心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計(jì)方法
【專利摘要】提供心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計(jì)方法。一種用于利用時(shí)間延遲嵌入估計(jì)心血管特征(諸如，心臟心搏間期)的計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)的方法，包括：從生物生理傳感器接收準(zhǔn)周期的觀察的數(shù)據(jù)流，選擇第一延時(shí)值，通過(guò)時(shí)間延遲嵌入從觀察的數(shù)據(jù)流在多維坐標(biāo)空間生成具有第一維度的第一矢量。所述方法還包括：選擇穿過(guò)坐標(biāo)空間的原點(diǎn)并且具有等于或高于第一維度的第二維度的第一平面，識(shí)別第一矢量沿一個(gè)方向經(jīng)過(guò)第一平面的多個(gè)交叉，關(guān)聯(lián)與交叉中的每個(gè)相應(yīng)的時(shí)間值。所述方法還包括計(jì)算與連續(xù)交叉相應(yīng)的時(shí)間值之間的多個(gè)時(shí)間段，其中，所述時(shí)間段表示一連串心搏間期。
【專利說(shuō)明】
心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計(jì)方法
[00011 本申請(qǐng)要求2015年1月30日提交的第62/110,263號(hào)美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)、2015年2月4日 提交的第62/112,032號(hào)美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)以及2015年2月6日提交的第62/113,092號(hào)美國(guó)臨時(shí) 申請(qǐng)的權(quán)益，這些申請(qǐng)通過(guò)引用包含于此。
技術(shù)領(lǐng)域
[0002] 本描述一般涉及信號(hào)處理，更具體地說(shuō)，涉及用于心血管周期、等值線分析 (contour analysis)和心率的低功耗、魯棒估計(jì)的方法。
【背景技術(shù)】
[0003] 信號(hào)處理一般包括采集、組織、變換以及匯總原始輸入數(shù)據(jù)，以產(chǎn)生有意義或有用 的信息或者輸出數(shù)據(jù)。信號(hào)處理通常操作大量的數(shù)值數(shù)據(jù)，并且可包括諸如數(shù)據(jù)的排序、格 式化、聚合、分類、驗(yàn)證和報(bào)告的處理。
[0004] 延時(shí)嵌入定理詳細(xì)說(shuō)明了可從對(duì)動(dòng)力學(xué)系統(tǒng)的狀態(tài)的一系列觀察而重建混沌動(dòng) 力學(xué)系統(tǒng)的條件。一般而言，重建應(yīng)保存在光滑坐標(biāo)變化下不變化的動(dòng)力學(xué)系統(tǒng)的特性，但 是不一定要保存相空間中的結(jié)構(gòu)的幾何形狀。例如，Takens定理（1981)提供延時(shí)嵌入定理， 所述延時(shí)嵌入定理提供可從觀察的時(shí)間序列重建物理系統(tǒng)的基本動(dòng)力學(xué)的條件，給定在等 間距的時(shí)刻的足夠數(shù)量的觀察。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0005] 根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，一種裝置，包括：內(nèi)存，存儲(chǔ)機(jī)器指令;處理器，被結(jié)合到內(nèi)存，執(zhí) 行機(jī)器指令，從而:從數(shù)據(jù)流沿第一維生成與第一時(shí)間對(duì)應(yīng)的第一坐標(biāo)，沿第二維生成與第 二時(shí)間對(duì)應(yīng)的第二坐標(biāo)，其中，第二時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第一時(shí)間不同，其中，第二維 具有比第一維高的維數(shù)，基于第一坐標(biāo)和第二坐標(biāo)生成第一矢量軌跡，基于對(duì)矢量軌跡的 與期望的決定線交叉的多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)的確定，來(lái)確定心血管特征。
[0006] 根據(jù)另一實(shí)施例，一種方法，包括:從數(shù)據(jù)流沿第一維生成與第一時(shí)間對(duì)應(yīng)的第一 坐標(biāo);沿第二維生成與第二時(shí)間相應(yīng)的第二坐標(biāo)，其中，第二時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第一 時(shí)間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數(shù);基于第一坐標(biāo)和第二坐標(biāo)生成第一矢量軌 跡;基于對(duì)矢量軌跡的與期望的決定線交叉的多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)的確定，來(lái)確定心血管特征。
