检测重搏切迹的方法与流程

本发明涉及一种用于评估和监测人类心血管健康的方法和设备。

发明背景

心血管损伤是西方世界死亡的主要原因。心血管问题通常与动脉中的狭窄、动脉硬化增加、高血压或其他血管变化相关或与之伴随，无论在解剖学上还是生理学上。

对人类血管系统的评估已经历了超过一个世纪的研究和发展。在临床和研究中已经使用：使用公知的血压计的血压测量、使用超声波(包括多普勒)的评估、压力波的各种测量方法、体积描记术和血管造影术。

然而，存在与所有以上已知测量方法相关联的一个或更多个问题。已知的测量方法可能是昂贵的(诸如超声评估和体积描记术)和/或侵入性的(诸如血管造影术)。此外，可能需要获得比用已知测量方法可能需要的更多的信息。例如，测量方法可以仅获得关于血管树的有限信息，诸如当使用血压计时。此外，已知的测量方法可能不给出关于实际上重要的血管系统的一部分的信息。

获得关于中央动脉、腹部动脉或大动脉(诸如主动脉、颈动脉、具有分支的髂动脉、肾动脉、肠系膜动脉和股动脉)的信息通常是重要的。这种信息可以提供健康/疾病状态的指示，或者可以用于评估药物诱发的血管系统的变化。例如，在用于监测心输出量、糖尿病、肾脏疾病、风湿性关节炎、高胆固醇血症、高脂血症的麻醉/重症监护或运动监测中，在评估血管疾病(包括冠状动脉疾病和舒张功能障碍)中，关于血管舒张药物的使用可能需要血管系统的评估或监测。

根据评估和监测的具体用途，血管系统的评估和监测可能呈现不同的问题。

感兴趣的特定领域是评估和监测与怀孕、分娩和产后变化相关的心血管变化。对于实现与怀孕有关的任何并发症的早期检测存在极大兴趣。

特别地，孕妇的子宫和胎盘的血管形成可以提供对孕妇的心血管风险的指示以及胎儿是否正常发育的指示。使用多普勒测速仪测量孕妇的子宫和脐动脉的血流量是可能的。然而，这需要使用超声扫描设备，并且测量需要由训练有素的医务人员来执行。因此，血流量的测量可能只是偶尔进行，需要孕妇来到诊所并让医务人员进行测量，并且同时伴有未发现的心血管恶化的风险。

通常，仅当通过其它方式检测到胎儿可能没有正常发育或当孕妇属于高风险群体时，才开始监测子宫和脐动脉血流量。因此，监测可用于以下情况，诸如：宫内生长限制(iugr)、双胎妊娠、产妇高血压、产妇先兆子痫、产妇糖尿病、导致早产、流产或死产的胎盘功能不全，以及试管受精(ivf)后怀孕的妇女。

当诊断为胎儿没有正常发育或属于高风险群体时，孕妇可能变得焦虑并担心胎儿的状态。因此，妇女可能频繁地要求检查以查看胎儿的状态，由此每次进行检查时都需求医院资源。此外，孕妇感到的神经紧张也可能加剧病情，例如当孕妇患有先兆子痫或高血压疾病时。因此，允许孕妇在家进行检查的任何方法在需要的医疗资源和当孕妇出现担忧时为其提供检查胎儿的状况的可能性方面都是有益的。

此外，使用超声的子宫动脉多普勒测速仪的灵敏度与iugr和先兆子痫的临床表现的早发性及其严重性成比例地增加，但是多普勒测速仪具有低特异性，这可导致预期的医源性早产和在怀孕中导致产妇和新生儿发病率和死亡率的不必要的干预。

先兆子痫是怀孕相关的产妇发病率和死亡率的主要原因之一。除了即时风险，从先兆子痫中痊愈的妇女更可能在随后的生活中经历危及生命的心血管疾病。先兆子痫的心血管风险与增加的中央动脉硬化和动脉功能的测量相关联，因为脉搏波分析或脉搏波速度(如增加的颈动脉或股骨脉搏波速度)对于临床评估是有用的。

从上文中明显的是，期望的是提供一种用于连续评估孕妇的心血管状态和胎儿发育的改进方法。具体地，期望的是提供一种不需要医务人员执行测量并且可以由孕妇在她家中执行的方法。

wo2013/079073公开了一种用于监测孕妇中胎儿的系统。该系统包括可由孕妇穿戴的便携式装置，以便允许在日常生活期间进行监测。便携式装置具有位于孕妇腹部皮肤上的声音传感器，以便检测来自胎儿的脐动脉或来自孕妇的子宫动脉的血管声音。声音传感器在功能上连接到处理装置，该处理装置对捕获的血管声音执行处理算法并相应地提取信号参数。

该系统允许借助于在日常生活中孕妇可穿戴的声音传感器来进行血管声音的测量。因此，该系统可以减少孕妇在诊所进行检查的需要，并且由于可以连续监测胎儿的状态还可以减少孕妇的焦虑。

尽管wo2013/079073中公开的技术可以使得能够在孕妇的家中对孕妇进行监测，但是在为了确定胎儿状况的血管声音的分析中仍然存在改进的余地。

发明概述

本发明的目的是提供一种用于评估和/或监测人类心血管健康的改进方法。本发明的另一个目的是能够使用改进的分析来检测血管状况并能够连续监测该状况。

本发明的这些和其它目的至少部分地由如独立权利要求中限定的本发明满足。优选实施方案在从属权利要求中阐述。

根据本发明的第一方面，提供了一种用于评估和/或监测人的心血管状态的方法，该方法包括：使用声音和振动换能器获取血管声音信号，以便检测来自人的颈部、胸部、腹部、骨盆区域或下肢区域的血管声音；滤波血管声音信号以隔离血管声音，所述滤波使用使在100hz-300hz范围内的下限截止频率以下的频率衰减的滤波器；以及分析经滤波的声音信号以便确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。

