TW201521681A - 心臟監控系統 - Google Patents

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Abstract

一種包含架構來得到一角度衝擊描記圖信號以指示一受試者胸部旋轉移動的角運動感測器的裝置。信號處理構件係架構來產生來自角度心臟衝擊描記圖信號的輸出參數測量值，其係指示該受試者的心臟活動。

Description

心臟監控系統
本發明關於監控一使用者生命跡象，且尤指一種用於監控該些獨立請求項前言中所定義受試者的心臟活動的系統、方法及電腦程式產品。
一心臟係由細胞構成的一中空組織，其係能夠產生一收縮以改變該細胞的長度和外形。心臟透過稱為心血管系統的動脈和靜脈網路以循環式收縮來注入血液。如圖1所示地，一人類心臟包含四腔室，其係由一隔膜分割成一右側(右心房RA和右心室RV)與一左側(左心房LA和左心室LV)。在一心搏週期期間，該右心房RA自該些靜脈承接血液並將它注入至該右心室中，且該右心室RV注入該血液至該肺部以供氧合處理。該左心房LA自該肺部承接該氧合血液並將它注入至該左心室LV，且該左心室LV注入該血液至該些靜脈中。該心尖AP係由該左心室LV的下側壁部分構成的部分。
各種技術已被發展於提供指示著一受監控受試者的心臟活動的可測量參數。許多這些技術係侵入性，因而只適合先進醫療使用。
在該非侵入性方面，心臟超音波法係施用超音波來提供一心臟影像的技術。心臟超音波法可舒適地在該床邊執行，且因此針對生病與 健康心臟的心臟力學上的非侵入性研究，它已變成一廣泛使用的工具。然而，該些產生影像需要複雜且基本上固定不動的電腦儀器，且該些影像需要經由一高度受訓醫師來解讀。經由心臟超音波法來非臥床式或長期性監控該臨床環境外的心臟活動實際上係不可行的。
心電描記法係以利用附接至該受監控受試者皮膚表面的電極來測量該心臟的電性活動為基礎。在心電描記法中，該心臟波形的去極化係偵測做為放置於該皮膚上特定位置的一對電極間的電壓變化。典型地，一些電極被使用，且它們係整合安排成對(引線)。心電圖係非常精確且廣泛使用，且同時允許一些電腦解譯。然而，對於沒有醫藥訓練的使用者而言，正確放置該些電極會具有挑戰性。此外，該測量系統典型地需要利用電纜連接至透過導電膠耦接至該受監控受試者皮膚的複數個自黏墊片的電腦系統。利用這類接線的移動係非常受到限制的。
專利公告號WO 2010145009揭示一種用於決定指示著一受試者生理狀況的資訊的設備。該設備包括一感測器，其沿著複數個空間軸進行測量以取得指示著該受試者的心臟搏動的心臟衝擊描記圖資料。心臟衝擊描記圖資料指示著回應至該心臟的心肌活動所發生的身體力學移動範圍。此心臟衝擊描記圖資料接著被使用於處理指示著該受試者的心臟搏動的資料。本習知方法克服該習知技術的限制中的一些。然而，已注意到沿著空間軸的線性測量係強烈地受到該測量期間的受監控受試者姿勢的影響。此外，該心搏週期的一些特性曲線未能完全可靠地搭配該線性運動資料進行測量。
本發明目的係提供一種非侵入性心臟活動監控解決方案，其中，該習知技術的不利條件中的至少一者被消除或至少被減緩。本發明目的係根據該些獨立專利申請項的特徵化部分利用一系統、方法及電腦程式產品而得。
本發明較佳實施例係揭示於該些獨立專利申請項中。
因為該些心肌纖維的特定方位之故，在一心搏週期期間，該心臟沿著它的長軸進行旋轉並產生一扭緊(扭轉)運動。由心臟旋轉所引起的左心室LV的扭力擠壓及放開支持該心臟約60%的心搏排血量。其餘者可考慮導因於該左心室LV和左心房LA間的心壁偏斜及來自該心尖AP的左心室線性擠壓。
本發明揭示一種裝置，其包含一角運動感測器，架構來得到指示著一受試者胸部的旋轉移動的角度衝擊描記圖信號。信號處理構件係架構來由本角度心臟衝擊描記圖信號中產生一指示著該受試者的心臟活動之輸出參數的測量值。該些產生值或參數可被使用於一獨立系統中或整合使用以改善施用該些習知技術之一或更多的系統中所得的信號及/或分析。
一角運動感測器的信號未受到重力影響，其執行實際上獨立於該受監控受試者的位置或姿勢的測量。已注意到該胸部的外角運動大小層級係大於由該心臟旋轉的僅有範圍和該心臟大小與該人類胸部直徑間的比值中所預期那個。也已注意到該角運動的偵測也對該心臟相關的感測器位置相當不敏感。因為這些觀點，精確測量可甚至利用附接至該受監控受試者胸部的例如微機電迴轉儀的一迴轉儀來進行。微機電迴轉儀係精確、小尺寸且在商業上易取得。
本發明這些和進一步優勢係隨著本發明一些實施例的詳細說明而更加詳述於下。
200‧‧‧監控系統
202‧‧‧感測器單元
204‧‧‧控制單元
206‧‧‧角運動感測器
208‧‧‧信號調節單元
210‧‧‧處理元件
212‧‧‧記憶體單元
214‧‧‧介面單元
400‧‧‧行動計算裝置
402‧‧‧手腕型心率監控器
404‧‧‧頭戴式耳機
600‧‧‧本地節點
602‧‧‧遠端節點
AP‧‧‧心尖
LA‧‧‧左心房
LV‧‧‧左心室
RA‧‧‧右心房
RV‧‧‧右心室
在下列中，本發明會結合較佳實施例並參考至該些所附圖式來更加詳述之，其中，圖1說明一人類心臟的組成。
圖2說明一監控系統實施例的功能性構件。
圖3說明一心臟監控系統的功能性架構。
圖4說明一心臟監控系統的另一示範性架構。
圖5說明利用圖4系統所得的測量結果。
圖6說明一包含該心臟監控系統的遠端監控系統。
圖7說明在心搏週期期間的示範性角度心臟衝擊描記圖信號。
圖8顯示一角度心臟衝擊描記圖信號的簡化範例。
