TWI778819B - 利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法 - Google Patents

Abstract

本發明係一種利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，包括取得第一種檢測所產生的至少一個第一檢測資訊，第一檢測資訊包括至少一個檢測目標。取得第二種檢測所產生的至少兩個第二檢測資訊。選擇第二檢測資訊中時序資料長度與第一檢測資訊最接近者為參考資訊，在參考資訊上以第一關聯關係找出對應各檢測目標的時序位置，將其分別標記為參考目標。其他的第二檢測資訊則作為待檢測資訊，利用參考資訊與待檢測資訊之間的第二關聯關係，將參考目標映射到各待檢測資訊，藉此在第二檢測資訊所有的待檢測資訊上標記出對應於各參考目標的映射目標，成為待檢測資訊的檢測結果。

Description

利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法

本發明係有關於資訊處理的方法，尤指一種利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法。

身體參數測量、生命徵象測量及實驗室檢查數據，乃是個人整體健康檢查的重要參考數據，例如：監測心臟的功能，乃是人體健康評估是必不可少的，目前已經有許多非侵入性檢測裝置用來監測心臟的功能。以下說明幾種已知幾種非侵入性的心臟功能的監測方法。

心電圖(Electrocardiography，簡稱：ECG)提供關於心肌收縮相關的電生理資訊，通過使用放置在受試者身體各部位的電極來被動地記錄，並且適當地放大該信號。使得心電圖可以反應整個心臟跳動的節律。在一個正常心搏周期中，一個典型的心電圖波形是由一個P波，一個QRS波群，一個T波，以及在50%~75%的ECG中可能見到的U波，其中相鄰兩個心搏周期的R波相隔的時間可以反應心率，也就是一般所稱之一次心跳時間(約0.6~1.2秒)，有關心電圖的波形的詳細內容可參考維基百科有關於心電圖的網頁(網址：https：//zh.wikipedia.org/zh-tw/心 电图)。心電圖常用於檢查心律失常、心室心房肥大、心肌缺血等病症，此技術是人們日常中較為常見而且熟悉的心臟功能的監測技術之一。

又，心臟超音波圖(Echocardiography)是基於都卜勒超音波技術的成像技術。將超音波探頭放置成與受試者的胸部接觸，並且由訓練有素的操作者適當地定位，以產生心腔的2D或3D圖像。這是提供整體心臟健康評估的技術之一，且通常與心電圖相結合。心臟超音波圖可以提供與心腔容積、血流量等相關的資訊。另外心臟組織都卜勒影像(Tissue Doppler Imaging，TDI)可以獲得心肌組織運動的方向、速度、時間等信息，進而分析心臟功能和冠狀動脈供血狀態，而斑點追蹤技術(speckle tracking)可以幫助評估心臟收縮功能。

再者，心震圖(又稱心震描繪法，英文：Seismocardiography，簡稱：SCG)由心肌運動產生在胸腔表面起伏的震動訊號，屬於非侵入性測量，主要是將量測模組貼附在人體胸腔表面的一個或多個適合測量心臟搏動的體表位置，用以量測心臟瓣膜閉合、血流脈衝及心肌收縮所產生的微小震動訊號。進一步而言，心震圖的監測技術是利用由心臟泵血時引起的微弱的機械震動獲取心臟機械生理狀態，具有很高的臨床研究及應用價值。

在相關的可攜式心臟監測裝置上，單獨的心電或心震監測都存在缺陷。例如有些心臟衰竭或心臟瓣膜異常病變病患在病發時，雖有心電圖的心律，但是心臟卻已經停搏，此種「心搏停止心電訊號」(Pulseless electrical activity,PEA)或「心電機械分離」(Electromechanical dissociation,EMD)現象都說明了單純ECG是不能可靠地評估心臟泵血能力。但是若將心震圖與配合心電圖配合一起使用，可以同時監測心臟的電生理和機械生理狀況，如此醫師對於心衰竭病人心臟機能的診斷較不易有誤判。

而心震圖的波形特徵點在生理意義上是相對應於某些心臟的機械生理活動及特徵，在訊號波形的標記上是相對應於該心臟機械生理活動在心震圖訊號產生的波形形態特徵和其時間特徵，該訊號波形的標記上也被稱為心震圖特徵點，另外心電圖和心震圖的特徵點之間的時間間隔被定義為心臟時間間隔(Cardiac Time Interval，簡稱CTI)，以不同的心臟時間間隔推衍出的心臟生理指標公式可以推估心肌相關的心臟機能。

