TWI583352B - 監控應力的方法和系統 - Google Patents
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Description
本發明和監控一目標對象的生命徵象(vital signs)有關，且明確地說，本發明和定義在獨立申請項的前言中之用於監控一目標對象的應力位準的系統、方法、以及電腦程式產品有關。
應力可被定義為因傾向於改變目前平衡狀態(Merriam-Webster的線上字典)的多項因素所造成的身體或心理的緊張狀態。近年來，從健康和運動訓練兩項觀點來看，擁有生理與心理應力位準及其恢復情況的良好且可靠的圖像已變得越來越重要。這對為達到耐力型運動的最佳訓練而言可能特別重要。
心跳速率變異(Heart Rate Variability，HRV)係指心臟的心跳至心跳時間間隔變異。心跳至心跳時間間隔變異為生理現象；心臟的竇房結(sinoatrial node)會接收數個不同的輸入，並且瞬時心跳速率及其變異則為此些輸入的結果。最近研究逐漸連結高HRV和良好的健康狀況及高身體素質；而低HRV則和應力及疲勞相關聯。因此，於各種應用中已經藉由測量心臟的心跳至心跳時間間隔的HRV來預測應力以及從應力中的恢復情況。
許多應力與恢復情況監控應用係使用ECG(心電圖(electro cardiogram))技術來測量目標對象的心臟的心跳至心跳時間間隔並且從此些
已測量數值中來決定HRV。已知的係，心跳速率的自然發生的主要變動係因為呼吸而發生；但是，雖然有許多研究，卻仍無法完全掌握呼吸誘發的心跳速率變異的確切機制。該些監控應用雖然包含各種HRV分析方法；但是，仍然存在許多挑戰。
舉例來說，可能發生誤差的情形的範例為針對運動員的夜間恢復情況分析(overnight recovery analysis)。圖1所示的係夜間測量中的身體的心跳速率及心跳速率變化。從圖中可以看出，在睡眠階段期間，呼吸的深度和呼吸速率變化皆下降，並且心跳速率變化也伴隨它們而下降。這傾向於導致對高應力有錯誤的判斷；不過，亦可能發生相反的情況。
為可比較個別的結果，某些簡單的商用訓練應用會指示它們的使用者以雷同的條件來每天測量HRV(舉例來說，在早上測量)。這會消弭呼吸會該些測量所造成的部分效應；但是，相關條件的雷同性卻難以驗證，且所以，該些結果僅有某種程度的可靠性。於其它類型的訓練應用中，使用者被要求提供和他們的前置測量活動有關的手動輸入額外資料，並且此額外資料被用來改良該些被測量的HRV數值的詮釋結果。此些方法雖然更為精確；但是，使用者卻很麻煩。再者，它們仍然為間接方式；也就是，該詮釋結果係以實驗性及平均統計資料為基礎。
另外，有些應用使用先進的數學分析方法從已測量的心跳至心跳時間間隔中來決定應力位準。舉例來說，頻域(frequency-domain)方法分配頻帶並且分割已測量的心跳至心跳時間間隔給它們。接著，從此些頻帶中的該些已測量的時間間隔的分佈中推知應力位準。在時域(time-domain)方法中，心跳至心跳時間間隔會被統計性分析，用以提供諸如標準差、連續
差異的方均根、…等的變數。此些方法可以提供更精確結果；但是，需要大量計算。又，詮釋該些被計算的分佈以及變數仍然為間接方式；也就是，以實驗性及平均資料為基礎。
本發明的目的係提供一種改良的應力監控，其會消弭或減輕先前技術中的至少一項缺點。本發明的目的可利用根據獨立項之特徵部分的系統、方法、以及電腦程式產品來達成。
本發明的某些有利的實施例揭示在附屬項之中。
本發明瞭解，心臟的脈搏輸出量(stroke volume)變異係由目標對象的呼吸來調整；但是，受到生理或心理應力的影響非常小。據此，當測量心臟的脈搏輸出量同時測量心跳至心跳時間時，可以明顯地分離該些已測量數值中的吸呼的效應以及生理與心理應力的效應。這意謂著可以達到應力位準之更精確且可靠的預測值。
200‧‧‧監控系統
202‧‧‧感測器單元
204‧‧‧控制單元
206‧‧‧感測器
208‧‧‧信號調整單元
210‧‧‧處理器件
212‧‧‧記憶體單元
214‧‧‧介面單元
400‧‧‧局部節點
402‧‧‧遠端節點
下面中將參考隨附圖式，配合較佳的實施例，來更詳細說明本發明，其中：圖1所示的係在夜間測量中的身體的心跳速率變化；圖2所示的係一監控系統的實施例的功能性元件；圖3所示的係一應力監控系統的實施例的功能性配置；圖4所示的係一遠端監控系統；圖5所示的係在測試目標對象的心跳循環期間的示範性經濾波的角度心臟衝擊描記信號(ballistocardiologic signal)；以及