圖9說明在一特定匹配濾波後的對應至圖7之角度心臟衝擊描記圖信號的示範性輸出信號。
圖10說明來自圖7信號中的潛在主動脈開孔峰值。
圖11說明由一測試受試者中所測量到的心搏排血量和心搏時間戳記的示範值。
圖12說明利用各種測量技術自一測試受試者中同時進行的測量。
圖13說明指示著該受試者的心房額外收縮的參數產生。
圖14顯示在該受試者的心房纖維性顫動例中的時間差(TD)。
圖15說明當一目標人士正在呼吸時的一心房纖維性顫動例中之示範信 號的幅度變異。
圖16說明一指示著心血管循環的示範信號的心電圖波形和角度心臟衝擊描記圖圖波形的範例。
下列實施例係示範性。儘管說明書可參考〝一〞、〝一個〞或〝一些〞實施例，然這個不必然意謂著每一個這類參考係施用至相同實施例(們)或該特性只施用至單一實施例。不同實施例的單一特性可被結合以提供進一步實施例。
在下列中，本發明特性會利用一裝置構造的簡單範例進行描述，其中，本發明各種實施例可被配置。只有與說明該些實施例有關的構件被詳述之。各種心臟監控系統及方法配置包括一熟知此項技術之人士大體上所熟知且未在此特定描述的構件。
根據本發明監控系統產生指示著一受試者的心臟活動的一或更多參數之一或更多輸出值。這些值可做為這類或進一步處理使用以指示該受試者的心臟狀況。該監控系統在此係揭示為施用於一人類受試者。然而，本發明係可應用至動物物種或具有一心臟和一身體之任何類型受試者，該身體相對應地封閉該心臟，使得該心搏導致該身體的反衝運動。
圖2方塊圖說明根據本發明的監控系統200實施例的功能性構件。該系統包含用以得到指示著一受試者胸部的旋轉移動的角度衝擊描記圖信號所架構之一角運動感測器，以及用以自該角度心臟衝擊描記圖信號中產生一指示著該受試者的心臟活動的輸出參數之測量值所架構的信號處理構件。這些構件可被配置成一實體裝置，例如，像一智慧型手機或一 平板電腦之行動計算裝置。替代性地，該些構件可包含於該系統的二或更多電性地或通訊性地耦接實體裝置中。圖2說明一示範性架構，其中，該系統200包括一感測器單元202和一控制單元204。在本範例中，該感測器單元202可被視為一附接至該受監控受試者的構件，且該控制單元204可被視為一實際上自該受監控受試者中卸除的構件。
該感測器單元202包含一角運動感測器206。該角運動感測器係架構來附接至該受試者以隨著該受試者或該受試者附接部分的運動而移動。旋轉移動或角運動在此參考至環狀移動，其中，一物件徑向前進至一旋轉軸。該角運動感測器在此參考至一功能性構件，其可揭露該受試者的角運動並將該角運動的至少一變數轉譯成一電性信號。可用變數包含例如徑向方位、角速度和角加速度。該受試者身體中的心臟旋轉運動和周圍部分的逆向旋轉運動係振盪的，因而該角運動感測器可被架構來偵測一施加變數的方向和大小。
該感測器單元202也可包含一信號調節單元208，其操控該原始輸入電性信號以滿足用於進一步處理的下一階段需求。信號調節可包含例如絕緣、濾波、放大和轉換一感測器輸入信號成為一可轉送至另一控制裝置或控制系統的比例輸出信號。一信號調節單元208也可執行例如一信號的加總、積分、脈寬調變、線性化及其它數學運算。該信號調節單元208可替代性地包含於該控制單元204內。
該角運動感測器係架構來產生一胸部運動信號及指示著該胸部上的旋轉反衝運動以回應至該受試者胸內之心臟活動的角度心臟衝擊描記圖信號。心臟衝擊描記圖法大體上參考至一用於測量一身體移動的技 術，該移動係起因於回應至心搏週期期間的身體質量中心的位移。該胸部在此參考至該受試者的頸部和腹部之間的上身中之身體胸前部分。具優勢地，靠近一平行於該受試者矢狀切面的軸的胸部旋轉移動被測量。然而，其它軸也可在該範圍內施用之。
該角運動感測器206可以一要求位置和方位利用一固定構件來附接至該受試者胸部的外部，使得該胸部的下面部分移動時，該感測器據此移動。該固定構件在此參考至可施用於定位該角運動感測器206以接觸到該使用者皮膚的外表面的機械構件。該固定構件可配置有例如一彈性或可調整帶子。該角運動感測器206及它電性連接所需的任何電性接線可被附接或整合至該帶子。其它固定機制也可被施用。例如，該固定構件可包括一或更多可輕易移動黏接帶以附接該角運動感測器206在該胸部區域的皮膚上。該受試者胸部的旋轉移動可替代性地利用耦接至該受試者上身的任何其它部分內的一位置的角運動感測器來偵測之。例如，一位在該受試者上身的背面位置可基於本用途來應用之。這類感測器架構允許沒有特定固定構件的測量。例如，該感測器單元可被整合至像一床墊的襯墊物中，其上可置放該受監控受試者而不用額外帶子或膠帶。
一角運動感測器典型地具有一感測方向，其意謂著它係架構來感測靠近一特定旋轉軸的角運動。本旋轉軸定義該角運動感測器的感測方向。
已知微機電(MEMS)結構可被施用以快速且精確地偵測到物理特性上非常小的變化。一微機電迴轉儀可被施用以快速且精確地偵測到非常小的角位移。運動具有六個自由度：三個正交方向內的轉移和周圍三 個正交軸的旋轉。後三者可由一角速率感測器，亦即熟知的一迴轉儀來測量之。微機電迴轉儀使用該科氏力效應來測量該角速率。當一質量正以一方向移動並施加一旋轉角速度時，由於該科氏力使該質量遭遇到一正交方向的力。由該科氏力所引發產生的物理位移可接著由例如一電容性、壓電性或壓阻性感測結構中讀取之。
在微機電迴轉儀中，由於缺乏足夠推力之故，該主運動典型地不是如傳統者般地連續旋轉。替代地，機械振盪可充當該主運動。當一振盪迴轉儀係承受一正交於該主運動方向的角運動時，一波浪形科氏力產出。這個在該主振盪頻率下產生正交於該主運動及該角運動軸的次級振盪。本耦合振盪振幅可充當該角運動測量值使用。