[0007] 根據(jù)另一實(shí)施例，一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，包括:編碼有適合于被處理器執(zhí)行以實(shí)現(xiàn) 下述操作的指令的非暫時(shí)、計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)器介質(zhì)：從數(shù)據(jù)流沿第一維生成與第一時(shí)間相 應(yīng)的第一坐標(biāo)，沿第二維生成與第二時(shí)間相應(yīng)的第二坐標(biāo)，其中，第二時(shí)間由于時(shí)間延遲值 而與第一時(shí)間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數(shù)，基于第一坐標(biāo)和第二坐標(biāo)生成第 一矢量軌跡，基于對(duì)矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)的確定，來(lái)確定心血 管特征。
[0008] 在附圖和以下的描述中闡述本公開(kāi)的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施例的細(xì)節(jié)。從描述、附圖和 權(quán)利要求，本公開(kāi)的其他特征、目的和優(yōu)點(diǎn)將是清楚的。
【附圖說(shuō)明】
[0009] 圖1示出根據(jù)實(shí)施例的描述示意性周期估計(jì)裝置的框圖。
[0010] 圖2示出根據(jù)實(shí)施例的與觀察的數(shù)據(jù)的時(shí)間序列相應(yīng)的相軌跡的示例性二維重建 的圖形。
[0011] 圖3A示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的邏輯圖。
[0012] 圖3B示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。
[0013] 圖3C示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。
[0014] 圖4是根據(jù)實(shí)施例描述實(shí)現(xiàn)周期估計(jì)裝置的示例性計(jì)算系統(tǒng)的示意圖。
【具體實(shí)施方式】
[0015] 以下參照示出本發(fā)明的示例性實(shí)施例的附圖，將更加全面地描述本發(fā)明。雖然本 發(fā)明對(duì)各種變化和可替換形式是敏感的，但是它的特定實(shí)施例通過(guò)附圖中的示例的方式被 示出，并在此將被詳細(xì)地描述。然而，應(yīng)理解不意圖將本發(fā)明限制在公開(kāi)的具體形式，相反， 本發(fā)明將覆蓋落入本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)的全部變化、等同和替換。
[0016] 心血管周期一般表示由心臟引起的幾乎規(guī)則的周期性血壓和容積脈搏(volume pul se)。連續(xù)的單獨(dú)的心跳之間的每個(gè)周期的時(shí)間長(zhǎng)度通常被稱為心搏間期（interbeat interval) (IBI或RR間期）。心率是心血管周期的倒數(shù)。
[0017] 在正常的心臟活動(dòng)期間，連續(xù)時(shí)間序列的IBI值存在一些變化。該自然變化被稱為 心率變異性(HRV)。相對(duì)含噪聲的或低振幅的傳感器信號(hào)可增加測(cè)量誤差，所述測(cè)量誤差進(jìn) 一步損壞觀察的心跳信號(hào)的接近周期性的特性。因此，觀察的心跳傳感器信號(hào)通常表示準(zhǔn) 周期函數(shù)(quasiperiodic function)。也就是說(shuō)，該信號(hào)與周期函數(shù)相似，但是顯示不規(guī)則 的周期性，并且不滿足以固定的間隔重現(xiàn)的周期函數(shù)的嚴(yán)格定義。準(zhǔn)周期行為包括重復(fù)出 現(xiàn)的具有不適宜于精確測(cè)量的不可預(yù)測(cè)性的分量的圖案。
[0018] 通常在心電圖（ECG或EKG)中，從通常均包括三個(gè)分量波形(Q波、R波和S波）的與心 室收縮相應(yīng)的兩個(gè)連續(xù)的QRS波群中的每個(gè)QRS波群的起始，來(lái)測(cè)量連續(xù)心跳之間的時(shí)間間 隔。然而，QRS波群的起始可能難以位于相對(duì)多地含噪聲的或低振幅的傳感器信號(hào)中，這可 導(dǎo)致測(cè)量誤差。因此，有時(shí)在連續(xù)心跳的R波峰之間測(cè)量IBI，以降低測(cè)量誤差。
[0019] 還可從外周脈搏測(cè)量(例如，數(shù)字容積脈搏測(cè)量(諸如，光電血管容積圖（PPG)、光 獲得的體積描計(jì)圖）或者器官的容積測(cè)量)來(lái)確定IBIJPG傳感器已經(jīng)被用于監(jiān)測(cè)呼吸和心 跳、血氧飽和度、血容量減少以及其他循環(huán)狀況。