例如：由研究心震圖的波形，如圖1所示，可以標示出了主動脈瓣打開(Aortic Valve Opening，簡稱AO)的時間點位置和主動脈瓣關閉(Aortic Valve Clousre，簡稱AC)的時間點位置。通過辨識心震圖訊號所確定出的AO和AC的時間點位置，根據AO和AC的時間差可確定左心室泵血時間(Left Ventricular Ejection Time，簡稱LVET)，另外可以根據AO的時間點位置和ECG的Q波之間的時間差來確定左心室射血前期時間(Pre Ejection Period，簡稱PEP)，並且根據心臟收縮係數(Contraction Coefficient，簡稱CC)公式：CC=PEP/LVET來推估心肌收縮機能，或使用心肌功能指數(Myocardial Performance Index，或稱為Tei Index)公式：Tei Index=(IVCT+IVRT)/LVET

來檢測心臟的健康狀況。其中IVCT是二尖瓣關閉的時間點(Mitral Valve Closure，簡稱MC)和AO的時間差，而IVRT是AC和二尖瓣打開的時間點(Mitral Valve Opening，簡稱MO)的時間差，如圖1所示。

而要使用心震圖來取得各種心臟時間間隔參數必須在心震圖的訊號波形間辨識出與特定心臟活動相關的特徵點，現有被提出可以辨識SCG特徵點的方法有波形封包低頻能量萃取法與波形對照心臟超音波圖像法，波形對照心臟超音波圖像法又可以分為多模同步測量法與等比例縮放近似同步法。

以波形封包低頻能量萃取法而言，請參閱圖2所示，圖2a係為心電圖(實線部分)及以波形封包低頻能量萃取法取得的心電包絡曲線(虛線部分)，圖2b係為心震圖。圖2c係取b部分的心震圖中的收縮期(主動脈瓣的打開期間)波形(實線部分)及以波形封包低頻能量萃取法取得的收縮期心震包絡曲線(虛線部分)。圖2d係取b部分的心震圖中的主動脈瓣的關閉的波形(實線部分)及以波形封包低頻能量萃取法取得的主動脈瓣的關閉的舒張期心震包絡曲線波形(虛線部分)。但是波形封包低頻能量萃取法只能取得較少的心震圖特徵點和較少的心臟活動相關心臟時間間隔參數。

請參閱圖3、4所示，多模同步測量法是對受測者同時進行心電圖、心臟超音波及心震圖的監測，用以在同一張圖面上取得受測者同步的心電圖訊號、心臟超音波影像與心震圖訊號，由此方便於同一張圖面上的心臟超音波圖像上找出特定心搏事件並標記在同一時刻的心震圖曲線上，成為其特徵點，此種方法在時間上是真實同步，所以辨識結果最為真實及準確。但是超音波探頭與心震圖感應器在胸腔表面上於同步測量時不可避免會有相互干擾，使得能以此方式取得的臨床測量資料量太少，因此可供分析的資訊量不足，再者，因為心臟超音波的監測儀器體積龐大，而且此種儀器需要專業醫療人員來操作，並不適合居家監測使用。

請參閱圖5所示，等比例縮放近似同步法則是將受測者於單次或多次的心臟超音波量測儀器所取得的一個或複數個心臟超音波影像(包含與其同步測量到的心電圖訊號)作為對照標準圖像，再使用對照標準圖像與在其他時間所量測的複數個心震圖(包含與其同步測量到的心電圖訊號)透過各自心電圖訊號在時間軸的平移和縮放以完成測量訊號區間的頭尾對齊來進行心臟超音波圖與 心震圖波形的對照，用以整合成一個包含心臟超音波影像與心震圖波形的近似同步辨識工作圖面。而後在近似同步辨識工作圖面上的心臟超音波影像上找出特定心搏事件並對照標記在心震圖上，成為其特徵點。進一步而言，此種非同步的測量方式免於超音波探頭與心震圖感應器的相互干擾，後續的資料處理使得心臟超音波影像與心震圖波形呈現在同一張圖面上。

請參閱圖5a~圖5f所示，一般情況心臟超音波儀器在進行量測時，產出的心臟超音波影像中也包含有心電圖(如圖5a最下方所示)，從如圖5a的心臟超音波影像可以觀察到此次心臟超音波影像的量測時間內有四個ECG R峰，其中包括有三個完整的R-R心搏周期，而且每一次的心搏周期並不會完全相同。

另外，心震圖量測儀器也可以同時量測心電圖(如圖5b所示)及至少一個通道的心震圖波形(如圖5c,d,e,f所示，圖5c,d,e,f係為使用四個加速度感應器同時量測胸腔上四個不同位置的4通道心震圖)。為了找出並標記心震圖上的特徵點，等比例縮放近似同步法利用量測心震圖時同時測量到的心電圖(如圖5b)與心臟超音波影像中的心電圖(如圖5a中最下方的曲線)其中各自的某個特定心搏周期，將上下兩個心電圖R-R對齊(心臟超音波影像在上，心震圖在下)，使得可以從同一個經後期製作的合成圖面中的心臟超音波影像找出目標的心搏事件，並於下方的心震圖波形中相應的位置標示其為特定心搏事件的特徵點。

