使用非干扰性音频分析来生成信息的睡眠呼吸暂停诊断系统和方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及睡眠呼吸暂停诊断，并且尤其涉及睡眠呼吸暂停诊断的系统和方法。
【背景技术】
[0002]阻塞性呼吸暂停(OSA)是影响世界各地数百万人的疾病。OSA的特征在于睡眠期间呼吸紊乱或停止。OSA发作起因于睡眠期间持续至少10秒并且通常长达I至2分钟的气流的部分或完全堵塞。在给定的晚上，具有中度到重度呼吸暂停的人可能经历高达每晚200-500次的完全或部分呼吸中断。因为他们的睡眠不断被中断，所以使他们失去使身体和心灵有效运转所必要的恢复性睡眠。这种睡眠障碍也与高血压、抑郁症、中风、心律失常、心肌梗塞和其他心血管障碍有关。OSA也导致过度疲劳。
[0003]各种方法已经被用于评估患者是否遭受0SA。最全面的方法是临床多导睡眠图(PSG)，临床多导睡眠图(PSG)能够诊断许多显著的睡眠病症。然而，PSG要求专科医院或睡眠障碍中心使技术人员过夜留守在场，以监测器械和患者两者。
[0004]测量并结合血氧饱和度、脉搏率、气流、打鼾水平和头部移动的家用设备也已经被用于评估睡眠呼吸暂停。尽管这些设备比PSG更便宜，但是这些设备仍然太贵并且具干扰性。
[0005]问卷调查和测试也已经被用于评估睡眠呼吸暂停。然而，尽管问卷调查和测试是免费的并且容易进行，但是它们评估睡眠呼吸暂停的准确度非常有限。
[0006]音频记录也已经被用于评估睡眠呼吸暂停。尽管能够廉价且非干扰性地完成音频记录，但是音频记录对诸如环境噪声、打鼾伴侣的噪声或其它噪声敏感，因此降低了该技术的准确度。
[0007]因此，存在对评估睡眠呼吸暂停的改进以及例如廉价且非干扰性的方式来准确地评估睡眠呼吸暂停的需要。
【发明内容】
[0008]在一个实施例中，提供一种电子装置，并且所述电子装置包括:麦克风阵列，所述麦克风阵列用于检测由患者生成的可听声音并且用于生成表示由所述患者生成的检测到的可听声音的音频信息；第一波束形成器具有第一适应性速度并且被配置为根据所述音频信息来生成第一音频信息和第一噪声信息；第二波束形成器具有慢于所述第一适应性速度的第二适应性速度，第二适应性波束形成器被配置为根据所述音频信息来生成第二音频信息和第二噪声信息；音频分类单元用于基于所述第一音频信息来生成音频分类信息；头部移动检测单元用于基于所述第二音频信息、所述第一噪声信息和所述第二噪声信息中的至少一个来生成头部移动信息；以及诊断单元，其用于基于所述音频分类信息和所述头部移动信息来确定睡眠呼吸暂停的诊断。
[0009]在另一实施例中，提供了一种生成音频分类信息和头部移动信息的方法，所述方法包括:利用麦克风阵列来检测由患者生成的可听声音并且生成表示由所述患者生成的检测到的可听声音的音频信息；利用第一波束形成器来处理所述音频信息，所述第一波束形成器具第一适应性速度并且根据所述音频信息来生成第一音频信息和第一噪声信息；利用第二波束形成器来处理所述音频信息，所述第二波束形成器具有慢于所述第一适应性速度的第二适应性速度并且根据所述音频信息来生成第二音频信息和第二噪声信息；基于所述第一音频信息来生成音频分类信息，并且基于所述第二音频信息、所述第一噪声信息和所述第二噪声信息中的至少一个来生成头部移动信息。
[0010]在另一实施例中，一种非暂态计算机可读介质存储包括指令的一个或多个程序，所述指令当由计算机运行时令所述计算机执行所提供的方法。所述方法包括:利用麦克风阵列来检测由患者生成的可听声音并且生成表示由所述患者生成的检测到的可听声音的音频信息；利用第一波束形成器来处理所述音频信息，所述第一波束形成器具有第一适应性速度并且根据所述音频信息来生成第一音频信息和第一噪声信息；利用第二波束形成器来处理所述音频信息，所述第二波束形成器具有慢于所述第一适应性速度的第二适应性速度并且根据所述音频信息来生成第二音频信息和第二噪声信息；基于所述第一音频信息来生成音频分类信息；基于所述第二音频信息、所述第一噪声信息和所述第二噪声信息中的至少一个来生成头部移动信息；并且基于所述音频分类信息和所述头部移动信息来确定睡眠呼吸暂停诊断。
【附图说明】
[0011]图1是根据一个示范性实施例的睡眠呼吸暂停诊断系统的图；
[0012]图2A是患者的示范性音频信息的图形；
