技术领域
本发明一般地涉及确定指示心脏功能障碍和异常(诸如例如心房 纤颤)的信息。更具体地，本发明涉及一种用于确定指示心脏功能障 碍和异常的信息的设备和方法。此外，本发明涉及一种用于确定指示 心脏功能障碍和异常的信息的计算机程序。
背景技术
如果未诊断和适当地处理或补救则在心血管系统中可能发生的功 能障碍和异常可以逐渐地降低心血管系统供应充足氧等以在个体遭遇 应力时满足冠状动脉氧需求的能力。当前，在各种心脏功能障碍和异 常的识别与评价中使用诸如基于与心脏活动相关的电磁现象的心动描 记法、超声心动图以及基于心血管运动的心动描记法的方法。基于与 心脏活动相关的电磁现象的心动描记法的众所周知的示例是心电描记 术“ECG”，而基于心血管运动的心动描记法的示例是心冲击描记法 “BCG”和心震描记法“SCG”。超声心动图提供心脏的截面的图像 并且能够提供关于心脏的结构和功能的全面信息，但是要求昂贵的设 备和专业操作人员。ECG提供心脏的相当迅速的电评价，但是不提供 涉及收缩的力的任何信息。基于心血管运动的心动描记法牵涉指示心 血管运动的信号的测量。早先，在个体躺在设有用于测量运动的设备 的床上或者存在跨越腿的胫骨区域附连的便利设备的同时获得信号。 当前，能够使用小传感器元件(例如，加速度计)获得信号，所述小 传感器元件适合于测量表示心脏的运动的细微运动。
图1a和1b示出节律性电功能与相关心血管运动之间的关系。图 1a示出ECG波形的示例并且图1b示出指示心血管运动并且采用加速 度计在通常被称为y方向的“头到脚”方向上测量到的例示信号的波 形。为了说明性目的起见，在下面提供基本心脏功能的简要说明。
心脏包括四个室。右心房通过三尖瓣与右心室互连，而左心房通 过二尖瓣与左心室互连。血液经由上腔静脉从身体的上半部并且经由 下腔静脉从身体的下半部被输送到右心房。三尖瓣通过右心房心肌和 右心室乳头肌的同时收缩而打开从而允许血液从右心房流入右心室。 然后三尖瓣在乳头肌放松时闭合。当右心室的心肌收缩时，血液从右 心室通过肺动脉瓣被迫入肺动脉，其将血液输送到其中它被氧合的肺 中。氧合血液然后经由肺静脉输送给左心房。当二尖瓣通过左心房心 肌和左心室乳头肌的同时收缩而打开从而允许血液从左心房流入左心 室时氧合血液从左心房流入左心室。然后二尖瓣在乳头肌放松时闭合。 氧合血液然后从左心室通过主动脉瓣挤出到主动脉中，所述主动脉向 末梢脉管系统输送氧合血液。
每个心跳周期牵涉三个主要阶段：心房收缩期、心室收缩期以及 心舒张期。心房收缩期是包含左右心房的心脏肌的收缩的周期。两个 心房随着乳头肌收缩同时收缩从而强迫打开三尖瓣和二尖瓣。刺激心 脏的室的肌组织以使得它们收缩的电活动(即电收缩期)在位于右心 房里的窦房结中开始。传导电去极化继续随着波依次向下、向左以及 其次地通过两个心房去极化每个心房肌细胞而行进。电荷的这个传播 能够被视为图1a中所示出的ECG波形上的P波。这紧接着后面是心 房的机械收缩，其被检测为对应于图1b中所示出的波形的h峰的冲击 和对应于图1b中所示出的波形的i谷的反冲。当左右心房开始收缩时， 存在血液到左右心室中的高速流动，其由图1b中所示出的波形上的j 峰表示。不间断心房收缩在三尖瓣开始闭合时，引起血液到左右心室 中的附加的低速流动。血液的附加流动被称作“心房驱血”，其对应 于图1b中所示出的波形中的“a-a1”波复合。在心房被清空之后，三 尖瓣和二尖瓣闭合从而产生图1b中所示出的波形上的向下g波。心室 收缩是左右心室的肌肉的收缩，并且是由产生图1a中所示出的ECG 波形中的“Q-R-S”波复合的心室心肌的电去极化引起的。向下Q波是 由通过隔膜沿着称作“希斯氏束”的特殊细胞群的去极化的向下流动 引起的。R峰是由心室肌组织的去极化引起的，并且S波是由心房与 心室之间的心脏组织的去极化产生的。随着去极化往隔膜下方并且贯 穿心室心肌行进，心房和窦房结开始极化。三尖瓣和二尖瓣的闭合标 记心室收缩期的开始并且引起由心脏随着它跳动而做出的“扑通”声 音的第一部分。这个声音通常被称为“第一心音”。当心室心肌的电 去极化到达最高点时，使左右心室分离的房室“AV”隔膜收缩从而引 起对应于图1b中所示出的波形上的H峰的冲击，和对应于图1b中所 示出的波形上的I谷的反冲。心室收缩强迫血液通过肺动脉瓣从右心室 进入肺动脉，并且在非常高速率下通过主动脉瓣从左心室进入主动脉， 从而引起图1b中所示出的波形上的J峰。从左心室流入主动脉的血液 的减速度引起图1b中所示出的波形上的向下K波。当左心室清空时， 其压力降至主动脉中的压力以下并且主动脉瓣闭合。类似地，当右心 室中的压力降至肺动脉中的压力以下时，肺动脉瓣闭合。通常被称为 “第二心音”的“扑通”声音的第二部分是由肺动脉瓣和主动脉瓣在 心室收缩期末期的闭合引起的，从而引起图1b中所示出的波形上的向 上L波。