心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計方法
【專利摘要】提供心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計方法。一種用于利用時間延遲嵌入估計心血管特征(諸如，心臟心搏間期)的計算機實現的方法，包括：從生物生理傳感器接收準周期的觀察的數據流，選擇第一延時值，通過時間延遲嵌入從觀察的數據流在多維坐標空間生成具有第一維度的第一矢量。所述方法還包括：選擇穿過坐標空間的原點并且具有等于或高于第一維度的第二維度的第一平面，識別第一矢量沿一個方向經過第一平面的多個交叉，關聯與交叉中的每個相應的時間值。所述方法還包括計算與連續交叉相應的時間值之間的多個時間段，其中，所述時間段表示一連串心搏間期。
【專利說明】
心血管周期、等值線分析和心率的低功耗、魯棒估計方法
[00011 本申請要求2015年1月30日提交的第62/110,263號美國臨時申請、2015年2月4日 提交的第62/112,032號美國臨時申請以及2015年2月6日提交的第62/113,092號美國臨時 申請的權益，這些申請通過引用包含于此。
技術領域
[0002] 本描述一般涉及信號處理，更具體地說，涉及用于心血管周期、等值線分析 (contour analysis)和心率的低功耗、魯棒估計的方法。
【背景技術】
[0003] 信號處理一般包括采集、組織、變換以及匯總原始輸入數據，以產生有意義或有用 的信息或者輸出數據。信號處理通常操作大量的數值數據，并且可包括諸如數據的排序、格 式化、聚合、分類、驗證和報告的處理。
[0004] 延時嵌入定理詳細說明了可從對動力學系統的狀態的一系列觀察而重建混沌動 力學系統的條件。一般而言，重建應保存在光滑坐標變化下不變化的動力學系統的特性，但 是不一定要保存相空間中的結構的幾何形狀。例如，Takens定理（1981)提供延時嵌入定理， 所述延時嵌入定理提供可從觀察的時間序列重建物理系統的基本動力學的條件，給定在等 間距的時刻的足夠數量的觀察。
【發明內容】
[0005] 根據一個實施例，一種裝置，包括：內存，存儲機器指令;處理器，被結合到內存，執 行機器指令，從而:從數據流沿第一維生成與第一時間對應的第一坐標，沿第二維生成與第 二時間對應的第二坐標，其中，第二時間由于時間延遲值而與第一時間不同，其中，第二維 具有比第一維高的維數，基于第一坐標和第二坐標生成第一矢量軌跡，基于對矢量軌跡的 與期望的決定線交叉的多個初級交叉點的確定，來確定心血管特征。
[0006] 根據另一實施例，一種方法，包括:從數據流沿第一維生成與第一時間對應的第一 坐標;沿第二維生成與第二時間相應的第二坐標，其中，第二時間由于時間延遲值而與第一 時間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數;基于第一坐標和第二坐標生成第一矢量軌 跡;基于對矢量軌跡的與期望的決定線交叉的多個初級交叉點的確定，來確定心血管特征。
[0007] 根據另一實施例，一種計算機程序產品，包括:編碼有適合于被處理器執行以實現 下述操作的指令的非暫時、計算機可讀存儲器介質：從數據流沿第一維生成與第一時間相 應的第一坐標，沿第二維生成與第二時間相應的第二坐標，其中，第二時間由于時間延遲值 而與第一時間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數，基于第一坐標和第二坐標生成第 一矢量軌跡，基于對矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個初級交叉點的確定，來確定心血 管特征。
[0008] 在附圖和以下的描述中闡述本公開的一個或多個實施例的細節。從描述、附圖和 權利要求，本公開的其他特征、目的和優點將是清楚的。
【附圖說明】
[0009] 圖1示出根據實施例的描述示意性周期估計裝置的框圖。
[0010] 圖2示出根據實施例的與觀察的數據的時間序列相應的相軌跡的示例性二維重建 的圖形。