依據科氏力，一迴轉儀的偵測信號係極少受到重力影響。這個使得心臟迴轉圖對於該受監控受試者的姿勢遠較例如心震圖更不敏感。該受試者接著可自由地選擇一舒適位置以進行一心臟圖測量，或甚至在該測量期間移動的某範圍。
在測量期間，該感測器位置最理想地應是儘可能地靠近該心臟，且該感測器方位應使該感測方向係儘可能精確地對準該受試者身體的旋轉軸。在一人類受試者中，平行於自腹面通至背面並將該身體切割成半的矢狀切面的軸可被施用。用於感測器定位的這些規定係易於了解與配置。此外，定位的容限係合理的，其致使例如在非臥床環境中或由具有較少或無醫療訓練人士可固定該感測器單元。
心臟機能典型地包含變窄、變短、變長、變寬及扭轉的各種心室方向運動。不管本指向性，它已偵測到該反衝作用對於該感測單元的 位置和方位係相當地不敏感。對於該方位上的誤差相對不敏感的一個理由係為在理論上該誤差係與該感測器的感測方向和該心臟旋轉振盪的旋轉軸之間角度的餘弦成比例性的。已知道在零附近地區，餘弦係一緩慢下降函數。對於該感測器位置相對不敏感的一理由係為該心臟的不同部分相異地耦接至該周圍物，多數地液體組織。此外，流入該主動脈的血量貢獻至該胸部的偵測反衝運動。超過該心肌它本身範圍的慣性量平衡該反衝作用，使得在該感測器單元位置和方位上的合理誤差可被容忍。此外，該偵測運動係較大並因此提供可相當輕易偵測的大信號。
該控制單元204係通訊性地耦接至該感測器單元以輸入該角運動感測器所產生的信號以供進一步處理。典型地，該耦接係電性的，允許電源供應器供至該感測器單元及在該感測器單元和該控制單元之間信號的接線互換兩者。然而，該感測器單元可為具有自己的電源供應器和對該控制單元的無線電介面的獨立單元。另一方面，該感測器單元及控制單元可配置成一整合實體裝置。
該控制單元204係一可包括處理元件210的裝置。該處理元件210係一或更多計算裝置的結合以對依據預定資料的操作進行系統性執行。該處理元件可包括一或更多算術邏輯單元、一些特定暫存器和控制電路。該處理元件可包括或可連接至一記憶體單元212，其提供可儲存電腦可讀取的資料或程式於其中的資料媒體。該記憶體單元可包括一或更多揮發性或非揮發性記憶體單元，例如，電子可抹除可程式化唯讀記憶體、唯讀記憶體、可程式化唯讀記憶體、隨機存取記憶體、動態隨機存取記憶體、靜態隨機存取記憶體、軔體、可程式化邏輯電路等等。
該控制單元204也可包括或連接至一介面單元214，其包括用於輸入資料至該控制單元內部程序的至少一輸入單元及用於自該控制單元內部程序中輸出資料的至少一輸出單元。
若一連線介面被施用，則該介面單元214典型地包括充當一閘道器的即插即用單元，以將資訊傳送至它的外部連接點及將資訊饋入至連接至它的外部連接點的連線。若一無線電介面被施用，則該介面單元214典型地包括一無線電收發器單元，其包含一發射器及一接收器。該無線電收發器單元的發射器可接收來自該處理單元210的位元串流並將它轉換成一無線電信號以供一天線傳輸。結果，該天線所接收的無線電信號可被引至該無線電收發器單元的接收器，其將該無線電信號轉換成轉送至該處理元件210以供進一步處理的位元串流。不同連線或無限電介面可被配置於一介面單元。
該介面單元214也可包括一使用者介面，具有用於輸入資料的一鍵盤、一觸控螢幕、一麥克風或等效者及用於輸出資料至該裝置的使用者的一螢幕、一觸控螢幕、一擴音器或等效者。
該處理元件210和該介面單元214係電性互連以提供用於根據預定主要程式化程序而對該接收及/或儲存資料上的操作進行系統性執行的構件。這些操作包括在此所述用於圖2中之監控系統的控制單元的程序。
圖3說明包含圖2中的感測器單元202和控制單元204的一心臟監控系統200的功能性架構。附接至該受監控受試者胸部的感測器單元係揭露該胸部的暫時角運動AMchest並進行一相對應運動am(t)。回應至該角運動am(t)，該感測器單元產生一角度心臟衝擊描記圖信號Sam並將它 轉送至該控制單元。該控制單元包含一或更多資料處理函數F1、F2、F3，其中每一個定義在該角度心臟衝擊描記圖信號Sam的值和指示著該受試者的心臟的操作參數的輸出參數p1、p2、p3的值之間的規律性或對應性。該控制單元可將這些輸出參數p1、p2、p3之一或更多儲存至一本地資料儲存裝置以供稍後處理，透過該控制單元的使用者介面以一或更多媒體形式來輸出它們中的一者或更多，或將它們中的一者或更多傳送至一遠端節點以供進一步處理。
圖4說明另一示範性架構，其中，該系統400係一行動計算裝置、一整合該感測器單元及該控制單元兩者的智慧型手機。今日先進行動計算裝置中的許多包含一迴轉儀設備，通常為一能以不同方向感測角運動的多軸迴轉儀。來自該內部迴轉儀設備的信號或信號們可例如透過該作業系統的應用程式介面(API)而得。一應用程式可被架構來使用該迴轉儀信號及該行動計算裝置的計算構件，並因而構成該專利權所主張的系統。使用一行動計算裝置系統的優勢係為該監控可利用典型地該使用者無論如何可取得的非專屬裝置來進行之。該使用者可輕易地使用例如一智慧型手機來取得他/她自己的心臟迴轉圖以例如測量心率、偵測心房纖維性顫動等等。更進一步，該行動計算裝置的處理、記憶體和介面構件允許測量資料被儲存、在該行動計算裝置本地預先處理或處理及/或被傳送至一遠端位置以供進一步處理或例如由一醫師做分析。