[0020] 作為一種已知類型的PPG傳感器的脈搏血氧儀(pulse oximeter)使用一個(gè)或多個(gè) 顏色的光照射皮膚，并且測(cè)量光吸收在每個(gè)波長(zhǎng)的變化。PPG傳感器例如使用光發(fā)射器(諸 如，發(fā)光二極管(LED))照射皮膚，并且例如使用光電檢測(cè)器(諸如，光電二極管)測(cè)量穿過(guò)相 對(duì)較薄的身體部分(諸如，手指或耳垂)而傳播的光的量，或者測(cè)量從皮膚反射的光的量。 [0021]傳統(tǒng)的PPG通常監(jiān)測(cè)皮膚的真皮及皮下組織的血液的灌注，這可被用于檢測(cè)例如 與心臟的連續(xù)心動(dòng)周期的壓力脈搏對(duì)應(yīng)的容積(volume)的變化。如果PPG在未壓縮皮膚的 情況下被附著，則二次壓力峰值(secondary pressure peak)還可從靜脈叢被觀察到。微控 制器通常處理并計(jì)算波形信號(hào)的峰值，以對(duì)每分鐘的心跳(bmp)進(jìn)行計(jì)數(shù)。
[0022]具有與之前的RR間隔對(duì)比地繪制的當(dāng)前RR間隔的，其中每個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)表示一對(duì)連續(xù) 跳動(dòng)的RR間隔的洛倫茲散點(diǎn)圖（Lorenz plot)或龐加萊散點(diǎn)圖（Poincarg plot)已經(jīng)被用 作為用于評(píng)估HRV的幾何的或圖形的非線性方法。這些散點(diǎn)圖允許以具有相對(duì)低維度的子 空間（例如，二維或三維子空間）可視化更高維的相空間。在一些分析中，數(shù)學(xué)定義的幾何形 狀(諸如，橢圓的、線性的或三角的形狀）已經(jīng)適合于全部的數(shù)據(jù)模式。在其他分析中，沿著 或正交于均等線或標(biāo)識(shí)線（identity Iine)的軸線的點(diǎn)的分散已經(jīng)被評(píng)估。
[0023]根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，周期估計(jì)裝置可隨時(shí)間處理生物生理傳感器數(shù)據(jù)的流并且輸出 生物生理特征數(shù)據(jù)的流，例如，心搏間期或瞬時(shí)心率。該處理實(shí)現(xiàn)涉及構(gòu)造與系統(tǒng)中的一系 列的時(shí)間延遲相關(guān)聯(lián)的多坐標(biāo)(multiple coordinates)的時(shí)間延遲嵌入。
[0024]根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，周期估計(jì)裝置和方法提供在生物生理傳感器和關(guān)聯(lián)的微控制器 由相對(duì)較小的電池供電的心血管測(cè)量環(huán)境中確定心血管周期、等值線分析（c ο n t 〇 u r analysis)和心率的低功耗方法。周期估計(jì)裝置和方法還確定針對(duì)信號(hào)噪聲和偽影穩(wěn)健(魯 棒)的心血管周期、等值線分析和心率。
[0025] 圖1示出根據(jù)實(shí)施例的描述示意性周期估計(jì)裝置的框圖。示意性周期估計(jì)裝置10 采用延時(shí)嵌入處理以估計(jì)心血管周期、等值線分析和心率。周期估計(jì)裝置10包括:傳感器信 號(hào)接收器12、信號(hào)調(diào)整器14、抗紋波計(jì)時(shí)器16、交叉點(diǎn)（intercept，截點(diǎn)）檢測(cè)器18、間隔計(jì) 算器20、錯(cuò)誤檢測(cè)器22和初始化計(jì)時(shí)器（initialization timer)24。
[0026] 傳感器信號(hào)接收器12接收作為輸入的生物生理傳感器數(shù)據(jù)(例如，光電血管容積 圖（PPG，光電容積圖）傳感器信號(hào)）。在各種實(shí)施例中，可被周期估計(jì)裝置10分析的生物生理 傳感器數(shù)據(jù)包括:光傳感器數(shù)據(jù)(例如，PPG)、電勢(shì)傳感器數(shù)據(jù)(例如，心電圖（ECG或EKG))、 電阻抗傳感器數(shù)據(jù)(例如，生物Z?阻抗式心動(dòng)描記法(ICG))，但不限于此。
[0027] 信號(hào)調(diào)整器14繪制輸入信號(hào)相對(duì)于延時(shí)的信號(hào)（例如，固定的延時(shí)）。抗紋波計(jì)時(shí) 器16在抗紋波期間將信號(hào)設(shè)置為零。交叉點(diǎn)檢測(cè)器18去除傳感器信號(hào)的相對(duì)高頻分量、針 對(duì)信號(hào)導(dǎo)數(shù)實(shí)現(xiàn)時(shí)間延遲嵌入，并且檢測(cè)交叉點(diǎn)（intercept，截點(diǎn)）或零交叉（zero crossings，過(guò)零）。
[0028] 例如，對(duì)于具體的測(cè)量時(shí)間序列函數(shù)s(t)，坐標(biāo)：{s(t)，s(t-500)}可被用于重建 相應(yīng)的相軌跡。在二維坐標(biāo)空間中分別針對(duì)X軸和y軸繪制坐標(biāo)。在本示例中，坐標(biāo)表示沿X 軸在時(shí)間t處的當(dāng)前觀察的樣本、沿y軸比時(shí)間t早500毫秒(ms)觀察的樣本。在其他實(shí)施例 中，時(shí)間延遲值可變化。例如，時(shí)間延遲在各種實(shí)施例中可以是100ms、200ms、300ms、900ms、 1200ms或任何其他有用的值。