圖6所示的係於一測試情況中的目標對象的睡眠循環曲線。
下面的實施例為示範性。雖然本說明書可能引用「一實施例」或是「某些實施例」；不過，這並未必意謂每一次引用皆為相同實施例，或者，未必意謂該特點僅適用於單一實施例。不同實施例的獨特特點可被結合用以提供進一步的實施例。
在下文中將利用可於其中施行本發明的各種實施例的裝置架構的簡單範例來說明本發明的特點。僅有用於解釋該些實施例的相關元件會被詳細說明。
根據本發明的監控系統會產生表示一目標對象之應力或從應力中的恢復情況的一或更多個參數的一或更多個輸出數值。此些數值可作為或者進一步被處理成該目標對象之應力或從應力中的恢復情況的表示符。本文中所揭示的監控系統雖然套用於人體目標對象；然而，本發明亦可套用至動物或是有心臟的任何類型目標對象。
本發明包含同步取得目標對象的心跳至心跳時間變異以及脈搏輸出量。心跳至心跳時間變異或是心跳速率變化(HRV)在本文中係指一目標對象的心跳之間的時間間隔變異的生理現象。舉例來說，用以偵測心跳的方法包含：心電描記術(ECG)、利用血壓計進行血壓測量、心臟衝擊描記裝置、以及利用照相體積變化描記器(PhotoPlethysmoGraph，PPG)或壓力感測器進行脈衝波信號測量。
脈搏輸出量(Stroke Volume，SV)在本文中係指配合每一次心跳從心臟的其中一個心室處所抽出的血液輸出量。脈搏輸出量可以在一心
跳之前在該心室中的血液容積(稱為舒張末容積)扣除該次心跳結束時的血液容積(稱為收縮末容積)而從心室容積的測量中來算出。用以偵測脈搏輸出量的方法包含：心臟超音波描記圖、心臟衝擊描記裝置、以及利用照相體積變化描記器(PPG)或壓力感測器進行脈衝波信號測量。脈搏輸出量變異(Stroke Volume Variation，SSV)在本文中係指一目標對象中的脈搏輸出量變異的生理現象。
本發明揭示一種裝置，其包含用以同步測量目標對象的心跳至心跳時間變異以及脈搏輸出量變異的構件。相依於套用於偵測心跳或脈搏輸出量的方法，可以使用單一感測器或是多個分離的感測器來測量SSV與HRV。
圖2的方塊圖顯示根據本發明的監控系統200的實施例的功能性元件。該監控系統200提出一種配置範例，其包含一感測器，該感測器被配置成用以取得一心臟衝擊描記信號來表示一目標對象的心臟的脈搏輸出量和心跳至心跳時間。該監控系統200還包含信號處理構件，其被配置成用以從該心臟衝擊描記信號中產生一表示該目標對象的應力或從應力中的恢復情況的輸出參數的測量數值。此些元件可以被施行為該系統的一個實體裝置或者該系統的二或更多個電氣耦合或通信耦合的實體裝置。
圖2顯示一種示範性配置，其中，該監控系統200包括一感測器單元202以及一控制單元204。感測器單元202可被視為一被附接至受監控目標對象的元件；而控制單元204可被視為一被通信耦合至該感測器單元202的元件，但是與該受監控目標對象實體分離。感測器單元202可以直接被附接至或是按壓在該受監控目標對象上；或者，其可以被放置成用
以從一被附接至或是按壓在該目標對象上的元件(舉例來說，床或是椅子)處間接取得一心臟衝擊描記信號。
感測器單元202包含一或更多個感測器206，用以取得一心臟衝擊描記信號。心臟衝擊描記術(ballistocardiology)大體上表示用於測量響應於心跳循環期間因身體質量中心偏移的關係所導致的身體活動的技術。該感測器可以感測身體的線性運動或角度運動，且因此，舉例來說，該感測器可以為加速度計或是陀螺儀。
感測器單元202還包含一信號調整單元208，其操控該原生的電氣信號，使其符合下一個階段的需求，以便作進一步處理。舉例來說，信號調整可以包含將一感測器輸入信號隔離、濾波、放大、以及轉換成一成正比的輸出信號，其可以被轉送至另一控制裝置或控制系統。一信號調整單元208亦可以對一信號實施特定的計算功能，例如，加總、積分、脈衝寬度調變、線性化、以及其它算術運算。該信號調整單元208亦可以被併入於控制單元204之中。
倘若使用角度運動的感測器的話，該感測器單元可有利地被附接至目標對象的胸膛，從該感測器單元處能夠偵測且取得每一次心跳時心臟的旋轉活動。在線性偵測中，該感測器單元同樣可有利地直接被附接至該目標對象；但是，該感測器單元亦可間接被附接，舉例來說，間接被附接至該目標對象休息的床、間接被附接至該目標對象所坐的椅子或座位、間接被附接至該目標對象所站立的浴室磅秤、或者間接被附接至類似物。加速度計可被用來偵測在活動中從身體被傳輸至中間物品(舉例來說，床或是椅子)之在靜脈中移動的血液的反衝信號(recoil signal)。
