心血管周期、等值线分析和心率的低功耗、鲁棒估计方法
【专利摘要】提供心血管周期、等值线分析和心率的低功耗、鲁棒估计方法。一种用于利用时间延迟嵌入估计心血管特征(诸如，心脏心搏间期)的计算机实现的方法，包括：从生物生理传感器接收准周期的观察的数据流，选择第一延时值，通过时间延迟嵌入从观察的数据流在多维坐标空间生成具有第一维度的第一矢量。所述方法还包括：选择穿过坐标空间的原点并且具有等于或高于第一维度的第二维度的第一平面，识别第一矢量沿一个方向经过第一平面的多个交叉，关联与交叉中的每个相应的时间值。所述方法还包括计算与连续交叉相应的时间值之间的多个时间段，其中，所述时间段表示一连串心搏间期。
【专利说明】
心血管周期、等值线分析和心率的低功耗、鲁棒估计方法
[00011 本申请要求2015年1月30日提交的第62/110,263号美国临时申请、2015年2月4日 提交的第62/112,032号美国临时申请以及2015年2月6日提交的第62/113,092号美国临时 申请的权益，这些申请通过引用包含于此。
技术领域
[0002] 本描述一般涉及信号处理，更具体地说，涉及用于心血管周期、等值线分析 (contour analysis)和心率的低功耗、鲁棒估计的方法。
【背景技术】
[0003] 信号处理一般包括采集、组织、变换以及汇总原始输入数据，以产生有意义或有用 的信息或者输出数据。信号处理通常操作大量的数值数据，并且可包括诸如数据的排序、格 式化、聚合、分类、验证和报告的处理。
[0004] 延时嵌入定理详细说明了可从对动力学系统的状态的一系列观察而重建混沌动 力学系统的条件。一般而言，重建应保存在光滑坐标变化下不变化的动力学系统的特性，但 是不一定要保存相空间中的结构的几何形状。例如，Takens定理（1981)提供延时嵌入定理， 所述延时嵌入定理提供可从观察的时间序列重建物理系统的基本动力学的条件，给定在等 间距的时刻的足够数量的观察。
【发明内容】
[0005] 根据一个实施例，一种装置，包括：内存，存储机器指令;处理器，被结合到内存，执 行机器指令，从而:从数据流沿第一维生成与第一时间对应的第一坐标，沿第二维生成与第 二时间对应的第二坐标，其中，第二时间由于时间延迟值而与第一时间不同，其中，第二维 具有比第一维高的维数，基于第一坐标和第二坐标生成第一矢量轨迹，基于对矢量轨迹的 与期望的决定线交叉的多个初级交叉点的确定，来确定心血管特征。
[0006] 根据另一实施例，一种方法，包括:从数据流沿第一维生成与第一时间对应的第一 坐标;沿第二维生成与第二时间相应的第二坐标，其中，第二时间由于时间延迟值而与第一 时间不同，其中，第二维具有比第一维高的维数;基于第一坐标和第二坐标生成第一矢量轨 迹;基于对矢量轨迹的与期望的决定线交叉的多个初级交叉点的确定，来确定心血管特征。
[0007] 根据另一实施例，一种计算机程序产品，包括:编码有适合于被处理器执行以实现 下述操作的指令的非暂时、计算机可读存储器介质：从数据流沿第一维生成与第一时间相 应的第一坐标，沿第二维生成与第二时间相应的第二坐标，其中，第二时间由于时间延迟值 而与第一时间不同，其中，第二维具有比第一维高的维数，基于第一坐标和第二坐标生成第 一矢量轨迹，基于对矢量轨迹与期望的决定线交叉的多个初级交叉点的确定，来确定心血 管特征。
[0008] 在附图和以下的描述中阐述本公开的一个或多个实施例的细节。从描述、附图和 权利要求，本公开的其他特征、目的和优点将是清楚的。
【附图说明】
[0009] 图1示出根据实施例的描述示意性周期估计装置的框图。
[0010] 图2示出根据实施例的与观察的数据的时间序列相应的相轨迹的示例性二维重建 的图形。
[0011] 图3A示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的逻辑图。
[0012] 图3B示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的另一逻辑图。
[0013] 图3C示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的另一逻辑图。
[0014] 图4是根据实施例描述实现周期估计装置的示例性计算系统的示意图。
【具体实施方式】
