階1002は、非侵襲的に測定された生体表面電気電位間の生理学的そして解剖学的システムについて説明し、上記繰り返されるシステム説明は、観察が要求されるあるパラメータに起因して、時間に応じたその変化に対する洞察力を提供する。他の面として、二次的なシステム識別段階1008は、変化する上記モデルのシステム識別係数と要求される変わる観察値間の上述した関係を形成し、従って前者入力としてを二次的なシステム識別モデルに用いることによって後者出力としてを予測することができる。特性化、パターン、分類、状況検出、予測、そして警告発生のようなパラメータに対する後処理は、段階1012において行われる。最後に、選択段階である1014において、意思決定支援開ループシステムまたは完全な閉ループが、関心の対象である観察された生理的パラメータに影響を与える薬物注入に用いられることができる。本発明の好ましい実施例を説明し、示したが、本発明の本質的思想が損なわれることなく多様な変更と修正と代替が可能であるということを、当該分野に熟練した者は認識できるものである。また、上述した中心思想から逸脱することなく、特別な状況や本発明に対する教育の資料として適するように様々な修正が可能である。従って、本発明が最適な方式で行われることと考慮して公開した特別な実施例に限定されるわけではないということだけでなく、後述する発明の請求の範囲の思想に含まれる全ての具現方式を含むということは意図するところである。