但是等比例縮放近似同步法在完成心震圖上的心電圖與心臟超音波影像上的心電圖的特定心搏周期R-R對齊的過程中，由於心震圖量測到的心電圖與心臟超音波影像中心電圖的心搏周期未必相同，只使用兩個心電圖之間的平移方法仍無法將兩個心電圖做到R-R對齊。解決問題的做法則是對心震圖的心電圖訊號在時間軸進行平移和等比例縮放。圖5b粗線部分(大約在圖5b標記A~C 的區間)係將心震圖上的心電圖波形的某個特定心搏周期經等比例縮放及時間軸平移來達成與其上方的心臟超音波影像的特定心搏周期對齊且有相同的“圖像寬度”(R-R對齊)。

又，因為心率時快時慢現象導致每一個心搏的周期不一定會相同，以等比例縮放近似同步法對心震圖進行等比例縮放的做法，係會導致在心震圖上尋找和標記特徵點時產生誤差。圖6係以兩個不同心搏周期的心震圖為例，示意先前技術的等比例縮放近似同步法在對心震圖進行等比例縮放的過程中會導致在心震圖特徵點標記時產生時間上的錯位誤差，本例中的兩個已標記心震圖特徵點的心震圖曲線，係以多模同步測量法方式得出，心震圖特徵點經過心臟超音波圖像確認其為正確之二尖瓣和主動脈瓣的開啟及關閉點。本例中有兩組同步測量的心電圖和心震圖曲線，短周期組(粗黑線)的與長周期組(淺灰線)，如圖6a和6b，其各自有已經被確認的心震圖特徵點MC/AO/AC/MO(二尖瓣關閉/主動脈瓣開啟/主動脈瓣關閉/二尖瓣開啟)，如圖6b。

其中，短周期心震圖曲線經等比例放大及平移處理得到與長周期心震圖曲線頭尾對齊的黑色虛線，如圖6a和6b的黑色虛線。由圖6a可看出短周期與長周期的心電圖P1/Q/R/S/T波原本就幾乎都重疊，造成兩個心搏曲線不同的主要時段是在T波至P2波之間的曲線，也就是說長周期的心搏完成這段區間心搏動作所花的時間比短周期的心搏還要長。若是以長周期的心搏當作參考的話，短周期的心搏在P1波到T波間是以正常速度動作，而在T波到P2波間以較快的速度完成動作，這意味著先前技術“等比例”縮放近似同步法的操作是不合宜的。

由圖6a可看出短周期的心電圖曲線經等比例拉伸放大而與長周期的心電圖曲線頭尾對齊的黑色虛線其Q波、R波、S波及T波都有不同程度的時間 延遲錯位。同樣的情況也能在圖6b的心震圖曲線上得到驗證，短周期心震圖的特徵點經曲線等比例拉伸放大及與長周期的心震圖曲線頭尾對齊後，其特徵點各有不同程度的時間延遲錯位，如空心箭頭符號所示。反之，以長周期的心震圖曲線經等比例壓縮去對齊短周期的心震圖則會有特徵點經曲線等比例壓縮對齊後的時間提前錯位現象。

同理可證此種因為心搏周期不同導致的時間提前或延遲的錯位現象也會發生於以心震圖曲線等比例縮放去對齊心臟超音波圖像的某個特定心搏區間的過程(如圖5所示)，因而造成對應心臟超音波圖像上的特定心搏事件在被標定到心震圖曲線上作為心震圖特徵點的操作過程中，其時間位置受到不合宜的“等比例”縮放過程扭曲產生時間提前或延遲的錯位現象。

當心震圖波形的特徵點位置受到扭曲而造成錯位，就無法真正地反應出心電圖、心臟超音波影像及心震圖之間的關係，使得心震圖的特徵點位置失真，而可能造成各種心臟時間間隔(Cardiac Time Interval，簡稱CTI)並非真實狀況，最終導致心震圖雖然配合心電圖一起使用，但未必能輔助判斷受測者的心臟機能，而相似的失真問題也可能發生在其他不同應用或議題的波形處理上問題，因此有必要對前述問題進行改善。

有鑑於先前技術的問題，本發明之目的係在不需要對訊號(例如：心震圖波形)進行縮放，避免對訊號造成扭曲的前提下，可以找出訊號的至少一個辨識目標(例如特徵點)，進而可以得到辨識目標的資訊或更進一步利用得到的資訊做進一步的分析。進一步而言，本發明可以應用在配合心電圖使用的心震圖 測量之心肌功能評估方面，更進一步而言，係以等比例縮放近似同步法為基礎配合波形特徵映射法，找出對受測者進行監測所取得的採樣波形的各種目標特徵點位置，解決先前技術在縮放心震圖波形時造成特徵點位置錯位的問題。