同时随着肺动脉瓣和主动脉瓣的闭合，脉室“AV”隔膜放松 并且向上运动，以及心室心肌被再极化产生图1a中所示出的ECG波形 上的T波。包括心房舒张期和心室舒张期的心舒张期是当心脏在收缩 之后放松并且准备好以循环血液再填充时的周期。心房舒张期是在左 右心房正放松时，以及心室舒张期是在左右心室正放松时。在心房舒 张期期间，右心房被去氧合血液重新填充同时左心房重新填充有氧合 血液。心房的重新填充在舒张期早期引起图1b中所示出的波形上的向 下M波，其与作为ECG波形中的U波所被示出的希斯氏束细胞的再 极化重合。当左右心房被填充至它们最大的容量时，血液相对于三尖 瓣和二尖瓣的回流引起图1b中所示出的波形上的向上N波。
公开WO2012149652描述了一种用于通过记录心前区加速度信号 来评价主体的心肌收缩性的方法。
公开US2008194975描述了一种用于监测个体的生理状态并且检 测其中的异常的方法。所述方法包括同时接收作为ECG信号的第一信 号和指示心血管运动的第二信号。
指示心血管运动的波形的分析通常在视觉上通过合格诊断医生来 执行以便于区分异常心血管功能和正常情况。然而，在许多情况下， 通过视觉分析找出特定心脏功能障碍和异常(诸如例如心房纤颤)可 能是有挑战性的。因此，存在对用于确定指示心脏功能障碍和异常的 信息的方法和设备的需要。
发明内容
下文呈现简化发明内容以便于提供对各种发明实施例的一些方面 的基本理解。本发明内容不是本发明的广泛概述。它既不旨在识别本 发明的关键或临界要素也不旨在刻化本发明的范围。以下发明内容仅 仅以简化形式呈现本发明的一些构思作为本发明的示例实施例的更具 体描述的序言。
依照本发明，提供了用于确定指示心脏功能障碍和异常(例如心 房纤颤)的信息的新的方法。根据本发明的方法包括：
-从指示与心脏活动相关的电磁现象的第一信号中提取在心跳 率上重复的第一波图案，
-从指示心血管运动的第二信号中提取在心跳率上重复的第二 波图案，
-形成定时数据，所述定时数据的每个定时值指示从属于一个心 跳周期的第一波图案的参考点到属于同一心跳周期的第二波 图案的参考点的时间段，以及
-确定定时数据与指示心跳率的速率数据之间的相关性，该相关 性指示心脏功能障碍和异常。
第二波图案被有利地选择为使得它表示心脏对第一信号上的第一 波图案的响应。第一信号能够表示例如心电描记术“ECG”波形或电 感测量波形。第一波图案可以是例如但未必图1a中所示出的ECG波形 上的“Q-R-S”波复合的R峰，以及第二波图案可以是例如但未必图 1b中所示出的波形上的J峰。在这种情况下，R峰的顶部能够被用作 为第一波图案的参考点并且J峰的顶部能够被用作第二波图案的参考 点，以及每个定时值能够指示从R峰的顶部的时刻到J峰的顶部的时 刻的时间段。再例如，第二波图案可以是指示在通常被称为z方向的 “贯穿胸”方向上测量到的心血管运动的波形上的主动脉瓣打开“AO” 峰。
所述方法可以进一步包括从指示与心脏活动相关的电磁现象的第 一信号中和/或从指示心血管运动的第二信号中检测上述速率数据。速 率数据的检测可以包括例如检测ECG波形的连续R峰之间的时间段。 指示心跳率的速率数据基于从个体的身体测量到的第三信号而形成也 是可能的。
定时数据与速率数据之间的上述相关性能够被用作心脏功能障碍 和异常的指标。例如，鉴于经验数据，正相关意指在速率数据的每个 值例如以每分钟心跳次数来表示心跳率的瞬时值时心房纤颤的增加概 率。相应地，当速率数据的每个值例如以秒即1/心跳率来表示一个心 跳周期的时间长度时，负相关意指心房纤颤的增加概率。
能够例如但未必借助于能够根据以下等式计算的相关系数来表达 定时数据与速率数据之间的相关程度：
C(j)＝E{(TD-μT)×(PD-μP)}，
其中，C(j)是相关系数，E是期望值操作符，即E{变量}是该变量的期 望值，TD是定时数据，μT是定时数据的均值，PD是速率数据，μP是 速率数据的均值，并且j是表达在心跳周期中速率数据相对于定时数据 的时间滞后的整数。鉴于经验结果，速率数据PD具有一个心跳周期相 对于定时数据TD的滞后，即j＝1。在这种情况下，当定时数据TD涉 及给定心跳周期时，所对应的速率数据PD涉及前一个心跳周期。能够 以总是在从-1到+1的范围上的形式ρT，P表达相关系数：
ρT，P＝C(j)/(σT×σP)，
其中，σT和σP分别是定时数据和速率数据的标准偏差。
应当注意的是，存在用于表达定时数据与速率数据之间的可能相 关性的许多方式，并且本发明不限于表达相关性的任何特定方式。此 外，应当注意的是，相关性未必是数学量而是它指的是牵涉相依性的 一大类统计关系中的任一个，并且相关性在其一般意义上不暗示或者 要求因果关系。