根据本发明的第二方面，提供了一种用于评估和/或监测人的心血管状态的设备，该设备包括：声音和振动换能器，其被布置以关于颈部、胸部、腹部、骨盆区域或下肢区域定位，以获取血管声音信号，以便检测来自人的该区域的血管声音；以及处理单元，其被布置以从声音和振动换能器接收血管声音信号，并且其还被配置以通过以下操作处理血管声音信号：滤波血管声音信号以隔离血管声音，所述滤波使用使在100hz-300hz范围内的下限截止频率以下的频率衰减的滤波器；并分析经滤波的声音信号以便确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。

根据本发明，提供了一种用于获取源自通过人的动脉的血流的血管声音的方法和设备。血管声音可以借助于检测血流的声音的被动设备获得，并且因此不需要向人的身体提供信号以检测对信号的响应。此外，不需要临床医生或其他经过医学培训的人员来执行或触发血管声音的获取。因此，本发明便于连续采集血管声音，使得其可以提供对人的心血管健康的连续评估或监测。人甚至可以在日常生活期间穿戴或携带该设备，使得可以随时提供心血管健康的评估或监测，并且当需要注意该人的状况时可以产生警报。

尽管本发明可特别适用于连续监测人的心血管健康，但是本发明也可用于在特定时间点评估人的心血管健康，诸如在护理者的检查中或者在手术或其他医疗程序期间。

根据本发明，滤波器用于衰减低于100hz-300hz范围内的下限截止频率的频率。这意味着源自跳动心脏的声音可以被抑制，并且经滤波的声音信号可以涉及通过人的动脉的血流。因此，可以借助于在特定区域中放置声音和振动换能器而从人的特定区域获取血管声音信号。然后，获取的声音信号可以涉及特定区域中的血流，从而允许分析特定区域的状况。

根据本发明，获得血管声音信号，其不同于通过其中信号主动发射到人体中的传统的、主动的方法获得的信号，诸如在超声检查中。因此，对通过这样的传统的主动的方法获得的信号进行的分析可以不直接转移到根据本发明的血管声音的被动获取。

经滤波的血管声音信号可以包括与重搏切迹相关的特性。重搏切迹涉及在心室收缩后的心动周期中发生的主动脉压的下降，并且与主动脉瓣的关闭一致，这防止血液回流到心室中。血管具有弹性壁，这意味着远离主动脉的血流将被平缓并且相当恒定。然而，对于具有相对无弹性的壁的人来说，血流将不会如远离主动脉那样快速地平缓，并且血流的脉动特性在远端动脉中将是明显的。

本发明的见解是，可以分析经滤波的声音信号，以便确定重搏切迹的特性。此外，超过设定阈值的重搏切迹的指示可以与人的身体状况相关，诸如高血压。

在本申请的上下文中，血管声音应当被解释为由通过血管的血流引起的任何信号。这种信号将通过人的组织传播，使得其可以由关于人的感兴趣区域定位的传感器来检测。该信号可以借助于布置成与人的皮肤紧密关联的麦克风来检测，该麦克风能够将空气压力变化转换为电信号。然而，声音和振动换能器可以以用于将信号检测作为空气压力变化或作为皮肤表面上的振动的多种不同方式来布置。例如，声音和振动换能器可以被实现为麦克风和空气耦合器，其中皮肤的表面上的振动被转换为空气耦合器内的小的空气压力，并且空气压力由麦克风记录。可选地，声音和振动换能器可以实现为附接到皮肤表面的加速度计或压电传感器。

根据本发明的第三方面，提供了一种用于评估和/或监测孕妇和/或孕妇中胎儿的方法，该方法包括：使用声音和振动换能器获取血管声音信号，以便检测来自孕妇的腹部或骨盆区域的血管声音；滤波血管声音信号以隔离血管声音，所述滤波使用使在100hz-300hz范围内的下限截止频率以下的频率衰减的滤波器；以及分析经滤波的声音信号以便确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。

根据本发明的第四方面，提供了一种用于评估和/或监测孕妇和/或孕妇的胎儿的设备，该设备包括：声音和振动换能器，其被布置以关于孕妇的腹部或骨盆区域定位，以获取血管声音信号，以便检测来自孕妇的腹部或骨盆区域的血管声音；以及处理单元，其被布置以从声音和振动换能器接收血管声音信号，并且其还被配置以通过以下操作处理血管声音信号：滤波血管声音信号以隔离血管声音，所述滤波使用使在100hz-300hz范围内的下限截止频率以下的频率衰减的滤波器；并分析经滤波的声音信号以便确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。

本发明的第三和第四方面的目的是提供对捕获的血管声音的改进的分析并将血管声音与胎儿或孕妇的状况相关联。

本发明的第三和第四方面涉及一种特定应用，其中获取血管声音信号以用于与怀孕有关的分析。

根据本发明的这些方面，提供了用于使用被动技术监测孕妇或孕妇中的胎儿的方法和设备。不需要向孕妇的身体提供信号或任何种类的刺激，以便收听对信号或刺激的反应，例如在超声检查中所做的。相反，获取和分析通常发生在孕妇中的声音。这意味着可能不需要操作者处理用于执行分析的设备，并且事实上，日常生活中分析可以由穿戴声音和振动换能器的孕妇连续地执行。

本发明利用源自供应孕妇中胎儿的血液的血管声音。这可能不能准确地获得所获取的血管声音源自哪个动脉。然而，可以假设血管声音源于孕妇的腹部或骨盆区域中的主动脉，诸如子宫动脉、脐动脉或髂动脉。无论如何，根据本发明，获得可以借助于声音和振动换能器分析的血管声音是可能的，该声音和振动换能器可以关于孕妇的腹部或骨盆区域定位。