根據本發明之目的，係提供一種訊號形態特徵資訊映射方法，包括取得受測體接受第一種檢測所產生的至少一個第一檢測資訊，該第一檢測資訊包括呈現受測體的檢測結果的至少一個檢測目標。取得受測體接受第二種檢測所產生的至少兩個第二檢測資訊，第一種檢測與第二種檢測為不同類型但具有第一關聯關係的檢測，而各第二檢測資訊分別依照第一關聯關係或第二關聯關係而匹配對應其中一個第一檢測資訊，並標記出對應的參考目標或映射目標。選擇第二檢測資訊中時序資料長度與第一檢測資訊最接近者為參考資訊，在參考資訊上依照第一檢測資訊與參考資訊利用時序資料對齊及事件對比產生的第一關聯關係分別找出對應第一檢測資訊的檢測目標的時序位置，將其標記為參考資訊上的參考目標。對於第二檢測資訊中非參考資訊的其它檢測資訊，將其當成待檢測資訊，利用第二檢測資訊中的參考資訊與待檢測資訊之間依據訊號波形特徵相似性而產生的映射關係即為第二關聯關係，將參考資訊上的參考目標映射到第二檢測資訊的所有待檢測資訊上，藉此在第二檢測資訊所有的待檢測資訊上標記出對應於參考目標的映射目標，成為待檢測資訊的檢測結果。

其中，第一種檢測係為心臟超音波檢測，第一檢測資訊係為心臟超音波影像，且該影像記錄了至少一個心跳周期片段的心臟超音波圖形及心電圖訊號波形，此心臟超音波影像所包括的心電圖稱為第一心電圖。

其中，事件係可為心臟超音波影像至少一個心跳周期片段中的二尖瓣、三尖瓣、主動脈瓣和肺動脈瓣開啟或閉合。

其中，第一檢測資訊中的各檢測目標係為心臟的二尖瓣、主動脈瓣、三尖瓣、肺動脈瓣等的開啟或閉合的時間點。

其中，第二種檢測係為心震圖檢測，該心震測量檢測包含心震圖訊號及同時量測的心電圖訊號。第二種檢測的過程中至少產生兩個第二檢測資訊，每個第二檢測資訊包含一個心搏周期的心震圖訊號和同一心搏周期的心電圖訊號。在至少兩個的第二檢測資訊中選擇其中時序資料長度與第一檢測資訊時間長度相等或最接近的第二檢測資訊為參考資訊。

其中，參考資訊中的心震圖與心電圖分別稱為第一心震圖與第二心電圖。

其中，第一檢測資訊與參考資訊之間的第一關聯關係，係為第一心電圖與第二心電圖曲綫在時間軸上經平移與最小縮放或不需縮放後而完成訊號頭尾對齊後的波形和時間對照關係，波形和時間對照關係分析心臟超音波影像上的事件與心震圖訊號波形特徵的時間關聯性。

其中，將第二檢測資訊中非參考資訊的其它檢測資訊當成待檢測資訊，待檢測資訊中的心震圖與心電圖，分別為第二心震圖及第三心電圖。

其中，參考資訊與待檢測資訊之間的第二關聯關係，係為第一心震圖與第二心震圖訊號之間，藉由分析參考資訊的心震圖訊號與待檢測資訊的心震圖訊號在時間序列資料的波形特徵相似關聯性。

其中，波形特徵相似關係性的分析的方法，係可採取動態時間扭曲法(Dvnamic Time Warping，簡稱DTW)或透過機器學習演算法，用以產生參考資訊與待檢測資訊之間的映射關係，而能在待檢測資訊上標記對應各參考目標的映射目標。

據上所述，由於僅參考資訊在最小縮放或沒有縮放調整之前提下，利用參考資訊與待檢測資訊之間的波形特徵相似關聯性進行映射，而標記出映射目標，即可最小化或完全避免因為縮放調整造成待檢測資訊扭曲而產生的誤差。