在根据本发明的另一示例实施例的方法中，心脏功能障碍和异常 的指标的确定包括确定定时数据在基本上恒定的心跳率下的变化。例 如，鉴于经验数据，定时数据的标准偏差在心房纤颤期间可以是平均 值的约10％而在正常情况下可以是平均值的约1-2％。
根据本发明的示例实施例的方法包括对指示心血管运动的信号进 行低通滤波并且从经低通滤波的信号中检测上述AO峰和/或对指示心 血管运动的信号进行带通滤波并且从经带通滤波的信号中检测AC峰， 其中AC峰是由主动脉瓣的闭合引起的。低通滤波的上限频率可以是例 如但未必30Hz，以及带通滤波的通带可以是例如但未必从40Hz到100 Hz。低通滤波和/或带通滤波便于AO峰和/或AC峰的检测。尤其在心 房纤颤期间，AC峰比当不存在带通滤波时更易于找到带通滤波何时被 使用。能够在从指示心血管运动的信号中提取例如上述第二波图案时 利用所检测到的AO峰和/或AC峰。所检测到的AO峰和/或AC峰也 能够被用于许多其它目的，例如用于检测振幅变化、时间变化、心跳 率、收缩间隔和/或舒张间隔。
依照本发明，还提供了用于确定指示心脏功能障碍和异常的信息 的新的设备。根据本发明的设备包括：
-信号接口，所述信号接口用于接收指示与心脏活动相关的电磁 现象的第一信号和指示心血管运动的第二信号，
-处理装置，所述处理装置被耦合到信号接口并且配置成：
a)从第一信号中提取在心跳率上重复的第一波图案并且从第二 信号中提取在心跳率上重复的第二波图案，
b)形成定时数据，所述定时数据的每个定时值指示从属于一个心 跳周期的第一波图案的参考点到属于同一心跳周期的第二波 图案的参考点的时间段，以及
c)确定定时数据与指示心跳率的速率数据之间的相关性，该相关 性指示心脏功能障碍和异常。
所述设备可以进一步包括用于测量指示与心脏活动相关的电磁现 象的第一信号的第一传感器元件和/或用于测量指示心血管运动的第二 信号的第二传感器元件。第一传感器元件可以包括适合于被附连到个 体的身体的电极。第二传感器元件可以包括例如加速度计、压电传感 器、倾斜仪、压力传感器，或适合于测量力、加速度、位移或与心血 管运动相关并且指示心血管运动的任何其它量的任何其它元件。信号 接口能够从包括适当的传感器元件的外部装置接收第一信号和/或第二 信号也是可能的，即强调了设备未必包括用于测量第一信号和/或第二 信号的装置。
根据本发明的示例实施例的设备包括用于对指示心血管运动的信 号进行低通滤波的低通滤波器和用于从经低通滤波的信号中检测AO 峰的装置(例如处理器)和/或用于对指示心血管运动的信号进行带通 滤波的带通滤波器和用于从经带通滤波的信号中检测AC峰的装置。
依照本发明，还提供了用于确定指示心脏功能障碍和异常的信息 的新的计算机程序。计算机程序包括计算机可执行指令以用于控制可 编程处理器：
-从指示与心脏活动相关的电磁现象的第一信号中提取在心跳 率上重复的第一波图案，
-从指示心血管运动的第二信号中提取在心跳率上重复的第二 波图案，
-形成定时数据，所述定时数据的每个定时值指示从属于一个心 跳周期的第一波图案的参考点到属于同一心跳周期的第二波 图案的参考点的时间段，以及
-确定定时数据与指示心跳率的速率数据之间的相关性，该相关 性指示心脏功能障碍和异常。
根据本发明的示例实施例的计算机程序包括用于控制可编程处理 器对指示心血管运动的信号进行低通滤波并且从经低通滤波的信号中 检测AO峰的计算机可执行指令和/或用于控制可编程处理器对指示心 血管运动的信号进行带通滤波并且从经带通滤波的信号中检测AC峰 的计算机可执行指令。
依照本发明，还提供了新的计算机程序产品。计算机程序产品包 括编码有根据本发明的计算机程序的非易失性计算机可读介质，例如 紧凑盘“CD”。
在所附从属权利要求中描述了本发明的许多示例实施例。
既关于构造且关于操作的方法的本发明的各种示例实施例连同附 加的目的及其优点一起将在结合附图阅读时从特定示例实施例的以下 描述中最好地理解。
动词“包括”和“包含”在本文献中被用作既不排除也不要求同 样未记载的特征的存在的开放限制。除非另外显式地陈述，否则从属 权利要求中所记载的特征是可相互自由地组合的。
附图说明
参考附图在下面更详细地说明本发明的示例实施例及它们的优 点，在附图中：
图1a图示ECG波形的示例并且图1b图示指示心血管运动并且采 用加速度计在通常被称为y方向的“头到脚”方向中测量到的示例信 号的波形，
图2a图示根据本发明的示例实施例用于确定指示心脏功能障碍和 异常的信息的方法的流程图，
图2b图示根据本发明的示例实施例用于从指示心血管运动的信 号中提取AO数据和/或AC数据的方法的流程图，
图3a图示例示ECG波形以及图3b图示指示心血管运动并且用加 速度计在通常被称为z方向的“贯穿胸”方向中测量到的示例信号的 波形，