本发明的另一见解是，可以分析经滤波的血管声音信号，以便将超过设定阈值的血管声音中的重搏切迹的指示与胎儿或孕妇的状况相关联。例如，在孕妇中，血流量增加以使子宫和胎盘血管化，以满足胎儿的代谢需求并满足对胎儿血管系统的气体交换的要求。子宫动脉在怀孕期间将经历结构扩大，使得从妊娠24周起，子宫动脉应当适应增加的血流量。如果子宫动脉的结构扩大不发生(或仅部分发生)，则通过增加的速度迫使增加通过动脉的总血量，并且从怀孕早期起可以持续存在重搏切迹的指示。当其他病理或外部诱发的变化发生时，诸如内分泌改变、高血压、糖尿病、重吸烟等，也可能发生重搏切迹。因此，本发明的一个实现是，如果重搏切迹的指示超过设定阈值，特别是对于怀孕中期或晚期的孕妇，它可以例如是子宫和胎盘的血管形成不足的指示，并且在孕妇中存在发展先兆子痫或iugr的风险。因此，可以设置阈值，使得超过阈值的重搏切迹的指示可以与先兆子痫或胎儿iugr的发展相关。

根据实施方案，滤波使用具有在100hz-300hz范围内的下限截止频率和在300hz-20,000hz范围内的上限截止频率的带通滤波器。

对获取的血管声音信号的分析可以包括使用带通滤波器滤波信号，以便隔离携带感兴趣的血管声音的信息的频率。因此，期望的是隔离血管声音最突出的频率。这通常可以通过具有100hz-1000hz或200hz-800hz带宽的带通滤波器来实现。然而，应当认识到，可以通过改变下限截止频率和/或上限截止频率来改变带通滤波器的带宽，同时隔离期望的频率。应当理解的是，整个带通滤波效果或其至少一部分可以通过声音和振动换能器的声学和/或机械设计来提供。因此，可以优选使用特别设计的声音和振动换能器，其具有用于抑制最重要频率范围之外的声音的频率特性，这可以消除或至少补充对作为处理的一部分的带通滤波器的需要。

根据实施方案，分析经滤波的声音信号包括：形成血管声音信号的包络曲线；以及确定包络中的特性，以便确定血管声音中的重搏切迹的指示。

包络曲线提供血管声音信号的表示，其允许提取相关特性。因此，包络曲线的形成有助于基于对滤波的声音信号的分析做出决定。

存在可以从包络曲线提取的多个不同特性。根据实施方案，确定特性包括：判定临界点是否存在于包络中的对应于心跳的单一波形中的全局最大值与单一波形的末端之间。这意味着确定重搏切迹是否影响包络曲线，使得曲线的一部分至少是平坦的。

根据另一实施方案，确定特性包括：对血管声音信号的包络进行微分以计算包络的导数；以及确定在包络中的对应于心跳的单一波形中的全局最大值与单一波形的末端之间的导数的最大值作为重搏切迹的指示。因此，重搏切迹的指示可以与包络的导数相关。根据一个实施方案，所设置的阈值对应于导数为零的最大值。这意味着包络曲线的导数的确定可以用于确定临界点是否存在于包络曲线中。

根据另一实施方案，确定特性包括：确定包络中的对应于心跳的单一波形中的上升时间，作为从单一波形的开始到单一波形中的全局最大值的时间；确定单一波形中的衰减时间作为从所述单一波形中的全局最大值到单一波形的结束的时间；并且将衰减时间与上升时间进行比较，以形成作为重搏切迹的指示的相对衰减时间。当在包络曲线中强调重搏切迹的影响时，衰减时间可以延长。因此，衰减时间与上升时间的比较可以提供重搏切迹的有用的指示。根据一个实施方案，相对衰减时间可以通过将衰减时间与上升时间相除而形成。此外，设定阈值对应于相对衰减时间并且被设置在1.0-5.0的范围内。

经滤波的声音信号的分析还可以包括：确定包络中的另外的特性，以便形成重搏切迹的另外的度量。这样的另外的度量可以用于提供关于人的状况的进一步信息。可选地，另外的度量可以与相应的阈值相关，以便帮助识别需要引起向人或护理者提供警报的人的状况。例如，这种另外的度量可以是声音信号中的高频杂音的存在，其可能是湍流血流的影响。

根据一个实施方案，分析还包括：确定在包络中的对应于心跳的单一波形中的全局最大值和单一波形的末端之间的局部最大值和局部最小值；并且将重搏切迹的振幅确定为局部最大值和局部最小值之间的信号值的差，所述振幅形成重搏切迹的另外的度量。该分析还可以包括：将心跳幅度确定为在单一波形中的全局最小值和全局最大值之间的信号值的差，并且将重搏切迹幅度与心跳幅度进行比较以形成相对幅度作为重搏切迹的另外的度量。因此，可以分析包络曲线的幅度，以提供关于重搏切迹在包络曲线上的影响的进一步信息。

根据另一个实施方案，分析还包括：确定在包络中的对应于心跳的单一波形中的全局最大值和单一波形的末端之间的局部最大值；并且将峰值延迟时间确定为全局最大值和局部最大值之间的时间，所述峰值延迟时间形成重搏切迹的另外的度量。该分析还可以包括：将单一波形中的上升时间确定为从单一波形的开始到单一波形中的全局最大值的时间；并且将所述峰值延迟时间与上升时间进行比较，以形成重搏切迹的相对时间作为重搏切迹的另外的度量。因此，可以分析包络曲线中的特征的定时，以提供关于重搏切迹在包络曲线上的影响的进一步信息。