控制單元204被通信耦合至該感測器單元，用以輸入該感測器所產生的信號，以便作進一步處理。一般來說，該耦合為電氣耦合，以便將一電源供應器耦合至該感測器單元並且在該感測器單元與該控制單元之間進行信號的有線交換。然而，該感測器單元亦可以為單機型單元，其擁有自己的電源供應器以及用以介接該控制單元的無線電介面。另一方面，該感測器單元以及該控制單元亦可以被施行為一整合式實體裝置。
控制單元204為包括處理器件210的裝置。處理器件210為一或更多個計算裝置的組合，用以對事先定義的資料以系統性的方式來執行運算。該處理器件可以包括一或更多個算術邏輯單元、數個特殊的暫存器以及控制電路。該處理器件可以包括或者可以被連接至一記憶體單元212，其提供一資料媒體，電腦可讀取的資料或程式或是使用者資料能夠被儲存於該處。該記憶體單元可以包括由揮發性或非揮發性記憶體所組成的一或更多個單元，舉例來說，EEPROM、ROM、PROM、RAM、DRAM、SRAM、韌體、可程式化邏輯、…等。
控制單元204還可以包括或者被連接至一介面單元214，其包括：至少一輸入單元，用以輸入資料至該控制單元的內部處理；以及至少一輸出單元，用以從該控制單元的該些內部處理處輸出資料。
倘若套用線路介面(line interface)的話，該介面單元214通常包括多個外掛式單元(plug-in unit)，用以充當通道讓資訊被傳遞至其外部連接點並且讓資訊被饋送至和其外部連接點連接的該些線路。倘若套用無線電介面(radio interface)的話，該介面單元214通常包括一無線電收發器單元，其包含一傳送器以及一接收器。該無線電收發器單元的傳送器可以從處理
器件210處接收一位元串並且將其轉換成無線電信號，用以讓天線來傳送。據此，被該天線接收的該些無線電信號可被引導至該無線電收發器單元的接收器，該接收器會將該無線電信號轉換成一位元串，該位元串會被轉送至處理器件210以便作進一步處理。不同的線路介面或無線電介面可被施行在單一個介面單元之中。
該介面單元214還可以包括一使用者介面，其具有：小鍵盤、觸控螢幕、麥克風、或是用於輸入資料的等效物；以及觸控螢幕、揚聲器、或是用於輸出資料給該裝置的使用者的等效物。
處理器件210和介面單元214會電氣互連，用以根據已事先定義的處理(基本上為已程式化的處理)對已接收及/或已儲存的資料以系統性的方式來執行運算。此些運算包括本文中所述之用於圖2的監控系統的控制單元的程序。
圖3所示的係圖2的應力監控系統200的功能性配置，其包含感測器單元202以及控制單元204。該感測器單元於直接或間接接觸目標對象時會在心跳循環期間裸露於身體的反衝運動。該感測器會響應於此活動而產生一心臟衝擊描記信號並且將其轉送至該控制單元。該控制單元包含資料處理函數F1、F2，每一個函數皆定義該心臟衝擊描記信號以及表示目標對象的心臟的運作參數的輸出參數p1、p2的數值之間的規則或對應關係。於圖2的示範性實施例中，第一函數F1導致代表目標對象的心臟的心跳至心跳時間變異的參數p1的數值。第二函數F2導致代表目標對象的心臟的脈搏輸出量變異的參數p2的數值。該控制單元還包含資料函數F3，其定義同步測得的參數p1、p2的數值以及表示受監控目標對象的壓力位準的
輸出參數I的至少一數值之間的規則或對應關係。該控制單元204可以儲存該輸出參數I的數值至一區域資料儲存體用於進行後續處理、以一或更多種媒體形式經由該控制單元的使用者介面將其輸出、及/或將其傳送至一遠端節點用於作進一步處理。
圖4所示的係一遠端監控系統，其包含圖2的監控系統。該系統可以包含一局部節點400，其包括圖2的感測器單元202以及控制單元204。此外，該局部節點400還可以被通信連接至一遠端節點402。舉例來說，該遠端節點402可以為一應用伺服器，其提供監控應用給一或更多個使用者作為服務。利用該應用來監控的其中一項態樣可以為使用者的應力位準。或者，該遠端節點可以為已於其中安裝應力監控應用的個人計算裝置。該局部節點可以為一專屬裝置或是多個裝置的組合，其包含上面所述的感測器單元以及控制單元。或者，該局部節點可以被施行為一感測器單元，其介接一多用途電腦裝置(舉例來說，使用者的行動電話、可攜式計算裝置、或是網路終端)中的客端應用。電腦裝置中的客端應用可以進一步介接該感測器單元以及一伺服器應用。該伺服器應用可以在一實體遠端節點402中取得，或者在可經由一通信網路存取的多個遠端節點所組成的雲端中取得。