图4示出根据本发明的示例实施例用于确定指示心脏功能障碍和 异常的信息的设备的示意图示，以及
图5示出在心房纤颤的示例情况下在不同的心跳率下的ECG波形 的R峰与指示心血管运动的波形的主动脉瓣打开“AO”峰之间的时间 差。
已经在描述本发明的背景技术时解释了图1a和图1b。
具体实施方式
图2a图示根据本发明的示例实施例用于确定指示心脏功能障碍和 异常(例如心房纤颤)的信息的方法的流程图。该方法包括在阶段201 中从指示与心脏活动相关的电磁现象的第一信号中提取在心跳率上重 复的第一波图案。该方法包括在阶段202中从指示心血管运动的第二 信号中提取在心跳率上重复的第二波图案。第一和第二信号被/已被从 同一个体同时地测量到。该方法包括在阶段203中形成定时数据TD使 得定时数据的每个定时值指示从属于一个心跳周期的第一波图案的参 考点到属于同一心跳周期的第二波图案的参考点的时间段。该方法包 括在阶段204中至少部分地基于定时数据TD来确定心脏功能障碍和异 常的指标。
图3a图示指示与心脏活动相关的电磁现象的示例信号的波形，并 且图3b图示指示心血管运动的示例信号的波形。图3a和图3b中所示 出的波形对应于彼此，使得它们已被从同一个体同时地测量到。图3a 中所示出的波形是已借助于附连到个体的胸的电极所测量到的ECG波 形，并且图3b中所示出的波形已采用加速度计在通常被称为z方向的 “贯穿胸”方向中测量到。图4中所示出的坐标系统450图示z方向。
图3a和图3b共同图示定义定时数据TD的示例方式。在这个示 例情况下，出现于ECG波形上并且由心室肌组织的去极化所引起的R 峰表示在心跳率上重复的第一波图案，以及指示心血管运动的波形的 主动脉瓣打开“AO”峰表示在心跳率上重复的第二波图案。R峰的顶 部是第一波图案的参考点并且AO峰的顶部是第二波图案的参考点。
在根据本发明的另一示例实施例的方法中，R峰表示第一波图案 以及出现于在头到脚方向中测量到的并且由通过主动脉瓣从左心室流 入主动脉的血液所引起的波形上的J峰表示第二波图案。R峰的顶部能 够被用作第一波图案的参考点并且J峰的顶部能够被用作第二波图案 的参考点。
在根据本发明的示例实施例的方法中，R峰表示第一波图案并且 MC峰与出现于图3b中所示出的波形上的AO峰之间的谷310表示第 二波图案。MC峰是由二尖瓣的闭合引起的。R峰的顶部能够被用作第 一波图案的参考点并且谷310的最深点能够被用作第二波图案的参考 点。
图3a和图3b图示三个连续心跳周期：心跳周期“i-1”、心跳 周期“i”以及心跳周期“i+1”，其中“i”可以是整数。例如，与心 跳周期“i”相关的定时值TD(i)是如由图3a和图3b所图示的从心跳周 期“i”的R峰的顶部的时刻到心跳周期“i”的J峰的顶部的时刻的时 间段。
图2a中所示出的动作204包括确定定时数据TD与指示心跳率的 速率数据PD之间的相关性。鉴于经验结果，相关性能够被用作心脏功 能障碍和异常的指标。
该方法可以进一步包括从指示与心脏活动相关的电磁现象的波形 中和/或从指示心血管运动的波形中检测指示心跳率的速率数据PD。速 率数据的检测可以包括例如在ECG波形上的连续R峰之间的时间段的 检测。速率数据的检测包括例如在指示心血管运动的波形上的连续AO 峰或J峰之间的时间段的检测也是可能的。有可能利用一个以上的波形 以便于得到更可靠的速率数据。此外，从个体的身体测量第三信号也 是可能的，并且这个第三信号单独或连同指示与心脏活动相关的电磁 现象的波形和/或指示心血管运动的波形一起被用于确定指示心跳率的 速率数据。在图3a中，连续R峰之间的时间段的时间长度采用HB(i- 1)、HB(i)以及HB(i+1)表示。在心跳周期“i-1”、“i”以及“i+1” 内的速率数据分别能够被例如定义为PD(i-1)＝1/HB(i-1)、PD(i)＝ 1/HB(i)以及PD(i+1)＝1/HB(i+1)。
定时数据TD和速率数据PD之间的相关性能够借助于能够例如根 据以下等式计算的数学相关系数来表达。
C ( j ) = Σ i = 1 N [ ( TD ( i ) - μ T ) × ( PD ( i - j ) - μ P ) ] N - 1 , - - - ( 1 ) ]]>
其中，N是考虑中的心跳周期的数目，j是表达在心跳周期中速率数据 PD相对于定时数据TD的时间滞后，并且
μ T = Σ i = 1 N TD ( i ) N , μ P = Σ i = 1 N PD ( i ) N . - - - ( 2 ) ]]>
上面呈现的相关系数C(j)能够被用作心脏功能障碍和异常的指 标。鉴于经验数据，相关系数C(j＝1)的正值意指心房纤颤的增加概率 并且相关性的负值指示正常情形。