[0029] 在可選的實(shí)施例中，可使用多個(gè)時(shí)間延遲值作為沿每個(gè)軸的函數(shù)變量，在更高維 度的坐標(biāo)空間中重建與時(shí)間序列函數(shù)相應(yīng)的相軌跡。例如，針對(duì)上面的測(cè)量時(shí)間序列函數(shù)s (t)，坐標(biāo)：{s (t)，s (t-500)，s (t-1000)}可被用于在三維坐標(biāo)空間中創(chuàng)建三維矢量。在本示 例中，坐標(biāo)表示沿X軸在時(shí)間t處的當(dāng)前觀察的樣本、沿y軸比時(shí)間t早500ms觀察的樣本以及 沿z軸比時(shí)間t早1000 rns觀察的樣本。在各種實(shí)施例中，時(shí)間延遲值可變化。例如，時(shí)間延遲 在各種實(shí)施例中是100ms、200ms、300ms、900ms、1200ms或任何值。
[0030] 間期計(jì)算器（間隔計(jì)算器)20計(jì)算零交叉之間的時(shí)間段，例如，以確定主體心臟的 心搏間期（IBI)。錯(cuò)誤檢測(cè)器22在錯(cuò)誤情況(例如，過(guò)大的傳感器運(yùn)動(dòng)或離群數(shù)據(jù))被檢測(cè)到 時(shí)，將輸出設(shè)置為默認(rèn)值。初始化計(jì)時(shí)器24為了讓處理輸出達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)，在周期估計(jì)處理 被發(fā)起時(shí)臨時(shí)地將輸出信號(hào)設(shè)置為默認(rèn)值。
[0031 ]圖2示出根據(jù)實(shí)施例的與觀察的數(shù)據(jù)的時(shí)間序列相應(yīng)的相軌跡(trajectory)的示 例性二維重建的圖形繪制。示例性軌跡(trace )30示出二維重建的幾個(gè)循環(huán)。針對(duì)矢量32在 線34或以45度角穿過(guò)坐標(biāo)空間原點(diǎn)(0,0)的射線上的交叉來(lái)評(píng)估矢量32的相對(duì)于X軸和y軸 的軌跡。矢量32在沿線34的幾個(gè)點(diǎn)與期望的線34交叉。箭頭36和38指示軌道的方向。每當(dāng)矢 量32以具體的方向（例如，在圖2中從左至右)穿過(guò)線34時(shí)指示循環(huán)或周期的開(kāi)始。針對(duì)二維 重建，期望的線具有一維的屬性。
[0032]在使用多于一個(gè)時(shí)間延遲以例如創(chuàng)建示出三維坐標(biāo)空間中的三維重建的幾個(gè)循 環(huán)的軌跡的可選的實(shí)施例中，經(jīng)過(guò)二維的平面的交叉被評(píng)估。在另一實(shí)施例中，示出四維重 建的幾個(gè)循環(huán)的軌跡在四維坐標(biāo)空間中被創(chuàng)建，并且經(jīng)過(guò)三維的形狀的交叉被評(píng)估。
[0033] 在可選的實(shí)施例中，多個(gè)時(shí)間延遲值被用于創(chuàng)建附加的補(bǔ)充結(jié)果，諸如，基于不同 時(shí)間延時(shí)的周期的分布。例如，可使用150ms、300ms和450ms的時(shí)間延遲來(lái)創(chuàng)建特定維度的 各自的重建。在此情況下，可基于周期的產(chǎn)生的分布(三組)來(lái)執(zhí)行進(jìn)一步的統(tǒng)計(jì)計(jì)算或推 斷。
[0034] 在另一可選的實(shí)施例中，循環(huán)切割平面(cycle-cut)的多個(gè)選擇被用于創(chuàng)建附加 的補(bǔ)充結(jié)果，諸如，基于不同循環(huán)切割平面的周期的分布。例如，在30度、45度和60度的循環(huán) 切割平面可被用于具體維度的重建中。可基于周期的產(chǎn)生的分布來(lái)執(zhí)行進(jìn)一步的統(tǒng)計(jì)計(jì)算 或推斷。
[0035] 在仍另一可選的實(shí)施例中，多個(gè)時(shí)間延遲值以及循環(huán)切割平面的多個(gè)選擇被用于 創(chuàng)建額外的補(bǔ)充結(jié)果，諸如，基于具有不同循環(huán)切割平面的不同時(shí)間延遲值的周期的分布。 例如，可使用150ms、300ms和450ms的時(shí)間延遲來(lái)創(chuàng)建特定維度的各自的重建，并且可使用 在30度、45度和60度的循環(huán)切割平面中的三個(gè)不同選擇來(lái)評(píng)估每個(gè)重建。基于周期的產(chǎn)生 的分布可執(zhí)行進(jìn)一步的統(tǒng)計(jì)計(jì)算或推斷。
[0036]圖3A示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的邏輯圖。根據(jù)一個(gè)實(shí) 施例，可通過(guò)周期估計(jì)裝置來(lái)執(zhí)行用于利用時(shí)間延遲嵌入估計(jì)心血管周期、等值線分析和 心率的方法。PPG傳感器40檢測(cè)輸入信號(hào)，例如，心血管周期信號(hào)。在42，輸入信號(hào)被米樣和 保持，并且與離散脈沖信號(hào)44組合。在46,固定的整數(shù)延時(shí)(例如，Z^ 1)被應(yīng)用于輸入信號(hào)，以 獲得延時(shí)的信號(hào)。在48,從延時(shí)的信號(hào)減去42的輸出信號(hào)。48的輸出信號(hào)如由參考標(biāo)號(hào)"Γ 所指示地被發(fā)送到圖3C的緩沖器100用于進(jìn)一步地處理。