本發明的各項觀點雖然可以方塊圖、訊息流程圖、流程圖與邏輯流程圖、或是利用其它圖形表示法來解釋及描述；不過，眾所理解的係，舉例來說，圖中所示的單元、方塊、設備、系統元件、程序、以及方法可以硬體、軟體、韌體、特殊用途電路或邏輯、計算裝置、或是它們的特定組合來施行。軟體標準程序(software routine)亦可被稱為程式產品，其為
製造商品並且能夠被儲存在任何設備可讀取的資料儲存媒體之中，並且它們包含用以實施特殊的事先定義工作的程式指令。據此，本發明的實施例亦提供一種可由電腦讀取的電腦程式產品以及編碼指令，用以在圖2、3、以及4的裝置或系統中監控一目標對象的應力位準或是從應力中的恢復情況。
如上面的討論，一用以表示目標對象的心臟的脈搏輸出量以及心跳至心跳時間的信號亦能夠利用一脈衝波測量裝置來取得。此裝置包括一鎖扣元件，用於以可分離的方式將一壓力感測器附接至一目標對象的外表面上的某個位置。該壓力感測器可以被配置成用以產生一脈衝波信號，該信號會根據響應於膨脹或收縮該位置中的組織下方的血管的動脈壓力波所造成的組織變形而改變。一處理器件被配置成用以輸入該脈衝波信號並且從中計算代表一目標對象的心臟的脈搏輸出量和心跳至心跳時間的脈衝波參數。
本發明所套用的感測器雖然有利的係微電機裝置；但是，亦可以套用其它偵測技術。有利的係，使用用於測量脈搏輸出量和心跳至心跳時間間隔兩者的單一感測器；因為其會降低該兩種參數的成本並且簡化處理。然而，本發明亦可被施行為具有產生兩個分離信號的配置，只要可以進行同步偵測即可。
本文中的同步和該或該些信號的週期性本質有關，其遵循目標對象的心臟循環。圖5所示的係在一測試目標對象的心跳循環期間的示範性經濾波的角度心臟衝擊描記信號(ballistocardiologic signal)S。垂直軸代表在指定感測方向中被感測的角速率的大小，而水平軸代表累積的時間梯階
數量或是經過的時間。該控制單元可以被配置成用以產生各種輸出參數的數值，舉例來說，一參數可以表示目標對象的心臟的脈搏輸出量。脈搏輸出量的輸出參數可以藉由決定該角度心臟衝擊描記信號S的振幅並且使用該振幅作為代表暫態脈搏輸出量的數值來產生。舉例來說，可以使用尖峰振幅、半振幅、或是方均根振幅來達成此目的。因為該信號並非純對稱的週期波，所以，有利方式係以一已定義的參考數值來測量振幅，舉例來說，從信號曲線的零點處來測量。於本發明的範疇內亦可以套用其它參考數值。接著，可以計算兩個連續的暫態脈搏輸出量數值之間的差異成為脈搏輸出量變異的數值。
或者，甚至除此之外，一參數可以表示目標對象的心跳。舉例來說，該輸出參數可以藉由選擇該角度心臟衝擊描記信號S的一特徵點並且判斷該特徵點於連續信號序列中的出現情形來產生。舉例來說，該信號序列的最小值或最大值可被作為該特徵點。該特徵點的出現可被視為心跳的時間戳記。兩個時間戳記之間的週期可被視為代表目標對象的心臟的短暫性心跳至心跳(Beat-to-Beat，B-B)時間，而其倒數則代表該目標對象的心跳速率(HR)。接著，可以計算兩個連續心跳速率數值之間的差異作為心跳至心跳時間間隔變異的數值。
雷同的方法可以配合脈衝波信號來使用；其可以套用該波的振幅來決定脈搏輸出量並且套用連續波的特徵點之間的週期來決定心跳至心跳時間間隔。
在脈搏輸出量決定以及心跳至心跳時間變異決定兩者中套用一已測量信號的特定週期。在脈搏輸出量測量中，該振幅可被決定於一
零點以及該信號曲線週期的某個時間點處的最大值之間。另一方面，亦可以套用整個信號曲線週期來計算平均振幅數值。亦可以套用此兩個範例之間的部分信號週期，端視選定的振幅決定機制而定。心跳至心跳時間可以從兩個連續信號曲線週期中的特徵點之間的時間間隔來。因此，計算心跳至心跳時間變異可能涉及該信號曲線的兩個或更多個連續週期。
於本發明中，目標對象的心跳至心跳時間變異以及相關的脈搏輸出量變異會同步被取得並且以該心跳至心跳時間變異以及相關的脈搏輸出量變異為函數來決定應力位準指示符SI。在內文中，當為決定一應力位準指示符的數值所套用之被用來決定脈搏輸出量變異的數值的一或多個時間間隔以及所套用之被用來決定心跳至心跳時間變異的數值的一或多個時間間隔在時間中至少部分重疊時，該脈搏輸出量變異以及心跳至心跳時間變異會被視為同步被取得。