图2b图示根据本发明的示例实施例用于从指示心血管运动的信 号中提取AO数据和/或AC数据的方法的流程图。指示心血管运动的 信号采用加速度计在通常被称为z方向的“贯穿胸”方向中被有利地 测量到。该方法包括以下动作：
-动作211：对指示心血管运动的信号进行低通滤波和/或对指示 心血管运动的信号进行带通滤波，以及
-动作212：从经低通滤波的信号中检测AO峰值和/或从经带通 滤波的信号中检测AC峰。
低通滤波的上限频率可以是例如但未必30Hz，以及带通滤波的通 带可以是例如但未必从40Hz直到100Hz。低通滤波和/或带通滤波便 于AO峰和/或AC峰的检测。能够在从指示心血管运动的信号中提取 例如上述第二波图案时利用所检测到的AO峰和/或AC峰。所检测到 的AO峰和/或AC峰也能够被用于许多其它目的，例如用于检测振幅 变化、时间变化、心跳率、收缩间隔和/或舒张间隔。
根据本发明的示例实施例的方法包括检测AC-AO间隔的时间长 度并且计算指示AC-AO间隔的所检测到的时间长度的变化的强度的时 间变化量，其中AC-AO间隔中的每一个都是从AC峰中的一个到AO 峰中的随后一个的时间间隔并且时间变化量指示心脏功能障碍和异 常。这个时间变化量能够连同定时数据与速率数据之间的上述相关性 一起使用以便于提高可能的心脏功能障碍和异常的检测的可靠性。然 而，也能够单独使用这个时间变化量。
根据本发明的示例实施例的方法包括检测AC-AO间隔的时间长 度和AO-AO间隔的时间长度并且计算指示在同一心跳周期内的 AC-AO间隔的时间长度与AO-AO间隔的时间长度之间的比率的第一 比率量。AC-AO间隔中的每一个都是从AC峰中的一个到AO峰中的 随后一个的时间间隔，AO-AO间隔中的每一个都是从AO峰中的一个 到AO峰中的随后一个的时间间隔，并且第一比率量指示心脏功能障碍 和异常。这个第一比率量能够连同定时数据与速率数据之间的上述相 关性一起使用以便于提高可能的心脏功能障碍和异常的检测的可靠 性。然而，也能够单独使用第一时间变化量。
根据本发明的示例实施例的方法包括检测AC-R间隔的时间长度 和R-R间隔的时间长度并且计算指示在同一心跳周期内的AC-R间隔 的时间长度与R-R间隔的时间长度之间的比率的第二比率量。AC-R间 隔中的每一个都是从AC峰中的一个到R峰中的随后一个的时间间隔， R-R间隔中的每一个都是从R峰中的一个到R峰中的随后一个的时间 间隔，并且第二比率量指示心脏功能障碍和异常。这个第二比率量能 够连同定时数据与速率数据之间的上述相关性一起使用以便于提高可 能的心脏功能障碍和异常的检测的可靠性。然而，也能够单独使用这 个第二比率量。
图5示出在心房纤颤的例示情况下在不同的心跳率下所获得的定 时数据的经验值。图5中的每个黑点表示a)在特定心跳率周期中的 ECG波形的R峰与指示心血管运动的波形的主动脉打开“AO”峰之间 的时间差和b)在前一个心跳周期中的心跳率。图5中所示出的虚线 501的正斜率图示定时数据与速率数据的正相关。如可以从图5看到的， 当心跳率高于约85跳每分钟时定时数据的趋势连同心跳率一起增加。 在正常情况下，趋势将是基本上恒定的或减少的。
根据本发明的示例实施例的方法包括响应于其中相关系数C(j＝1) 大于阈值的情形而产生表达心房纤颤的信号。能够基于从一组患者和/ 或其它人所收集到的经验数据来确定阈值的适合值。阈值未必是常数， 而是阈值能够根据考虑中的个体、根据时间和/或根据一些其它因素而 改变。也有可能构建一系列阈值，其中每个阈值表示心房纤颤或一些 其它心脏功能障碍和/或异常的特定概率。在一些情况下阈值可以是零。
再例如，在心跳周期“i-1”、“i”以及“i+1”内的速率数据 分别能够被例如定义为PD(i-1)＝HB(i-1)、PD(i)＝HB(i)以及PD(i+ 1)＝HB(i+1)。在这种情况下，相关系数C(j＝1)的负值意指心房纤颤 的增加概率而相关性的正值指示正常情形。根据本发明的示例实施例 的方法包括响应于其中相关系数C(j＝1)小于在一些情况下可以为零的 阈值的情形而产生表达心房纤颤的信号。
在根据本发明的示例实施例的方法中，图2a中所示出的动作204 包括确定定时数据在心跳率是基本上恒定的时的变化。鉴于经验数据， 变化的程度指示心脏功能障碍和异常。在图5中，在心跳率80跳每分 钟下的变化范围采用垂直虚线段502图示。当定时数据像图3a和图3b 中所图示的那样指示R峰与AO峰之间的时间间隔时，定时数据表示 射血前期“PEP”。已注意到了，在心房纤颤期间，在连续心跳周期之 间的PEP中存在随机变化。
能够借助于能够例如根据以下等式计算的数学变化量来表达上述 变化的程度：
V = Σ i = 1 M ( TD ( i ) - μ T ) 2 M - 1 μ T × 100 % , - - - ( 3 ) ]]>