[0011] 圖3A示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的邏輯圖。
[0012] 圖3B示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。
[0013] 圖3C示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。
[0014] 圖4是根據實施例描述實現周期估計裝置的示例性計算系統的示意圖。
【具體實施方式】
[0015] 以下參照示出本發明的示例性實施例的附圖，將更加全面地描述本發明。雖然本 發明對各種變化和可替換形式是敏感的，但是它的特定實施例通過附圖中的示例的方式被 示出，并在此將被詳細地描述。然而，應理解不意圖將本發明限制在公開的具體形式，相反， 本發明將覆蓋落入本發明的精神和范圍內的全部變化、等同和替換。
[0016] 心血管周期一般表示由心臟引起的幾乎規則的周期性血壓和容積脈搏(volume pul se)。連續的單獨的心跳之間的每個周期的時間長度通常被稱為心搏間期（interbeat interval) (IBI或RR間期）。心率是心血管周期的倒數。
[0017] 在正常的心臟活動期間，連續時間序列的IBI值存在一些變化。該自然變化被稱為 心率變異性(HRV)。相對含噪聲的或低振幅的傳感器信號可增加測量誤差，所述測量誤差進 一步損壞觀察的心跳信號的接近周期性的特性。因此，觀察的心跳傳感器信號通常表示準 周期函數(quasiperiodic function)。也就是說，該信號與周期函數相似，但是顯示不規則 的周期性，并且不滿足以固定的間隔重現的周期函數的嚴格定義。準周期行為包括重復出 現的具有不適宜于精確測量的不可預測性的分量的圖案。
[0018] 通常在心電圖（ECG或EKG)中，從通常均包括三個分量波形(Q波、R波和S波）的與心 室收縮相應的兩個連續的QRS波群中的每個QRS波群的起始，來測量連續心跳之間的時間間 隔。然而，QRS波群的起始可能難以位于相對多地含噪聲的或低振幅的傳感器信號中，這可 導致測量誤差。因此，有時在連續心跳的R波峰之間測量IBI，以降低測量誤差。
[0019] 還可從外周脈搏測量(例如，數字容積脈搏測量(諸如，光電血管容積圖（PPG)、光 獲得的體積描計圖）或者器官的容積測量)來確定IBIJPG傳感器已經被用于監測呼吸和心 跳、血氧飽和度、血容量減少以及其他循環狀況。
[0020] 作為一種已知類型的PPG傳感器的脈搏血氧儀(pulse oximeter)使用一個或多個 顏色的光照射皮膚，并且測量光吸收在每個波長的變化。PPG傳感器例如使用光發射器(諸 如，發光二極管(LED))照射皮膚，并且例如使用光電檢測器(諸如，光電二極管)測量穿過相 對較薄的身體部分(諸如，手指或耳垂)而傳播的光的量，或者測量從皮膚反射的光的量。 [0021]傳統的PPG通常監測皮膚的真皮及皮下組織的血液的灌注，這可被用于檢測例如 與心臟的連續心動周期的壓力脈搏對應的容積(volume)的變化。如果PPG在未壓縮皮膚的 情況下被附著，則二次壓力峰值(secondary pressure peak)還可從靜脈叢被觀察到。微控 制器通常處理并計算波形信號的峰值，以對每分鐘的心跳(bmp)進行計數。
[0022]具有與之前的RR間隔對比地繪制的當前RR間隔的，其中每個數據點表示一對連續 跳動的RR間隔的洛倫茲散點圖（Lorenz plot)或龐加萊散點圖（Poincarg plot)已經被用 作為用于評估HRV的幾何的或圖形的非線性方法。這些散點圖允許以具有相對低維度的子 空間（例如，二維或三維子空間）可視化更高維的相空間。在一些分析中，數學定義的幾何形 狀(諸如，橢圓的、線性的或三角的形狀）已經適合于全部的數據模式。在其他分析中，沿著 或正交于均等線或標識線（identity Iine)的軸線的點的分散已經被評估。
[0023]根據一個實施例，周期估計裝置可隨時間處理生物生理傳感器數據的流并且輸出 生物生理特征數據的流，例如，心搏間期或瞬時心率。該處理實現涉及構造與系統中的一系 列的時間延遲相關聯的多坐標(multiple coordinates)的時間延遲嵌入。