S101~S106:步驟

R:心電圖的R波位置標記

P:心電圖的P波位置標記

Q:心電圖的Q波位置標記

S:心電圖的S波位置標記

T:心電圖的T波位置標記

AO:主動脈瓣開啟位置標記

AC:主動脈瓣關閉位置標記

MO:二尖瓣開啟位置標記

MC:二尖瓣關閉位置標記

圖1係用來計算心臟功能指標CC及Tei Index的四個的心臟時間間隔(CTI)，PEP、IVCT、IVRT及LVET的示意圖。

圖2a係傳統的波形封包低頻能量萃取法的心電圖(實線部分)及心電圖以波形封包低頻能量萃取法取得的心電包絡曲線(虛線部分)示意圖。

圖2b係為心震圖示意圖。

圖2c係為圖2b中的收縮期(主動脈瓣的打開期間)波形(實線部分)及以波形封包低頻能量萃取法取得的收縮期心震包絡曲線(虛線部分)的示意圖。

圖2d係為圖2b中的主動脈瓣的關閉的波形(實線部分)，以及波形封包低頻能量萃取法取得的主動脈瓣關閉的舒張期心震包絡曲線波形(虛線部分)的示意圖。

圖3係傳統的多模同步測量法之一示意圖。

圖4係傳統的多模同步測量法之另一示意圖。

圖5a係傳統的心臟超音波影像及心電圖的示意圖。

圖5b~圖5f傳統的心震圖量測儀器量測胸腔上四個不同位置的4通道心震圖的示意圖。

圖6a係為兩個不同心搏周期的心電圖以及將其中短心搏周期的心電圖以等比例縮放近似同步法得到與長心搏周期的心電圖對齊的拉伸曲線的示意圖。

圖6b係為兩個不同心搏周期的心震圖以及將其中短心搏周期的心震圖以等比例縮放近似同步法得到與長心搏周期的心震圖對齊的拉伸曲線的示意圖。

圖7a係另一個傳統的心臟超音波影像及心電圖的示意圖。

圖7b係作為參考資訊(第二檢測資訊中時序資料長度與第一檢測資訊最接近者)的心震圖量測儀器量測的心電圖與其上方圖7a作為第一檢測資訊的心臟超音波影像的心電圖，兩者心搏周期相同且僅需平移不需縮放即可完成對齊的示意圖。

圖7c係作為參考資訊(第二檢測資訊中時序資料長度與第一檢測資訊最接近者)的心震圖量測儀器量測的心震圖與其上方圖7a作為第一檢測資訊的心臟超音波影像的心電圖藉由圖7b對齊後產生第一關聯關係的示意圖。

圖8係本發明的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法的流程圖。

圖9係為經後期製作的合成圖面包含第一關聯關係(如圖9a、圖9c及圖9e)和第二關聯關係(如圖9d及圖9e)。第二關聯關係隱含的部分映射內容如圖9f。

圖9a係為第一檢測資訊的心臟超音波影像及第一心電圖。

圖9b係為待檢測資訊的第三心電圖。

圖9c係為與第一心電圖對齊的參考資訊的第二心電圖。

圖9d係為藉由第二關聯關係標定檢測目標的待檢測資訊的第二心震圖。

圖9e係為藉由第一及第二心電圖對其而完成與第一檢測資訊的心臟超音波影像對齊(時序上近似同步)的參考資訊的第一心震圖。

圖9f係為圖9e與圖9d中900ms~1200ms部分的第二關聯關係示意圖。

為了使本發明的目的、技術方案及優點更加清楚明白，下面結合附圖及實施例，對本發明進行進一步詳細說明。應當理解，此處所描述的具體實施例僅用以解釋本發明，但並不用於限定本發明。

請參閱圖8所示，本發明係一種利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，包括下列步驟：

S101：取得受測體接受第一種檢測所產生的至少一個第一檢測資訊，第一檢測資訊包括呈現受測體的檢測結果的至少一個檢測目標；

S102：取得受測體接受第二種檢測所產生的至少兩個第二檢測資訊；

S103：針對一個以上的第一檢測資訊，為每個第一檢測資訊在兩個以上的第二檢測資訊中依據參考資訊的定義找出一個或多個參考資訊，其餘非參考資訊的第二檢測資訊則被分類為待檢測資訊，其中參考資訊的定義係為選擇第二檢測資訊中時序資料長度與第一檢測資訊最接近者為參考資訊；

S104：將第一檢測資訊與參考資訊排列於同一圖面上進行時序對齊工作；

S105：針對每個第一檢測資訊的每個檢測目標在第二檢測資訊中的參考資訊上依照第一關聯關係標記出對應檢測目標的參考目標，其中第一檢測資訊與參考資訊雖為不同資訊類型，但第一檢測資訊與參考資訊具有在時序資料 對齊及事件對比關係，而第一檢測資訊與參考資訊具有在時序資料對齊及事件對比關係即為前述的第一關聯關係。

S106：針對每個待檢測資訊找出其與參考資訊之間的第二關聯關係，並依此第二關聯關係將參考資訊上的參考目標為映射到待檢測資訊上，而得到對應參考目標的映射目標，其中第二檢測資訊中的參考資訊與待檢測資訊之間依據訊號波形特徵相似性而產生的映射關係即為第二關聯關係；

S107：是否完成所有待檢測資訊的檢測目標標記工作，若是進行步驟(S108)，否則進行步驟(S106)；

S108：是否完成所有檢測目標的參考目標標記工作，若是進行步驟(S109)，否則進行步驟(S105)；

S109：是否完成依據第一檢測資訊對所有第二檢測資訊進行的參考資訊或待檢測資訊分類工作，若是結束，否則進行步驟(S103)。

在本發明之一實施例中，請參閱圖9a~9f所示，進一步以步驟101而言，第一種檢測係為心臟超音波檢測，各第一檢測資訊係為針對不同目標的心臟超音波影像(如圖9a，而且在進行心臟超音波檢測時同步量測心電圖，此心電圖係為第一心電圖(如圖9a下方的部分)，進一步而言，心臟超音波檢測係分別對心臟的二尖瓣、主動脈瓣、三尖瓣或肺動脈瓣進行量測，而分別產生心臟的二尖瓣、主動脈瓣、三尖瓣或肺動脈瓣的心臟超音波影像，其中的二尖瓣、主動脈瓣、三尖瓣或肺動脈瓣的開合時間點即是檢測目標。

