TW537884B - Heart diagnosis system - Google Patents

Description

537884 玖、發明說明 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於一種用以診斷心臟狀況（condition)之方法 及裝置。 [發明背景] 心臟聲音（sound)係相當簡短、離散的聽覺振動，其係 可由強度（響度）、頻率（音調）與品質（音色）而作特性描述。 S1係識別心室的（ventricular)心臟收縮（systole)之開端（onset) ，而S2係識別心臟舒張（diastole)之開端。此二個聽診 (auscultatory)事件係建立一架構（framework)，於此架構內， 其他的心臟聲音與雜音（murmur)係可配置且計時。基本的心 臟聲音係SI、S2、S3、與S4。此等事件之各者係可爲正常 或異常。 第一心臟聲音（S1)係發生在心室的心臟收縮之初期。S1 係由二個成分所組成。第一個主要成分係關聯於僧帽瓣 (mitral valve)之閉合，且，當瓣尖（cusp)到達其完全閉合的 位置時而符合小葉（leaflet)動作之突然抑制。 第二成分之起源係槪括爲歸屬於三尖瓣（tricuspid valve) 之閉合。因爲S1強度係取決於血液之速度與AV瓣之閉合 的合力，其提高心室壓力上升的力量與速度之因素係傾向 於提高S1之強度。在心臟收縮的開端之AV瓣的位置係亦 影響S1強度。若心室收縮係發生於一完全開放的瓣，LV 小葉係相較於若該瓣爲部分閉合而達到較高的速度（因而爲 較大聲的S1)。 5 537884 第二心臟聲音（S2)係發生在心臟收縮之末期。S2係如 同S1而具有二個成分。第二心臟聲音之第一成分係指定爲 ‘主動脈（aortic) ’ （A2)，而第二成分係指定爲‘肺動脈 (pulmonic)’（P2) 〇 由於心臟收縮期（心室收縮之時間）係通常爲較短於心臟 舒張期（心室鬆驰之時間），相較於介於S1與S2之間者，介 於S2與S1之間係存有較長的暫停。 S1係較長的持續期間且爲較低的音調；S2係較短的持 續期間且爲較高的音調。S1係通常爲最佳聽到於頂端 (apex);S2係通常爲最佳感知於主動脈與肺動脈區域。 心動過速（tachycardia)或心動遲緩（bradycardia)之存在係 可能改變上述關係。 生理的第三心臟聲音（S3)係一低音調的振動，其發生於 快速的心室充滿（filling)期間之初期的心臟舒張。S3之聲音 係由於力量之突然傳送至胸壁而產生，其係當血液質量進 入右（right)心室之時。S3係普遍於兒童與青少年以及於某 些年輕的成年者而聽到。當其在年齡爲30歲之後而聽到時 ，其係稱爲一種奔馬性（gallop)聲音且係爲一個病理的徵候 ，諸如左（left)心室的衰弱（failure)。生理的S3係發生正好 在A2之後且係最佳爲聽到於頂端，當一患者係於左半側的 位置。當患者係坐著或站立或執行其降低心臟速率的任何 手法時，S3係通常爲完全消失。反之，諸如運動之提高心 臟速率的因素係傾向於增強一個生理的S3。 生理的第四心臟聲音（S4)係一極爲輕柔、低音調的雜訊 537884 ，其發生於後期的心臟舒張期，正好在S1之前。S4產生係 關於由心房（atrial)的心臟收縮之心室充滿。強健的心房收 縮係產生血液質量之快速加速。關聯於此事件者係於左心 室壁與僧帽組織的振動，其係聽到作爲S4。 生理的S4係可能於嬰兒、幼童、與年齡超過50歲的 成年人而聽到。通常爲僅於頂端而聽到，當患者爲置於左 半側位置。生理的S4係不良於傳送，且罕爲伴隨著衝擊 (shock)(當S4係可感覺且聽到時）。關聯於一衝擊的大聲S4 之廣爲傳送係病理性的，且係稱爲一 S4奔馬性（gallop)。 如同於S3之情形，提高心室收縮的力量與頻率之技巧 係將增強S4。反之，關聯於心臟緩動之技巧係將減小S4強 度。 主動脈的噴射卡搭音（ejection click)係高音調的聲音， 其發生於初期的心臟收縮。並未有關聯之增強的技巧。強 度係並未受到呼吸或患者位置所影響。左側瓣膜（valvular) 的噴射音係最佳聽到於主動脈區域，且並未廣爲傳送。主 動脈瓣狹窄（aortic stenosis)之噴射卡搭音係最佳聽到於僧帽 瓣區域，但係廣爲傳送。主動脈的噴射卡搭音係常見於先 天與風濕病（rheumtic)之瓣膜的主動脈瓣狹窄，其具有一變 形而可撓曲的主動脈瓣。 諸如主動脈之系統性的高血壓（hypertension)與緊壓 (coarctation)，關聯於主動脈之障礙的狀況係亦關聯於主動 脈的噴射卡搭音。 類似於主動脈的噴射卡搭音，肺動脈的噴射卡搭音係 537884 初期的心臟收縮之高音調的聲音。不同於主動脈的噴射卡 · 搭音，肺動脈的噴射卡搭音係最佳聽見於肺動脈區域且係 罕爲傳送。肺動脈的噴射卡搭音係其強度於吸氣期間減小 . 之僅有的右（right)心臟聲音。肺動脈的噴射卡搭音係經常關 · 聯於輕度至中度之瓣膜的肺動脈瓣狹窄（pulmonic stenosls) 、肺動脈之擴張（dilation)(如見於肺動脈高血壓）、以及法 祿氏四合現象（tetralogy of Fallot)。 無噴射卡搭音（non-ejection click)係中期至後期心臟收 縮之高頻聲音。關聯於三尖瓣脫垂（prolapse)之卡搭音（“三 _ 尖瓣卡搭音”）係沿著左下胸骨（sternal)邊緣爲最佳感知。有 時，僧帽瓣與三尖瓣的卡搭音係僅於患者站立時而聽到。 於此位置，心室係較小，且僧帽瓣與三尖瓣之脫垂程度係 增加。患者作運動或移動至不同於站立之一位置時，通常 將減小僧帽瓣與三尖瓣的卡搭音之強度。吸氣係傾向於提 高三尖瓣卡搭音之強度。 一般關聯於僧帽瓣脫垂之僧帽瓣卡搭音係最佳爲聽到 於僧帽瓣區域，且通常並未廣爲傳送。有時，僧帽瓣的卡 * 搭音係僅於患者站立時而聽到。於此位置，心室係較小， 且僧帽瓣之脫垂程度係增加。患者作運動或移動至不同於 站立之一位置時，通常將減小卡搭音之強度。 僧帽瓣的開放性銳音（OS，opening snap)係在介於肺動脈 與僧帽瓣區域之間的中途而爲最佳聽到。僧帽瓣的開放性 銳音係具有類似於正常的心臟聲音之品質，且係經常混亂 一分裂的S2。簡短、尖高、相當銳利的聲音係在S2的A2 8 537884 成分之後而爲短暫聽到。當大聲時，其係廣爲傳送於整個 心口（precordium)。最佳的可聽度係經常藉著將患者轉向左 側位置而達成。站立係傾向於降低左心房的壓力，且因此 提高A2-0S區間。一柔和的0S係可在運動之後而爲強化 ，其提高心房的壓力。於不同階段之呼吸期間，A2-0S區 間係並未改變；然而，僧帽瓣的開放性銳音係通常於呼氣時 爲最大聲。 三尖瓣之開放性銳音的聽診特性係類似於僧帽瓣之開 放性銳音的聽診特性。然而，三尖瓣之開放性銳音係較大 聲於左下胸骨邊緣或於劍狀軟骨（xiphoid)區域。另外，三尖 瓣之開放性銳音的響度係通常於吸氣期間顯著提高，而僧 帽瓣之開放性銳音係經常於呼氣時爲較大聲。介於S2的第 一成分（A2)與三尖瓣的開放性銳音之間的區間係傾向爲較 長於其介於A2與僧帽瓣的開放性銳音之間的區間。坐正 (sitting up)係傾向爲增強該三尖瓣之開放性銳音。 一聲音或雑音之最大強度的位置係有用，但未必決定 其起源。選擇性之擴展（spread)方向與呼吸之影響係亦爲有 用的因素以納入考慮。 0僧帽瓣的聲音與雜音係於頂端（MA)爲最大聲，令患 者爲轉向至左側； U)三尖瓣的聲音與雜音係區域化於下左胸骨邊緣（ΤΑ) ，但爲擴展至頂端，若右心室係擴張且左心室係在後轉動 ，例如：心房隔膜缺陷（ASD，atrial septal defect); iii)主動脈瓣的聲音與雜音：噴射雜音係於主動脈區域 9 537884 (AA，aomc area)(第二右間隙）且在心臟頂端爲最大聲，並 經常傳送至頸部的頸動脈（carotid arteries)，但限於頸部之 一簡短的雜音係可聽到於年輕正常的實驗者，其係具有大 的脈搏（stoke)容積；於年長的實驗者，則暗示爲頸動脈瓣狹 窄；回流（regurgitant)之初期的心臟舒張雜音係通常爲最大聲 於左胸骨邊緣之第三與第四左肋間（intercoastal)的空間，令 患者爲向前傾斜以呼氣時；然而，於主動脈擴張時，雜音係 通常於主動脈區域爲最大。 iv) 肺動脈瓣的聲音與雜音係最大於肺區域（PA, pulmonary area)(第三左間隙），但經常爲聽到較低聲；及 v) 於背部（back)的雜音：主動脈週邊的肺動脈瓣狹窄與緊 壓之心臟收縮雜音係聽到爲最大於背部；連續的雜音係暗示 介於下降的主動脈與肺循環之間的一連通。 