根据另一个实施方案，分析还包括：确定在包络中的对应于心跳的单一波形中的全局最大值与单一波形的末端之间的局部最大值和局部最小值；将重搏切迹面积确定为包络曲线与在局部最小值的信号值处的、从局部最小值到包络曲线上的与该最小值的信号值相交的稍后点的直线之间限定的面积，所述重搏切迹面积形成重搏切迹的另外的度量。该分析还可以包括：确定心跳面积作为从单一波形的开始到结束的、包络曲线下的面积；并且将重搏切迹面积与心跳面积进行比较，以形成重搏切迹的相对面积，作为重搏切迹的另外的度量。因此，可以分析关于重搏切迹面积的大小，以提供关于重搏切迹在包络曲线上的影响的进一步信息。

根据实施方案，经滤波的声音信号的分析可以包括识别波形序列，其中每个单一波形对应于心跳并且在包络中从第一局部最小值延伸到第二局部最小值。然后，可以基于多个波形来确定重搏切迹的指示，以便为分析提供更好的精度。

根据一个实施方案，确定包络中的特性包括确定波形序列中的每个单一波形的特性。因此，可以将几个波形的特性与设定阈值进行比较，由此可以确定超过阈值的重搏切迹的指示的波形的百分比。这允许将人的状况与发生重搏切迹的指示的频率相关。

然而，存在本发明的实现，其中单一波形可能太嘈杂，并且因此基于单一波形确定的特性可能不如期望的那么可靠。因此，可期望获得提供稳定和精确测量的信号，以用于可靠地确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。

根据另一实施方案，该方法还包括：将波形序列中的每个波形归一化为共同规范；并且基于归一化的波形计算平均波形；其中确定包络中的特性包括确定平均波形的特性。因此，重搏切迹的指示可以基于多个波形的平均值，以便不让分析基于对应于单个心跳的单一波形。

根据另一个实施方案，该方法还包括：选择波形序列中的波形，其中选择的波形被验证为代表典型的波形；对准所选择的波形，并且形成对准的波形的平均波形。

因此，该方法提供了：可以形成波形的平均值，使得可以强调和可靠地评估血管声音的特性。具体地，不是波形序列中的所有波形都可被选择。因此，高度发散并且可能使得难以分析血管声音的波形不允许干扰分析。

此外，所选择的波形被对准，例如，这可以意味着所有选择的波形都是拟合到共同的时间刻度，使得当所选择的波形被组合时，波形的特性将被有利地加强。

然后，可以从对准的波形形成平均值，以平滑各个选择的波形的小的不规则，并且提供可以允许稳定和精确分析的平均波形。

应当认识到，然后可以以与针对上述单一波形所描述的类似的方式使用平均波形，以便从包络曲线中提取特性。

该方法还可以包括将所确定的特性与对于人的先前确定的历史特性进行比较。因此，可以将分析的结果与该人的历史结果进行比较，以便能够检测到该人的恶化状况。

例如，可以在孕妇的左子宫动脉和右子宫动脉之一中观察到超过设定阈值的重搏切迹的指示，而对于另一子宫动脉，重搏切迹的指示不超过设定阈值。在这种情况下，可以监测另一子宫动脉的血管声音。如果观察到重搏切迹的指示超过设定阈值，则可以得出孕妇和/或胎儿的状况已经恶化的结论。

该方法还可以包括：使用另一个声音和振动换能器来获取对应于人的心跳的声音的心跳声音信号；通过使用心跳声音信号对血管声音信号进行滤波来消除心跳声音对血管声音的影响。这意味着可以滤除来自该人的心跳的声音，以便心跳不干扰血管声音的测量。

该方法还可以包括响应于血管声音中的重搏切迹的指示超过设定阈值而触发报警信号。因此，当重搏切迹的指示超过设定阈值时，可以立即通知人。作为替代方案，警报信号可以直接传输到医院或诊所。

根据实施方案，声音与振动换能器和处理单元被布置在人可穿戴的便携式单元中。这意味着人可以在他或她身上随时携带便携式单元，使得可以在日常生活期间连续监视该人的状况。

根据另一实施方案，该设备还可以包括通信单元，用于根据重搏切迹的指示是否超过设定阈值来将信号从处理单元传送到远程单元。这意味着当重搏切迹的指示超过阈值时，处理单元可以向远程单元发送信号。例如，该信号可以被发送到医院或诊所的计算机，以便提供可能需要注意该人的状况的警报。

该设备还可以包括指示器，该指示器连接到处理单元并且根据重搏切迹的指示是否超过设定阈值而被选择性地激活。这意味着当重搏切迹的指示超过设定阈值时，可以借助于指示器来提醒该人。

根据与孕妇或孕妇的胎儿的评估和/或监测有关的实施方案，该方法还可以包括使用多个声音和振动换能器，每个声音和振动换能器检测血管声音信号，其中多个声音和振动换能器关于孕妇的腹部或骨盆区域被不同地定位。可能难以定位单个声音和振动换能器使得总是可以获得良好质量的信号。特别地，胎儿的运动可以影响关于孕妇的腹部或骨盆区域在哪个位置可以获得最佳信号。因此，使用多个声音和振动换能器增加了获取可以被适当地分析的信号的可能性。

根据一个实施方案，该方法还包括：确定来自多个声音和振动换能器中的每一个的血管声音信号的质量，并且基于所述质量选择多个声音和振动换能器中的一个以用于提供将要被分析的血管声音信号。这意味着当前给出最佳质量信号的声音和振动换能器将被使用。

根据另一实施方案，该方法还包括基于来自多个声音和振动换能器中的每一个的信号形成平均血管声音信号。这意味着可以获得稳定的信号，而不管单个声音和振动换能器的质量是否恶化。

还可以预期的是，多个声音和振动换能器被使用并被放置在解剖学上不同的位置中。这可以允许测量脉搏波速度。例如，声音和振动换能器可以分别关于颈动脉和股动脉定位，或者对于孕妇，分别关于颈动脉和子宫动脉定位。