[0024]根據一個實施例，周期估計裝置和方法提供在生物生理傳感器和關聯的微控制器 由相對較小的電池供電的心血管測量環境中確定心血管周期、等值線分析（c ο n t 〇 u r analysis)和心率的低功耗方法。周期估計裝置和方法還確定針對信號噪聲和偽影穩健(魯 棒)的心血管周期、等值線分析和心率。
[0025] 圖1示出根據實施例的描述示意性周期估計裝置的框圖。示意性周期估計裝置10 采用延時嵌入處理以估計心血管周期、等值線分析和心率。周期估計裝置10包括:傳感器信 號接收器12、信號調整器14、抗紋波計時器16、交叉點（intercept，截點）檢測器18、間隔計 算器20、錯誤檢測器22和初始化計時器（initialization timer)24。
[0026] 傳感器信號接收器12接收作為輸入的生物生理傳感器數據(例如，光電血管容積 圖（PPG，光電容積圖）傳感器信號）。在各種實施例中，可被周期估計裝置10分析的生物生理 傳感器數據包括:光傳感器數據(例如，PPG)、電勢傳感器數據(例如，心電圖（ECG或EKG))、 電阻抗傳感器數據(例如，生物Z?阻抗式心動描記法(ICG))，但不限于此。
[0027] 信號調整器14繪制輸入信號相對于延時的信號（例如，固定的延時）。抗紋波計時 器16在抗紋波期間將信號設置為零。交叉點檢測器18去除傳感器信號的相對高頻分量、針 對信號導數實現時間延遲嵌入，并且檢測交叉點（intercept，截點）或零交叉（zero crossings，過零）。
[0028] 例如，對于具體的測量時間序列函數s(t)，坐標：{s(t)，s(t-500)}可被用于重建 相應的相軌跡。在二維坐標空間中分別針對X軸和y軸繪制坐標。在本示例中，坐標表示沿X 軸在時間t處的當前觀察的樣本、沿y軸比時間t早500毫秒(ms)觀察的樣本。在其他實施例 中，時間延遲值可變化。例如，時間延遲在各種實施例中可以是100ms、200ms、300ms、900ms、 1200ms或任何其他有用的值。
[0029] 在可選的實施例中，可使用多個時間延遲值作為沿每個軸的函數變量，在更高維 度的坐標空間中重建與時間序列函數相應的相軌跡。例如，針對上面的測量時間序列函數s (t)，坐標：{s (t)，s (t-500)，s (t-1000)}可被用于在三維坐標空間中創建三維矢量。在本示 例中，坐標表示沿X軸在時間t處的當前觀察的樣本、沿y軸比時間t早500ms觀察的樣本以及 沿z軸比時間t早1000 rns觀察的樣本。在各種實施例中，時間延遲值可變化。例如，時間延遲 在各種實施例中是100ms、200ms、300ms、900ms、1200ms或任何值。
[0030] 間期計算器（間隔計算器)20計算零交叉之間的時間段，例如，以確定主體心臟的 心搏間期（IBI)。錯誤檢測器22在錯誤情況(例如，過大的傳感器運動或離群數據)被檢測到 時，將輸出設置為默認值。初始化計時器24為了讓處理輸出達到穩定狀態，在周期估計處理 被發起時臨時地將輸出信號設置為默認值。
[0031 ]圖2示出根據實施例的與觀察的數據的時間序列相應的相軌跡(trajectory)的示 例性二維重建的圖形繪制。示例性軌跡(trace )30示出二維重建的幾個循環。針對矢量32在 線34或以45度角穿過坐標空間原點(0,0)的射線上的交叉來評估矢量32的相對于X軸和y軸 的軌跡。矢量32在沿線34的幾個點與期望的線34交叉。箭頭36和38指示軌道的方向。每當矢 量32以具體的方向（例如，在圖2中從左至右)穿過線34時指示循環或周期的開始。針對二維 重建，期望的線具有一維的屬性。
[0032]在使用多于一個時間延遲以例如創建示出三維坐標空間中的三維重建的幾個循 環的軌跡的可選的實施例中，經過二維的平面的交叉被評估。在另一實施例中，示出四維重 建的幾個循環的軌跡在四維坐標空間中被創建，并且經過三維的形狀的交叉被評估。
[0033] 在可選的實施例中，多個時間延遲值被用于創建附加的補充結果，諸如，基于不同 時間延時的周期的分布。例如，可使用150ms、300ms和450ms的時間延遲來創建特定維度的 各自的重建。在此情況下，可基于周期的產生的分布(三組)來執行進一步的統計計算或推 斷。