[0015] 以下参照示出本发明的示例性实施例的附图，将更加全面地描述本发明。虽然本 发明对各种变化和可替换形式是敏感的，但是它的特定实施例通过附图中的示例的方式被 示出，并在此将被详细地描述。然而，应理解不意图将本发明限制在公开的具体形式，相反， 本发明将覆盖落入本发明的精神和范围内的全部变化、等同和替换。
[0016] 心血管周期一般表示由心脏引起的几乎规则的周期性血压和容积脉搏(volume pul se)。连续的单独的心跳之间的每个周期的时间长度通常被称为心搏间期（interbeat interval) (IBI或RR间期）。心率是心血管周期的倒数。
[0017] 在正常的心脏活动期间，连续时间序列的IBI值存在一些变化。该自然变化被称为 心率变异性(HRV)。相对含噪声的或低振幅的传感器信号可增加测量误差，所述测量误差进 一步损坏观察的心跳信号的接近周期性的特性。因此，观察的心跳传感器信号通常表示准 周期函数(quasiperiodic function)。也就是说，该信号与周期函数相似，但是显示不规则 的周期性，并且不满足以固定的间隔重现的周期函数的严格定义。准周期行为包括重复出 现的具有不适宜于精确测量的不可预测性的分量的图案。
[0018] 通常在心电图（ECG或EKG)中，从通常均包括三个分量波形(Q波、R波和S波）的与心 室收缩相应的两个连续的QRS波群中的每个QRS波群的起始，来测量连续心跳之间的时间间 隔。然而，QRS波群的起始可能难以位于相对多地含噪声的或低振幅的传感器信号中，这可 导致测量误差。因此，有时在连续心跳的R波峰之间测量IBI，以降低测量误差。
[0019] 还可从外周脉搏测量(例如，数字容积脉搏测量(诸如，光电血管容积图（PPG)、光 获得的体积描计图）或者器官的容积测量)来确定IBIJPG传感器已经被用于监测呼吸和心 跳、血氧饱和度、血容量减少以及其他循环状况。
[0020] 作为一种已知类型的PPG传感器的脉搏血氧仪(pulse oximeter)使用一个或多个 颜色的光照射皮肤，并且测量光吸收在每个波长的变化。PPG传感器例如使用光发射器(诸 如，发光二极管(LED))照射皮肤，并且例如使用光电检测器(诸如，光电二极管)测量穿过相 对较薄的身体部分(诸如，手指或耳垂)而传播的光的量，或者测量从皮肤反射的光的量。 [0021]传统的PPG通常监测皮肤的真皮及皮下组织的血液的灌注，这可被用于检测例如 与心脏的连续心动周期的压力脉搏对应的容积(volume)的变化。如果PPG在未压缩皮肤的 情况下被附着，则二次压力峰值(secondary pressure peak)还可从静脉丛被观察到。微控 制器通常处理并计算波形信号的峰值，以对每分钟的心跳(bmp)进行计数。
[0022]具有与之前的RR间隔对比地绘制的当前RR间隔的，其中每个数据点表示一对连续 跳动的RR间隔的洛伦兹散点图（Lorenz plot)或庞加莱散点图（Poincarg plot)已经被用 作为用于评估HRV的几何的或图形的非线性方法。这些散点图允许以具有相对低维度的子 空间（例如，二维或三维子空间）可视化更高维的相空间。在一些分析中，数学定义的几何形 状(诸如，椭圆的、线性的或三角的形状）已经适合于全部的数据模式。在其他分析中，沿着 或正交于均等线或标识线（identity Iine)的轴线的点的分散已经被评估。
[0023]根据一个实施例，周期估计装置可随时间处理生物生理传感器数据的流并且输出 生物生理特征数据的流，例如，心搏间期或瞬时心率。该处理实现涉及构造与系统中的一系 列的时间延迟相关联的多坐标(multiple coordinates)的时间延迟嵌入。
[0024]根据一个实施例，周期估计装置和方法提供在生物生理传感器和关联的微控制器 由相对较小的电池供电的心血管测量环境中确定心血管周期、等值线分析（c ο n t 〇 u r analysis)和心率的低功耗方法。周期估计装置和方法还确定针对信号噪声和伪影稳健(鲁 棒)的心血管周期、等值线分析和心率。
[0025] 图1示出根据实施例的描述示意性周期估计装置的框图。示意性周期估计装置10 采用延时嵌入处理以估计心血管周期、等值线分析和心率。周期估计装置10包括:传感器信 号接收器12、信号调整器14、抗纹波计时器16、交叉点（intercept，截点）检测器18、间隔计 算器20、错误检测器22和初始化计时器（initialization timer)24。