其中V是变化量，M是在考虑中的心跳率下的考虑中的定时数据值的 数目，并且
μ T = Σ i = 1 M TD ( i ) M . - - - ( 4 ) ]]>
鉴于经验数据，变化量V在心房纤颤期间可以是约10％并且在正 常情况下约1-2％。
根据本发明的示例实施例的方法包括响应于其中变化量V大于阈 值的情形而产生表达心房纤颤的信号。能够基于从一组患者和/或其它 人所收集到的经验数据来确定阈值的适合值。阈值未必是常数，而是 阈值能够根据考虑中的个体、根据时间和/或根据一些其它因素而改变。 也有可能构建一系列阈值，其中每个阈值表示心房纤颤或一些其它心 脏功能障碍和/或异常的特定概率。
根据本发明的示例实施例的方法包括检测定时数据在一个以上的 心跳率下的变化并且将检测结果用于确定心脏功能障碍和异常的指 标。例如，等式(3)和(4)能够被用于获得在数个心跳率下的变化 量并且最后的变化量能够采用数学-逻辑操作例如算术平均根据与考虑 中的心跳率相关的变化量形成。
每个峰值例如单个AO峰的高度能够通过搜索局部最大值被取为 单点。替换地，能够获得峰值使得许多样本首先从覆盖考虑中的峰的 时间窗口取得并且然后该峰值被计算为样本的数学函数(例如算术均 值)以便于减轻噪声的影响。时间窗口可以是例如100ms，并且在该 时间窗口内的样本的数目可以是例如十个以上。基于时间窗口的方法 是数字滤波的示例。一般地，存在能够被用于减轻在指示心血管运动 的信号中和在指示与心脏活动相关的电磁现象的信号中的噪声的影响 的许多数字和模拟信号处理方法。
根据本发明的示例实施例的方法包括采用传感器元件从个体的身 体可选地测量指示与心脏活动相关的电磁现象的第一信号和指示心血 管运动的第二信号。根据本发明的另一示例实施例的方法包括从存储 器读取这些信号，在这种情况下信号已被较早地测量并且记录到存储 器。根据本发明的示例实施例的方法包括从外部数据转移系统接收信 号。因此，测量不是根据本发明的实施例的方法的必要且必需步骤。
图4示出根据本发明的示例实施例用于确定指示心脏功能障碍和 异常的信息的设备的示意图示。该设备包括用于接收指示与心脏活动 相关的电磁现象的第一信号和指示心血管运动的第二信号的信号接口 401。该设备包括耦合到信号接口的处理装置402。该处理装置被配置 成：
-从第一信号中提取在心跳率上重复的第一波图案并且从第二 信号中提取在心跳率上重复的第二波图案，
-形成定时数据，所述定时数据的每个定时值指示从属于一个心 跳周期的第一波图案的参考点到属于同一心跳周期的第二波 图案的参考点的时间段，以及
-确定定时数据与指示心跳率的速率数据之间的相关性，该相关 性指示心脏功能障碍和异常。
第一信号可以表示例如心电描记术“ECG”波形或电感测量波形。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成从 ECG波形中提取R峰并且从指示心血管运动的波形中提取AO峰。在 这种情况下，R峰表示第一信号上的在心跳率上重复的第一波图案并且 AO峰表示第二信号上的在心跳率上重复的第二波图案。R峰的顶部可 以是第一波图案的参考点并且AO峰的顶部可以是第二波图案的参考 点。
在根据本发明的另一示例实施例的设备中，处理装置402被配置 成从ECG波形中提取R峰并且从指示心血管运动的波形中提取J峰。 在这种情况下，R峰表示第一信号上的在心跳率上重复的第一波图案并 且J峰表示第二信号上的在心跳率上重复的第二波图案。R峰的顶部可 以是第一波图案的参考点并且J峰的顶部可以是第二波图案的参考点。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成从 ECG波形中提取R峰并且从指示心血管运动的波形中提取MC峰与AO 峰之间的谷。在这种情况下，R峰表示第一信号上的在心跳率上重复的 第一波图案并且MC峰与AO峰之间的谷表示第二信号上的在心跳率 上重复的第二波图案。R峰的顶部可以是第一波图案的参考点并且谷的 最深点可以是第二波图案的参考点。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成计 算指示定时数据与速率数据之间的相关程度的相关系数：
C(j)＝E{(TD-μT)×(PD-μP)}，
其中，C(j)是相关系数，E是期望值操作符，TD是定时数据、μT是定 时数据的均值，PD是速率数据，μP是速率数据的均值，并且j是表达 在心跳周期中速率数据相对于定时数据的时间滞后的整数。