[0034] 在另一可選的實施例中，循環切割平面(cycle-cut)的多個選擇被用于創建附加 的補充結果，諸如，基于不同循環切割平面的周期的分布。例如，在30度、45度和60度的循環 切割平面可被用于具體維度的重建中。可基于周期的產生的分布來執行進一步的統計計算 或推斷。
[0035] 在仍另一可選的實施例中，多個時間延遲值以及循環切割平面的多個選擇被用于 創建額外的補充結果，諸如，基于具有不同循環切割平面的不同時間延遲值的周期的分布。 例如，可使用150ms、300ms和450ms的時間延遲來創建特定維度的各自的重建，并且可使用 在30度、45度和60度的循環切割平面中的三個不同選擇來評估每個重建。基于周期的產生 的分布可執行進一步的統計計算或推斷。
[0036]圖3A示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的邏輯圖。根據一個實 施例，可通過周期估計裝置來執行用于利用時間延遲嵌入估計心血管周期、等值線分析和 心率的方法。PPG傳感器40檢測輸入信號，例如，心血管周期信號。在42，輸入信號被米樣和 保持，并且與離散脈沖信號44組合。在46,固定的整數延時(例如，Z^ 1)被應用于輸入信號，以 獲得延時的信號。在48,從延時的信號減去42的輸出信號。48的輸出信號如由參考標號"Γ 所指示地被發送到圖3C的緩沖器100用于進一步地處理。
[0037]在50，48的輸出信號的數字數據類型被轉換為，例如，雙精度浮點數。在52，使用低 通濾波器去除50的輸出信號的相對高頻分量。在54,計算52的輸出信號關于時間的離散導 數。
[0038]數字時鐘56在抗紋波期間的初始被重置為零。在60,使用關系運算符(例如，2 )將 抗紋波拖延(延續）時間58(例如，0.5s)與數字時鐘56進行比較。在64，在抗紋波時間段期 間，使用默認輸出（例如，零)62,要不就使用來自54的離散導數。64的輸出信號如由參考標 號"2"所指示地被發送到圖3B的70、76和78用于進一步地處理。
[0039]圖3B示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。在70， 當前點的時間延遲(例如，50秒)被應用于圖3A的64的輸出信號。應理解，在不脫離本公開的 范圍的情況下，當前點的時間延時可以是任何值。在74,從70的輸出信號減去魯棒性偏移常 數(例如，零)72。在76,使用關系運算符(例如，>)將74的差輸出信號(difference output signal)與圖3A的64的輸出信號進行比較。
[0040] 在78,一點的滯后(one-point lag)被應用于64的輸出信號。在80,之前點的時間 延遲(例如，50秒)被應用于78的輸出信號。應理解，在不脫離本公開的范圍情況下，之前點 的時間延遲可以是任何值。在82,80的輸出信號與魯棒性偏移常數72相加。在84,使用關系 運算符(例如，O將82的和輸出信號與78的輸出信號進行比較。在86,基于76和84的輸出信 號是真或正的而檢測時間延遲嵌入的零交叉點。如果零交叉點被檢測到，則將零交叉標志 作為輸入發送到92，并且將零交叉標志作為IBI標志提供在94輸出。
[00411在88，一點的滯后被應用于86的檢測到的零交叉點輸出，以計算心搏間期。在90， 例如，使用每當檢測到零交叉就重置的計數器來計算心搏間期。在92,90的當前計數值輸出 被采樣和保持，并且92的輸出信號如參考標號"4"所指示地被發送到圖3C的122,以用于進 一步地處理。
[0042]圖3C示出根據實施例的表示估計心血管周期的示例性方法的另一邏輯圖。圖3A的 48的輸出信號在100被緩沖。在102,計算100的緩沖的輸出信號的標準差。在106,使用關系 運算符(例如，<)將102的輸出信號與常數104進行比較。在108,如果106的比較輸出是真， 則錯誤(例如，平點）被檢測，并且滯后(hysteresis)錯誤標志110在錯誤滯后(hysteresis) 時間期間被應用。