心臟雜音具有以下型式： 1) 無害（innocent)的雜音係關聯於並無已知之結構或生 理的異常性。 2) 生理（physiological)的雜音係由循環之生理性的干擾 所引起，例如關於運動過強（hyperkinetic)狀態或過動 (overactive)循環、興奮狀態、貧血症（anaemia)、熱（fever)甲 狀腺毒症（thyrotoxicosis)、懷孕狀態、肺性心臟病（cor pulmonale)、門脈(portai)高血壓或腳氣病（beri beri)心臟病。 3) 有關或機能（functional)的雜音係由未涉及瓣之結構失 序或異常心臟或脈管通連所引起；雜音係由心室之擴張或血 管之擴張所引起。 537884 4)器官（organic)的雜音係由瓣膜的疾病、分流或窄化的 · 血管所引起。 一種廣爲運用之現有裝置係聽診器（stethoscope)，藉由 其，可觀察其爲超過心跳速度一些者。心臟之機械運作係 涉及其產生例如心臟聲音與雜音之複雜度，其爲醫生所必 須偵測且特性化（以例如爲位置與時序之辭語），若一個有效 的診斷係必須作成。 另一方面，心電圖（electrocardiogram)係提供心臟之電 氣特性的資訊，而非爲機械性或結構上的異常者。欲分析 β 以及偵測該等機械性或結構上的缺陷，一種2維（2-D)的超 音波心臟動態圖（echocardiogram)機器係爲所需。然而，雖 然目前存有供偵測心臟缺陷之最爲先進的設備，其成本係 典型爲數仟美元。結果，該等超音波心臟動態圖機器係通 常爲僅運用於複雜診斷實驗室或者較大型醫院，且因此係 在普通的心臟病專家或一般的內科醫師之能力以外。再者 ，超音波心臟動態圖機器之複雜度係使得需有良好訓練的 實驗室技術人員以供其之操作。 * 在此無須暗示的是，其構成一部分之一般常識，W〇 01/62152係揭示一種用以分析心臟聲音之系統，其中，聲 音係濾波且剖析爲一序列之個別的心臟週期。心臟收縮與 次心臟收縮（sub-systolic)的區間係判別，且能量値係計算以 供與臨限位準之比較。然而，此文獻係揭示僅爲運用小波 (wavelet)變換分析或者傅利葉（Fourier)變換分析以判別個別 的峰値以及因此之心臟收縮與舒張，而並未考慮心臟聲音 11 537884 之能量封包（envelop)。 [發明槪論] 是以，於一第一廣義層面，本發明係提出一種分析心 臟訊號之方法，該訊號係來自一跳動的心臟，該種方法包 含：收集該心臟訊號；執行該訊號之一群集（cluster)分析，以 識別第一心臟聲音與第二心臟聲音；決定對於該訊號中的複 數個區域各者之一能量封包；決定該等能量封包各者之面積; 及，分類該訊號中的特徵，藉著納入至少該等面積之一分 析；藉此，該心臟之一或多個特性係可決定。 因此，藉由群集分析，該等心臟聲音係可爲取出（尤其 是於心臟收縮與心臟舒張區間）而無需外部的時序參考。接 著，心臟聲音之種種的特徵係作分析與分類。 較佳而言，該種方法包括：比較該等面積之一或多者與 該等面積之至少一另一者。更佳而言，該種方法包括：決定 一或多個比値，其各者包含該等面積的一者與該等面積的 另一者之比値，且比較該等比値與對於該等比値之個別的 預定臨限値，藉以決定該心臟之一或多個特性。 於一個實施例，該種方法可包括：比較該等面積的一或 多者與對於該等面積之個別的預定臨限値，藉以決定該心 臟之一或多個特性。 較佳而言，該種方法包括：使該等能量封包各者爲平滑 〇 較佳而言，該等能量封包之各者係一種Shannon能量 封包。 12 537884 於一個實施例，該種方法包括：決定對於心臟收縮區域 與對於心臟舒張區域之能量封包。 較佳而言，該種方法包括：決定對於在心臟收縮區域與 心臟舒張區域之各者中的複數個區域之能量封包，且更佳 而言，決定對於在心臟收縮區域中的三個區域與對於在心 臟舒張區域中的三個區域之能量封包。 較佳而言，該訊號係一聲音訊號。然而，訊號係可爲 任何其他適合的訊號，諸如一電氣訊號。該種方法一般將 包括：轉換該訊號爲一電氣訊號，且可能轉換爲一數位電氣 訊號。 較佳而言，該種方法包括：若無法形成診斷時而提示一 使用者以供使用者輸入，該使用者輸入包括該心臟訊號之 一使用者解讀。 於一第二廣義層面，本發明係提出一種分析生理訊號 之方法，包含:收集該訊號；執行該訊號之一群集分析，以識 別一或多個特徵；決定對於該等特徵之一或多者所界定的複 數個區域各者之一能量封包；決定該等能量封包各者之面積; 及，分類該訊號中的特徵，藉著納入至少該等面積之一分 析;決定自該訊號之一或多個生理特性。 於一第三廣義層面，本發明係提出一種分析心臟訊號 之裝置，該訊號係來自一個跳動的心臟，該種裝置包含：一 偵測器，以供收集該心臟訊號；資料處理機構，以供：接收該 心臟訊號，執行該訊號之一群集分析以識別第一心臟聲音 與第二心臟聲音，決定對於該訊號中的複數個區域各者之 13 537884 一能量封包’決定該等能量封包各者之面積，以及，形成 _ pJI 5虎中的或多個特徵各者之一分類，藉著納入至少該 等面積之一分析;及，資料輸出機構，以供顯示該分類；藉此 ，該心臟之一或多個特性係可決定。 較佳而言’該資料處理機構係可運作以比較該等面積 之一或多者與該等面積之至少一個另一者。更佳而言，該 資料處理機構係可運作以決定一或多個比値，其各者包含 該等面積的一者與該等面積的另一者之比値，且比較該等 比値與對於該等比値之個別的預定臨限値，藉以決定該心 翁 臟之一或多個特性。 於一個實施例，該資料處理機構係可運作以比較該等 面積的一或多者與對於該等面積之個別的預定臨限値，藉 以決定該心臟之一或多個特性。 較佳而言，該資料處理機構係可運作以使該等能量封 包各者爲平滑。 較佳而言，該等能量封包之各者係一種Shannon能量 封包。 · 於一個實施例中，該資料處理機構係可運作以決定對 於心臟收縮區域與對於心臟舒張區域之能量封包。 較佳而言，該資料處理機構係係可運作以決定對於在 心臟收縮區域與心臟舒張區域之各者中的複數個區域之能 量封包，更佳而言，決定對於在心臟收縮區域中的三個區 域與對於在心臟舒張區域中的三個區域之能量封包。 較佳而言，該訊號係一聲音訊號。 14 537884 該裝置係一般將包括：一轉換器，以供轉換該訊號爲一 " 電氣訊號，且可能爲一數位電氣訊號。 較佳而言，該資料處理機構包括：機構，以供提示一使 用者以供使用者輸入並供接收使用者輸入，且該資料處理 機構係可運作以若無法形成診斷時而提示該使用者以供使 用者輸入，該使用者輸入包括該心臟訊號之一使用者解讀 〇 本發明亦提出一種分析生理訊號之裝置，包含：一偵測 器’以供收集該訊號；資料處理機構，以供：接收該訊號，執 春 行該訊號之一群集分析以識別一或多個特徵，決定對於該 等特徵之一或多者所界定的複數個區域各者之一能量封包 ’決定該等能量封包各者之面積，以及，形成該訊號中的 一或多個特徵各者之一分類，藉著其納入至少該等面積之 一分析；及，資料輸出機構，以供顯示該分類;藉此，一或多 個生理特性係可決定。 [較佳實施例詳細說明] 廣義而言，根據本發明之一個較佳實施例的一種心臟 ® 診斷系統係運作： a) 獲得來自患者身體的心臟聲音或訊號； b) 放大及濾波該等訊號； c) 數位化該等放大後的訊號； d) 記錄該等訊號至電腦； e) 預先處理及濾波所記錄的訊號； f) 由該等訊號而取出期望的特徵； 15 537884 g) 分類所取出的訊號以供診斷； h) 解讀所分類後的訊號；及 11)報告所得的診斷。 第1A圖係典型的正常心臟訊號之示意代表圖；第1B圖 係來自一個具有雜音之心臟的心臟訊號之類似代表圖。此 等訊號係由本發明之系統所收集之典型的聲音訊號。心臟 聲音係在20赫茲（Hz)至2千赫（kHz)之頻率範圍，而S1係 於30至110赫茲之範圍，S2係於50至150赫茲之範圍， S3係約爲30赫茲，S4係約爲20赫茲，且各處之心臟雜音 係於20赫茲至2千赫之範圍。 第2圖係此實施例之系統的資料收集裝置10的示意圖 。資料收集裝置10係可連接至一個人電腦（亦爲系統之一 部分）;該資料收集裝置係包括其形式爲感測器20之一換能 器（transducer)，以供偵測其爲心臟所作出之介於20赫兹至 2千赫之間的微弱聲音（足以診斷大部分的疾病）。 感測器12係接收來自一振動板（diaphragm)(未顯示）之 振動的聲音，該振動板係設在鄰近於感測器。資料收集裝 置10係藉由感測器20而將訊號轉換爲電氣訊號，接著藉 由放大器14而放大電氣訊號，移除不想要的雜訊，藉由類 比至數位轉換器（ADC，analog to digital converter) 16 而數位 化該訊號，且轉換訊號爲RS232格式以供傳輸至電腦。裝 置10係運用電腦之D9串行埠。