[0037]在50，48的輸出信號(hào)的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)類型被轉(zhuǎn)換為，例如，雙精度浮點(diǎn)數(shù)。在52，使用低 通濾波器去除50的輸出信號(hào)的相對(duì)高頻分量。在54,計(jì)算52的輸出信號(hào)關(guān)于時(shí)間的離散導(dǎo) 數(shù)。
[0038]數(shù)字時(shí)鐘56在抗紋波期間的初始被重置為零。在60,使用關(guān)系運(yùn)算符(例如，2 )將 抗紋波拖延(延續(xù)）時(shí)間58(例如，0.5s)與數(shù)字時(shí)鐘56進(jìn)行比較。在64，在抗紋波時(shí)間段期 間，使用默認(rèn)輸出（例如，零)62,要不就使用來(lái)自54的離散導(dǎo)數(shù)。64的輸出信號(hào)如由參考標(biāo) 號(hào)"2"所指示地被發(fā)送到圖3B的70、76和78用于進(jìn)一步地處理。
[0039]圖3B示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。在70， 當(dāng)前點(diǎn)的時(shí)間延遲(例如，50秒)被應(yīng)用于圖3A的64的輸出信號(hào)。應(yīng)理解，在不脫離本公開(kāi)的 范圍的情況下，當(dāng)前點(diǎn)的時(shí)間延時(shí)可以是任何值。在74,從70的輸出信號(hào)減去魯棒性偏移常 數(shù)(例如，零)72。在76,使用關(guān)系運(yùn)算符(例如，>)將74的差輸出信號(hào)(difference output signal)與圖3A的64的輸出信號(hào)進(jìn)行比較。
[0040] 在78,一點(diǎn)的滯后(one-point lag)被應(yīng)用于64的輸出信號(hào)。在80,之前點(diǎn)的時(shí)間 延遲(例如，50秒)被應(yīng)用于78的輸出信號(hào)。應(yīng)理解，在不脫離本公開(kāi)的范圍情況下，之前點(diǎn) 的時(shí)間延遲可以是任何值。在82,80的輸出信號(hào)與魯棒性偏移常數(shù)72相加。在84,使用關(guān)系 運(yùn)算符(例如，O將82的和輸出信號(hào)與78的輸出信號(hào)進(jìn)行比較。在86,基于76和84的輸出信 號(hào)是真或正的而檢測(cè)時(shí)間延遲嵌入的零交叉點(diǎn)。如果零交叉點(diǎn)被檢測(cè)到，則將零交叉標(biāo)志 作為輸入發(fā)送到92，并且將零交叉標(biāo)志作為IBI標(biāo)志提供在94輸出。
[00411在88，一點(diǎn)的滯后被應(yīng)用于86的檢測(cè)到的零交叉點(diǎn)輸出，以計(jì)算心搏間期。在90， 例如，使用每當(dāng)檢測(cè)到零交叉就重置的計(jì)數(shù)器來(lái)計(jì)算心搏間期。在92,90的當(dāng)前計(jì)數(shù)值輸出 被采樣和保持，并且92的輸出信號(hào)如參考標(biāo)號(hào)"4"所指示地被發(fā)送到圖3C的122,以用于進(jìn) 一步地處理。
[0042]圖3C示出根據(jù)實(shí)施例的表示估計(jì)心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。圖3A的 48的輸出信號(hào)在100被緩沖。在102,計(jì)算100的緩沖的輸出信號(hào)的標(biāo)準(zhǔn)差。在106,使用關(guān)系 運(yùn)算符(例如，<)將102的輸出信號(hào)與常數(shù)104進(jìn)行比較。在108,如果106的比較輸出是真， 則錯(cuò)誤(例如，平點(diǎn)）被檢測(cè)，并且滯后(hysteresis)錯(cuò)誤標(biāo)志110在錯(cuò)誤滯后(hysteresis) 時(shí)間期間被應(yīng)用。
[0043] 在114，如果傳感器運(yùn)動(dòng)檢測(cè)的標(biāo)志112被接收，則錯(cuò)誤(例如，被檢測(cè)的運(yùn)動(dòng))被檢 測(cè)到，并且滯后錯(cuò)誤標(biāo)志116在錯(cuò)誤滯后時(shí)間期間被應(yīng)用。如果在118從108或114的輸出檢 測(cè)到錯(cuò)誤，則在122，使用掩蔽的值120，否則，使用圖3B的92的輸出信號(hào)值。
[0044] 數(shù)字時(shí)鐘124在處理初始化被重置為零。在128,使用關(guān)系運(yùn)算符(例如，2 )將初始 化時(shí)間126(例如，2秒)與數(shù)字時(shí)鐘124進(jìn)行比較，以獲得初始化時(shí)間段。在132，在初始化時(shí) 間段期間，默認(rèn)輸出（例如，零)130被使用，否則，122的輸出值被使用。在134，因此產(chǎn)生的間 期(例如，IBI)作為輸出被提供。
[0045] 下面的偽代碼實(shí)現(xiàn)在本公開(kāi)中所描述的用于估計(jì)心血管周期、等值線分析和心率 的方法的實(shí)施例：
[0046] Start with a quasiperiodic biophysioIogical sensor signal,s(t), such as ECG，PPG,BioZ?,etc.