[0043] 在114，如果傳感器運動檢測的標志112被接收，則錯誤(例如，被檢測的運動)被檢 測到，并且滯后錯誤標志116在錯誤滯后時間期間被應用。如果在118從108或114的輸出檢 測到錯誤，則在122，使用掩蔽的值120，否則，使用圖3B的92的輸出信號值。
[0044] 數字時鐘124在處理初始化被重置為零。在128,使用關系運算符(例如，2 )將初始 化時間126(例如，2秒)與數字時鐘124進行比較，以獲得初始化時間段。在132，在初始化時 間段期間，默認輸出（例如，零)130被使用，否則，122的輸出值被使用。在134，因此產生的間 期(例如，IBI)作為輸出被提供。
[0045] 下面的偽代碼實現在本公開中所描述的用于估計心血管周期、等值線分析和心率 的方法的實施例：
[0046] Start with a quasiperiodic biophysioIogical sensor signal,s(t), such as ECG，PPG,BioZ?,etc.
[0047] Select a delay value,deltaT
[0048] Create Embedding:Generate an n-vector,x(t)where x(t) = {s(t_n*deltaT)， s(t-(n_l)*deltaT)，···，s(t)}·(This entails a minimum startup time of n*deltaT.)
[0049] Based on the n-dimensional coordinate space corresponding to the defined coordinates,choose a(n_l)-plane that passes through the signal trajectory.(This plane should have a specified orientation and is called the" cycle-cut plane·"）
[0050] Look for crossings of x(t)through the cycle-cut plane,and annotate each crossing with the direction that it crosses.For each value of t,generate a flag that indicates whether the plane has been crossed in that sample.
[0051] Record the times associated with crossings in a certain direction: (T1，T2，T3,…）
[0052] Calculate the ibi(inter-beat interval)periods associated with this as (T2-T1，T3-T2，···）
[0053] Output this stream of ibi's
[0054] 再次參照圖3A、3B和3C，示出的處理流程表示n = 2的情況，其中，n = 2的情況具有 如穿過原點的45度平面的循環切割平面的單一選擇。在可選的實施例中，偽代碼可被改變 以基于時間延遲(deltaT)的不同值和循環切割平面的不同選擇來生成IBI周期的分布。
[0055] 因為公開的方法不要求復雜的計算，而僅要求每個樣本的較少的操作，所以可使 用相對低的功耗來執行處理。這在一些環境(例如，由較小電池供電的嵌入式微控制器）中 可能是有利的。此外，因為不足夠大到引起線或平面交叉的漂移在進一步計算中被忽略，所 以該處理是相對魯棒的，尤其在具有相對較低信噪比（SNR)或具有間歇的噪聲的環境中。 [0056] 如圖4中所示，示例性計算裝置140可實現包括處理器142、內存144、輸入/輸出裝 置(1/0)146、存儲器148和網絡接口 150的周期估計裝置。計算裝置140的各個組件通過本地 數據鏈接152被連接，本地數據鏈接152在各種實施例中包括，例如，地址總線、數據總線、串 行總線、并行總線或它們的任何組合。