一般而言，通常心臟超音波影像由醫師在醫療院所使用心臟超音波檢測儀器檢查存檔，其原因在於，心臟超音波檢測儀器價格高、技術性高，並非一般人可以操作完成的檢查。

在該實施例中，以步驟102而言，第二種檢測係為心震圖檢測及同步進行心電圖檢測，第二檢測資訊係為複數個心震圖檢測資訊包含至少一個參考資訊(包含第二心電圖，如圖9c，及第一心震圖，如圖9e)及其餘非參考資訊的待檢測資訊(包含第三心電圖，如圖9b，及第二心震圖，如圖9d)。第一檢測資訊與參考資訊之間的第一關聯關係，進一步而言係為藉由第一心電圖與第二心電圖對齊而得到的超音波圖像與第一心震圖之間相關心搏事件的時間映射關係(時序資料對齊及事件對比關係)。該實施例參考資訊的選擇是第二檢測資訊中的心搏周期與第一心電圖其中一個心搏片段其週期相同或最接近者(如圖9a與9c，其R-R心搏周期同為966ms)。

又，通常心震圖檢測係使用感測器於受測體的體表上監測微弱的心臟機械生理訊號，也就是說，感測器必須放置於胸腔心臟位置上方一個或多個位置。而心臟超音波檢查也是以心臟為檢測標的，醫師會使用心臟超音波檢測儀器的超音波探頭在胸腔上移動尋找合適觀測位置，因此同時做心震圖檢測及心臟超音波檢測的話，兩者難免會相互影響，因此，在本發明(基於改良等比例縮放近似同步法)的心臟超音波檢測與心震圖檢測是分開在不同的時間進行檢測。

在本實施例中，步驟103係選擇複數個第二檢測資訊其中一個與心臟超音波影像上其中一個心搏片段其周期相同(或最接近)的為參考資訊。

步驟104係將參考資訊的第二心電圖和超音波影像的第一心電圖進行R-R波峰對齊的過程中，因為兩者的心電圖心搏周期相同(或最接近)，因此不需要波形縮放(或僅需最少的縮放)就能以平移方式達成R-R波峰對齊(如圖9c第二心電圖不需縮放，僅平移即能達成R-R波峰與第一心電圖R-R波峰對齊)。換言之，第一心震圖與心臟超音波影像，在各自的心電圖協助下，完成時序對齊。對 齊的第一心震圖和超音波影像可當成同步(近似同步)，故兩者的時間資訊(第一關聯關係)也可相互參照。此外，心臟超音波影像上的心搏周期可由心臟超音波影像中的R波峰在第一心電圖的時間刻度表上的位置和心臟超音波影像上對應畫素(pixel)的相對位置，依照比例關係求出(如圖9a下方966，即為其上方第一心電圖標出R-R區間的時間間隔，單位為ms)。

在本實施例中，步驟105係在第一心震圖和超音波影像完成近似同步後，由於兩者的時間資訊可相互參照，因此，我們可在超音波圖像上選出有興趣的心臟生理現象，例如：心臟的二尖瓣、主動脈瓣的開啟或關閉，並標定其發生的時間位置，進而再依照第一心震圖和超音波影像的時間參照關係(第一關聯關係)，可輕易在第一心震圖的波形上找出有興趣心臟生理現象的對應點，並標定各心臟生理現象在第一心震圖波形上的特徵點位置。

在本實施例中，以步驟103而言，待檢測資訊和參考資訊一樣也是心震圖測量及同步進行的心電圖測量，只是待檢測資訊的心搏周期與心臟超音波影像上心搏周期差異較大，待檢測資訊係為第三心電圖(如圖9b)及第二心震圖(如圖9d)。而在步驟106中要找出的待檢測資訊與參考資訊之間的第二關聯關係，係為第二心震圖與第一心震圖間訊號形態相似度的映射關係，如圖9f所示。

又，參考資訊(第一心震圖與第二心電圖)及待檢測資訊(第二心震圖與第三心電圖)皆以周期性分段形式保存資料，以利於後續第一心震圖與心臟超音波影像對照(第一關聯關係)，及第一心震圖與第二心震圖之間利用映射關係(第二關聯關係)進行後續處理，在此需要進一步說明，由於第一心震圖與第二心震圖雖然不是同時測量，但是如前所述受測體的心震圖在波形也是有極大的相似性，因此第一心震圖與第二心震圖之間存在波形訊號特徵的相似性，因此在本 實施例的訊號形態相似度映射關係為第一心震圖與第二心震圖在波形特徵於時間的相似性關係。