[0026] 传感器信号接收器12接收作为输入的生物生理传感器数据(例如，光电血管容积 图（PPG，光电容积图）传感器信号）。在各种实施例中，可被周期估计装置10分析的生物生理 传感器数据包括:光传感器数据(例如，PPG)、电势传感器数据(例如，心电图（ECG或EKG))、 电阻抗传感器数据(例如，生物Z?阻抗式心动描记法(ICG))，但不限于此。
[0027] 信号调整器14绘制输入信号相对于延时的信号（例如，固定的延时）。抗纹波计时 器16在抗纹波期间将信号设置为零。交叉点检测器18去除传感器信号的相对高频分量、针 对信号导数实现时间延迟嵌入，并且检测交叉点（intercept，截点）或零交叉（zero crossings，过零）。
[0028] 例如，对于具体的测量时间序列函数s(t)，坐标：{s(t)，s(t-500)}可被用于重建 相应的相轨迹。在二维坐标空间中分别针对X轴和y轴绘制坐标。在本示例中，坐标表示沿X 轴在时间t处的当前观察的样本、沿y轴比时间t早500毫秒(ms)观察的样本。在其他实施例 中，时间延迟值可变化。例如，时间延迟在各种实施例中可以是100ms、200ms、300ms、900ms、 1200ms或任何其他有用的值。
[0029] 在可选的实施例中，可使用多个时间延迟值作为沿每个轴的函数变量，在更高维 度的坐标空间中重建与时间序列函数相应的相轨迹。例如，针对上面的测量时间序列函数s (t)，坐标：{s (t)，s (t-500)，s (t-1000)}可被用于在三维坐标空间中创建三维矢量。在本示 例中，坐标表示沿X轴在时间t处的当前观察的样本、沿y轴比时间t早500ms观察的样本以及 沿z轴比时间t早1000 rns观察的样本。在各种实施例中，时间延迟值可变化。例如，时间延迟 在各种实施例中是100ms、200ms、300ms、900ms、1200ms或任何值。
[0030] 间期计算器（间隔计算器)20计算零交叉之间的时间段，例如，以确定主体心脏的 心搏间期（IBI)。错误检测器22在错误情况(例如，过大的传感器运动或离群数据)被检测到 时，将输出设置为默认值。初始化计时器24为了让处理输出达到稳定状态，在周期估计处理 被发起时临时地将输出信号设置为默认值。
[0031 ]图2示出根据实施例的与观察的数据的时间序列相应的相轨迹(trajectory)的示 例性二维重建的图形绘制。示例性轨迹(trace )30示出二维重建的几个循环。针对矢量32在 线34或以45度角穿过坐标空间原点(0,0)的射线上的交叉来评估矢量32的相对于X轴和y轴 的轨迹。矢量32在沿线34的几个点与期望的线34交叉。箭头36和38指示轨道的方向。每当矢 量32以具体的方向（例如，在图2中从左至右)穿过线34时指示循环或周期的开始。针对二维 重建，期望的线具有一维的属性。
[0032]在使用多于一个时间延迟以例如创建示出三维坐标空间中的三维重建的几个循 环的轨迹的可选的实施例中，经过二维的平面的交叉被评估。在另一实施例中，示出四维重 建的几个循环的轨迹在四维坐标空间中被创建，并且经过三维的形状的交叉被评估。
[0033] 在可选的实施例中，多个时间延迟值被用于创建附加的补充结果，诸如，基于不同 时间延时的周期的分布。例如，可使用150ms、300ms和450ms的时间延迟来创建特定维度的 各自的重建。在此情况下，可基于周期的产生的分布(三组)来执行进一步的统计计算或推 断。
[0034] 在另一可选的实施例中，循环切割平面(cycle-cut)的多个选择被用于创建附加 的补充结果，诸如，基于不同循环切割平面的周期的分布。例如，在30度、45度和60度的循环 切割平面可被用于具体维度的重建中。可基于周期的产生的分布来执行进一步的统计计算 或推断。
[0035] 在仍另一可选的实施例中，多个时间延迟值以及循环切割平面的多个选择被用于 创建额外的补充结果，诸如，基于具有不同循环切割平面的不同时间延迟值的周期的分布。 例如，可使用150ms、300ms和450ms的时间延迟来创建特定维度的各自的重建，并且可使用 在30度、45度和60度的循环切割平面中的三个不同选择来评估每个重建。基于周期的产生 的分布可执行进一步的统计计算或推断。