[0057]計算裝置140可被用于，例如，實現使用時間延遲嵌入估計心血管周期、等值線分 析和心率的方法。為了執行圖1的使用時間延遲嵌入估計心血管周期、等值線分析(contour analysis，輪廓分析)和心率的方法的功能，存儲在計算機可讀介質(諸如，存儲器148或連 接到計算裝置140的外圍存儲器組件)上的編程代碼(諸如，源代碼、目標代碼或可執行的代 碼)可被加載到內存144中，并且被處理器142執行。
[0058]在此參照流程圖或框圖描述本公開的多個方面，在流程圖或框圖中可通過計算機 程序指令實現每個框或框的任何組合。所述指令可被提供到通用計算機、專用計算機或其 他可編程的數據處理設備的處理器，以完成機器或制品，當由處理器執行時，所述指令創建 用于實現示圖中的每個框或框的組合所指定的功能、動作或事件的方法。
[0059] 就這一點而言，流程圖或框圖中的每個框可對應于包括用于實現指定邏輯功能的 一個或多個可執行指令的代碼的模塊、段或部分。還應注意的是，在一些可選的實施例中， 與任何框相關聯的功能可發生在附圖中所指出的順序之外。例如，連續示出的兩個框實際 上可大體同時地被執行，或者框有時可以以相反的順序被執行。
[0060] 本領域的普通技術人員將理解，本公開的方面可被實施為裝置、系統、方法或計算 機程序產品。因此，在此通常稱為電路、模塊、組件或系統的本公開的方面可被實施在硬件、 軟件(包括固件、常駐軟件、微碼等），或者軟件和硬件的任何組合中，其中，所述硬件、軟件 或者軟件和硬件的任何組合包括實施在具有在其上實施的計算機可讀程序代碼的計算機 可讀介質中的計算機編程產品。
[0061] 將理解可進行各種變化。例如，如果以不同的順序執行本公開的技術的步驟，和/ 或如果以不同的方式組合本公開的系統中的組件，和/或通過其他組件代替或補充本公開 的系統的組件，則仍可獲得有用的結果。因此，在以下權利要求的范圍內包括其他實施例。
【主權項】
1. 一種周期估計裝置，包括： 存儲器，存儲機器指令； 處理器，結合到存儲器，執行機器指令，從而： 從數據流沿第一維生成與第一時間對應的第一坐標， 沿第二維生成與第二時間對應的第二坐標，其中，第二時間由于時間延遲值而與第一 時間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數， 基于第一坐標和第二坐標生成第一矢量軌跡， 基于對第一矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個初級交叉點的確定，來確定心血管特 征。2. 如權利要求1所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令以從生物生理傳感 器接收數據流。3. 如權利要求2所述的周期估計裝置，其中，生物生理傳感器包括光電血管容積圖PPG 傳感器。4. 如權利要求1所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令，從而： 確定第一矢量軌跡沿一定方向與期望的決定線交叉的所述多個初級交叉點，其中，決 定線穿過坐標空間的原點； 將多個初級時間值與所述初級交叉點相關聯，每個初級時間值對應于各自的初級交叉 占 . 計算與連續的初級交叉點對應的初級時間值之間的多個初級時間段，其中，所述多個 初級時間段表示心搏間期的初級流。5. 如權利要求4所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令，從而： 沿第三維生成與第三時間對應的第三坐標，其中，第三時間由于時間延遲值而與第二 時間不同，其中，第三維具有比第二維高的維數； 基于第一坐標、第二坐標和第三坐標生成第二矢量軌跡； 基于對第二矢量軌跡沿一個方向穿過期望的平面的多個二級交叉點的確定，確定心血 管的特征， 將多個二級時間值與所述多個二級交叉點相關聯，每個二級時間值對應于各自的二級 交叉點， 計算與連續的二級交叉點對應的二級時間值之間的多個二級時間段，其中，所述多個 二級時間段表示心搏間期的二級流。6. 如權利要求4所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令以計算所述多個初 級時間段中的每個初級時間段的倒數，其中，所述倒數表示心率。