本發明利用圖5中的一範例來圖解同步測量的概念。圖5顯示一簡化的示範性計算方法，其中，暫態脈搏輸出量SV1、SV2係從該信號曲線的一零點與該信號週期的一最大值點之間的差異來算出。暫態心跳至心跳時間BtB1、BtB2係從兩個連續信號週期的最大值點之間的時間間隔中算出。接著可以從暫態脈搏輸出量SV1、SV2的差異中算出脈搏輸出量變異SVV1並且從暫態心跳至心跳時間BtB1、BtB2之間的差異算出心跳至心跳時間間隔變異BtBV。圖5中以水平虛線標記被用來決定脈搏輸出量變異之數值的時間間隔以及被用來決定心跳至心跳時間變異之數值的時間間隔。從圖中可以看見，此些時間間隔在時間中至少部分重疊並且可被用來決定應力位準指示符SI的數值。熟習本技術的人士便會明白此原理可套用
至利用其它信號類型或是兩個分離信號的配置。
取得心跳至心跳時間變異的一種作法係低通濾波連續心跳至心跳時間差異的絕對數值。其中一種可能的濾波函數如下：y(t)=y(t-1)*(1-k)+x(t)*k其中，x(t)=ABS(tb2b(t)-tb2b(t-1))，而y(t)與y(t-1)分別為在時間梯階t與t-1處的心跳至心跳時間，並且k<1為濾波係數。tb2b(t)與tb2b(t-1)分別為在時間梯階t與t-1處的心跳至心跳時間。
計算相關的脈搏輸出量變異的一種作法如下：SVV(t)=SVV(t-1)*(1-k)+k*x(t)其中，SVV(t)與SVV(t-1)分別為在時間梯階t與t-1處的相關脈搏輸出量變異，k<1為濾波係數，並且x(t)=ABS(SV(t)-SV(t-1))/AVE_SV(t)，其中，SV(t)與SV(t-1)分別為在時間梯階t與t-1處的脈搏輸出量並且AVE_SV(t)為一低通濾波脈搏輸出量函數。舉例來說，該濾波函數可以和上面用於濾波心跳至心跳時間的濾波函數有相同的形式，也就是，y(t)=y(t-1)*(1-k)+x(t)*k其中，x(t)為原生脈搏輸出量，而y(t)為經低通濾波的脈搏輸出量。
已知的係，脈搏輸出量以及心跳至心跳速率兩者會隨著目標對象的呼吸而改變；但是，心跳至心跳時間變異明顯受到心理與生理應力影響，而脈搏輸出量變異則主要受到呼吸深度的影響。平行於心跳至心跳時間變異來測量脈搏輸出量變異可以從該些經測量的數值中來分離生理或心理應力以及恢復情況的效果。因此，利用最少計算便能夠直接從一或兩個感測器資料信號輸入處取得精確的應力指示符。
讓我們以應力位準表示符SI來表示目標對象所經歷的心理與生理應力位準的表示符。SI可以所測得的心跳至心跳時間變異(HRV)以及脈搏輸出量變異(SVV)為函數來計算：SI=f(HRV；SVV)
為達SI計算的目的，可以假設在可套用的測量時間持續長度(數分鐘至數小時)期間心跳至心跳時間變化(HRV)以及脈搏輸出量變異(SVV)的關係變化和應力有關。可被用來計算SI的函數的簡單範例為：SI=HRV/SVV
據此，沒有應力時，兩個參數數值之間的關係能夠被假設為持在已定義的範圍裡面。偏離此範圍，尤其是HRV變成小於SVV，則會被視為表示高應力位準。
另一種可能方式係利用下面函數：SI=HRV/(SVV/SV)其中，SV為測量期間的目標對象的平均脈搏輸出量，其亦可能使用其它類型的函數，舉例來說，呼吸效應的補償會衰減或非線性，也就是，SI=HRV/(1+k*SVV/SV)
或者SI=HRV/(SVV/SV)^k其中，k為係數。
在分析中，心跳速率變化(HRV)在頻譜輪廓中可以區分成高頻率(HF)頻帶(0.10至0.40Hz)、低頻率(LF)頻帶(0.04至0.10Hz)、以及超低頻
率(VLF)頻帶(<0.04Hz)。因呼吸循環造成的心跳速率變異通常係在高頻率(HF)頻帶中被偵測。低頻率(LF)頻帶(0.04至0.10Hz)代表和血壓調節與血管收縮有關的振盪，其包含所謂的0.1Hz變動。低頻率(LF)頻帶中的心跳速率變化在本文中係指低頻率心跳速率變化(Low Frequency Heart Rate Variability，LFHRV)，而高頻率(HF)頻帶中的心跳速率變化則表示為高頻率心跳速率變化(High Frequency Heart Rate Variability，HFHRV)。於一實施例中，所套用的函數可以如下：SI=HFHRV/(LFHRV*SVV/SV)=(HFHRV*SV)/(LFHRV*SVV)使用此函數會提供短暫性應力位準的良好預測。此外，已經發現到，SI的變異顯然對應於目標對象的睡眠循環。據此，本發明所提出的方法還會達成一種簡單且不突兀的方式來偵測目標對象的睡眠循環。圖6所示的係利用一濾波器對SI的信號進行數位濾波所造成的示範性曲線y(n)=y(n-1)*(1-k)+k*x(n)其中，時間係數介於10至20分鐘之間。在本發明範疇內當然可以套用其它濾波器。有圖案的圓形圖解目標對象的睡眠循環。如先前所述，本範例中所套用的應力位準指示符可被視為在受監控的時間間隔期間的恢復位準，因此，上升的應力位準指示曲線表示隨著連續睡眠循環而變高的暫時性恢復位準。