[0047] Select a delay value,deltaT
[0048] Create Embedding:Generate an n-vector,x(t)where x(t) = {s(t_n*deltaT)， s(t-(n_l)*deltaT)，···，s(t)}·(This entails a minimum startup time of n*deltaT.)
[0049] Based on the n-dimensional coordinate space corresponding to the defined coordinates,choose a(n_l)-plane that passes through the signal trajectory.(This plane should have a specified orientation and is called the" cycle-cut plane·"）
[0050] Look for crossings of x(t)through the cycle-cut plane,and annotate each crossing with the direction that it crosses.For each value of t,generate a flag that indicates whether the plane has been crossed in that sample.
[0051] Record the times associated with crossings in a certain direction: (T1，T2，T3,…）
[0052] Calculate the ibi(inter-beat interval)periods associated with this as (T2-T1，T3-T2，···）
[0053] Output this stream of ibi's
[0054] 再次參照?qǐng)D3A、3B和3C，示出的處理流程表示n = 2的情況，其中，n = 2的情況具有 如穿過(guò)原點(diǎn)的45度平面的循環(huán)切割平面的單一選擇。在可選的實(shí)施例中，偽代碼可被改變 以基于時(shí)間延遲(deltaT)的不同值和循環(huán)切割平面的不同選擇來(lái)生成IBI周期的分布。
[0055] 因?yàn)楣_(kāi)的方法不要求復(fù)雜的計(jì)算，而僅要求每個(gè)樣本的較少的操作，所以可使 用相對(duì)低的功耗來(lái)執(zhí)行處理。這在一些環(huán)境(例如，由較小電池供電的嵌入式微控制器）中 可能是有利的。此外，因?yàn)椴蛔銐虼蟮揭鹁€或平面交叉的漂移在進(jìn)一步計(jì)算中被忽略，所 以該處理是相對(duì)魯棒的，尤其在具有相對(duì)較低信噪比（SNR)或具有間歇的噪聲的環(huán)境中。 [0056] 如圖4中所示，示例性計(jì)算裝置140可實(shí)現(xiàn)包括處理器142、內(nèi)存144、輸入/輸出裝 置(1/0)146、存儲(chǔ)器148和網(wǎng)絡(luò)接口 150的周期估計(jì)裝置。計(jì)算裝置140的各個(gè)組件通過(guò)本地 數(shù)據(jù)鏈接152被連接，本地?cái)?shù)據(jù)鏈接152在各種實(shí)施例中包括，例如，地址總線、數(shù)據(jù)總線、串 行總線、并行總線或它們的任何組合。
[0057]計(jì)算裝置140可被用于，例如，實(shí)現(xiàn)使用時(shí)間延遲嵌入估計(jì)心血管周期、等值線分 析和心率的方法。為了執(zhí)行圖1的使用時(shí)間延遲嵌入估計(jì)心血管周期、等值線分析(contour analysis，輪廓分析)和心率的方法的功能，存儲(chǔ)在計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)(諸如，存儲(chǔ)器148或連 接到計(jì)算裝置140的外圍存儲(chǔ)器組件)上的編程代碼(諸如，源代碼、目標(biāo)代碼或可執(zhí)行的代 碼)可被加載到內(nèi)存144中，并且被處理器142執(zhí)行。
[0058]在此參照流程圖或框圖描述本公開(kāi)的多個(gè)方面，在流程圖或框圖中可通過(guò)計(jì)算機(jī) 程序指令實(shí)現(xiàn)每個(gè)框或框的任何組合。所述指令可被提供到通用計(jì)算機(jī)、專用計(jì)算機(jī)或其 他可編程的數(shù)據(jù)處理設(shè)備的處理器，以完成機(jī)器或制品，當(dāng)由處理器執(zhí)行時(shí)，所述指令創(chuàng)建 用于實(shí)現(xiàn)示圖中的每個(gè)框或框的組合所指定的功能、動(dòng)作或事件的方法。
[0059] 就這一點(diǎn)而言，流程圖或框圖中的每個(gè)框可對(duì)應(yīng)于包括用于實(shí)現(xiàn)指定邏輯功能的 一個(gè)或多個(gè)可執(zhí)行指令的代碼的模塊、段或部分。還應(yīng)注意的是，在一些可選的實(shí)施例中， 與任何框相關(guān)聯(lián)的功能可發(fā)生在附圖中所指出的順序之外。例如，連續(xù)示出的兩個(gè)框?qū)嶋H 上可大體同時(shí)地被執(zhí)行，或者框有時(shí)可以以相反的順序被執(zhí)行。
[0060] 本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將理解，本公開(kāi)的方面可被實(shí)施為裝置、系統(tǒng)、方法或計(jì)算 機(jī)程序產(chǎn)品。因此，在此通常稱為電路、模塊、組件或系統(tǒng)的本公開(kāi)的方面可被實(shí)施在硬件、 軟件(包括固件、常駐軟件、微碼等），或者軟件和硬件的任何組合中，其中，所述硬件、軟件 或者軟件和硬件的任何組合包括實(shí)施在具有在其上實(shí)施的計(jì)算機(jī)可讀程序代碼的計(jì)算機(jī) 可讀介質(zhì)中的計(jì)算機(jī)編程產(chǎn)品。