7. 如權利要求1所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令，從而： 沿第三維生成與第三時間對應的第三坐標，其中，第三時間由于第二時間延遲值而與 第一時間不同， 基于第一坐標、第二坐標和第三坐標生成第二矢量軌跡； 基于對第二矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個二級交叉點的確定，確定心血管特 征； 將多個二級時間值與所述二級交叉點相關聯，每個二級時間值對應于各自的二級交叉 占. ^ \\Λ ， 計算與連續的二級交叉點對應的二級時間值之間的多個二級時間段，所述多個二級時 間段表示心搏間期的二級流； 基于心搏間期的初級流和心搏間期的二級流的分布執行統計推斷。8. 如權利要求7所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令以計算所述多個二 級時間段中的每個二級時間段的倒數，其中，所述倒數表示心率。9. 如權利要求1所述的周期估計裝置，其中，處理器還執行機器指令以基于已經被刪除 的錯誤提供默認輸出值。10. -種用于在周期估計裝置中確定心血管特征的方法，包括： 從數據流沿第一維生成與第一時間對應的第一坐標； 沿第二維生成與第二時間對應的第二坐標，其中，第二時間由于時間延遲值而與第一 時間不同，其中，第二維具有比第一維高的維數； 基于第一坐標和第二坐標生成第一矢量軌跡； 基于對第一矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個初級交叉點的確定，來確定心血管特 征。11. 如權利要求10所述的周期估計裝置方法，還包括從生物生理傳感器接收數據流。12. 如權利要求11所述的周期估計裝置方法，其中，生物生理傳感器包括光電血管容積 圖PPG傳感器。13. 如權利要求10所述的方法，還包括： 確定第一矢量軌跡沿一定方向與期望的決定線交叉的所述多個初級交叉點，其中，決 定線穿過坐標空間的原點； 將多個初級時間值與所述初級交叉點相關聯，每個初級時間值對應于各自的初級交叉 占. 計算與連續的初級交叉點對應的初級時間值之間的多個初級時間段，其中，所述多個 初級時間段表示心搏間期的初級流。14. 如權利要求13所述的方法，還包括： 沿第三維生成與第三時間對應的第三坐標，其中，第三時間由于時間延遲值而與第二 時間不同，其中，第三維具有比第二維高的維數； 基于第一坐標、第二坐標和第三坐標生成第二矢量軌跡； 基于對第二矢量軌跡沿一個方向穿過期望的平面的多個二級交叉點的確定，確定心血 管的特征， 將多個二級時間值與所述多個二級交叉點相關聯，每個二級時間值對應于各自的二級 交叉點， 計算與連續的二級交叉點對應的二級時間值之間的多個二級時間段，其中，所述多個 二級時間段表示心搏間期的二級流。15. 如權利要求13所述的方法，還包括計算所述多個初級時間段中的每個的倒數，其 中，所述倒數表示心率。16. 如權利要求10所述的方法，還包括： 沿第三維生成與第三時間對應的第三坐標，其中，第三時間由于第二時間延遲值而與 第一時間不同， 基于第一坐標、第二坐標和第三坐標生成第二矢量軌跡； 基于對第二矢量軌跡與期望的決定線交叉的多個二級交叉點的確定，確定心血管特 征； 將多個二級時間值與所述二級交叉點相關聯，每個二級時間值對應于各自的二級交叉 占 . 計算與連續的二級交叉點對應的二級時間值之間的多個二級時間段，所述多個二級時 間段表示心搏間期的二級流； 基于心搏間期的初級流和心搏間期的二級流的分布執行統計推斷。17. 如權利要求16所述的方法，還包括計算所述多個二級時間段中的每個的倒數，其 中，所述倒數表示心率。18. 如權利要求10所述的方法，還包括基于已經被刪除的錯誤提供默認輸出值。
【文檔編號】G06F19/00GK105844075SQ201610069683
【公開日】2016年8月10日
【申請日】2016年2月1日
【發明人】李葉磊, 阿西夫·卡拉克
【申請人】三星電子株式會社