舉例來說，該些睡眠循環的指示符可以藉由在一顯示單元中顯示給監控人員而被輸出；或者，藉由將其傳輸至另一單元而被輸出，該另一單元會進一步處理用於監控指示符或警報的睡眠循環資料。
於本發明的一實施例中，該心臟衝擊描記信號係藉由一加速
度計或是作用力或壓力感測器而取得。目標對象的心跳導致血液在目標對象的身體中流動，從而導致可測量的作用力。由感測器所測量的此作用力的一階導數或二階導數可被用來決定心跳速率變化(HRV)。從該取得的作用力信號中會導致一加速度信號。因目標對象移動或是其它外部來源所導致的加速效應可以藉由將該取得的加速度信號低通濾波至一有關的頻寬中而降低。類比濾波器和數位濾波器兩者皆可被使用，舉例來說，利用下面的函數：y(t)=y(t-1)*(1-k)+x(t)*k其中，y(t)與y(t-1)，分別為在時間梯階t與t-1處的濾波器輸出，x(t)為在時間梯階t處的濾波器輸入，並且k為濾波係數。
接著，針對被偵測的心跳藉由要求該經濾波的函數符合下面準則中的一或更多者便可以偵測心跳。所套用的準則會比較由連續最大值與最小值所組成的序列和一預設的臨界數值：●三個最小值與最大值所組成的序列min1->max1->min2->max2->min3->max3，其中，斜率的總和=(max1-min1)+(max1-min2)+(max2-min2)+(max2-min3)+(max3-min3)超過一預設極限值，●max->min->max所組成的序列，其中，斜率的總和，舉例來說，=(max1-min2)+(max2-min2)，超過一預設極限值，●min->max->min所組成的序列，其中，斜率的總和，舉例來說，=(max2-min2)+(max2-min3)，超過一預設極限值，倘若符合下面準則中的一或更多者的話便可以偵測心跳。該
些所套用的最大值或最小值(舉例來說，max1)可被選為該被偵測心跳的一時間戳記。以此些各自的心跳時間戳記為基礎便可以如上面所述般計算心跳至心跳時間間隔並且從中計算心跳至心跳時間變異。
為達進一步的改良，可以移除不正確的時間間隔並且可以藉由可行性準則(plausibility criteria)填入遺失的間隔。舉例來說：●移除短於對應於群體最大心跳速率之心跳至心跳時間的推知心跳至心跳時間，或者移除短於對應於受測量目標對象的心跳速率之心跳至心跳時間的推知心跳至心跳時間，或者移除短於對應於進行測量時的群體或目標對象之心跳至心跳時間的推知心跳至心跳時間，以及●不接受大於探討中的群體或目標對象的可能心跳至心跳時間變化的心跳至心跳時間變化。
在使用可行性準則之後，可行的心跳仍會保留，並且可以精確算出心跳速率變異，舉例來說，針對對應的恢復情況或是應力位準判斷。為達此目的，已測量的殘餘信號可以被二重積分，以便取得心跳脈衝、脈搏輸出量數值、心跳輸出量數值、以及心臟輸出數值。然而，應該注意的係，以簡單的計算為基礎利用連續的最大值與最小值所組成的序列偵測心跳的此方法亦可獨立地套用在其它應用中用於心跳偵測。舉例來說，該方法可以被用來偵測車輛或是病床或是受保護設施中人員或動物的存在。已揭的方法需要最少的計算資源，且所以，可套用於各種環境，包含行動應用在內。
從一目標對象的已揭監控應力位準中所產生的應力位準指示符可經由監控系統的介面單元顯示結果給目標對象或是另一人員(舉例來
說，顯示給監控目標對象的健康狀況的人員)而被應用。該應力位準的視覺指示符已經提供關於運動員的睡眠品質和恢復情況的重要資訊；但是，分析睡眠品質和努力恢復在生命的任何階段處對任何人同等重要。本發明提出的方法能夠被用來監控胎兒的應力位準，且因而在懷孕期間達成早期偵測不正常的情況。該視覺應力位準指示符可套用於在生命後期表示不正常的狀態，尤其是在幼年以及老年時期。