在本發明中，從各心電圖最明顯的R波峰為參考點，兩個R波峰間的訊號為一個心搏周期，尋找R波峰可以使用潘-湯普金斯演算法(Pan-Tompkins algorithm)等方式尋得，並依序找出P、Q、S及T波等心電圖的特徵波形。

又，心震圖與其對應的心電圖為同步測量資料，以周期性分段形式保存資料，其分段點也相同。舉例而言，第二心震圖(如圖9d)與第三心電圖(如圖9b)的資料片段大小相同，其資料片段大小可以是一個心搏周期，或大於一個心搏周期。本實施例在波形與圖像對照時資料片段為兩個心搏周期，如圖9b及圖9c所示，資料取樣起點為第一個P波，終點為第三個P波，起點和終點間有兩個心搏周期的資料。

另，連續長時間同時以貼片形式的電極測量第二及第三心電圖及微機電加速器測量第一及第二心震圖，難免會有雜訊影響生理訊號的判讀。故第二檢測資訊的資料後處理(post process)須以訊號處理技術，設定帶通濾波器的高低頻截止頻率點，去除雜訊。若發現干擾無法去除，可選擇捨棄該資料片段。

在本發明中，為了避免待檢測資訊進行先前技術中的等比例縮放而導致第二心震圖時間資訊受到扭曲，本發明引入了選擇一個與心臟超音波圖像上心搏周期相同(或最接近)的第二檢測資訊作為參考資訊。

由於，第一心震圖的波形訊號和第二心震圖的波形訊號在時間周期上不一定相同，但是由生理周期的角度上來看，兩個波形訊號起始在某一個相同的生理點上，也同樣終止在某一個(可能與起始生理點不同)的生理點上。也就是由某一個生理狀態進行到另一個生理狀態。再者，所有的第一心震圖的波形與 第二心震圖的波形是記錄著胸腔表面在這兩個生理狀態間的起伏過程，因此兩者波形之間存在形態學上的相似性，在參考資訊的第一心震圖波形上具有心臟生理意義的特徵點可依據波形相似性(第二關聯關係)，透過波形間相互映射，而投射到待檢測資訊的第二心震圖波形上。除此之外，由於心搏周期有長有短，第一心震圖和第二心震圖的實際長度也不盡相同，本實施例中用來找出第二關聯關係的演算法動態時間扭曲法(Dynamic Time Warping，簡稱DTW)也適用於資料長度不同的資料序列。

基於上述的原因，以步驟106而言，參考資訊與待檢測資訊之間的映射關係，係為時間序列性的相似性關係，進一步利用動態時間扭曲法產生映射參考資訊與待檢測資訊之間的映射關係(如圖9f)，或以機器學習演算法產生參考資訊與待檢測資訊之間的映射關係，而在待檢測資訊上標記對應各參考目標的映射目標(如圖9d所示)，圖9f的上方部分為待檢測資訊第二心震圖的波形，下方部分為參考資訊第一心震圖的波形，且圖9中的AC標記是心臟主動脈瓣關閉(Aortic Valve Closure，簡稱AC)的特徵點標記。

此外，動態時間扭曲法在處理複雜波形映射問題也有不足之處，因此，前述將第一心震圖與第二心電圖，及第二心震圖與第三心電圖皆以周期性分段形式保存資料，係為了可將周期性分段資料進一步分切幾段以簡化計算，再將各段的映射關係組合起來成為一個完整的周期性分段第二關聯關係。

在得到心電圖的Q波(由前述潘-湯普金斯演算法取得)及待檢測資訊心震圖的AO(主動脈瓣開啟)、AC(主動脈瓣關閉)、MO(二尖瓣開啟)、MC(二尖瓣關閉)等標記(由參考資訊、待檢測資訊與第二關聯關係取得)，就可用前述的各種標記分析出各種心臟時間間隔(Cardiac Time Interval，簡稱：CTI)，舉例而言： 復請參閱圖1所示，心臟泵血前期(Pre Ejection Period，簡稱：PEP)，係由心電圖的Q波發生時間到心震圖的主動脈瓣開啟時間之期間，左心室泵血時間(Left Ventricular Ejection Time，簡稱：LEVT)係由主動脈瓣開啟到主動脈瓣關閉的期間，等容收縮時間(Isovolumic contraction time，簡稱：IVCT)係由二尖瓣關閉到主動脈瓣開啟的期間等，但不限於此，這些心臟時間間隔可以提供給醫生輔助判斷心臟機能。