[0036]图3A示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的逻辑图。根据一个实 施例，可通过周期估计装置来执行用于利用时间延迟嵌入估计心血管周期、等值线分析和 心率的方法。PPG传感器40检测输入信号，例如，心血管周期信号。在42，输入信号被米样和 保持，并且与离散脉冲信号44组合。在46,固定的整数延时(例如，Z^ 1)被应用于输入信号，以 获得延时的信号。在48,从延时的信号减去42的输出信号。48的输出信号如由参考标号"Γ 所指示地被发送到图3C的缓冲器100用于进一步地处理。
[0037]在50，48的输出信号的数字数据类型被转换为，例如，双精度浮点数。在52，使用低 通滤波器去除50的输出信号的相对高频分量。在54,计算52的输出信号关于时间的离散导 数。
[0038]数字时钟56在抗纹波期间的初始被重置为零。在60,使用关系运算符(例如，2 )将 抗纹波拖延(延续）时间58(例如，0.5s)与数字时钟56进行比较。在64，在抗纹波时间段期 间，使用默认输出（例如，零)62,要不就使用来自54的离散导数。64的输出信号如由参考标 号"2"所指示地被发送到图3B的70、76和78用于进一步地处理。
[0039]图3B示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的另一逻辑图。在70， 当前点的时间延迟(例如，50秒)被应用于图3A的64的输出信号。应理解，在不脱离本公开的 范围的情况下，当前点的时间延时可以是任何值。在74,从70的输出信号减去鲁棒性偏移常 数(例如，零)72。在76,使用关系运算符(例如，>)将74的差输出信号(difference output signal)与图3A的64的输出信号进行比较。
[0040] 在78,一点的滞后(one-point lag)被应用于64的输出信号。在80,之前点的时间 延迟(例如，50秒)被应用于78的输出信号。应理解，在不脱离本公开的范围情况下，之前点 的时间延迟可以是任何值。在82,80的输出信号与鲁棒性偏移常数72相加。在84,使用关系 运算符(例如，O将82的和输出信号与78的输出信号进行比较。在86,基于76和84的输出信 号是真或正的而检测时间延迟嵌入的零交叉点。如果零交叉点被检测到，则将零交叉标志 作为输入发送到92，并且将零交叉标志作为IBI标志提供在94输出。
[00411在88，一点的滞后被应用于86的检测到的零交叉点输出，以计算心搏间期。在90， 例如，使用每当检测到零交叉就重置的计数器来计算心搏间期。在92,90的当前计数值输出 被采样和保持，并且92的输出信号如参考标号"4"所指示地被发送到图3C的122,以用于进 一步地处理。
[0042]图3C示出根据实施例的表示估计心血管周期的示例性方法的另一逻辑图。图3A的 48的输出信号在100被缓冲。在102,计算100的缓冲的输出信号的标准差。在106,使用关系 运算符(例如，<)将102的输出信号与常数104进行比较。在108,如果106的比较输出是真， 则错误(例如，平点）被检测，并且滞后(hysteresis)错误标志110在错误滞后(hysteresis) 时间期间被应用。
[0043] 在114，如果传感器运动检测的标志112被接收，则错误(例如，被检测的运动)被检 测到，并且滞后错误标志116在错误滞后时间期间被应用。如果在118从108或114的输出检 测到错误，则在122，使用掩蔽的值120，否则，使用图3B的92的输出信号值。
[0044] 数字时钟124在处理初始化被重置为零。在128,使用关系运算符(例如，2 )将初始 化时间126(例如，2秒)与数字时钟124进行比较，以获得初始化时间段。在132，在初始化时 间段期间，默认输出（例如，零)130被使用，否则，122的输出值被使用。在134，因此产生的间 期(例如，IBI)作为输出被提供。
[0045] 下面的伪代码实现在本公开中所描述的用于估计心血管周期、等值线分析和心率 的方法的实施例：
[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] 再次参照图3A、3B和3C，示出的处理流程表示n = 2的情况，其中，n = 2的情况具有 如穿过原点的45度平面的循环切割平面的单一选择。在可选的实施例中，伪代码可被改变 以基于时间延迟(deltaT)的不同值和循环切割平面的不同选择来生成IBI周期的分布。