沒有顯示功能亦可套用應力位準指示符；或者，可以套用顯示功能以及應力位準指示符。該應力位準指示符能夠被用於在目標對象的額外信號及/或生理參數可利用的監控系統中作進一步處理。該應力位準指示符能夠單獨或者結合其它生理參數被用來提供病理情況的早期警示，例如，傳染或發炎、心臟梗塞、心房顫動、或是嬰兒驟死症的高風險。
熟習本技術的人士便會明白，隨著技術演進，能夠以各種方式來施行本發明的基本概念。所以，本發明及其實施例並不受限於上面的範例；確切地說，它們可以在申請專利範圍的範疇裡面改變。
Claims (27)
- 一種用於監控目標對象的應力位準的方法，其包括：同步取得目標對象的心臟的心跳至心跳時間變異與脈搏輸出量變異的至少一感測器信號，其中，所套用被用來決定該脈搏輸出量變異的一或多個時間間隔與所套用被用來決定該心跳至心跳時間變異的一或多個時間間隔在時間中至少部分重疊；以及以該心跳至心跳時間變異與該相對的脈搏輸出量變異為函數決定一應力位準指示符。
- 根據申請專利範圍第1項的方法，其中，該應力位準指示符被計算為同步取自該目標對象的心跳至心跳時間變異與脈搏輸出量變異的比值。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該心跳至心跳時間變異與該相對的脈搏輸出量變異取決於其中一個感測器的一感測器信號。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該心跳至心跳時間變異取決於其中一個感測器的一感測器信號以及該相對的脈搏輸出量變異取決於另一個感測器的一感測器信號。
- 根據申請專利範圍第3項的方法，其中，該心跳至心跳時間變異及/或該相對的脈搏輸出量變異係從利用一加速度計或是一角速率感測器所產生的心臟衝擊描記信號中所取得。
- 根據申請專利範圍第1項的方法，其中，該心跳至心跳時間變異及/或該相對的脈搏輸出量變異係從利用一壓力感測器所產生的血壓波信號中所取得。
- 根據申請專利範圍第1項的方法，其中，該心跳至心跳時間變異係藉 由低通濾波連續心跳至心跳時間差異的絕對數值而被算出及/或該脈搏輸出量變異係藉由低通濾波連續脈搏輸出量數值差異而被算出。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，應力位準指示符係經由一監控系統的介面單元被顯示。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，應力位準指示符被用來在可取得該目標對象的額外信號及/或生理參數的監控系統中作進一步處理。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該應力位準指示符係利用下面函數來算出：SI=HRV/SVV其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，以及SVV為脈搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該應力位準指示符係利用下面函數來算出：SI=HRV/(SVV/SV)其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，SVV為脈搏輸出量變異，以及SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該應力位準指示符係利用下面函數來算出：SI=HRV/(1+k*SVV/SV)或者，SI=HRV/(SVV/SV)^k 其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，SVV為脈搏輸出量變異，SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量，以及k為一選定的係數。
- 根據申請專利範圍第1或2項的方法，其中，該應力位準指示符係利用下面函數來算出：SI=HFHRV/(LFHRV*SVV/SV)=(HFHRV*SV)/(LFHRV*SVV)其中，SI為應力位準指示符，LFHRV為低頻率頻帶中的心跳速率變化，HFHRV為高頻率頻帶中的心跳速率變化，SVV為脈搏輸出量變異，SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量。