[0061] 將理解可進(jìn)行各種變化。例如，如果以不同的順序執(zhí)行本公開(kāi)的技術(shù)的步驟，和/ 或如果以不同的方式組合本公開(kāi)的系統(tǒng)中的組件，和/或通過(guò)其他組件代替或補(bǔ)充本公開(kāi) 的系統(tǒng)的組件，則仍可獲得有用的結(jié)果。因此，在以下權(quán)利要求的范圍內(nèi)包括其他實(shí)施例。
【主權(quán)項(xiàng)】
1. 一種周期估計(jì)裝置，包括： 存儲(chǔ)器，存儲(chǔ)機(jī)器指令； 處理器，結(jié)合到存儲(chǔ)器，執(zhí)行機(jī)器指令，從而： 從數(shù)據(jù)流沿第一維生成與第一時(shí)間對(duì)應(yīng)的第一坐標(biāo)， 沿第二維生成與第二時(shí)間對(duì)應(yīng)的第二坐標(biāo)，其中，第二時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第一 時(shí)間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數(shù)， 基于第一坐標(biāo)和第二坐標(biāo)生成第一矢量軌跡， 基于對(duì)第一矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)的確定，來(lái)確定心血管特 征。2. 如權(quán)利要求1所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令以從生物生理傳感 器接收數(shù)據(jù)流。3. 如權(quán)利要求2所述的周期估計(jì)裝置，其中，生物生理傳感器包括光電血管容積圖PPG 傳感器。4. 如權(quán)利要求1所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令，從而： 確定第一矢量軌跡沿一定方向與期望的決定線交叉的所述多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)，其中，決 定線穿過(guò)坐標(biāo)空間的原點(diǎn)； 將多個(gè)初級(jí)時(shí)間值與所述初級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)初級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的初級(jí)交叉 占 . 計(jì)算與連續(xù)的初級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的初級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)初級(jí)時(shí)間段，其中，所述多個(gè) 初級(jí)時(shí)間段表示心搏間期的初級(jí)流。5. 如權(quán)利要求4所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令，從而： 沿第三維生成與第三時(shí)間對(duì)應(yīng)的第三坐標(biāo)，其中，第三時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第二 時(shí)間不同，其中，第三維具有比第二維高的維數(shù)； 基于第一坐標(biāo)、第二坐標(biāo)和第三坐標(biāo)生成第二矢量軌跡； 基于對(duì)第二矢量軌跡沿一個(gè)方向穿過(guò)期望的平面的多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)的確定，確定心血 管的特征， 將多個(gè)二級(jí)時(shí)間值與所述多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)二級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的二級(jí) 交叉點(diǎn)， 計(jì)算與連續(xù)的二級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的二級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)二級(jí)時(shí)間段，其中，所述多個(gè) 二級(jí)時(shí)間段表示心搏間期的二級(jí)流。6. 如權(quán)利要求4所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令以計(jì)算所述多個(gè)初 級(jí)時(shí)間段中的每個(gè)初級(jí)時(shí)間段的倒數(shù)，其中，所述倒數(shù)表示心率。7. 如權(quán)利要求1所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令，從而： 沿第三維生成與第三時(shí)間對(duì)應(yīng)的第三坐標(biāo)，其中，第三時(shí)間由于第二時(shí)間延遲值而與 第一時(shí)間不同， 基于第一坐標(biāo)、第二坐標(biāo)和第三坐標(biāo)生成第二矢量軌跡； 基于對(duì)第二矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)的確定，確定心血管特 征； 將多個(gè)二級(jí)時(shí)間值與所述二級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)二級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的二級(jí)交叉 占. ^ \\Λ ， 計(jì)算與連續(xù)的二級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的二級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)二級(jí)時(shí)間段，所述多個(gè)二級(jí)時(shí) 間段表示心搏間期的二級(jí)流； 基于心搏間期的初級(jí)流和心搏間期的二級(jí)流的分布執(zhí)行統(tǒng)計(jì)推斷。