如後所更加詳述地，在監控系統中，該迴轉儀信號可結合其它信號類型來使用之。圖4中的行動計算裝置可例如藉由將心電圖電極整合至該行動計算裝置的外套中而具備有一心電圖監控能力。這類架構使一 結合心電圖及迴轉儀信號者可決定例如心搏時間間隔。
如圖4所示地，該行動計算裝置400也可連接著其它設備，例如，一手腕型心率監控器402(智慧手錶或類似者)或能夠測量心率的一組一或二頭戴式耳機404。來自二測量點的信號使用使它可以決定自該心臟至這些示範例中的手脫或耳朵之某特定位置的脈衝(動脈壓脈衝)轉換時間。當這二個測量位置間的距離係已知時，該脈衝轉換時間可被使用於測量各種生理參數，例如血壓及動脈阻力。
圖5說明利用圖4系統，即利用一附接至該使用者胸部的智慧型電話所得的測量結果。該智慧型手機也包含一多軸加速度計及代表來自該線性加速度計的X、Y和Z方向信號的曲線AccX、AccY、AccZ。曲線GyroX、GyroY、GyroZ代表來自相同智慧型手機內的迴轉儀設備中，靠近X、Y和Z方向的角運動信號。可見到該多軸迴轉儀的輸出信號較該多軸加速度計的模糊輸出信號係更清楚切割，因而更適用於精確分析。
圖6說明一包含圖2之心臟監控系統的遠端監控系統。該系統可包含一本地節點600，其包括圖2的感測器單元202和控制單元204。此外，該本地節點600可通訊性地連接至一遠端節點602。該遠端節點602可為例如一應用伺服器，其提供一監控應用程式來服務至一或更多使用者。利用該應用程式所監控型態中的一者可為該使用者的心臟狀態。替代性地，該遠端節點可為一個人計算裝置，其中，一心臟監控應用程式已被安裝。該本地節點可為一專屬裝置或包含上述感測器單元和控制單元裝置的結合。替代性地，該本地節點可被配置成一感測器單元，其介接一多用途電腦裝置(例如，一行動電話、一可攜式計算裝置或一使用者網路終端機) 內的一從屬應用程式。一在該電腦裝置內的從屬應用程式可介接該感測器單元和一伺服器應用程式。該伺服器應用程式可在一實體遠端節點602中或在可透過一通訊網路存取的一遠端節點雲中取得。
儘管本發明各種觀點可被圖示並描述成方塊圖、訊息流圖、流程圖及邏輯流圖或使用某種其它圖代表，然該些所示單元、方塊、設備、系統、構件、程序及方法可被配置成例如硬體、軟體、軔體、特定用途電路或邏輯、一計算裝置或其某種結合係為熟知的。也可稱為程式產品的軟體常式係製造物件並可儲存於任何設備可讀取資料儲存媒體中，且它們包含用以執行特定預先定義任務的程式指令。據此，本發明實施例也提供一電腦程式產品，可由一電腦讀取並編碼用於監控圖2、3、4或5之裝置或系統內的受試者的心臟活動的指令。
該角運動感測器係有利一微機電裝置，但是其它角運動偵測技術也可被施用。例如，一附接至該受試者胸部的磁力計可被使用於決定相對於該地球磁場的胸部位置變化。
雜訊及其它不要特性可利用類比或數位濾波器自該原始角度心臟衝擊描記圖信號Sam中移除。一低通、高通或帶通濾波器可被施用。例如，在轉換該類比信號成為數位形式後，該形式的數位式低通濾波器y(t)=(1-k)*y(t-1)+k*x(t) (1)
其中，y(t)=在時間步階t處的濾波信號值，y(t-1)=在時間步階(t-1)處的濾波信號值，x=在時間步階t處的未濾波信號值， k=濾波係數，可基於本用途來應用之。該濾波也可或替代性地施用多項式適配，例如，利用Savitzky-Golay濾波器的旋積計算。
圖7曲線說明在一測試受試者的心搏週期期間的示範性濾波角度心臟衝擊描記圖信號Sam。該垂直軸代表在該特定感測方向的感測角速率大小，且該水平軸代表時間步階累積數量或消逝時間。信號雜訊比可利用匹配濾波來強化，其中，該濾波信號係對應至一預先定義樣式。該心臟搏動可被模擬以建構一往復運動，其中，該心臟以一第一方向(在此：正扭轉)和一相反第二方向(在此：負扭轉)進行扭轉。該樣式可包括用於例如特定振幅、時間領域特性或頻率領域特性的信號特徵曲線的一組一或更多限制。
如同一簡單範例地，圖7角度心臟衝擊描記圖信號Sam的匹配濾波可利用信號極端(最小/最大)值來完成之。圖8顯示一角度心臟衝擊描記圖信號Sam的簡化範例。例如，如圖6所示地，該控制單元可被架構來決定連續性最大和最小值mx1、mn1、mx2、mn2、mx3、mn3、…並決定它們之間的斜率s1、s2、…。
s1=mx1-mn1
s2=mx2-mn1
s3=mx2-mn2
s4=mx3-mn2
等等。
該匹配濾波樣式可包含例如最大值、最小值、個別斜率值或 一斜率結合的一或更多限制。圖9說明在一特定匹配濾波後，對應至圖7之角度心臟衝擊描記圖信號Sam的示範性輸出信號，其將更加詳述於後。
該控制單元可被架構來產生各種輸出參數。在該最簡單形式中，一參數可指示著在該扭轉運動期間之心臟的徑向方位、心臟的角速度或心臟的角加速度。本輸出參數可對應至圖7或9所示之測量、調整並濾波的角度心臟衝擊描記圖信號Sam。
替代性地或額外地，一參數可指示著該受試者的心臟的心搏排血量。該輸出參數可藉由決定該角度心臟衝擊描記圖信號Sam的振幅並使用那個做為代表該時間性心搏排血量的值來產生之。例如，一峰值振幅、半振幅或均方根振幅可基於本用途來使用之。既然該信號不是一純粹對稱性規律波，相對於例如一來自該信號曲線零點的定義參考值的振幅測量係具優勢。其它參考值也可在本範圍內施用之。