此外，处理装置402能够被配置成将所计算的相关系数C(j)与一 个或多个阈值相比较并且配置成响应于其中比较的结果指示心脏功能 障碍和异常的存在的情形而产生表达心脏功能障碍和异常的信号。信 号可以是例如在显示屏406上示出的消息。一个或多个阈值是能够经 由其用户接口供应给设备的优选地可调整的参数。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成检 测在第一信号上的连续R峰之间的时间段。所检测到的时间段与心跳 率成反比指示心跳率。因此，所检测到的时间段能够被用作速率数据， 或者能够借助于所检测到的时间段来构建速率数据。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成形 成速率数据使得该速率数据的每个值表示心跳率的瞬时值，并且响应 于其中相关系数大于预定阈值(例如零)的情形而产生表达心房纤颤 的信号。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成形 成速率数据使得该速率数据的每个值表示一个心跳周期的时间长度， 并且响应于其中相关系数小于预定阈值(例如零)的情形而产生表达 心房纤颤的信号。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成确 定与基本上恒定的心跳率相对应的定时数据的变化。处理装置能够被 配置成确定指示变化的程度的变化量：
V = E { TD - μ T ) 2 } μ T , ]]>
其中，V是变化量，E是期望值操作符，TD是定时数据，并且μT是在 考虑中的心跳率下定时数据的均值。
此外，处理装置402能够被配置成将所计算的变化量V与一个或 多个阈值相比较并且配置成响应于其中比较的结果指示心脏功能障碍 和异常的存在的情形而产生表达心脏功能障碍和异常的信号。信号可 以是例如在显示屏406上示出的消息。一个或多个阈值是能够经由其 用户接口供应给设备的优选地可调整的参数。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成检 测定时数据在一个以上的心跳率下的变化并且配置成基于与一个以上 的心跳率相关的变化来确定心脏功能障碍和异常的指标。例如，等式 (3)和(4)能够被用于获得在数个心跳率下的变化量并且最后的变 化量能够采用数学-逻辑操作(例如算术平均)根据与考虑中的心跳率 相关的变化量形成。
根据本发明的示例实施例的设备还包括用于从个体的身体409测 量第一信号的第一传感器元件403和用于从个体的身体测量第二信号 的第二传感器元件404。第一和第二传感器元件经由一个或多个数据转 移链路连接到信号接口，所述数据转移链路中的每一个都可以是例如 无线电链路或软线链路。从传感器元件403和404到信号接口401的 数据转移可以直接地或经由诸如例如电信网络的数据转移网络405而 发生。在图4中所示出的例示情况下，传感器元件403和404两者都 被连接到无线电发射器408。包括处理装置406的设备集成有传感器元 件也是可能的。在这种情况下，信号接口实际上是从传感器元件403 和404到处理装置402的简单布线。
在这个例示情况下，第一传感器元件403包括适合于被附连到个 体的身体的电极。第一传感器元件可以进一步包括例如放大器、信号 滤波器和/或模拟至数字“AD”转换器。第二传感器元件404可以包括 例如加速度计、压电传感器、倾斜仪、压力传感器，或适合于测量力、 加速度、位移或与心血管运动相关并且指示心血管运动的任何其它物 理量的任何其它元件。第二传感器元件可以进一步包括例如放大器、 信号滤波器和/或模拟至数字“AD”转换器。加速度计有利地是能够在 例如图4中所示出的坐标系统450的三个相互正交的方向x、y和z中 独立地测量运动的三轴加速度计。在这种情况下，指示心血管运动的 第二信号包括三个分量，并且能够例如通过形成其欧几里德范数即指 示心血管运动的三个分量向量的绝对值预处理第二信号。
根据本发明的示例实施例的设备被配置成在具有固定时间起始点 和固定时间结束点的时间窗口内或在具有固定时间长度并且与经过的 时间一起移动的滑动时间窗口内记录第一和第二信号。设备可以包括 用于记录信号的内部存储器407和/或设备可以包括用于连接到外部存 储器的数据端口。
根据本发明的示例实施例的设备包括用于预处理指示与心脏活动 相关的电磁现象的第一信号和/或指示心血管运动的第二信号的装置。 预处理可以包括例如在第二信号上消除由例如呼吸、个体的非心血管 运动、由外部原因所引起的震颤等所引起的噪声。用于预处理的装置 能够例如采用处理装置402被实现，或者可以存在用于预处理的一个 或多个单独的处理装置。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成对 指示心血管运动的第二信号进行低通滤波并且配置成从经低通滤波的 信号中检测上述AO峰。图4中所示出的功能块420表示低通滤波，并 且功能块422表示AO峰的检测。