- 根據申請專利範圍第13項的方法，其進一步包括輸出從該經濾波的應力位準指示符信號SI中所算出的該目標對象的睡眠循環的指示符。
- 一種應力監控系統，其包括：用以同步產生用來確定目標對象的心臟的心跳至心跳時間變異與脈搏輸出量變異的至少一感測器信號的構件，其中，所套用被用來決定該脈搏輸出量變異的一或多個時間間隔與所套用被用來決定該心跳至心跳時間變異的一或多個時間間隔在時間中至少部分重疊；以及用於以該心跳至心跳時間變異與該相對的脈搏輸出量變異為函數產生一應力位準指示符的構件。
- 根據申請專利範圍第15項的系統，其中，該用於產生應力位準指示符的構件被配置成用以將該應力位準指示符計算為同步取自該目標對象的心跳至心跳時間變異與脈搏輸出量變異的比值。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，該系統包含一感測 器單元，並且該用於產生應力位準指示符的構件被配置成用以從該感測器單元的其中一個感測器信號中計算該心跳至心跳時間變異與該相對的脈搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，該系統包含一感測器單元，並且該用於產生應力位準指示符的構件被配置成用以從該感測器單元的一感測器信號中計算該心跳至心跳時間變異以及從該感測器單元的另一感測器信號中計算該相對的脈搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，該系統包含一加速度計或是一角速率感測器，並且該用於產生應力位準指示符的構件被配置成用以從利用該加速度計或是該角速率感測器所產生的心臟衝擊描記信號中來計算該心跳至心跳時間變異及/或該相對的脈搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第17項的系統，其中，該系統包含一壓力感測器，並且該用於產生應力位準指示符的構件被配置成用以從利用該壓力感測器所產生的血壓波信號中來計算該心跳至心跳時間變異及/或該相對的脈搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第19項的系統，其中，心跳係藉由比較由該心臟衝擊描記信號或是該血壓波信號中的連續最大值與最小值所組成的序列和一預設的臨界數值而被偵測。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，用於計算該應力位準指示符的函數為：SI=HRV/SVV其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，以及SVV為脈 搏輸出量變異。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，用於計算該應力位準指示符的函數為：SI=HRV/(SVV/SV)其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，SVV為脈搏輸出量變異，以及SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，用於計算該應力位準指示符的函數為：SI=HRV/(1+k*SVV/SV)或者，SI=HRV/(SVV/SV)^k其中，SI為應力位準指示符，HRV為心跳至心跳時間變異，SVV為脈搏輸出量變異，SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量，以及k為一選定的係數。
- 根據申請專利範圍第15或16項的系統，其中，用於計算該應力位準指示符的函數為：SI=HFHRV/(LFHRV*SVV/SV)=(HFHRV*SV)/(LFHRV*SVV)其中，SI為應力位準指示符，LFHRV為低頻率頻帶中的心跳速率變化，HFHRV為高頻率頻帶中的心跳速率變化，SVV為脈搏輸出量變異，SV為在一測量週期期間該目標對象的平均脈搏輸出量。
- 根據申請專利範圍第25項的系統，其中，該系統被配置成用以輸出該目標對象的睡眠循環的指示符，一睡眠循環的每一個指示符係從該應力 位準指示符信號SI的數位濾波中所產生。
- 一種可由電腦讀取的電腦程式產品以及編碼指令，其用於在應力監控系統中執行根據申請專利範圍第1至14項中任一項的方法。
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