該裝置係運作於其形式爲單一個9伏特（V)鹼性電池22 之電源供應器，且具有一個D9公式串行埠以附接對於PC 16 537884 之串行埠纜線、一個通斷式（0n/0ff)開關以導通/切斷該主要 電源供應器、與一個三接腳的立體連接器以連接感測器12 至放大器14。交流（AC )之主電源（mains)係未運用，由於其 引入對應於主電源之頻率（於許多國家爲50赫茲）的一唔聲 (hum)至訊號，且醫療設備係應儘可能爲精密且爲免於雜訊 。電源供應器22係提供裝置10所需的電壓（即：至放大器 14之+5伏特與-5伏特、用於感測器12之1.5伏特、與用於 數位部分之5伏特）。 裝置1〇亦具有一個萬用非同步之接收器/傳送器 (UART，universal asynchronous receiver transmitter) 18、一個 比較器20與三個發光二極體（LED，light emitting diode): a) 橙色LED 24:每當電源係導通時而發亮； b) 紅色LED 26:每當感測器係適當接收來自心臟的聲音 訊號時而閃爍發亮，閃爍係指出心臟訊號;及 c) 綠色LED 28:當資料係傳送至電腦時而發亮。 因此，電力係一經導通時，橙色LED 24係立即發亮， 以指出電力係送至硬體。基於光線發亮之強度，電池位準 係將爲使用者所知。若LED 24係不夠亮，則即是更換電池 22之時。僅當一訊號係來自電腦時，訊號係得自硬體。當 此訊號爲來自電腦時，綠色LED 28係發亮，以指出一訊號 爲備妥以供取得。一旦綠色LED 28係發亮，所獲得的訊號 係顯示於電腦之監視器。紅色LED 26係根據心臟聲音而閃 爍。此LED 26係指出該增益是否爲足夠或者該增益是否必 須提高，且歸因於出自一比較器20的訊號而閃爍。放大的 17 537884 訊號係送至比較器20,其第一輸入係設定在一標準電壓（即 :電源供應器22)，且其第二輸入係接收已放大後的訊號。 每當該訊號位準係在預先設定値以上，紅色LED 26係閃爍 〇 存有一個開關，以供增益調整。此開關係可運用，若 發現其爲由電腦所取得之訊號係非爲所期望的位準。此開 關係運用在若觀察該訊號係削波時以降低增益，且若該訊 號係極爲微弱時（由該紅色LED未閃爍時而指出）以提高增 益。 歸因於發生在振動板之振動，聲音係產生。此聲音係 由感測器所拾取。所用的感測器係一種電容式（condenser)麥 克風，其需要來自電路本身之1.5伏特的電源供應。感測器 12係選擇以提供良好的電氣訊號，基於撞擊於其之訊號。 聲音的強度之改變係將因人而異。舉例而言，一個痩 的人將具有高的聲音強度，而對於一個過重的人之訊號係 將具有微弱的強度。因此，訊號係必須藉由放大器14而作 放大至一最佳位準。放大器的基本功能係放大所提供至其 之訊號，以使用者所設定的增益比値。此放大後的訊號係 具有某些優點，諸如於ADC 16的輸入範圍內之降低的雜訊 與提高的訊號強度。 ADC 16係將輸入類比訊號轉換爲數位訊號，運用習稱 爲 SAR 之連續漸進暫存器（SAR，successive approximation register)。SAR ADC係可靠且爲經濟。 該ADC輸出係輸入至UART 18。UART之主要功能係 18 537884 轉換來自ADC 16的訊號爲非同步或RS232標準而供後續以 指定的波特率組（baud rate set)而傳輸至電腦，以供資料處 理。 右吾人§兌g舌或玲聽音楽，此係因爲聲音強度係足夠良 好以產生於媒介之擾動，因而產生印象於吾人之耳朵，且 一聲音係被聽見。 如對於上文所提及，裝置10亦具有一串行埠30，以供 (於路徑32)送出訊號至PC及（於路徑34)接收來自PC之訊 號。 心臟聲音之強度係極低，故種種因素係應考慮於本發 明系統之感測器12的設計。此等因素包括頻率響應、感測 器之電壓輸出、單方向性、成本與可利用性。感測器12應 具有一致的頻率響應於所需頻率範圍中，即，20赫茲至2 千赫。換言之，感測器係應能夠拾取於該範圍中的所有頻 率，且應能夠對於所有頻率而給出類似的響應。第3圖係 本發明系統之感測器12的頻率響應之示意代表圖，以振幅 對於頻率而繪製。 感測器12之輸出係以伏特/分貝/巴斯卡 (volts/db/pascal)而測量，即，每單位壓力強度之每單位電壓 。由於心臟聲音係極低的強度，感測器12係能夠偵測心臟 聲音而產生一強的輸出。 感測器12係單方向性，此意味著來自單一個方向之聲 音係轉換爲電氣訊號及輸出。其係儘可能遠地拒絕來自其 他方向之聲音。 19 537884 感測器12與其振動板係位於〜胸部配件，如於第4圖 之數號40所不意’其外觀係類似於一種聽診器（stethoscope) 感測器，使得患者係不會由於不熟悉的設備之運用而不安 。振動板42係濾出咼頻雜訊’且胸部配件40係設計爲防 止介於感測器12 (於槪括爲圓柱形部分44之內）與振動板 42之間的實際接觸。再者’該胸部配件包括介於感測器12 與胸部配件壁部之間的一聲音阻尼器（damper)，且係設計爲 藉由一扣件46而可固定至患者（諸如以一帶環（strap)而繞於 一患者之上半身），使得不同於聽診器之情形，所檢驗的人 士係無須握住該胸部配件於定位。 輸出電纜5 0係亦顯不於圖中。 第5A與5B圖係胸部配件40之成對的立體圖，由二個 不同角度而顯示。於第5A圖’振動板42之正面（患者接觸 面）係可見。 如上所述，電源供應器12係爲一個9伏特電池之形式 。如同+5伏特、-5伏特、-9伏特係使用於裝置10之中的 構件所需，具有+9伏特、-9伏特、+5伏特與-5伏特輸出之 1C係運用。 該+9伏特係運用一電壓調整器而作成爲+5伏特，且接 著提供給其具有+5伏特與-5伏特輸出之IC。電壓轉換器1C 係一種電荷泵式（charge pump)轉換器：其運用一電容器而作 爲一 ‘汲桶（bucket)’ ，以將電荷由一處而抽送至另一處。 參考第6圖，於此例中，1C係連接第一電容器52之正端子 至電池之+9伏特，而連接其負端子至接地。第一電容器52 20 537884 係充電至電池22之9伏特。此1C係接著連接第一電容器 52之正端子至接地，且連接負端子至接腳5。此舉係令第 一電容器52以傾倒電荷至第二電容器54。第二電容器54 之負端子係連結至接腳5，俾使其得到等於跨於第一電容器 52之電壓的一負電壓。 此電荷泵式係一種極爲有效的方式以轉換電壓。僅有 的損失功率係其耗散於1C內部之開關的電阻與電容器的串 聯電阻之功率、以及運轉內部振盪器之功率，內部振盪器 係在當需要時而跳脫該等開關。 藉其本身，該1C係執行於7至10千赫，故將存有該 量之漣波於第二電容器54之輸出且亦於電池22之+9伏特 輸出上。運用此電壓之聲頻設備係將具有一可聽見的鳴聲 (whine)。然而，該1C具有一種頻率升高（boost)之特徵。若 接腳1係連接至電源供應器22，振盪器頻率係升高約爲6:1 。之後，振盪器係良好運作於升頻區域之上，使得任何鳴 聲均將爲不可聽見。 第7圖係針對放大器14之電路60的示意電路圖。電 路60係提供一低雜訊之無變壓器式（transformer-less)放大器 ，具有真正平衡的電路、感測器驅動（powering)與高的共模 拒絕比値。此設計係亦包括1千歐姆（k )感測器輸入負載 。輸入負載係於較高頻率時而爲電容性電抗，以衰減在輸 入端子之不想要的射頻（RF)與超音波訊號。感測器驅動電 路係提供用於感測器之電力，其需有1.5伏特。 來自感測器12之訊號係微弱，且必須作放大。此舉係 21 537884 運用放大器電路60而達成。來自感測器之訊號係基於電阻 -器組合而放大。放大器設計包括一增益開關，其形式爲電 位計（potentiometer)。隨著電位計係調整，電阻之値係改變 ’且因此該增益係基於電位計之移動而增大或減小。此增 益係可調整，基於電腦之監視器的顯示。 在此運用之放大器係具有從20赫茲至2千赫之良好的 平坦頻率響應。於1千赫之雜訊電壓係4 nV/sqrt (赫兹）， 且於1千赫之雜訊電流係0.4 pA/sqrt (赫兹）。此放大器之單 增:頻寬係10百萬赫兹且具有100 dB之一^共模拒絕比値 。其具有13 V/ s —歪曲率（skew rate)。其運作於3伏特至 22伏特之一寬廣供應範圍。 第8圖係放大器1C之接腳指定圖。 ADC 16具有土5伏特之一輸入範圍、及一並行介面。 爲了符合此規格，ADC係選擇以具有於自由執行模式時之 47個時脈週期的一轉換時間。該1C之接腳圖係如於第9圖 所示，ADC之時序圖係顯示於第10圖。 該ADC係置於自由執行模式，其在47個時脈週期後 β 而給出轉換脈衝之末端’且起始下一個轉換。該ADC之輸 出係一個8位元，其係一 256組合之輸出。該ADC時脈係 設定爲270千赫，其係適合以轉移最大爲2千赫之輸入訊 號。