[0013]图2B是从快速波束形成器输出的示范性噪声信息的图形；
[0014]图2C是从慢速波束形成器输出的示范性噪声信息的图形；以及
[0015]图3是根据一个示范性实施例的用于生成音频分类信息和头部移动信息的方法的流程图。
【具体实施方式】
[0016]如在本文中所使用的，单数形式的“一”、“一个”和“该”包括多个指代，除非在上下文中清楚地另有指定。如在本文中所使用的，两个或更多部分或部件被“耦合”的表述应意指所述部分被直接或间接地(即，通过一个或多个中间部分或部件)结合在一起或一起运行，只要发生链接。如在本文所使用的，“直接耦合”意指两个元件直接彼此接触。如在本文所使用的，“固定地耦合”和“固定的”意指两个部件被耦合从而作为一体移动，同时维持相对于彼此的恒定取向。
[0017]本文中所使用的方向性用语，例如，通过举例而非限制性的，顶部、底部、左、右、上、下、前、后以及由此衍生词，涉及附图中示出的元件的取向，并非限制权利要求，除非其中明确记载。
[0018]如在本文中所使用的，词语“波束形成器的适应性速度”应意指波束形成器能够收敛于新目标位置上的速度。
[0019]图1是根据本公开构思的一个示范性实施例的适于诊断睡眠呼吸暂停的系统I的方框图。系统I被配置为记录由患者生成的可听声音，并且通过所记录的声音来检测患者的打鼾和患者的头部移动。系统I分析打鼾和头部移动模式以评估患者的睡眠呼吸暂停。
[0020]系统I包括麦克风阵列10。麦克风阵列10能操作用于记录由患者生成的可听声音。在图1所示的示范性实施例中，麦克风阵列10包括多个麦克风。本领域技术人员将理解，能够在不脱离本公开构思的范围的情况下利用大于一个的任何数量的麦克风。增加麦克风阵列10中的麦克风的数量允许通过麦克风阵列10形成更窄的束。
[0021]在一些示范性实施例中，麦克风阵列10被布置为麦克风的线性阵列。在一些其它示范性实施例中，麦克风阵列被布置成对称的形状(例如但不限于，三角形、矩形等)。当未预先得知麦克风阵列10相对于患者的取向时，对称的形状能够递送一致的性能。在一些示范性实施例中，麦克风阵列10被布置在彼此约1cm内。然而，本公开构思不限于此。麦克风阵列10可以在不脱离本公开构思的范围的情况下以任何适当的方式布置。
[0022]系统I还包括快速波束形成器20和慢速波束形成器30。快速波束形成器20和慢速波束形成器30中的每个接收并处理麦克风阵列10中的每个麦克风的输出。快速波束形成器20和慢速波束形成器30处理麦克风阵列10中的每个麦克风的输出，从而各自形成定向波束，使得增强从波束内部的方向接收到的声音，而衰减从波束外部的方向接收到的声立曰ο
[0023]快速波束形成器20和慢速波束形成器30将其波束的方向集中在患者的头部上，并且基于患者的头部的移动来调整其波束的方向。通过举例而非限制性的，快速波束形成器20和慢速波束形成器30能够使用患者的打鼾来确定患者头部的方向并且跟踪患者头部。然而，快速波束形成器20和慢速波束形成器30不以相同的速度适应患者头部的方向。相反，快速波束形成器20具有比慢速波束形成器30的适应性速度更快的适应性速度。在示范性实施例中，快速波束形成器20具有足够快以跟踪患者的正常移动(例如但不限于，由于打鼾的头部移动)的适应性速度，而慢速波束形成器30具有不足够快以跟踪患者的正常头部移动但是足够快以跟踪患者的正常身体移动(例如但不限于，睡眠期间身体位置的移位)的适应性速度。因此，在患者头部移动的时间段期间，在打鼾事件期间患者头部移动很常见，快速波束形成器20的波束保持集中在患者的头部上，而慢速波束形成器30的波束没有精确地集中在患者的头部上。
[0024]在另一示范性实施例中，快速波束形成器20具有小于一秒的适应性速度，并且慢速波束形成器30具有大于十秒的适应性速度。应当理解，小于一秒的适应性速度足够快以跟踪正常头部移动速度，并且大于十秒的适应性速度不足够快以跟踪正常头部移动但是足够快以跟踪正常身体移动。
[0025]快速波束形成器20和慢速波束形成器30每个可以是任何适当类型的波束形成器。在图1所示的示范性实施例中，快速波束形成器20和慢速波束形成器30是滤波相加型波束形成器。在其它实施例中，快速波束形成器20和慢速波束形成器30能够被实施为延时相加波束形成器。