替代性地或額外地，一參數可指示著該受試者的心搏。例如，該輸出參數可藉由選擇該角度心臟衝擊描記圖信號Sam的一特性曲線點並決定在連續信號序列中出現的特性曲線點來產生之。該信號序列的最小或最大值可做為該特性曲線點來施用之。出現的特性曲線點可被視為該心搏的時間戳記。二時間戳記之間的時段可視為代表該受試者的心臟的暫時心搏至心搏(B-B)時間。在一定義時段內的時間戳記數量可被施用以指示該受試者的心率(HR)。
替代性地或額外地，一參數可指示著該受試者的心臟的主動脈開孔或閉合。主動脈開孔(AO)或主動脈閉合(AC)典型地顯示成該胸部反衝作用中的峰值。在利用線性加速度構件進行測量的測量系統中，該主動 脈開孔和主動脈閉合峰值在外形上係相當小，但是通常該主動脈開孔峰值係高於該主動脈閉合峰值。然而，對於某些受試者而言，該主動脈開孔峰值和該主動脈閉合峰值可以幾乎一樣高，或該主動脈閉合峰值甚至可以高於該主動脈開孔峰值。同時，利用線性加速度構件，該受試者的姿勢具有影響該信號外形的傾向。因為這樣之故，具有線性加速度構件的測量不一定提供可靠資料，尤其若是允許該受試者具有各種姿勢時。在利用一迴轉儀來感測角運動以測量該反衝的測量系統中，該主動脈開孔峰值具有一非常特殊外形並因此可以很可靠地與該角度心臟衝擊描記圖信號Sam中的主動脈閉合峰值做區別。
參考回至圖7和9，圖7之角度心臟衝擊描記圖信號Sam中的一強調區段包含一主動脈開孔峰值，其可利用稍早大體上所述的匹配濾波機制來辨識。圖10說明來自圖5信號中的潛在主動脈開孔峰值。為了確保一有效主動脈開孔峰值被偵測，該角度心臟衝擊描記圖信號Sam的最大值周圍可被施用於該匹配濾波樣式。例如，該控制單元可如上所述地架構來決定該信號曲線的斜率並決定一些定義的連續斜率的總和。若該定義數量為例如4，則該控制單元可計算總和為Stot=s1+s2+s3+s4。一有效主動脈開孔峰值可被視為例如存在於對應至該序列中的最大值總和Stot的範圍內。
替代性地或額外地，一參數可指示著與該心臟機能互動的另一生命活動。這類生命活動可為例如呼吸作用。圖11說明由一測試受試者中所測量信號的心搏排血量和心搏時間戳記的示範值。可見到在呼吸作用期間，該心臟的心搏排血量和心搏至心搏時間典型地有所改變。當該肺部係排空空氣時，該心搏排血量可到達它的最大值，且該心搏至心搏時間會 較低。當該肺部係充滿空氣時，該心搏排血量值係較小，且該心臟跳動較快。據此，該受試者的呼吸可被視為規律性調整該角度心臟衝擊描記圖信號Sam。該調整頻率可被視為代表該受試者的呼吸速率，且該調整幅度可被視為代表該受試者的呼吸深度。
可衍生自該角度心臟衝擊描記圖信號Sam且可應用來代表該受試者的心臟機能狀態的其它參數也可在該範圍內使用之。
圖12說明利用該二傳統技術與該提議新方法自一測試受試者中同時進行的測量。該第一曲線10顯示利用一心電圖所產生的輸出信號，該第二曲線12顯示利用一多軸加速度計(一心震圖，z軸)所產生的輸出信號，及該第三曲線14顯示利用一多軸迴轉儀(y軸)所產生的角度心臟衝擊描記圖信號。可見到與主動脈瓣膜開孔AO(主動脈旋轉開口)有關的出現在該提議角度心臟衝擊描記圖信號中係較在該多軸加速度信號中更加可以區分。
一或更多不同類型的輸出參數可被產生於該系統中。這些參數可自該系統中輸出或施用於該系統中以指示該受試者的心臟活動中的機能失常或不正常。
在一實施例中，重複該受試者的心搏比率的二波形圖案時序可被施用於指示該受試者的不正常心臟活動。例如，指示著與心臟活動有關的電磁現象的第一信號可自重複一心搏比率的第一波形圖案中取出。指示著心血管循環的第二信號也可自重複該心搏比率的第二波形圖案中取出。該心血管循環可如上所述地自該受試者胸部的旋轉移動中測量之。該第一信號和該第二信號可被使用於構成時序資料，其中，每一個時序值可 指示著自屬於一心搏期的第一波形圖案參考點至屬於該相同心搏期的第二波形圖案參考點的時段。該時序資料和指示著該心搏比率的步調資料間的相關性可充當一指示著心臟(不良)機能和(不)正常的參數。
該第二波形圖案可被選擇，使得它代表該心臟對該第一信號上的第一波形圖案的響應。該第一信號可代表例如一心電描記儀的心電圖波形。該第一波形圖案可為例如圖10所示心電圖波形的R峰值，但不是必要地，且該第二波形圖案可為例如圖12所示角度心臟衝擊描記圖波形上的主動脈開孔峰值，但不是必要地。在本例中，該R峰值頂部可充當該第一波形圖案的參考點使用而該主動脈開孔峰值頂部可充當該第二波形圖案的參考點使用，且時序資料TD的值可指示自該R峰值頂部時刻至該主動脈開孔峰值頂部時刻的時段。
該時序資料和該步速資料間的相關程度可例如利用一相關係數的協助來表示之，但不是必要地，該相關係數可根據下列公式計算之：C(j)=E{(TD-μT)x(PD-μP)}，其中，C(j)係該相關係數，E係該期待值運算子，也就是，E{變數}係該變數的期待值，TD係該時序資料，μT係該時序資料的平均值，PD係該步調資料，μP係該步調資料的平均值，及j係一整數以表示與心搏期內之時序資料有關的步調資料的時間落後。按照經驗上的結果，該步調資料PD相對於該時序資料TD具有一心搏期的落後，也就是j=1，它係具優勢的。在本例中，當該時序資料TD與一給予心搏期有關時，該相對應步調資料PD與該先前心搏期有關。該相關係數可被表示成σT,P的形式，其係總是在從-1至+1的範圍： σT,P=C(j)/(σT x σT),其中，σT和σT係分別為該時序資料和該步調資料的標準差。
圖12說明一用以定義該時序資料TD的示範方式。在本示範例中，出現在該心電圖波形上並由該心室肌肉組織的去極化所引起的R峰值代表重複該心搏比率的第一波形圖案10，且指示著心血管循繯波形的主動脈開孔峰值代表重複該心搏比率的第二波形圖案14。該R峰值的頂部可被施用做為該第一波形圖案的參考點，且該主動脈開孔峰值的頂部可被被施用做為該第二波形圖案的參考點。