時脈計算係得自於標準波特率57600。針對波特率 57600，5760個取樣係由UART 18而轉移至PC。爲了得到 5760個取樣，ADC時脈頻率係設定爲270千赫，即， 5760x44。ADC時脈係得自於時脈分割器IC4060，其係一種 22 537884 二進制的計數器。該ADC IC之內部圖係顯示於第11圖。 欲得到ADC時脈270千赫，乘以16之270千赫的一晶 體頻率（提供4·3百萬赫兹）係運用。時脈產生器1C之接線 圖係如於第12圖所示。 對於如同運用於此系統之串行埠的規格係提供於電子 產業協會（EIA，Electronics Industry Association) RS232 標準 。多個參數係陳述，包括： 1·一 ‘空格（space)’（邏輯0)係將介於+3與+25伏特之 間； · 2.— ‘記號（mark)’（邏輯1)係將介於-3與-25伏特之間 3 ·介於+3與-3伏特之間的區域係未定義； 4·一開路電壓係應決不超過25伏特（參考對於接地 GND);及 5.—短路電流係應不超過500毫安培（mA)。 驅動器係應能夠處理此舉而未有損壞。 串行埠係爲二種尺寸:D型25接腳連接器與D型9接 ® 腳連接器。二者均係PC之背面上的公式（male)連接器，俾 使一母式（female)連接器係運用於週邊裝置。表1係列出對 於9接腳與25接腳D型連接器之接腳連接。 23 537884 表1: D型9接腳與D型25接腳之連接器 D型-25接腳編號 D型-9接腳編號 縮寫 全名 接腳2 接腳3 TD 傳送資料~ 接腳3 接腳2 RD 接收資料 接腳4 接腳7 RTS 請求以接收 接腳5 接腳8 CTS 淸除以接收 接腳6 接腳6 DSR 資料設定備妥 接腳7 接腳5 SG 訊號接地 接腳8 接腳1 CD 載波偵測 接腳20 接腳4 DTR 資料端子備妥 接腳22 接腳9 RI 環形指示器 該UART之控制暫存器係由同位元禁止（PI，parity inhibit)、停止位元選擇（SBS, stop bit select)、字元長度選擇 (CLS1 與 2， character length select)與偶位元致會b(EPE， even parity enable)所作成。此等輸入係可運用控制暫存器載入 (CRL，control register load)而問鎖，或者若此接腳係連結至 高電位，對於此等接腳所作之改變將立即生效。UART 18 之接腳指定係顯示於第13圖，且列出於表2。 表2:對於UART之接腳說明 接腳 縮寫 全名 備註 1 VDD +5伏特供應軌線 2 NC 未連接 3 GND 接地 4 RRD 接收器暫存器禁能 當驅動爲高電位時，輸出RBR8:RBR1係 高阻抗。 5:12 RBR8, RBR1 接收器緩衝器暫存器 接收器之資料匯流排。 13 PE 同位元誤差 當高電位時，一同位元誤差係已發生。 14 FE 框架誤差 當高電位時，一框架誤差係已發生，即 ，停止位元係非爲邏輯1。 24 537884 15 〇E 超載誤差 當高電位時，資料係已接收而接收資料 重設係尙未致動。 16 SFD 狀態旗標禁能 當高電位時，狀態旗標輸出(PE、FE、 〇E、DR、與TBRE)係高阻抗。 17 RRC 1接收器暫存器時ji 對於接收器暫存器之xl6時脈輸入。 18 nard 接收資料 低電位作用。當低電位時，設定接收資 料輸出爲低電位(即:淸除DR) 〇 19 DR 接收資料重言憂 當高電位時，資料係已經接收且置放於 輸出 RBR8:RBIU。 20 RRI 接收器暫存器 RXD-串行輸入。連接至串行埠，經由 RS232接收器。 21 MR 主控重設暫存器 重設UART。UART係應在供電之後而 重設。 22 TBRE 傳送器緩衝器暫存器 當高電位時係空置，指出該傳送器緩 衝器暫存器係空置，因此包括停止位元 之所有位元係已經送出。 23 nTBRL 傳送器緩衝器載入/選 通 低電位作用。當低電位時，存在於 TBR&TBR1之資料係置放於傳送器 緩衝器暫存器。於此接腳上之一低至高 電位的轉變，則送出資料。 24 TRE 傳送器暫存器空置 當高電位時，傳送器暫存器係空置， 因此可接受另一位元組之資料以送出。 25 TR〇 傳送器暫存器輸出 (TXD) TXD-串行輸出。連接至串行埠，經由 RS232傳送器。 26:33 TBR8:TBR1 傳送器緩衝器暫存器 資料匯流排，針對傳送器。資料係置放 於此。 34 CRL 控制暫存器載入 當高電位時，控制暫存器(PI、SBS、 CLS2、CLS1、EPE)係載入。可爲連結 至高電位，俾使於此等接腳上的改變爲 即時發生。 35 PI 同位元禁止 當高電位時，並無同位元係運用於傳送 及接收二者。當低電位時，同位元係運 用。 36 SBS 停止位元選擇 一高電位選擇2個停止位元。(1.5針對 5字元字組長度）一低電位係選擇一個停 止位元。 37:38 CLS2:CLS1 字元長度選擇 選擇字組長度。00=5位元，01=6位元， 10=7位元，且11=8位元。 39 EPE 偶位元致能 當高電位時，偶位元係運用，當低電位 時，奇位元係運用。 40 TRC 傳送器暫存器時脈 對於傳送器之16x時脈輸入。 25 537884 時脈分割器1C具有可供運用之Q4至Q14，由於其具 有外部連接。此爲意謂著較高的波特率係無法得自一般的 晶體，諸如14.31818百萬赫茲。UART係需有相較於所將 運用之波特率而爲較高16倍之一時脈速率。舉例而言， 57600 bps之一波特率係需有921.6千赫之一輸入時脈頻率 〇 CMOS UART係可於5伏特而處理高達爲200 kbps，但 該位準轉換器係可限制於120 kbps，其係仍於範圍內。於 PC，最大可利用的標準波特率係115200;下一個可利用的波 特率係選擇爲56700。 訊號處理 所收集的訊號包括雜訊、動作附加者（motion artifact)、 呼吸聲音與其他的背景聲音。爲了正確識別實際的心臟聲 音，心臟收縮與心臟舒張區域係先作識別。藉著找出第一 與第二心臟聲音，心臟收縮與心臟舒張區域係可找到。第 14圖係由本實施例之系統所執行的全訊號處理之一個流程 圖，如將詳細說明於後。 心臟聲音係含有從20赫茲至2千赫之頻率成分，且具 有其頻率成分之大部分者爲在1千赫以下。該等訊號係於 7200赫茲而作取樣。由於訊號係取樣於高頻，該訊號係含 有諸多冗餘的資訊。根據奈氏準則（Nyquist criterion)，足以 於現有最大頻率成分之二倍而取樣一訊號。因此，於本例 ，係足以於4千赫而取樣訊號。若原始（raw)訊號係未降頻 (down)取樣，處理時間係將爲顯著較高，故該訊號係降頻 26 537884 取樣於4千赫。 該系統係支援檔案格式WAV (Windows PCM Wav格式) 、AU 與 MAT (Matlab MAT 檔案）。 由於心跳之強度係可變，訊號振幅係正規化爲介於+1 與-1之間。因此，於預先處理期間，原始訊號係轉換成爲 一 4千赫之正規化的訊號。該訊號係接著可利用於一矩陣 之形式，以適用於進而處理。 第一與第二心臟聲音係具有其集中於30至150赫茲區 域之能量。不幸的是，動作附加者與背景雜訊係落於本質 爲相同的頻率範圍。結果，難以藉著習用的雜訊移除技術 而除去雜訊，故，基於微小波（wavelet)之技術係運用於本發 明系統。 一般之去除雑訊的程序係涉及二個步驟。第一，一^微 小波係選取且該訊號係分解爲N個位準（level)。第二，針 對由1至N之各個位準，一臨限値係選擇並且應用至詳細 的係數。第三，微小波之重建係計算，藉著運用位準N之 初始近似係數與由1至N之位準的修正詳細係數。 ‘硬性（hard)’臨限訊號係X，若| X | >t;且係0，若| X I S t。 ‘軟性（soft)’臨限訊號係sign⑴（即I X I -t)，若 I X I >t;且係 0，若 I X I S t。 硬性臨限處理（thresholding)係將其絕對値爲低於臨限値 的成分（element)設定爲零之常用處理。軟性臨限處理係硬 性臨限處理之延伸，於其之絕對値爲低於臨限値的成分係 先設定爲零，且接著非零的係數爲收縮至零。 537884 第15 A圖說明一種理論上的初始訊號；對應的硬性臨限 · 訊號係顯示於第15B圖，而對應的軟性臨限訊號係顯示於 第15C圖。 於選擇臨限規則時，可喪失於雜音頻率所含有的資訊 ，由於主要目標係欲增強第一與第二心臟聲音（S1與S2)， 以致使其能夠成功取出。結果，當架構臨限規則時，其非 爲助於第一與第二心臟聲音之分解階層係忽略，且去除雜 訊之模組的輸出係原始的輸入波形，其第一與第二心臟聲 音係增強，而所有其他不想要的成分係均移除。