[0055] 因为公开的方法不要求复杂的计算，而仅要求每个样本的较少的操作，所以可使 用相对低的功耗来执行处理。这在一些环境(例如，由较小电池供电的嵌入式微控制器）中 可能是有利的。此外，因为不足够大到引起线或平面交叉的漂移在进一步计算中被忽略，所 以该处理是相对鲁棒的，尤其在具有相对较低信噪比（SNR)或具有间歇的噪声的环境中。 [0056] 如图4中所示，示例性计算装置140可实现包括处理器142、内存144、输入/输出装 置(1/0)146、存储器148和网络接口 150的周期估计装置。计算装置140的各个组件通过本地 数据链接152被连接，本地数据链接152在各种实施例中包括，例如，地址总线、数据总线、串 行总线、并行总线或它们的任何组合。
[0057]计算装置140可被用于，例如，实现使用时间延迟嵌入估计心血管周期、等值线分 析和心率的方法。为了执行图1的使用时间延迟嵌入估计心血管周期、等值线分析(contour analysis，轮廓分析)和心率的方法的功能，存储在计算机可读介质(诸如，存储器148或连 接到计算装置140的外围存储器组件)上的编程代码(诸如，源代码、目标代码或可执行的代 码)可被加载到内存144中，并且被处理器142执行。
[0058]在此参照流程图或框图描述本公开的多个方面，在流程图或框图中可通过计算机 程序指令实现每个框或框的任何组合。所述指令可被提供到通用计算机、专用计算机或其 他可编程的数据处理设备的处理器，以完成机器或制品，当由处理器执行时，所述指令创建 用于实现示图中的每个框或框的组合所指定的功能、动作或事件的方法。
[0059] 就这一点而言，流程图或框图中的每个框可对应于包括用于实现指定逻辑功能的 一个或多个可执行指令的代码的模块、段或部分。还应注意的是，在一些可选的实施例中， 与任何框相关联的功能可发生在附图中所指出的顺序之外。例如，连续示出的两个框实际 上可大体同时地被执行，或者框有时可以以相反的顺序被执行。
[0060] 本领域的普通技术人员将理解，本公开的方面可被实施为装置、系统、方法或计算 机程序产品。因此，在此通常称为电路、模块、组件或系统的本公开的方面可被实施在硬件、 软件(包括固件、常驻软件、微码等），或者软件和硬件的任何组合中，其中，所述硬件、软件 或者软件和硬件的任何组合包括实施在具有在其上实施的计算机可读程序代码的计算机 可读介质中的计算机编程产品。
[0061] 将理解可进行各种变化。例如，如果以不同的顺序执行本公开的技术的步骤，和/ 或如果以不同的方式组合本公开的系统中的组件，和/或通过其他组件代替或补充本公开 的系统的组件，则仍可获得有用的结果。因此，在以下权利要求的范围内包括其他实施例。
【主权项】
1. 一种周期估计装置，包括： 存储器，存储机器指令； 处理器，结合到存储器，执行机器指令，从而： 从数据流沿第一维生成与第一时间对应的第一坐标， 沿第二维生成与第二时间对应的第二坐标，其中，第二时间由于时间延迟值而与第一 时间不同，其中，第二维具有比第一维高的维数， 基于第一坐标和第二坐标生成第一矢量轨迹， 基于对第一矢量轨迹与期望的决定线交叉的多个初级交叉点的确定，来确定心血管特 征。2. 如权利要求1所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令以从生物生理传感 器接收数据流。3. 如权利要求2所述的周期估计装置，其中，生物生理传感器包括光电血管容积图PPG 传感器。4. 如权利要求1所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令，从而： 确定第一矢量轨迹沿一定方向与期望的决定线交叉的所述多个初级交叉点，其中，决 定线穿过坐标空间的原点； 将多个初级时间值与所述初级交叉点相关联，每个初级时间值对应于各自的初级交叉 占 . 计算与连续的初级交叉点对应的初级时间值之间的多个初级时间段，其中，所述多个 初级时间段表示心搏间期的初级流。5. 如权利要求4所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令，从而： 沿第三维生成与第三时间对应的第三坐标，其中，第三时间由于时间延迟值而与第二 时间不同，其中，第三维具有比第二维高的维数； 基于第一坐标、第二坐标和第三坐标生成第二矢量轨迹； 基于对第二矢量轨迹沿一个方向穿过期望的平面的多个二级交叉点的确定，确定心血 管的特征， 将多个二级时间值与所述多个二级交叉点相关联，每个二级时间值对应于各自的二级 交叉点， 计算与连续的二级交叉点对应的二级时间值之间的多个二级时间段，其中，所述多个 二级时间段表示心搏间期的二级流。