8. 如權(quán)利要求7所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令以計(jì)算所述多個(gè)二 級(jí)時(shí)間段中的每個(gè)二級(jí)時(shí)間段的倒數(shù)，其中，所述倒數(shù)表示心率。9. 如權(quán)利要求1所述的周期估計(jì)裝置，其中，處理器還執(zhí)行機(jī)器指令以基于已經(jīng)被刪除 的錯(cuò)誤提供默認(rèn)輸出值。10. -種用于在周期估計(jì)裝置中確定心血管特征的方法，包括： 從數(shù)據(jù)流沿第一維生成與第一時(shí)間對(duì)應(yīng)的第一坐標(biāo)； 沿第二維生成與第二時(shí)間對(duì)應(yīng)的第二坐標(biāo)，其中，第二時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第一 時(shí)間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數(shù)； 基于第一坐標(biāo)和第二坐標(biāo)生成第一矢量軌跡； 基于對(duì)第一矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)的確定，來(lái)確定心血管特 征。11. 如權(quán)利要求10所述的周期估計(jì)裝置方法，還包括從生物生理傳感器接收數(shù)據(jù)流。12. 如權(quán)利要求11所述的周期估計(jì)裝置方法，其中，生物生理傳感器包括光電血管容積 圖PPG傳感器。13. 如權(quán)利要求10所述的方法，還包括： 確定第一矢量軌跡沿一定方向與期望的決定線交叉的所述多個(gè)初級(jí)交叉點(diǎn)，其中，決 定線穿過(guò)坐標(biāo)空間的原點(diǎn)； 將多個(gè)初級(jí)時(shí)間值與所述初級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)初級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的初級(jí)交叉 占. 計(jì)算與連續(xù)的初級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的初級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)初級(jí)時(shí)間段，其中，所述多個(gè) 初級(jí)時(shí)間段表示心搏間期的初級(jí)流。14. 如權(quán)利要求13所述的方法，還包括： 沿第三維生成與第三時(shí)間對(duì)應(yīng)的第三坐標(biāo)，其中，第三時(shí)間由于時(shí)間延遲值而與第二 時(shí)間不同，其中，第三維具有比第二維高的維數(shù)； 基于第一坐標(biāo)、第二坐標(biāo)和第三坐標(biāo)生成第二矢量軌跡； 基于對(duì)第二矢量軌跡沿一個(gè)方向穿過(guò)期望的平面的多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)的確定，確定心血 管的特征， 將多個(gè)二級(jí)時(shí)間值與所述多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)二級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的二級(jí) 交叉點(diǎn)， 計(jì)算與連續(xù)的二級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的二級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)二級(jí)時(shí)間段，其中，所述多個(gè) 二級(jí)時(shí)間段表示心搏間期的二級(jí)流。15. 如權(quán)利要求13所述的方法，還包括計(jì)算所述多個(gè)初級(jí)時(shí)間段中的每個(gè)的倒數(shù)，其 中，所述倒數(shù)表示心率。16. 如權(quán)利要求10所述的方法，還包括： 沿第三維生成與第三時(shí)間對(duì)應(yīng)的第三坐標(biāo)，其中，第三時(shí)間由于第二時(shí)間延遲值而與 第一時(shí)間不同， 基于第一坐標(biāo)、第二坐標(biāo)和第三坐標(biāo)生成第二矢量軌跡； 基于對(duì)第二矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個(gè)二級(jí)交叉點(diǎn)的確定，確定心血管特 征； 將多個(gè)二級(jí)時(shí)間值與所述二級(jí)交叉點(diǎn)相關(guān)聯(lián)，每個(gè)二級(jí)時(shí)間值對(duì)應(yīng)于各自的二級(jí)交叉 占 . 計(jì)算與連續(xù)的二級(jí)交叉點(diǎn)對(duì)應(yīng)的二級(jí)時(shí)間值之間的多個(gè)二級(jí)時(shí)間段，所述多個(gè)二級(jí)時(shí) 間段表示心搏間期的二級(jí)流； 基于心搏間期的初級(jí)流和心搏間期的二級(jí)流的分布執(zhí)行統(tǒng)計(jì)推斷。17. 如權(quán)利要求16所述的方法，還包括計(jì)算所述多個(gè)二級(jí)時(shí)間段中的每個(gè)的倒數(shù)，其 中，所述倒數(shù)表示心率。18. 如權(quán)利要求10所述的方法，還包括基于已經(jīng)被刪除的錯(cuò)誤提供默認(rèn)輸出值。
【文檔編號(hào)】G06F19/00GK105844075SQ201610069683
【公開(kāi)日】2016年8月10日
【申請(qǐng)日】2016年2月1日
【發(fā)明人】李葉磊, 阿西夫·卡拉克
【申請(qǐng)人】三星電子株式會(huì)社