附图简述

现将参考示出本发明的实施方案的附图进一步详细地描述本发明的这些方面和其他方面。

图1示意性地示出了根据本发明的实施方案的由孕妇穿戴的监测设备。

图2是根据本发明的实施方案的监测设备的示意图。

图3是根据本发明的实施方案的处理血管声音信号的方法的流程图。

图4是由获取的血管声音信号形成的包络曲线的示意图。

图5是作用于超过设定阈值的重搏切迹的指示的检测的方法的流程图。

详细描述

现在将参照附图在下文中更充分地描述本发明，其中示出了本发明的当前优选的实施方案。然而，本发明可以以许多不同的形式来体现，并且不应被解释为限于本文中阐述的实施方案；此外，这些实施方案为了彻底性和完整性而被提供并且向技术人员充分地传达本发明的范围。

首先将关于特定应用来描述本发明，其中获取血管声音信号用于与怀孕有关的分析。

图1示意性地示出了穿戴监测设备100的孕妇。监测设备100包括声音和振动换能器102，其被布置关于孕妇的腹部或骨盆区域定位。声音和振动换能器102可以布置为面向孕妇的皮肤，以便从孕妇的腹部或骨盆区域获取声音信号，诸如来自子宫动脉、脐动脉或髂动脉的血管声音。

声音和振动换能器102可以被实现为麦克风和空气耦合器。空气耦合器面向皮肤以便将皮肤表面上的振动转换成耦合器的腔室内的变化的小的空气压力。麦克风可以布置在腔室中，以便记录电信号的空气压力变化。

声音和振动换能器102可以集成在粘贴片中，该粘贴片可以附接到妇女的皮肤以用于定位声音和振动换能器102。可选地，声音和振动换能器102可以集成在可以由孕妇穿着的衣服上并且关于孕妇的腹部或骨盆区域适当地定位声音和振动换能器102。

然而，声音和振动换能器可以以用于将信号检测作为空气压力变化或作为皮肤表面上的振动的多种不同方式来布置。例如，声音和振动换能器102可以被实现为加速度计(其可以使用双面胶附接到皮肤的表面)或压电弯曲器形式的压电传感器(其可以附接到皮肤)。

因此，监测设备100可以由孕妇在日常生活中穿戴。因此，监测设备100可以连续地监测孕妇或孕妇的胎儿的状况。因此，声音和振动换能器102可以被布置以连续地获取信号或者间歇地获取信号以周期性地检查孕妇或孕妇的胎儿的状况。

借助于监测设备100，可以立即或几乎立即检测到孕妇或孕妇的胎儿的状况的恶化。监测设备100可以被布置以仅当检测到满足设定阈值的条件时提供输出信号。在这种情况下，可以向孕妇给出警报和/或可以向医院或诊所传达消息以提供关于状况的信息。因此，监测设备100可以向孕妇提供保证，而不需要医院或诊所的人力资源来检查孕妇。

监测设备100还可以在例如分娩期间在医院或诊所处使用。因此，监测设备100可以被定位用于监测孕妇或胎儿的状况。操作者可以放置声音和振动换能器102，以便确保可以获得血管声音的强信号。然而，此后，不需要操作者处理监测设备100，并且可能会妨碍临床医生的工作。监测设备100可以使监测孕妇或胎儿的状况自动化，以便向临床医生提供支持性输入。

声音和振动换能器102可以被定位使得可以获取对应于血管声音的信号，并将信号转换为电信号，其随后可以被数字化和分析。

监测设备100可以包括多个声音和振动换能器102，其被关于孕妇的腹部或骨盆区域不同地定位。因此，声音和振动换能器102可以从不同位置获取血管声音的信号，这意味着信号的质量在不同的声音和振动换能器102之间可以不同。信号的质量可能依赖于胎儿的位置，并且因此可能不知道关于腹部或骨盆区域在什么位置可获得最高质量的信号。来自多个声音和振动换能器102的信号可以被组合以用于血管声音的分析，或者可以使用对应于来自声音和振动换能器102中的一个的信号的最佳信号，如下面进一步详细描述的。多个声音和振动换能器102的定位可以有利地由孕妇穿着的衣服控制。可选地，可以在孕妇去医院或诊所期间由护理人员定位多个声音和振动换能器102。

监测设备100还可以包括心脏传感器106，该心脏传感器106可以被实现为另外的声音和振动换能器，其被定位用于从孕妇的心跳中获取声音。此外，监测设备100还可以包括用于从周围环境获取声音的环境传感器108。来自心脏传感器106的信号和/或来自环境传感器108的信号可以用于消除来自声音和振动换能器102的信号中的噪声。

现在参考图2，将进一步描述监测设备100。监测设备100还包括处理单元110，该处理单元110连接到声音和振动换能器102以用于接收血管声音信号。

处理单元110与声音和振动换能器102可以布置在公共壳体中，并且因此处理单元110可以布置以通过这种公共壳体内的导线从声音和振动换能器102接收血管声音信号。然而，处理单元110可以布置在单独的壳体中，该壳体可以布置以被孕妇穿戴或携带。因此，处理单元110可以用导线连接到声音和振动换能器102用于接收血管声音信号。可选地，声音和振动换能器102可以包括用于将血管声音信号无线地传送到处理单元110的无线通信单元。

处理单元110可以进一步划分为几个物理实体，使得某些处理可以在一个实体中执行，而其他处理可以在另一个实体中执行。例如，处理单元110的一部分可以布置在具有声音和振动换能器102的公共壳体中，用于对血管声音信号执行第一信号处理。然后，处理后的血管声音信号(其可以被减小大小)可以传送到(可能无线地)另一实体以用于进一步处理。因此，可以减少要传送的信息量。

处理单元110的一部分或全体可以布置在孕妇可携带的移动电话或其他计算设备中。因此，如果必要，可以给移动电话提供应用，该应用还可以提供用户界面以用于观看监测结果或向孕妇传送信息。