要注意到用於定義該時序資料的给予公式和方法只是範例。有許多方式來表示該時序資料和該步調資料間的可能相關性，且本發明不限於該相關性的特定表示方式。更進一步，要注意到該相關性不一定要是一數學量，它可參考至一涉及相依性的大統計關係類別中之任一者，且該相關性以它的一般觀念而言，未暗示或不需要因果關係。
如同一特定範例地，圖13說明指示著該受試者的心房額外收縮的參數產生。在圖13左邊的二圖形如圖10所介紹地顯示該第一波形圖案10和該第二波形圖案14。在該右邊的圖形顯示自這些波形圖案中所得到的時序資料經驗值。在該右邊圖形的每一個數字(1、2、3)代表在該第一波形圖案10內之心電圖波形的R峰值和指示著該第二波形圖案14內的心血管循環之波形的主動脈開孔峰值之間的時間差。如同由圖13左圖中可見地，該第二心搏聲2可被視為心房額外收縮，且該第一和該第三心搏聲可被視為正常。如同在該右圖所示地，該時序資料傾向在心房額外收縮期間 增加，而在一正常例中，該傾向實際上係定值或減少的。在圖13右圖中的正斜率說明該時序資料和該步調資料間的正相關性。一在該時序資料和該步調資料之間的正相關性可因此施用或自該系統輸出做為一指示著該受試者的心房額外收縮的參數。
如同另一特定範例地，按照經驗資料，已注意到在心房纖維性顫動期間，在連續心搏期之間具有該時間延遲(TD)上的隨機變異。圖14顯示在該受試者的心房纖維性顫動示範例中的不同心搏比率下，一心電圖波形的R峰值和一指示著心血管循環之波形的主動脈開孔峰值之間的時間差(TD)。
上述變異度可利用一數學變異量的協助來表示之，該變異量可例如根據下列公式來計算之： 其中，V係該變異量，M係在該目標心搏比率下的目標時序資料值數量，且
按照經驗資料，該變異量V在心房纖維性顫動期間可超過10%且在一正常例中約為5%。
因此，該系統可被架構來產生一代表心房纖維性顫動的信號以回應至該變異量V係大於一臨界值的情形。一適合該臨界值的值可以收集自一群病患及/或其它人士的經驗資料為基礎來決定之。該臨界值不一定 要是一定值，該臨界值可根據該目標個人、時間及/或一些其它因素而變。建構一系列臨界值也是可行的，其中，每一個臨界值代表心房纖維性顫動或某種其它心臟機能失常及/或不正常的特定機率。
在另一實施例中，振幅變異，也就是，一重複該信號的心搏比率的第一波形圖案的振幅變異，可被施用以指示該受試者的不正常心臟活動。振幅變異可由一指示著心血管循環的信號中偵測之。該振幅變異可為一重複該信號的心搏比率的波形圖案的振幅變異，使得該振幅變異包含複數個增量及複數個減量。一心臟機能失常及不正常的指標可至少部分以該偵測振幅變異為基礎來決定之。例如，上述波形圖案可為指示著心血管循環的波形的主動脈開孔峰值，但不是必要地。
然而，有時對診斷具挑戰性的這類心臟機能失常或不正常，例如心房纖維性顫動，會引起指示著心血管循環的信號波形上的不規律性。這些不規律性也許難以由一或二心搏期的波形中偵測到，但它們會在涵蓋幾個心搏期的較長時段中顯露它們自己，使得重複該心搏比率的波形圖案的振幅較在一正常例中具有更激烈地變化。因此，該振幅變異代表指示著心臟失常及不正常的資訊。
在另一實施例中，時間變異可由該信號中偵測之，其中，該時間變異係心搏期時間長度的變異。該心臟機能失常及不正常的指標可以該振幅變異和該時間變異兩者為基礎來決定之，用以改善指示著心臟機能失常及不正常的資訊可靠性。
圖15說明當一目標人士正在呼吸時，在一心房纖維性顫動例中，指示著透過幾個連續心搏的心血管循環示範信號的幅度變異。圖16 說明一指示著心血管循環的示範信號的心電圖波形和角度心臟衝擊描記圖圖波形的範例。
該振幅變異量可被施用做為指示著心臟活動的參數，且它可與一臨界值做比較，用以偵測心臟機能失常和不正常的出現。該臨界值可以收集自一群病患及/或其人士的經驗資料為基礎來決定之。該臨界值不一定要是一定值，該臨界值可根據該目標個人、時間及/或一些其它因素而變。建構一系列臨界值也是可行的，如此，每一個臨界值代表心房纖維性顫動或某種其它心臟機能失常及/或不正常的特定機率。
例如，該振幅變異量可為：RMSp-p-AVEp-p，其中，RMSp-p係指示著心血管循環之信號的偵測鋒至峰值的均方根值〝RMA〞，且AVEp-p係指示著心血管循環之信號的偵測鋒至峰值的算術平均值。對於另一範例而言，該振幅變異強度可利用該些偵測鋒至峰值標準差的協助來表示之，也就是，振幅變異量可為指示著心血管循環之信號的偵測鋒至峰值的標準差。
要注意到有許多方式來表示該振幅變異強度，且本發明並不限制用以表示該振幅變異強度的任何特定方式。
然而，為了增加精確度、可靠性和機能，使用心臟迴轉圖信號結合透過其它測量技術所產生信號係具優勢的。例如，該角度心臟衝擊描記圖信號可結合傳統線性心臟衝擊描記圖(BCG)測量資料、動態及/或靜態血壓測量、光體積變化描記法(PPG)、超音波或磁性測量儀器或心電圖監控器來使用之。該些信號的結合可完成於該本地節點的控制單元中或圖6的 遠端節點中。
為了早期且有效率偵測到該心臟活動中的不正常，一受試者的角度心臟衝擊描記圖信號或自該受試者的角度心臟衝擊描記圖信號中所產生的參數值可被儲存於一本地或遠端資料庫中。接著，該系統可被架構以自動地將新資料與一選擇之儲存資訊件做比較，且若新值與該儲存資訊的誤差超過一預先定義臨界值時，產生一警報。