第16A與 ® 16B圖係分別爲在去除雜訊之前與之後的一心臟訊號，各 圖係繪製爲振幅對於時間。 在去除雜訊之後，顯著的心臟聲音係識別，其涉及識 別於訊號中的峰値。峰値係於其之訊號的振幅爲高之區域 。一般而言，不可能直接由訊號而識別該等峰値，由於其 含有高振幅振盪。然而，藉著濾波該訊號且接著計算其封 包，峰値係可識別。後者係達成，藉著計算訊號之Shannon 能量，其明顯放大該等峰値而抑制其他區域。 ® 第Π圖包括濾波後的訊號（頂圖：振幅對於時間）與訊號 能量封包（底圖：能量對於時間）之繪圖。 訊號之最大振幅係針對該封包訊號之每一秒而計算。 在最大値的某個百分比以上之封包訊號的諸値係分離。此 等諸値係代表具有零値介於其間之峰値。接著，此等峰値 之起始點與終止點係識別。 在顯著的峰値已經識別之後，以下的峰値參數係計算： 28 537884 1. 最大値； 2. 峰値之面積； 3. 峰値之寬度； 4. 峰値之起始點； 5. 峰値之終止點；及 6. 對於接續的峰値之距離。 峰値之叢組（cluster)分析係執行，基於以下的峰値參數: 1. 峰値之最大振幅； 2. 峰値之寬度； 3. 峰値之面積；及 4. 對於接續的峰値之距離。 叢組分析係已經發現以消除錯誤的峰値，其爲歸因於 已經逃脫該去除雜訊處理之動作附加者與呼吸聲音；前者係 隨機而產生不類似的峰値，且係易於藉著叢組分析而消除 。呼吸聲音係可產生具有高程度的類似性之錯誤峰値，但 其係已經發現的是，該等峰値之最大振幅或寬度當其相較 於第一與第二心臟聲音之峰値時係具有一低程度的類似性 ，故亦爲藉著叢組分析而消除。 該種方法係進行： 1. 找出介於資料組中的每對物件之間的類似性與不類似 性； 2. 將該等物件群集成爲一個二元、階層的叢組樹（tree); 及 3. 判定於何處以分割該階層樹而成爲叢組。 29 537884 欲找出類似性與不類似性，介於物件之間的距離係以 種種方式之一者而計算。於本系統，目標係欲計算介於m 個物件之一資料組中的物件或者m(m-l)/2對的物件之間的 歐幾里得（Euclidean)距離。此計算之結果係習稱爲一個類似 性矩陣（或者非類似性矩陣）。於一個實際的資料組，變數係 可測量於不同尺度；於此，參數之各者係具有一不同的振幅 。於該資料組中的所有値係轉換爲相同的比例尺度。於此 步驟之末，介於各對的物件之間的距離係找出。 於此情形，‘對於接續的峰値之距離’係重要的參數 。此參數係顯示針對歸因於第一與第二心臟聲音的峰値之 一個極高程度的類似性，由於其事實在於心臟收縮與心臟 舒張週期係相當固定而且心臟收縮週期係恆爲較短於心臟 舒張週期。此即爲情形，故可合理假設的是，介於接續的 S1峰値與S2峰値之間的距離係形成具有高程度的類似性之 二個叢組。若存有一重複的第三心臟聲音，其將形成另一 個叢組。 欲群組該等物件，其爲緊密相鄰之成對的物件係運用 連結（linkage)函數而連結在一起。一旦介於資料組中的物件 之間的鄰近度係已經計算，可能判定於資料組中的哪些物 件係應運用連結函數而群組一起以成爲叢組。該連結函數 係取得距離資訊且將連結成對的物件，其係接近一起而成 爲二元的叢組（即：由二個物件所組成的叢組）。連結函數係 接著連結此等新形成的叢組至其他物件，以產生較大的叢 組’直到於初始資料組中之所有的物件係連結在一起而於 30 537884 一個階層式的樹。當以圖像方式所視爲一樹枝狀結構圖 (dendrogram)，由連結函數所產生之階層式、二元的叢組樹 係最易於瞭解，如於第18圖所示;水平軸係代表於初始資料 組中的物件之索引。介於物件之間的連結係表示爲倒置之 U形線。該U者之高度係指出介於物件之間的距離。舉例 而言，代表含有物件1與3之叢組的連結係具有高度爲1。 於決定何處作分割時，連結函數係運用於步驟1所產 生的距離資訊，以判定物件彼此之鄰近度。隨著物件係成 對於二元的叢組，新形成的叢組係群組成爲較大的叢組， 直到一個階層式的樹係形成於階層式叢組樹，該資料組係 可將其本身自然對齊於叢組。此將特別顯明於一樹枝狀結 構圖，其中，成群的物件係密集封裝於某些區域而非爲於 其他者。 於叢組樹中之連結的不一致係數將可識別此等諸點， 其中，介於物件之間的類似性係改變。於本發明之程式， 在找出該距離資訊之後，不一致係數爲作計算。之後，物 件係群集而成爲叢組。 於典型的資料組，可存有一、二或多個群組。若訊號 具有單獨之S1與S2，該二個自然叢組係可形成。若訊號包 括其他的心臟聲音，則可能存有超過2個叢組。不一致函 數係提供對於各個連結之不一致性値。藉著設定不一致矩 陣之最大値爲臨限値，於資料組的自然分割係可作識別。 若峰値係無法群集，系統軟體係指出的是，自動取出爲不 可能而手動取出爲執行。 31 537884 在識別於峰値的不同群組之後，該等峰値係基於先前 所估計的參數而識別爲SI、S2或其他的心臟聲音；舉例而 言，S1係具有相較於S2之一個較短的“對於接續的峰値之 距離”。若訊號具有第一、第二與任何的第三心臟聲音， 該三個聲音之各者係成群爲三個分離的叢組。心臟聲音係 可爲S3、S4、噴射卡搭音（ejection click)、開放性銳音 (opening snap)、心包摩擦音（pericardial rub)、腫脹掉落聲音 (tumor plop)。此等聲音之各者係將差異於上述參數之至少 任一者。藉著考慮此等四個參數，各群組係可識別。以此 方式，所有的群組係識別。誠然，心臟收縮與心臟舒張區 域包括第一與第二心臟聲音，但是針對本目的，心臟收縮 區域係取爲介於S1的末端與S2的開端之間的區域，而心 臟舒張區域係取爲介於S2的末端與下個S1的開端之間的 區域。 在由聲音訊號取出S1與S2心臟聲音之後，心臟收縮 與心臟舒張資料係作分析。供偵測雜音之程序係總結於第 19圖所不之流程圖。 第20圖係其包括SI、S2、心臟收縮與心臟舒張之訊號 圖。在S1與S2之取出後的訊號係顯示於第21圖，其中， S1係可見爲最大振幅之峰値，而S2係第二最大振幅；雜音 區域係隨附在S2峰値及其右方的較寬廣區域。接著，心臟 收縮與心fi臧舒張係各自分割爲三個區域。Shannon能量封包 係取於心臟收縮與心臟舒張區域，以降低雜訊且增強訊號 ，藉著移除冗餘與不想要的資料。一移動平均平滑作業係 32 537884 執行以平滑該封包。於第21圖，心臟舒張區域係顯示雜音 之存在。初期的心臟舒張之封包係顯示於第22圖，其以能 量E對於時間t (秒）而繪製。 在心臟收縮與心臟舒張面積的比値係已作判定之後， 六個區域之面積係接著求得。以下的分析係執行，運用該 等面積以及其比値。 一個十位元的矩陣係準備以指出心臟雜音之存在: 第一位元 心臟收縮的雜音之存在 第二位元 全心臟收縮的雜音之存在 第三位元 於初期區域的心臟收縮雜音之存在 第四位元 於中期區域的心臟收縮雜音之存在 第五位元 於後期區域的心臟收縮雜音之存在 第六位元 心臟舒張的雜音之存在 第七位元 全心臟舒張的雜音之存在 第八位元 於初期區域的心臟舒張雜音之存在 第九位元 於中期區域的心臟舒張雜音之存在 第十位元 於後期區域的心臟舒張雜音之存在 若該等區域之面積係在一預先定義的臨限値以下，一 個正常的波形係診斷出。 該訊號資料係首先針對於心臟收縮區域的雜音而作分 析。若心臟收縮區域的面積係可比較而且在一個預先定義 値以上，則全心臟收縮之雜音係偵測出。若該等面積係不 可比較，則分析於各個區域中的雜音之存在。 心臟收縮區域係進而分割爲三個區域。面積與功率頻 33 537884 譜密度係作考慮以偵測於此等區域中的雜音之存在。相鄰 區域之面積比値因數係亦作考慮以偵測雜音之發生。當雜 音係偵測出，矩陣中之對應的位元係設定，藉著將面積與 功率頻譜密度和預先定義的臨限値作比較。相同的過程係 亦針對心臟舒張區域而重複。最後，該十位元矩陣係含有 於其存在雜音之區域。 連續的雜音係最爲嚴重的心臟疾病之一者。其爲於一 段時間之可感知的振幅且爲全心臟收縮期（holosystolic)與全 心臟舒張期（holodiastolic)之一雜音係稱爲連續的雜音。連 續的雜音（說明於以振幅對於時間（秒）所繪製的第23圖之訊 號）係藉著考慮整個波形的雜音面積而偵測。整個波形的封 包（或能量）係運用Shannon封包函數（=x2log(x2))而取得，其 係取得以降低雜訊並且增強訊號，藉著移除冗餘及不想要 的資料。一移動平均係決定以平滑化該封包，且該訊號之 封包係繪製（參閱第24圖）。 封包之面積係求得，藉著將其分割爲20個區域，且接 著將其以2到10而遞減；存有5個位元，其將針對20、18 、16、14、12面積區域而設定，其形成一個位元陣列。二 個參數（訊號與訊號須作分割成爲之區域數目（η))係運用， 且含有其爲η個面積之一個面積陣列係得到。若回應的面 積係可感知，若其滿足一臨限値而且若回應的所有面積係 幾乎爲類似，則對應於η値之特定位元係設定。