处理单元110还可以连接到用于存储结果和/或记录已经发生的事件的存储器。这种结果可以稍后由护理人员(例如当孕妇去医院或诊所时)访问，使得结果可以由护理人员分析。

监测单元100还可以包括用于向用户提供输出的输出设备112的形式的指示器。在这方面，输出设备112可以包括用于以文本消息的形式或通过打开或关闭显示器上的符号来向孕妇显示消息的显示器。可选地或另外地，输出设备112可包括一个或更多个灯，其可通过打开或关闭来将信息传达给孕妇。例如，绿色灯可以传达一切正常，而红色灯可以传达应该采取与医院的联系。可地或另外地，输出设备112可包括用于提供音频信号的喇叭或扬声器和/或用于向孕妇提供触觉信号的振动器。

现在参考图3，将进一步描述血管声音信号的处理。步骤302，使用声音和振动换能器102获取血管声音信号。如果使用多个声音和振动换能器102，则可以检查来自不同的声音和振动换能器102的信号的质量测量，以便选择最佳质量的信号用于进一步处理。例如，这种质量测量可以是信噪比。然后，提供所选择的信号用于进一步处理。可选地，来自多个声音和振动换能器102的信号可以被平均，以便产生被提供用于进一步处理的组合信号。

步骤304，然后使用带通滤波器对血管声音信号进行滤波。带通滤波器可以隔离能够分析血管声音的频率。在这方面，带通滤波器可以具有下限截止频率，以滤除干扰低频声音，其可以包括源自胎儿心跳的声音。下限截止频率可以布置在100hz-300hz的范围内，优选地在100hz-200hz的范围内。在一个实施方案中，下限截止频率可以被设置为180hz。上限截止频率可以布置在300hz-20000hz的范围内，优选地在600hz-1500hz的范围内。在一个实施方案中，上限截止频率可以被设置为650hz。

整个带通滤波效果或其至少一部分可以由声音和振动换能器102的声学和/或机械设计提供，使得滤波的至少一部分可以在获取血管声音信号时通过声音和振动换能器102的设计完成。因此，可以优选使用特别设计的声音和振动换能器102，其具有用于抑制最重要频率范围之外的声音的频率特性。具体地，声音和振动换能器102可以被布置以仅检测低于特别设计的截止频率的频率。例如，声音和振动换能器102可以被布置以检测低于1500hz的频率，这可以消除对滤除高频的需要，这是因为这不是由声音和振动换能器102获取的信号的一部分。因此，信号处理可以使用具有在100hz-300hz范围内的截止频率的高通滤波器，利用该高通滤波器不期望的高频决不会被声音和振动换能器102捕获到信号中。

带通滤波可以借助于处理单元110的信号处理来完成。血管声音信号可以在带通滤波之前通过模数转换，使得带通滤波器被应用于数字信号。可以在声音和振动换能器102中或在处理单元110中提供模数转换。

血管声音信号还可以通过使用由心脏传感器106和环境传感器108获取的信号来滤波。来自这些传感器的信号可以用于血管声音信号中的噪声消除。噪声消除滤波可以通过使用来自心脏传感器和/或环境传感器的信号作为输入对血管声音信号应用自适应滤波器来实现。例如，可以使用血管声音信号的维纳滤波。可以在使用带通滤波器对血管声音信号进行滤波之前或之后执行噪声消除滤波。

步骤306，形成带通滤波的血管声音信号的包络曲线。步骤306a，可以通过对滤波的血管声音信号进行整流来形成包络曲线，以便提供信号的绝对值。步骤306b，可以使用低通滤波器进一步滤波整流信号，以便提供信号曲线的平滑。低通滤波器可以具有在1hz-20hz范围内的截止频率，诸如在2hz-15hz的范围内、诸如在3hz-10hz的范围内、诸如在4hz-8hz的范围内。包络曲线可以以多种可选方式形成。例如，可以通过对滤波的血管信号执行希尔伯特变换并平滑该曲线来形成包络曲线。可选地，可以执行同态滤波。作为另一可选方案，可以使用归一化平均香农能量法来获得包络曲线。应当认识到，可以使用本领域技术人员已知的形成包络曲线的任何其它方法。

步骤308，然后可以分析包络曲线以便确定孕妇或胎儿的状况。在这点上，可以确定提供重搏切迹的指示的包络曲线的特性，如现在将参考图4进一步描述的。

图4示意性地示出了获取的来自孕妇的血管声音的信号的包络曲线。包络曲线提供血管声音信号随时间的振幅。包络曲线提供波形序列，每个波形对应于心跳。单一波形以包络曲线中的最小值开始并且以相应最小值结束，如分别由点402和404指示的。

单一波形包括全局最大值，即单一波形内的最大值，如点406所示。该最大值对应于心动周期期间的最大血管血流量。在达到最大血管血流量之后，主动脉压的下降发生在心动周期中并与主动脉瓣的闭合一致。这导致血流量中的以及由点408指示的暂时下降，并且被称为重搏切迹。

可以分析单一波形以便确定提供重搏切迹的指示的特性。该特性可以与设定阈值进行比较，并且超过设定阈值的特性的值可以用于提供诊断。

尽管下面参考单一波形，但是应当认识到，作为替代可以分析可由多个单一波形形成的平均波形，并且作为替代可以在平均波形上执行所描述的要在单一波形上执行的分析。下面将进一步描述平均波形的形成。

当获取源自孕妇的子宫动脉、脐动脉或髂动脉的血管声音时，可以检测到重搏切迹对血流量的影响。在妊娠24周后，重搏切迹对子宫动脉、脐动脉和髂动脉中血流量的影响通常不显著，这是因为子宫动脉在怀孕期间经历了结构扩大。因此，超过设定阈值的重搏切迹的指示可以至少在该怀孕阶段之后是子宫或胎盘的不充分血管形成的指示，其可能与先兆子痫或iugr的发展相关。因此，监测设备100可有利地用于在怀孕中期或晚期期间评估孕妇和/或胎儿的状况。