對一熟知此項技術之人士而言，隨著科技進步，本發明基本觀念可被配置成各種方式係顯而易見的。因此，本發明及它的實施例並不限於上面範例，它們可在該些申請專利範圍的範圍內變化。
200‧‧‧監控系統
202‧‧‧感測器單元
204‧‧‧控制單元
206‧‧‧角運動感測器
208‧‧‧信號調節單元
210‧‧‧處理元件
212‧‧‧記憶體單元
214‧‧‧介面單元

Claims (53)

  1. 一種系統，該系統包含：角運動感測器，架構來得到指示著受試者的胸部的旋轉移動的角度衝擊描記圖(ballistograph)信號；信號處理構件，架構來由該角度心臟衝擊描記圖(ballistocardiograph)信號中產生測量值，其指示著該受試者的心臟活動之輸出參數。
  2. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該系統包含：包括該角運動感測器的感測器單元；及控制單元，耦接至該感測器單元以接收該角度心臟衝擊描記圖信號。
  3. 如申請專利範圍第2項之系統，其中：該感測器單元係架構來附接至該受試者的胸部的外部；及該控制單元係通訊性地耦接至該感測器單元以接收該角度心臟衝擊描記圖信號。
  4. 如申請專利範圍第1、2或3項之系統，其中：該角運動感測器係架構來感測平行於旋轉軸的感測方向的旋轉移動；該感測器單元的感測方向係架構以與該受試者的身體的對稱面對準。
  5. 如申請專利範圍第4項之系統，其中該受試者係人類，且該對稱面係以人類為受試者的矢狀切面。
  6. 如申請專利範圍第2至5項中任一項之系統，其中該系統係行動計算裝置。
  7. 如申請專利範圍第2至5項中任一項之系統，其中該系統包含通訊性地耦接至該控制單元的遠端節點。
  8. 如申請專利範圍第1至7項中任一項之系統，其中該信號處理構件係架構來由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表在該受試者的心臟活動期間的心臟徑向方位、心臟角速度或心臟角加速度。
  9. 如申請專利範圍第1至7項中任一項之系統，其中該信號處理構件係架構來由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的暫時心搏排血量。
  10. 如申請專利範圍第9項之系統，其中：該角度心臟衝擊描記圖信號係依序性；該信號處理構件係架構來決定該角度衝擊描記圖信號的序列的振幅；該信號處理構件被架構以使用該振幅來產生測量值，其代表在該角度衝擊描記圖信號的序列期間的暫時心搏排血量。
  11. 如申請專利範圍第1至7項中任一項之系統，其中該信號處理構件係架構來由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的心搏至心搏時間或心率。
  12. 如申請專利範圍第1至7項中任一項之系統，其中該信號處理構件係架構來由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的主動脈閉合或主動脈開孔。
  13. 如申請專利範圍第1至7項中任一項之系統，其中該信號處理構件係架構來由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的另一生命活動。
  14. 如申請專利範圍第13項之系統，其中該生命活動係呼吸作用。
  15. 如申請專利範圍第2至14項中任一項之系統，其中該控制單元係 架構來將受試者的角度心臟衝擊描記圖信號或自該受試者的角度心臟衝擊描記圖信號中所產生的測量值儲存至本地或遠端資料庫中。
  16. 如申請專利範圍第15項之系統，其中該控制單元係架構來將新測量值與選擇的儲存資訊進行比較，且若新值與該儲存資訊的誤差超過預先定義臨界值時，產生警報。
  17. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該信號處理構件係架構來：決定該角度衝擊描記圖信號的振幅變異；自該角度衝擊描記圖信號的已決定的振幅變異中產生輸出參數的測量值。
  18. 如申請專利範圍第17項之系統，其中該信號處理構件被架構以決定來自該角度衝擊描記圖信號上依心搏比率重複的波形圖案的振幅變異，使得該振幅變異包含該振幅的二或更多增量及該振幅的二或更多減量。
  19. 如申請專利範圍第18項之系統，其中該信號處理構件被架構以決定來自該角度衝擊描記圖信號上依心搏比率重複的主動脈開孔(AO)波形圖案的振幅變異。
  20. 如申請專利範圍第1項之系統，其中該信號處理構件被架構以自指示與心臟活動有關之電磁現象的信號中取出依心搏比率重複的第一波形圖案；自該角度衝擊描記圖信號中取出依該心搏比率重複的第二波形圖案；構成時序資料，該時序資料的值係指示著自屬於心搏期的第一波形圖案參考點至屬於相同的心搏期的第二波形圖案參考點的時段；使用該時序資料以衝擊描記圖產生輸出參數的測量值。
  21. 如申請專利範圍第20項之系統，其中該信號處理構件係架構來決定該時序資料和指示該心搏比率的步調資料之間的相關性；使用該相關性來產生輸出參數的測量值。
  22. 如申請專利範圍第20項之系統，其中該信號處理構件係架構來決定在連續的心搏時段之間的時序值的隨機變異；使用該隨機變異來產生輸出參數的測量值。
  23. 如申請專利範圍第17至22項中任一項之系統，其中該信號處理構件被架構以使用該輸出參數來指示該受試者的不正常心臟活動。