若設定於 位元陣列中的位元數目係超過3，則其係一連續的雜音。 分裂（split)係具決定性以判定某些疾病。一分裂係可爲 34 537884 均存在於S1與S2，且係稱爲存在於S1或S2，當二聲音係 以其個別的聲音而被聽見。於訊號處理之術語而言，當具 有二個可感知的峰値爲存在於S1或S2區域，其係稱爲分 裂。 分裂之分析係可總結爲包含以下的步驟： a) 得到分裂區域； b) 找出分裂區域之封包； c) 找出峰値； d) 找出最大峰値； e) 分離其爲小於最大峰値的0.6之峰値； f) 若一或多個峰値係因而識別且分裂條件成立，一分裂 係已經找到。 具有分裂之一波形係以振幅對於時間（秒）而繪製於第 25圖。 選擇爲S1與S2之區域的封包係接著得到。Shannon能 量封包係針對心臟收縮與心臟舒張區域而決定，以降低雜 訊且增強訊號，藉著移除冗餘及不想要的資料。該封包係 同樣爲x2log(x2)，且係以振幅對於時間（秒）而繪製於第26 圖，其顯示分裂區域之封包。 第一與第二導數係運用以偵測峰値之存在。該等峰値 係偵測，且於其之間的最大峰値係找出。其爲於最大峰値 的一預先定義臨限値之內的峰値係偵測出。峰値位置與峰 値振幅係排序，且介於峰値之間的距離係考慮；若此等係與 峰値之存在爲一致，且若深度因數準則係亦爲滿足，則分 537884 裂係診斷出。分裂之時間區間係接著作計算。 以下的資訊係運用以分類心臟聲音： 1. 第一與第二心臟聲音之性質； 2. 任何其他額外的心臟聲音之存在;及 3. 雜音（若存在時）之特性。 由前二點，係可能論稱該心臟聲音是否爲正常，因爲 任何額外的心臟聲音之不存在以及正常的第一與第二心臟 聲音之存在係指出一正常的心臟。一雜音係可指出一病理 狀況，雖然其可能爲無害的（innocent)。 欲判定該雜音是否爲無害，以下的資料係收集： 1. 雜音於心週期（cardiac cycle)的位置； 2. 雜音的所在； 3. 雜音的性質； 4. 雜音的頻率； 5. 雜音的形狀； 6. 噴射卡搭音之存在； 7. 開放性銳音或腫脹掉落聲音之存在;及 8. 心臟聲音的分裂情形。 雜音之此個定義係相關於心週期之其他的部分而示意 說明於第27圖。參考此圖，一個心電圖（electrocardiogram) 70之示意代表係顯示爲具有二個第一心臟聲音72與74以 及一個第二心臟聲音76。心臟收縮係因此對應於區間78 ( 由第一心臟聲音72之開始至第二心臟聲音76之開始），心 臟舒張係對應於區間80(由第二心臟聲音76之開始至下一 36 537884 個第一心臟聲音74之開始）。一心臟收縮的雜音82係將因 此爲發現於心臟收縮之區間78，而一心臟舒張的雜音84係 將因此爲發現於心臟舒張之區間80。一連續的雜音86係均 將出現於心臟收縮之區間78以及心臟舒張之區間80。 以上的資訊係通常爲藉著系統之分析程式而自動找出 ，但是於某些情形’此係將爲不可能’於其之進一步的資 訊係由醫療執業者或執行檢驗之其他人士而得到。所收：集 的資訊係顯示於表3。 表3:矩陣參數 位兀編號 參數 1 連續之雜音 2 於心臟收縮之雜音 3 全心臟收縮之雜音 4 初期的心臟收縮之雜音 5 中期的心臟收縮之雜音 6 後期的心臟收縮之雜音 7 於S1之分裂(split) 8 噴射卡搭音 9 於心臟收縮之雜音的形狀 10 於心臟收縮之高頻雜音 11 於心臟舒張之雜音 12 全心臟舒張之雜音 13 初期的心臟舒張之雜音 14 中期的心臟舒張之雜音 15 後期的心臟舒張之雜音 16 於S2之分裂 37 17 開放性銳音 18 於心臟舒張之雜音的形狀 19 於心臟舒張之高頻雜音 20 於心臟收縮之雜音的性質 21 . 於心臟舒張之雜音的性質 22 連續之雜音的性質 537884 藉著運用以上資訊，心臟聲音係可能分類爲以下之類 別： · 1. 正常的心臟聲音，不具有額外的心臟聲音； 2. 正常的心臟聲音，且具有額外的心臟聲音；及 3. 異常或病態的額外聲音。 基於以上資訊，各個疾病係給定一個加權値，其係指 出該疾病之發生的機率。 若一連續雜音係存在，則心房隔膜缺陷（Atrial Septal Defect)、心室隔膜缺陷（Ventricular Septal Defect)、靜脈唔 聲（Venous Hum)與開放導管小動脈炎（Patent Ductus φ Arteriosis)係給定一個局的力D權値（weight) 〇系統係詢問檢驗 者關於額外的聲音之存在（諸如噴射卡搭音或開放性銳音）及 連續雜音之性質（即：其是否類似於機械、喘氣（blowing)、刺 耳或柔和）。 若雜音之性質係喘氣，則僧帽瓣口回流（Mitral Regurgitation)、三尖瓣 口回流（Tricuspid Regurgitation)、主 動脈瓣狹窄（Aortic Stenosis)、肺動脈瓣狹窄（Pulmonary Stenosis)、主動脈 口回流（A〇rtic Regurgitation)、肺動脈口回 38 537884 流（Pulmonary Regurgitation)與心室隔膜缺陷係給定一個高的 加權値。若雜音的性質係聲音類似於機械式，開放導管小 動脈炎與靜脈唔聲係給定一個高的加權値。 若雜音係非爲連續之型式者，則心臟聲音係針對於心 臟收縮的雜音之存在而作檢查。若雜音係全心臟收縮，僧 帽瓣口回流、三尖瓣口回流與心室隔膜缺陷係給定一個高 的加權値。若雜音係於初期的心臟收縮，僧帽瓣口回流、 三尖瓣口回流與靜脈唔聲係給定一個高的加權値，而無害 及病理的雜音爲具有相等的加權値。若雜音係存在於中期 的心臟收縮區域，則主動脈瓣狹窄、肺動脈瓣狹窄、心房 隔膜缺陷、靜脈唔聲與僧帽瓣脫垂（Mitral VaWe Prolapse)係 給定一個高的加權値。若雜音係存在於後期的心臟收縮， 則僧帽瓣口回流、三尖瓣口回流、主動脈瓣狹窄、肺動脈 瓣狹窄與僧帽瓣脫垂係給定一個高的加權値。 若雜音係由初期而延伸至中期的心臟收縮（約爲最初 2/3的心臟收縮期），僧帽瓣口回流、三尖瓣口回流、主動 脈瓣狹窄、肺動脈瓣狹窄、心房隔膜缺陷與心室隔膜缺陷 係給定一個高的加權値。 若雜音係由中期而延伸至後期的心臟收縮，則主動脈 瓣狹窄、肺動脈瓣狹窄、僧帽瓣脫垂與心房隔膜缺陷係給 定一個高的加權値。若雜音係存在於初期與後期的心臟收 縮，僧帽瓣口回流與僧帽瓣脫垂係給定一個高的加權値。 若雜音係存在於初期、中期與後期的心臟收縮’主動脈瓣 狹窄、肺動脈瓣狹窄與心房隔膜缺陷係給定一個高的加權 39 537884 値。 若雜音係存在於心臟舒張，則首先其係檢查關於全心 臟舒張的雜音。若雜音係全心臟舒張，心房隔膜缺陷、心 室隔膜缺陷、開放導管小動脈炎與靜脈唔聲係給定一個高 的加權値。若雜音係存在於初期的心臟舒張，主動脈口回 流、肺動脈口回流、僧帽瓣狹窄（Mitral Stenosis)與三尖瓣 狹窄（Tricuspid Stenosis)係給定一個高的加權値。若雜音係 存在於中期的心臟舒張，則主動脈口回流、肺動脈口回流 、僧帽瓣狹窄、心室隔膜缺陷與三尖瓣狹窄係給定最高的 加權値。若雜音係存在於後期的心臟舒張，僧帽瓣狹窄與 三尖瓣狹窄係給定一個高的加權値。若雜音係由初期而延 伸至中期的心臟舒張，主動脈口回流、肺動脈口回流、僧 帽瓣狹窄與三尖瓣狹窄係給定一個高的加權値。若雜音係 由中期而延伸至後期的心臟舒張，主動脈口回流、肺動脈 口回流、僧帽瓣狹窄、三尖瓣狹窄、心房隔膜缺陷與心室 隔膜缺陷係給定一個高的加權値。若雜音係存在於初期與 後期的心臟舒張，主動脈口回流、肺動脈口回流、僧帽瓣 狹窄與三尖瓣狹窄係給定相等的加權値。若雜音係存在於 初期、中期與後期的心臟舒張，僧帽瓣狹窄、開放導管小 動脈炎與靜脈唔聲係給定一個高的加權値。 若雜音係均存在於心臟收縮與心臟舒張，心臟收縮與 心臟舒張起源的疾病係顯示於方條圖（bar chart)。系統係詢 問檢驗者關於以下的資訊： 1 ·是否噴射卡搭音、開放性銳音、S 3或S 4係存在； 40 537884 2·雜音具有何種形狀：漸強（crescendo)、漸弱 (decrescendo)、高原（plateau)或星形;及 3.於心臟收縮與心臟舒張之聲音係假定爲何種性質。 若雜音係高原形狀，僧帽瓣口回流、三尖瓣口回流與 心室隔膜缺陷係給定一個高的加權値。若雜音係星形，主 動脈瓣狹窄、肺動脈瓣狹窄與心房隔膜缺陷係給定一個高 的加權値。若雜音係漸強形狀，僧帽瓣狹窄與三尖瓣狹窄 係給定一個高的加權値。若雜音之形狀係漸弱，則主動脈 口回流與肺動脈口回流係給定一個高的加權値。 若噴射卡搭音係存在，主動脈瓣狹窄與僧帽瓣脫垂係 給定一個高的加權値。若開放性銳音係存在，僧帽瓣狹窄 與三尖瓣狹窄係給定一個高的加權値，且病理的雜音値係 高。 