6. 如权利要求4所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令以计算所述多个初 级时间段中的每个初级时间段的倒数，其中，所述倒数表示心率。7. 如权利要求1所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令，从而： 沿第三维生成与第三时间对应的第三坐标，其中，第三时间由于第二时间延迟值而与 第一时间不同， 基于第一坐标、第二坐标和第三坐标生成第二矢量轨迹； 基于对第二矢量轨迹与期望的决定线交叉的多个二级交叉点的确定，确定心血管特 征； 将多个二级时间值与所述二级交叉点相关联，每个二级时间值对应于各自的二级交叉 占. ^ \\Λ ， 计算与连续的二级交叉点对应的二级时间值之间的多个二级时间段，所述多个二级时 间段表示心搏间期的二级流； 基于心搏间期的初级流和心搏间期的二级流的分布执行统计推断。8. 如权利要求7所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令以计算所述多个二 级时间段中的每个二级时间段的倒数，其中，所述倒数表示心率。9. 如权利要求1所述的周期估计装置，其中，处理器还执行机器指令以基于已经被删除 的错误提供默认输出值。10. -种用于在周期估计装置中确定心血管特征的方法，包括： 从数据流沿第一维生成与第一时间对应的第一坐标； 沿第二维生成与第二时间对应的第二坐标，其中，第二时间由于时间延迟值而与第一 时间不同，其中，第二维具有比第一维高的维数； 基于第一坐标和第二坐标生成第一矢量轨迹； 基于对第一矢量轨迹与期望的决定线交叉的多个初级交叉点的确定，来确定心血管特 征。11. 如权利要求10所述的周期估计装置方法，还包括从生物生理传感器接收数据流。12. 如权利要求11所述的周期估计装置方法，其中，生物生理传感器包括光电血管容积 图PPG传感器。13. 如权利要求10所述的方法，还包括： 确定第一矢量轨迹沿一定方向与期望的决定线交叉的所述多个初级交叉点，其中，决 定线穿过坐标空间的原点； 将多个初级时间值与所述初级交叉点相关联，每个初级时间值对应于各自的初级交叉 占. 计算与连续的初级交叉点对应的初级时间值之间的多个初级时间段，其中，所述多个 初级时间段表示心搏间期的初级流。14. 如权利要求13所述的方法，还包括： 沿第三维生成与第三时间对应的第三坐标，其中，第三时间由于时间延迟值而与第二 时间不同，其中，第三维具有比第二维高的维数； 基于第一坐标、第二坐标和第三坐标生成第二矢量轨迹； 基于对第二矢量轨迹沿一个方向穿过期望的平面的多个二级交叉点的确定，确定心血 管的特征， 将多个二级时间值与所述多个二级交叉点相关联，每个二级时间值对应于各自的二级 交叉点， 计算与连续的二级交叉点对应的二级时间值之间的多个二级时间段，其中，所述多个 二级时间段表示心搏间期的二级流。15. 如权利要求13所述的方法，还包括计算所述多个初级时间段中的每个的倒数，其 中，所述倒数表示心率。16. 如权利要求10所述的方法，还包括： 沿第三维生成与第三时间对应的第三坐标，其中，第三时间由于第二时间延迟值而与 第一时间不同， 基于第一坐标、第二坐标和第三坐标生成第二矢量轨迹； 基于对第二矢量轨迹与期望的决定线交叉的多个二级交叉点的确定，确定心血管特 征； 将多个二级时间值与所述二级交叉点相关联，每个二级时间值对应于各自的二级交叉 占 . 计算与连续的二级交叉点对应的二级时间值之间的多个二级时间段，所述多个二级时 间段表示心搏间期的二级流； 基于心搏间期的初级流和心搏间期的二级流的分布执行统计推断。17. 如权利要求16所述的方法，还包括计算所述多个二级时间段中的每个的倒数，其 中，所述倒数表示心率。18. 如权利要求10所述的方法，还包括基于已经被删除的错误提供默认输出值。
【文档编号】G06F19/00GK105844075SQ201610069683
【公开日】2016年8月10日
【申请日】2016年2月1日
【发明人】李叶磊, 阿西夫·卡拉克
【申请人】三星电子株式会社