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置402被配置成对 指示心血管运动的第二信号进行带通滤波并且配置成从经带通滤波的 信号中检测AC峰，AC峰是由主动脉瓣的闭合引起的。图4中所示出 的功能块421表示带通滤波，并且功能块422表示检测AC峰。在图4 中所图示的例示情况下，存在低通滤波和带通滤波两者并且功能块422 表示AO峰和AC峰两者的检测。低通滤波的上限频率可以是例如但未 必30Hz，以及带通滤波的通带可以是例如但未必从40Hz直到100Hz。 低通滤波和/或带通滤波便于AO峰和/或AC峰的检测。在从指示心血 管运动的信号中提取例如上述第二波图案时能够利用所检测到的AO 峰和/或AC峰。所检测到的AO峰和/或AC峰也能够被用于许多其它 目的，例如用于检测振幅变化、时间变化、心跳率、收缩间隔和/或舒 张间隔。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置502被配置成检 测AC-AO间隔的时间长度并且配置成计算指示AC-AO间隔的所检测 到的时间长度的变化的强度的时间变化量。AC-AO间隔中的每一个都 是从AC峰中的一个到AO峰中的随后一个的时间间隔并且时间变化量 指示心脏功能障碍和异常。这个时间变化量能够连同定时数据与速率 数据之间的上述相关性一起使用以便于提高可能的心脏功能障碍和异 常的检测的可靠性。然而，也能够单独使用这个时间变化量。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置502被配置成检 测AC-AO间隔的时间长度和AO-AO间隔的时间长度并且配置成计算 指示在同一心跳周期内的AC-AO间隔的时间长度与AO-AO间隔的时 间长度之间的比率的第一比率量。AC-AO间隔中的每一个都是从AC 峰中的一个到AO峰中的随后一个的时间间隔，AO-AO间隔中的每一 个都是从AO峰中的一个到AO峰中的随后一个的时间间隔，并且第一 比率量指示心脏功能障碍和异常。这个第一比率量能够连同定时数据 与速率数据之间的上述相关性一起使用以便于提高可能的心脏功能障 碍和异常的检测的可靠性。然而，也能够单独使用这个第一比率量。
在根据本发明的示例实施例的设备中，处理装置502被配置成检 测AC-R间隔的时间长度和R-R间隔的时间长度并且配置成计算指示 在同一心跳周期内的AC-R间隔的时间长度与R-R间隔的时间长度之 间的比率的第二比率量。AC-R间隔中的每一个都是从AC峰中的一个 到R峰中的随后一个的时间间隔，R-R间隔中的每一个都是从R峰中 的一个到R峰中的随后一个的时间间隔，并且第二比率量指示心脏功 能障碍和异常。这个第二比率量能够连同定时数据与速率数据之间的 上述相关性一起使用以便于提高可能的心脏功能障碍和异常的检测的 可靠性。然而，也能够单独使用这个第二比率量。
处理装置402能够例如采用一个或多个处理器电路被实现，所述 处理器电路中的每一个都可以是设有适当的软件、诸如例如专用集成 电路“ASIC”的专用硬件处理器或诸如例如现场可编程门阵列“FPGA” 的可配置硬件处理器的可编程处理器电路。
根据本发明的示例实施例的计算机程序包括用于确定指示心脏功 能障碍和异常的信息的软件模块。软件模块包括用于控制可编程处理 器进行下列的计算机可执行指令：
-从指示与心脏活动相关的电磁现象的第一信号中提取在心跳 率上重复的第一波图案，
-从指示心血管运动的第二信号中提取在心跳率上重复的第二 波图案，
-形成定时数据，所述定时数据的每个定时值指示从属于一个心 跳周期的第一波图案的参考点到属于同一心跳周期的第二波 图案的参考点的时间段，以及
-确定定时数据与指示心跳率的速率数据之间的相关性，该相关 性指示心脏功能障碍和异常。
在根据本发明的示例实施例的计算机程序中，软件模块包括下列 中的至少一个：
-用于控制可编程处理器对指示心血管运动的信号进行低通滤 波并且从经低通滤波的信号中检测AO峰的计算机可执行指 令，和/或
-用于控制可编程处理器对指示心血管运动的信号进行带通滤 波并且从经带通滤波的信号中检测AC峰的计算机可执行指 令。
软件模块可以是例如采用适合的编程语言并且采用适合于该编程 语言的编译器和可编程处理器实现的子例程或函数。
根据本发明的示例实施例的计算机程序产品包括编码有根据本发 明的实施例的计算机程序的计算机可读介质，例如紧凑盘(“CD”)。
根据本发明的示例实施例的信号被编码成承载定义根据本发明的 实施例的计算机程序的信息。
在上面所给出的描述中提供的特定示例不应该被解释为限制所附 权利要求的范围和/或适用性。此外，还应当注意的是，在许多情况下， 本发明能够连同其它技术一起用于检测心脏功能障碍和异常。