一旦該訊號係已經傳送至電腦且當訊號分析已經執行 時或之後，數個資料顯示與控制視窗係可作顯示。此等行 爲係可進行於電腦之螢幕、或於一專用模組之螢幕，其提 供作爲系統之一部分且（連同該螢幕）具有所需的控制，以供 控制該系統之使用者可控制的功能。 一第一螢幕係顯示其爲透過串行埠而得自資料收集裝 置之心臟訊號。該訊號係獲得長達1〇秒，接著，系統之軟 體係提示使用者運用一 “儲存（save)”對話方塊。所獲得的 訊號係可儲存爲.wav、.au與.mat檔案格式。 此螢幕係因此處理： 1.讀取透過串行埠而來自硬體裝置之心臟聲音資料； 41 537884 2. 動態繪出於取得過程期間之訊號； 3. 記錄長達10秒之資料;及 4. 儲存所得的資料於以下三個檔案格式.wav、.au或 .mat檔案之任一者。 以下的軟體按鈕係提供於此第一螢幕： 1) 裝置（Deuce):透過串行埠而由裝置取得心臟訊號； 2) 碟片（Disk):以供由本地硬碟而選擇心臟聲音； 3) 取得（Acquire):以供起始長達10秒之心臟訊號的記錄 過程； 4) 儲存（Save):出現在訊號取得長達10秒之後； 5) 退出（ExU):以供退出目前的應用軟體。 一 “SI、S2與雜音之自動取出”螢幕係解釋心臟聲音 (SI、S2、雜音、心臟收縮、心臟舒張、等等）之分類，且分 別顯示三個主要訊號（即：初始的訊號、包括雜音之取出及強 調的心臟收縮與心臟舒張區域、以及強調的S1與S2區域) 〇 此個螢幕與所有其他的螢幕係包括以下的功能按鈕： 1) 手動取出（Extract Manually):以進行至手動取出螢幕； 2) 進行診斷（Proceed with Diagnosis):以進行至診斷報告 螢幕； 3) 碟片（Disk):以由本地硬碟而選擇心臟聲音； 4) 裝置（Deuce):以透過串行埠而由裝置取得心臟訊號； 5) 退出（ExU):以退出目前的應用軟體； 以及，以下的控制： 42 537884 1) 播放（Play):以播放心臟聲音； 2) 停止（Stop):以停止心臟聲音； 3) 暫停（Pause):以暫停心臟聲音； 4) 回轉（Rewind):以回轉心臟聲音； 5) 放大（Zoom in):以放大於訊號中的選擇區域； 6) 縮小（Zoom out):以縮小於訊號中的選擇區域;及 7) 檔案（File Archive):以選擇心臟聲音，藉著打開檔案 對話方塊。 診斷螢幕係提供以顯示診斷，且提示對於檢驗者之建 議，其關於開放性銳音或噴射卡搭音（如上所述）。針對“開 放性銳音”與“噴射卡搭音”之各者，檢驗者係藉由無線 電（radio)按鈕而選擇“是（yes)” 、 “否（no) ”或“可疑 (doubtful)”之一者（即:僅有一個選擇係可作成自任何群組的 選項）。 此螢幕亦存在一個“檢視診斷（View Diagnosis)”按鈕 ，其將使用者帶至一個圓形長條（pie bar)表示螢幕。 圓形長條表示螢幕係以圖表格式而顯示疾病詳情。其 具有二種型式之圖表：圓形圖表（pie chart)與長條圖表（bar chart)，且具有一個“鑑別診斷（Differential diagnosis)” 按 鈕，以轉移至鑑別診斷螢幕，並檢查雜音之存在。 圓形圖表係運用以顯示心臟疾病、無害的雜音、與病 理的雜音之主要類別。長條圖表係運用以於長條圖表格式 而顯示疾病機率比値。舉例而言： MVP 30% 43 537884 PDA 40% 意謂著診斷的訊號係指出的是，存在30%之機會爲··患 者具有僧帽瓣脫垂症（mitral valve prolapsed)，且存在40%之 機會爲：患者具有開放導管小動脈症（patent Ductus arteriole) ο 當鑑別診斷按鈕係按壓時，以下的條件係作檢查： 1) 若雜音係均存在於心臟收縮與心臟舒張週期，則流 程係由圓形/長條螢幕而移至心臟收縮螢幕，且然後移至心 臟舒張螢幕； 2) 若連續的雜音係存在於心臟聲音，使用者係轉移至 連續螢幕； 3) 若雜音係存在於心臟收縮週期，流程係將由該圓形/ 長條螢幕而移至心臟收縮螢幕； 4) 若雜音係僅存在於心臟舒張週期，流程係由該圓形/ 長條螢幕而移至心臟舒張螢幕。 手動取出螢幕係運用以由一個完整所選循環而手動選 擇SI、S2與雜音區域。若取出演算法係失效，控制係自動 轉移至該手動取出螢幕，或者若演算法係呈現爲不充分， 使用者係可明確選擇手動取出螢幕。 此螢幕係含有以下的按鈕： 1) ‘選擇循環（Select Cycle)’ ：以選取或移除一個完整 的心臟聲音循環； 2) ‘選擇S Γ :以由整個循環而選取或移除S1週期； 3) ‘選擇S2’ ：以由整個循環而選取或移除S2週期； 44 537884 4) ‘確認選擇（Confirm Selection)’ ：以確認所選區域且 進行雜音分析； 5) ‘刪除（Cancel)’ 。 以下的程序係運用以選取SI、S2與雜音： 1) 按壓‘選擇循環’按鈕，接著由訊號選擇一個完整 的心臟聲音循環； 2) 按壓‘選擇S1’按鈕，接著由所選的循環區域而選 擇S1心臟聲音； 3) 按壓‘選擇S2’按鈕，接著由所選的循環區域而選 擇S2心臟聲音； 4) 最後按壓‘確認選擇’按鈕。 若一雜音係存在於心臟收縮週期，心臟收縮螢幕係顯 示。其顯示整個訊號，且以問卷（questionnaire)之形式而對 於檢驗者提供一個選項，其使得檢驗者能夠選取其由心臟 聲音所觀察者，當提示爲“由心臟收縮之雜音所觀察爲何？ ”於此，檢驗者可由所提供的無線電按鈕而選擇其所觀察 的聲音之性質與雜音之形狀。聲音之性質係具有以下的選 項： a) 機械（machinery) b) 喘息（blowing) c) 刺耳（harsh) d) 柔和（mild) 檢驗者係可聽取各個型式之取樣聲音，藉著按壓取樣 聲音象徵按鈕。雜音之形狀係具有以下的選項： 45 537884 a) 漸強（crescendo) · b) 漸弱（decrescendo) c) 局原（plateau) d) 星形（star) 此螢幕亦含有一個“下一步？（Next?)”按鈕，以供選擇 爲進行進一步的分析。 右雜音係連編存在，鑑別診斷“連續（Continuous)”螢 幕係顯示。其亦以問卷之形式而對於醫生提供選項。此舉 係使得檢驗者能夠選取其由聲音所觀察者。檢驗者係被詢 鲁 問“由連續之雑音所觀察爲何？”檢驗者係可關於“聲音之 性質”而選擇所提供的無線電按鈕，如上所述。 此螢幕亦含有以下的按鈕： 1) “下一步？（Next?)” ：按壓以供進一步的分析； 2) “上一步？（Back?)” ：針對先前的螢幕。 若雜音係存在於心臟舒張週期，“心臟舒張（Diastole) ”螢幕係顯示。其顯示整個訊號，且以問卷之形式而對於 檢驗者提供一個選項，以詢問“由心臟舒張之雜音所觀察 * 爲何？”檢驗者可由無線電按鈕而再次選擇，其關於“聲音 之性質？”與“雜音之形狀”。 此螢幕亦含有“下一步？”與“上一步？”按鈕。 鑑別診斷螢幕亦含有雜音之一說明，且若雜音係存在 於心臟收縮，其將顯示該雜音之發生以及其時序、形狀與 性質。 若雜音係存在於心臟舒張，此螢幕係指出雜音之發生 46 537884 ，且提供其時序、形狀與性質。若雜音係連續，其振幅係 可感知，且雜音係延伸於整個波形。此螢幕係含有於不同 的疾病機率之一長條圖表與一個“缺陷詳情（Defect Details) ”按鈕;若該按鈕係按壓，其將進行至“缺陷詳情”螢幕。 缺陷詳情螢幕係含有一個彈出式選單（p〇p-up menu)， 其列出種種的疾病。若檢驗者係由彈出式選單而選擇一個 疾病，關於該疾病之資訊係作顯示。此螢幕亦包括一個“ 上一步”按鈕，以返回至先前的螢幕。 “正常（Normal)”螢幕係提供關於正常的心臟聲音之資 _ 訊。其顯示一個圓形圖表，具有1%的異常者與99%的正常 者。 於本發明之精神與範疇內的修改係可易於由熟悉此技 藝人士所達成。因此，欲爲瞭解的是，本發明係不受限於 上文之藉由舉例方式所述的特定實施例。 [圖式簡單說明] 爲使本發明係可更爲明確，藉由舉例之一個較佳實施 例係將作說明，參照隨附圖式，其中： ® 第1A圖係一典型之正常的心臟訊號之示意代表，該訊 號係可由本發明之較佳實施例的心臟診斷系統所收集及分 析； 第1B圖係一典型的心臟訊號之示意代表，該訊號係可 由本發明之較佳實施例的心臟診斷系統所收集及分析，該 訊號係呈現心臟雜音之影響； 第2圖係一種心臟診斷系統之資料收集裝置的示意圖 47 537884 ，根據本發明之一個較佳實施例； 第3圖係第2圖之資料收集裝置的感測器之頻率響應 的示意代表； 第4圖係較佳實施例之系統的胸部配件之示意圖； 第5A與5B圖係第4圖的胸部配件之成對的立體圖； 第6圖係一處理之示意描繪圖，藉其，種種的電壓係 由第2圖之資料收集裝置的感測器中之一電源供應器所提 供； 第7圖係示意電路圖，針對第2圖之資料收集裝置的 放大器之電路； 第8圖係第2圖之資料收集裝置的放大器之1C的接腳 指定圖； 第9圖係接腳圖，針對第2圖之資料收集裝置的放大 器之1C; 第10圖係第2圖之資料收集裝置的ADC之時序圖； 第11圖係第2圖之資料收集裝置的ADC之內部圖； 第12圖係接線圖，針對第2圖之資料收集裝置的時脈 產生器1C; 第13圖係繪出第2圖之資料收集裝置的UART的接腳 指定； 第14圖係全訊號處理之流程圖，該訊號處理係由本發 明之系統所執行； 第15A圖係一理論的初始訊號圖，該訊號係將由較佳 實施例之系統所處理; 48 537884 第15B圖係對應於第15A圖的訊號之一硬性臨限訊號 圖； 第15C圖係對應於第15A圖的訊號之一軟性臨限訊號 圖； 第16A圖係在去除雜訊前的一心臟訊號； 第16B圖係由較佳實施例之系統而去除雜訊後之第 16 A圖的心臟訊號； 第17圖係一濾波後的訊號圖（頂圖）與一訊號能量封包 圖（底圖），其爲根據較佳實施例之系統所決定； 第18圖係於一心臟訊號之叢組分析所得到的樹枝狀結 構圖，根據較佳實施例之系統； 第19圖係流程圖，摘要較佳實施例之系統所運用以偵 測雜音的程序； 第20圖係在SI、S2 (心臟收縮與舒張）的取出前而包括 SI、S2之心臟訊號圖； 第21圖係在SI、S2的取出後之第20圖的訊號圖，藉 由較佳實施例之系統； 第22圖、係初期的心臟舒張之能量封包圖，以較佳實施 例之系統所取出； 第23圖係呈現連續的雜音之一心臟聲音訊號圖； 第24圖係第23圖之訊號圖，跟隨以其Shannon能量封 包之計算與平滑處理； 第25圖係呈現分裂之一心臟訊號波形圖； 第26圖係第25圖之訊號圖，跟隨以其Shannon能量封 49 537884 包之計算與平滑處理；及 第27圖係關於心臟循環的其他部分之雜音的示意代表 [主要符號說明] 10 資料收集裝置 12 感測器 14 放大器 16 類比至數位轉換器（ADC) 18 萬用非同步之接收器/傳送器（UART) 20 比較器 22 電源供應器（電池） 24 橙色發光二極體（LED) 26 紅色LED 28 綠色LED 30 串行埠 32 送出訊號至PC 34 接收訊號自PC 40 胸部配件 42 振動板 44 圓柱形部分 46 扣件 50 輸出電纜 52 第一電容器 54 第二電容器 50 537884 56 60 70 72 76 78 80 82 84 86 第三電容器 放大器電路 心電圖 74 第一心臟聲音 第二心臟聲音 心臟收縮之區間 心臟舒張之區間 心臟收縮的雜音 心臟舒張的雜音 連續的雜音 51

Claims (1)

1. 537884 拾、申請專利範圍 1. 一種分析心臟訊號之方法，該訊號係來自一個跳動的 心臟，該種方法包含： 收集該心臟訊號； 執行該訊號之一群集分析，以識別第一心臟聲音與第 二心臟聲音； 決定對於該訊號中的複數個區域各者之一能量封包； 決定該等能量封包各者之面積；及 分類該訊號中的特徵，藉著納入至少該等面積之一分 析； 藉此，該心臟之一或多個特性係可決定。 2. 如申請專利範圍第1項之方法，包括比較該等面積之 一或多者與該等面積之至少一個另一者。 3. 如申請專利範圍第2項之方法，包括決定一或多個比 値，其各者包含該等面積的一者與該等面積的另一者之比 値，且比較該等比値與對於該等比値之個別的預定臨限値 ，藉以決定該心臟之一或多個特性。 4. 如申請專利範圍第2項之方法，包括比較該等面積的 一或多者與對於該等面積之個別的預定臨限値，藉以決定 該心臟之一或多個特性。 5. 如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，包括使該 等能量封包各者爲平滑。 6. 如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，其中該等 能量封包之各者係一種Shannon能量封包。 52 537884 7.如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，包括決定 對於心臟收縮區域與對於心臟舒張區域之能量封包。 8·如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，包括決定 對於在心臟收縮區域與心臟舒張區域之各者中的複數個區 域之能量封包。 9. 如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，包括決定 對於在心臟收縮區域中的三個區域與對於在心臟舒張區域 中的三個區域之能量封包。 10. 如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，其中該 訊號係聲音訊號。 11. 如申請專利範圍第1至4項任一項之方法，包括:若 無法形成診斷時而提示一使用者以供使用者輸入，該使用 者輸入包括該心臟訊號之一使用者解讀。 12. —種分析生理訊號之方法，包含： 收集該訊號； 執行該訊號之一群集分析，以識別一或多個特徵； 決定對於該等特徵之一或多者所界定的複數個區域各 者之一能量封包； 決定該等能量封包各者之面積;及 分類該訊號中的特徵，藉著納入至少該等面積之一分 析； 決定自該訊號之一或多個生理特性。 13. —種分析心臟訊號之裝置，該訊號係來自一個跳動 的心臟，該裝置包含: 53 537884 一偵測器，以供收集該心臟訊號； 資料處理機構，以供： 接收該心臟訊號， 執f了該訊5虎之一^群集分析’以識別第一心臟聲音與第 二心臟聲音， 決定對於該訊號中的複數個區域各者之一能量封包， 決定該等能量封包各者之面積，以及 形成該訊號中的一或多個特徵各者之一分類，藉著其 納入至少該等面積之一分析；及 資料輸出機構，以供顯示該分類； 藉此，該心臟之一或多個特性係可決定。 14. 如申請專利範圍第13項之裝置，其中該資料處理機 構係可運作以比較該等面積之一或多者與該等面積之至少 一個另一者。 15. 如申請專利範圍第13項之裝置，其中該資料處理機 構係可運作以決定一或多個比値，各者包含該等面積的一 者與該等面積的另一者之比値，且比較該等比値與對於該 等比値之個別的預定臨限値，藉以決定該心臟之一或多個 特性。 16·如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該資料處理機構係可運作以比較該等面積的一或多者與對 於該等面積之個別的預定臨限値，藉以決定該心臟之一或 多個特性。 17_如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 54 537884 該資料處理機構係可運作以使該等能量封包各者爲平滑。 18. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該等能量封包之各者係一種Shannon能量封包。 19. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該資料處理機構係可運作以決定對於心臟收縮區域與對於 心臟舒張區域之能量封包。 20. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該資料處理機構係可運作以決定對於在心臟收縮區域與心 臟舒張區域之各者中的複數個區域之能量封包。 21. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該資料處理機構係可運作以決定對於在心臟收縮區域中的 三個區域與對於在心臟舒張區域中的三個區域之能量封包 〇 22. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該訊號係聲音訊號。 23. 如申請專利範圍第13至15項任一項之裝置，其中 該資料處理機構包括機構，以供提示一使用者以供使用者 輸入並供接收使用者輸入，且該資料處理機構係可運作以 若無法形成診斷時而提示該使用者以供使用者輸入，該使 用者輸入包括該心臟訊號之一使用者解讀。 24. —種分析生理訊號之裝置，包含： 一偵測器，以供收集該訊號； 資料處理機構，以供： ’ 接收該訊號， 55 537884 執行該訊號之一群集分析，以識別一或多個特徵， 決定對於該等特徵之一或多者所界定的複數個區域各 者之一能量封包， 決定該等能量封包各者之面積，以及 形成該訊號中的一或多個特徵各者之一分類，藉著其 納入至少該等面積之一分析;及 資料輸出機構，以供顯示該分類； 藉此，一或多個生理特性係可決定。 拾壹、圖式 如次頁 56