在本發明中，參考資訊的選擇可捨棄選取與第一心電圖周期相等或最接近者，而以第二檢測資訊的平均值取代，其平均值的計算方法係一種針對資料長度相等的資料序列平均值演算法，或不限定資料長度必須相等的資料序列平均值演算法。

綜上所述，由於參考資訊(第一心震圖)在盡量減少或完全沒有縮放調整且待檢測資訊(第二心震圖)在完全沒有縮放調整僅利用第二關聯關係進行映射之前提下，在待檢測資訊上標記出映射目標，如此即可盡量減少或完全避免待檢測資訊發生錯位誤差，解決了傳統心震圖波形特徵點位置受等比例縮放過程扭曲而造成映射目標時間錯位，無法真正地反應出心電圖、心臟超音波影像及心震圖之間的關係，使得心震圖的特徵點位置失真的問題(如圖6所示)。

上列詳細說明係針對本發明的可行實施例之具體說明，惟前述的實施例並非用以限制本發明之專利範圍，凡未脫離本發明技藝精神所為之等效實施或變更，均應包含於本案之專利範圍中。

S101~S109:步驟

Claims (9)

1. 一種利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，包括：取得一受測體接受一第一種檢測所產生的至少一個第一檢測資訊，該第一檢測資訊包括呈現該受測體的檢測結果的至少一個檢測目標；取得該受測體接受一第二種檢測所產生的至少兩個第二檢測資訊，該第一種檢測與該第二種檢測為不同類型但具有一第一關聯關係的檢測；針對一個以上的該第一檢測資訊，為每一個該第一檢測資訊在兩個以上的該第二檢測資訊中依據一參考資訊的定義找出一個或多個該參考資訊，其餘非該參考資訊的該第二檢測資訊則被分類為一待檢測資訊，其中該參考資訊的定義係為選擇該第二檢測資訊中時序資料長度與該第一檢測資訊最接近者為該參考資訊；將各該第一檢測資訊與該參考資訊排列於同一圖面上進行時序對齊工作；針對每一個該第一檢測資訊的每一個該檢測目標在第二檢測資訊中的該參考資訊上依照第一關聯關係標記出對應檢測目標的參考目標，其中該第一檢測資訊與該參考資訊雖為不同資訊類型，但該第一檢測資訊與參考資訊具有在時序資料對齊及事件對比關係，而該第一檢測資訊與該參考資訊具有在時序資料對齊及事件對比關係即為該第一關聯關係；針對每一個該待檢測資訊找出其與該參考資訊之間的一第二關聯關係，並依該第二關聯關係將該參考資訊上的該參考目標為映射到該待檢測資訊上，而得到對應該參考目標的一映射目標，其中該第二檢測資訊中的該參考資訊與該待檢測資訊之間依據訊號波形特徵相似性而產生的映射關係即為該第二關聯關係。
2. 如請求項1所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該第一種檢測係為心臟超音波檢測，該第一檢測資訊係為一心臟超音波影像，且該心臟超音波影像包括一第一心電圖，而各該檢測目標係為該心臟超音波影像中的二尖瓣開啟、二尖瓣關閉、主動脈瓣開啟、主動脈瓣關閉的相關時間資訊。
3. 如請求項2所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該第二種檢測係為心震圖檢測，該第二檢測資訊係為一第一心震圖，且該第一心震圖包括有一第二心電圖，該第一檢測資訊與該第二檢測資訊之間的該第一關聯關係，係為該第一心電圖與該第二心電圖完成對齊之後的該第一檢測資訊的心臟超音波影像與該第二檢測資訊的第一心震圖之間的時序對照關係。
4. 如請求項3所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該參考資訊的定義為選擇該第二檢測資訊中一個該第二心電圖與該第一心電圖的其中一個心搏周期相同或最接近者。
5. 如請求項4所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該待檢測資訊係為一第二心震圖，且該第二心震圖包括一第三心電圖，該參考資訊與該待檢測資訊之間的該第二關聯關係，係為該第一心震圖與該第二心震圖間的訊號形態相似度映射關係。
6. 如請求項5所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該參考資訊與該待檢測資訊之間的訊號形態相似度映射關係，係為時間序列性的相似性關係。
7. 如請求項6所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該待檢測資訊上使用該第二關聯關係標記出對應於該參考目標的映射目標的方式，係利用一動態時間扭曲法產生，或以機器學習所產生。
8. 如請求項1所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該參考資訊為各該第二檢測資訊的平均值，該平均值的計算方法係一種針對資料長度相等的資料序列平均值演算法，或不限定資料長度必須相等的資料序列平均值演算法。
9. 如請求項5所述的利用訊號形態相似度的特徵資訊映射方法，其中該第一心震圖與該第二心電圖，及該第二心震圖與該第三心電圖皆以周期性分段形式保存資料，該分段形式的周期長度可以相等於一個心搏周期或大於一個心搏周期。且分段保存的資料間可以沒有部分資料重覆或有部分資料重覆的。

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