单一波形的分析可以包括对单一波形进行微分以便分析包络曲线的一阶导数。单一波形的全局最大值和末端之间的一阶导数的过零点可以被确定为作为重搏切迹的指示的特性。换句话说，如果单一波形的全局最大值和末端之间的一阶导数超过零，则重搏切迹的指示超过阈值，这可以指示孕妇或胎儿需要进一步行动的状况。

单一波形的分析可另外地或可选地包括分析包络曲线的二阶导数。一阶导数的最大值和最小值可以由二阶导数确定并用于进一步分析作为重搏切迹的指示的特性。然后，可以将这些特性与设定阈值进行比较，以用于确定指示是否超过阈值，这可以指示孕妇或胎儿需要进一步行动的状况。

单一波形的分析可以另外地或可选地包括确定从起始点402到全局最大值406的上升时间tr和从全局最大值406到结束点404的衰减时间td。衰减时间td可以与上升时间tr相比较以形成相对衰减时间，例如通过将衰减时间td与上升时间tr相除。该相对衰减时间可以用作重搏切迹的指示，并且可以与设定阈值进行比较以用于确定指示是否超过阈值。阈值可以被设置为在1.0-5.0的范围内(例如2.0)，使得如果所确定的相对衰减时间大于阈值，则重搏切迹的指示超过设定阈值，并且可能需要进一步的动作。

单一波形的分析还可以包括确定与重搏切迹相关的进一步测量。这种进一步测量可以用于确定孕妇或胎儿的状况需要进一步的动作，或者可以用于提供关于当重搏切迹的另一个指示已经被确定为超过设定阈值时的状况的进一步的信息，如上所述。进一步测量可以量化重搏切迹并且可以提供对血管声音信号中呈现的影响的严重性的测量。

可以在波形的全局最大值和末端之间的波形中确定局部最小值和局部最大值。局部最小值和最大值可以通过对包络曲线进行微分来确定。局部最小值和局部最大值可以被认为与重搏切迹相关。局部最小值实际上对应于临界点，如上所述。

然后，可以确定局部最小值和局部最大值之间的振幅的差δad，形成重搏切迹的度量。此外，可以确定波形中的振幅的第二差，使得重搏切迹的振幅的差δad可以与第二差相关。幅度中的第二差可以是心跳幅度，该心跳幅度是在波形的开始和波形的全局最大值之间的幅度的差δah。可选地，振幅的第二差可以是与重搏切迹相关的全局最大值和局部最大值之间的振幅差δap。重搏切迹的相对振幅可以通过将重搏切迹的振幅δad与振幅的第二差相除来确定。然后，相对振幅可以形成重搏切迹的度量。

此外，峰值延迟时间tp可以被确定为与重搏切迹相关的全局最大值和局部最大值之间的时间。峰值延迟时间tp可以形成重搏切迹的度量。此外，峰值延迟时间tp可以与以波形中测量的第二时间(诸如上升时间tr)进行比较。例如，可以通过将峰值延迟时间tp与所测量的第二时间相除来确定重搏切迹的相对时间。然后，重搏切迹的相对时间可以形成重搏切迹的度量。

此外，可以确定与重搏切迹相关的波形的面积ad。重搏切迹面积ad可以被定义为在包络曲线和在局部最小值的信号值处的、从局部最小值到包络曲线上的稍后点的直线之间的面积，在该稍后点处，包络曲线与该直线相交。重搏切迹面积ad可以形成重搏切迹的另一度量。此外，可以将重搏切迹面积ad与包络曲线下的第二面积进行比较。例如，第二面积可以被确定为从波形的开始到结束的包络曲线下的整个面积。重搏切迹的相对面积可以通过将重搏切迹面积ad与第二面积相除来确定。然后，相对面积可以形成重搏切迹的度量。

可以在包络曲线中确定多个连续波形。然后可以根据一些特性(诸如全局最大值)对多个波形进行归一化，并且然后可以使用归一化波形来形成平均波形。可以如上所述针对单一波形分析该平均波形，使得分析不过度强调对应于单个心跳所获取的声音。

现在将进一步描述用于形成平均波形的实施方案。

首先，针对多个连续波形形成包络曲线。从包络曲线提取表示单个心跳的波形。然后，根据标准来分析波形以用于确定分析的波形是否应当被允许有助于形成平均波形。

确定波形是否应当有助于平均波形的分析可以基于模板。将波形与模板进行比较，并且当波形与模板的相关性低于设定阈值时被拒绝。因此，与模板相差过大的波形将不包括在平均波形的形成中，使得将被形成的平均波形将强调波形的共同特性，并且允许形成具有良好的信噪比的信号。

与模板具有足够高的相关性的波形被验证为表示所获取的血管声音信号内的典型波形。选择这些波形以包括在平均波形的形成中。

模板可以基于包络曲线内的单个心跳。可以针对标准波形来验证单个心跳，以确保在包络曲线中的单个心跳的波形可以适当地用作模板。这意味着模板基于获取的血管声音信号，并且在包络曲线内类似的波形将被用于形成平均波形。模板还可以利用来自包络曲线内的其他波形的信息来更新，该波形被选择以包括在平均波形的形成中。

可以通过检测包络曲线内的峰值并提取检测到的峰值周围的段来形成模板以便获得表示单个心跳的波形。

根据替代方案，可以与从其获取血管声音信号的人相关联地存储模板。这意味着当在随后时间采集血管声音信号时可以重新使用模板，从而允许将要随时间进行比较的血管声音的分析。

作为另一替代方案，一般可以使用一个或多个模板，例如以便允许不同人之间的比较。然而，这种一般模板可能使得其更难以选择要包括在平均波形的形成中的波形，因为多个连续波形中的波形的大比例可能不足以与模板相似以便被选择。