  24. 如申請專利範圍第23項之系統，其中該不正常心臟活動起因於心房額外收縮或心房纖維性顫動。
  25. 如申請專利範圍第1至24項中任一項之系統，其中該感測器單元係架構來放置於該受試者的上身的胸前部分上。
  26. 如申請專利範圍第1至24項中任一項之系統，其中該感測器單元係架構來放置於該受試者的上身的背面部分上。
  27. 如申請專利範圍第1至24項中任一項之系統，其中該感測器單元被架構以利用微機電迴轉儀來取得角度衝擊描記圖信號。
  28. 一種方法，包括：利用角運動感測器來取得指示著受試者的胸部的旋轉移動的角度衝擊描記圖信號；自該角度心臟衝擊描記圖信號中產生指示著該受試者的心臟活動之輸出參數的測量值。
  29. 如申請專利範圍第28項之方法，包含： 將包括該角運動感測器的感測器單元附接至該受試者的胸部的外部；及將該角度心臟衝擊描記圖信號轉送至控制單元，該控制單元通訊性地耦接至該感測器單元。
  30. 如申請專利範圍第28或29項之方法，包含：以平形於旋轉軸的感測方向來感測旋轉移動；將該感測方向與該受試者身體的對稱面對準。
  31. 如申請專利範圍第30項之方法，其中該受試者係人類，且該對稱面係以人類為受試者的矢狀切面。
  32. 如申請專利範圍第29至31項中任一項之方法，包含將該些測量值轉送至遠端節點，該遠端節點通訊性地耦接至該控制單元。
  33. 如申請專利範圍第28至32項中任一項之方法，還包含由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表在該受試者的心臟活動期間的心臟徑向方位、心臟角速度或心臟角加速度。
  34. 如申請專利範圍第28至32項中任一項之方法，還包含由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的暫時心搏排血量。
  35. 如申請專利範圍第45項之方法，其中該角度心臟衝擊描記圖信號係依序性，且該方法包括決定該角度衝擊描記圖信號的序列的振幅；及使用該振幅來產生測量值，其代表在該角度衝擊描記圖信號的序列期間的暫時心搏排血量。
  36. 如申請專利範圍第28至32項中任一項之方法，還包含由該角度心 臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的心搏至心搏時間或心率。
  37. 如申請專利範圍第28至32項中任一項之方法，還包含由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的心臟的主動脈閉合或主動脈開孔。
  38. 如申請專利範圍第28至32項中任一項之方法，還包含由該角度心臟衝擊描記圖信號中產生測量值，其代表該受試者的另一生命活動。
  39. 如申請專利範圍第38項之方法，其中該生命活動係呼吸作用。
  40. 如申請專利範圍第28至39項中任一項之方法，還包含將受試者的角度心臟衝擊描記圖信號或自該受試者的角度心臟衝擊描記圖信號中所產生的測量值儲存於本地或遠端資料庫中。
  41. 如申請專利範圍第40項之方法，還包含將新測量值與選擇的儲存資訊進行比較，且若新值與該儲存資訊的誤差超過預先定義臨界值時，產生警報。
  42. 如申請專利範圍第28項之方法，還包含：決定該角度衝擊描記圖信號的振幅變異；自該角度衝擊描記圖信號的振幅變異中產生輸出參數的測量值。
  43. 如申請專利範圍第42項之方法，還包含決定來自該角度衝擊描記圖信號上依心搏比率重複的波形圖案的振幅變異，使得該振幅變異包含該振幅的二或更多增量及該振幅的二或更多減量。
  44. 如申請專利範圍第43項之方法，還包含決定來自該角度衝擊描記圖信號上依心搏比率重複的主動脈開孔(AO)波形圖案的振幅變異。
  45. 如申請專利範圍第28項之方法，還包含：自指示與心臟活動有關之電磁現象的信號中取出依心搏比率重複的第一波形圖案；自該角度衝擊描記圖信號中取出依該心搏比率重複的第二波形圖案；構成時序資料，該時序資料的時序值係指示著自屬於心搏期的第一波形圖案參考點至屬於相同的心搏期的第二波形圖案參考點的時段；使用該時序資料以衝擊描記圖產生輸出參數的測量值。
  46. 如申請專利範圍第45項之方法，還包含：決定該時序資料和指示著該心搏比率的步調資料之間的相關性；使用該相關性來產生輸出參數的測量值。
  47. 如申請專利範圍第46項之方法，還包含：決定在連續的心搏時段之間的時序值的隨機變異；使用該隨機變異來產生輸出參數的測量值。
  48. 如申請專利範圍第42至47項中任一項之方法，還包含使用該輸出參數來指示該受試者的不正常心臟活動。
  49. 如申請專利範圍第48項之方法，特徵在於該不正常心臟活動起因於心房額外收縮或心房纖維性顫動。
  50. 如申請專利範圍第29至49項中任一項之方法，還包含將該感測器單元放置於該受試者的上身的胸前部分上。
  51. 如申請專利範圍第29至49項中任一項之方法，還包含將該感測器單元放置於該受試者的上身的背面部分上。
  52. 如申請專利範圍第29至49項中任一項之方法，還包含利用微機電 迴轉儀來取得該角度衝擊描記圖信號。
  53. 一種電腦程式產品，可由電腦讀取並編碼用於在心臟監控系統內執行申請專利範圍第28至52項中任一項之方法的指令。
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