然后，可以对所选择的波形进行对准，使得所选择的波形的组合应当强调与所选择的波形相同的特征。可以执行对准以便确保所选择的波形以共同的时间刻度表示，使得波形的特征被布置在相似的时间点处。

所选择的波形的对准可以通过在共同的时间刻度上表示所选择的波形来实现，其可以被选择为一个选择的波形(例如，用作模板的波形)的持续时间。

所选择的波形的对准可以附加地或可选地通过使用波形的一个或多个特征作为对准标记并且将一个或多个对准标记放置在波形中的重叠时间处来实现。例如，波形的峰可以用作对准标记，和/或通向该峰的斜率可以用作对准标记。

所选择的波形的对准可以附加地或可选地包括：确定所选择的波形与模板的最大相关性，并且基于最大相关性来对准所选择的波形。

当所选择的波形已经被对准时，以重叠方式表示波形，使得可以通过形成平均波形来减小单个波形中的噪声。

平均波形可以通过计算每个时间点处所有选择和对准的波形的平均值来形成。可选地，平均波形可以通过确定每个时间点处所选择和对准的波形的中值来形成。

平均波形可以允许稳定和精确的测量，以用于基于所获取的血管声音信号进行可靠的评估。

作为替代方案，如上所述针对单一波形对多个连续波形中的每一个进行分析。可以为每个波形确定包络中的特性，以便确定重搏切迹的指示。此外，可以确定重搏切迹的指示超过设定阈值的波形的百分比或数量。基于所确定的波形的百分比或数量，可以采取是否可能需要进一步动作的决定。因此，如果单一波形中重搏切迹的指示超过设定阈值，则分析不需要指示需要进一步的动作。然而，如果重搏切迹的指示在波形的大百分比中(诸如所分析的波形的50％)超过设定阈值，则分析可以指示需要进一步的动作。

如上所述，经滤波的声音信号的所确定的特性可以与任何其它特性组合，该其它特性可以从经滤波的声音信号确定，或者可以通过其它手段来确定，以便形成对孕妇或者胎儿的状况的决定。例如，可以确定搏动指数或电阻率指数。此外，由于血管湍流引起的高频率杂音的存在可用于形成对孕妇或胎儿的状况的决定。

此外，可以在频域中执行对经滤波的血管声音信号的分析。例如，可以执行傅立叶分析，例如通过计算血管声音信号的快速傅里叶变换(fft)。如上所述，频域中的血管声音信号的分析可以用于确定可以单独使用或与其他确定的特性组合使用的特性，以便形成对孕妇或胎儿的状况的决定。

如上所述，包络曲线的特性或测量的确定可以通过处理单元110中关于包络曲线的数字化表示的计算步骤来执行。这些计算步骤可以在处理单元110的软件中实现，或者实现为例如以下形式的硬件：专用集成电路(asic)或现场可编程门阵列(fpga)或硬件或软件的任何组合。

现在参照图5，将进一步描述血管声音信号的分析结果的使用。分析的结果可以总是存储或记录在存储器中。

步骤502，当分析检测到重搏切迹的指示超过设定阈值时，该检测可用作触发以确定是否需要进一步的动作。步骤504，可以可选地执行进一步的分析，以确定孕妇或胎儿的状况是否已经恶化或严重到使得孕妇应该联系医院或诊所。进一步的分析可以包括将所确定的重搏切迹的指示与孕妇的重搏切迹的指示的历史结果比较，诸如重搏切迹面积ad的历史结果。这种历史结果可以本地存储在处理单元110中或在处理单元110可以联系的服务器中。如果所确定的重搏切迹的指示对应于指示的历史结果，则可以作出不需要进一步动作的决定。

历史结果还可以是检测到重搏切迹的指示超过对于血管声音的设定阈值，该血管声音来自孕妇的左子宫动脉或右子宫动脉之一。例如，重搏切迹的指示可以超过对于左子宫动脉的设定阈值，而重搏切迹的指示可以不超过对于右子宫动脉的设定阈值。在这种情况下，可以使用重搏切迹的指示超过对于右子宫动脉的设定阈值的稍后检测，以推断孕妇和/或胎儿的状况已经恶化并且可能需要进一步的动作。

步骤506，如果需要进一步的动作，则处理单元110可触发输出设备112以警告孕妇检测到可能需要注意的状况。因此，输出设备112可以在显示器上呈现文本消息或打开符号。可选地或另外地，灯可以打开，或者可以输出听觉或触觉信号。该信号可以向孕妇指示应该联系医院或诊所以进一步检查该状况。

可以通过创建用于正常人群的重搏切迹的指示的数据库，相对于不同孕龄中的重搏切迹的指示的正常值来设置阈值。因此，监测孕妇和/或胎儿的状况可能与孕龄有关。由于重搏切迹的指示通常可以在怀孕早期、中期、晚期之间不同，因此相对于孕龄设置阈值可以帮助可能需要进一步动作的状况的检测。

声音和振动换能器102的使用可以用于评估和/或监测人的心血管健康。因此，声音和振动换能器102可以关于人的感兴趣区域定位，诸如人的颈部、胸部、腹部、骨盆区域或下肢区域。声音和振动换能器102可以从该感兴趣区域获取血管声音信号，以便能够评估和/或监测人的心血管健康。然后，可以以类似于上述描述的方式分析所获取的信号，以便确定血管声音中的重搏切迹的指示是否超过设定阈值。这种指示可以与需要注意的人的状况相关联，并且可以给出警报。

例如，可以实现各种血液动力学情况的筛选或监测，诸如高血压、低血压、左心室功能障碍、主动脉僵硬、身体健康(关于内皮功能的改善)和药物(例如血管扩张剂/收缩剂)的作用。

本领域技术人员认识到，本发明决不限制于上述的优选实施方案。相比之下，在所附权利要求的范围内，许多修改和变型是可能的。