背景技術(shù)：

個(gè)人健康監(jiān)視器通過(guò)使用戶監(jiān)視在運(yùn)動(dòng)、田徑運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練、休息、日常生活活動(dòng)、理療等過(guò)程中的心率或者其它的生理信息從而為用戶提供監(jiān)測(cè)他們的整體健康和健身的能力。由于這些裝置變得越來(lái)越小和越來(lái)越具有便攜性，它們變得越來(lái)越流行。

心率監(jiān)視器為個(gè)人健康監(jiān)視器的一個(gè)例子。普通類型的心率監(jiān)視器使用了胸帶，該胸帶包括用于從心臟檢測(cè)肌肉動(dòng)作電位的表面電極。因?yàn)樵摫砻骐姌O提供了相對(duì)的無(wú)噪聲信號(hào)，使用了表面電極的監(jiān)視器產(chǎn)生的信息是高度精確的。然而，大多數(shù)使用者發(fā)現(xiàn)胸帶監(jiān)視器不舒服和不方便。

另一種類型的心率監(jiān)視器使用了設(shè)置在耳塞處的ppg傳感器。耳朵是放置監(jiān)視器的理想位置，因?yàn)槎涮幨且粋€(gè)相對(duì)靜止的平臺(tái)，不會(huì)妨礙人們的移動(dòng)和視線?？拷涞膒pg傳感器，例如，可獲取下列位置的信息：內(nèi)耳道和鼓膜(用于測(cè)量身體核心溫度)，肌肉組織(用于測(cè)量肌肉張力)，耳廓和耳垂(用于監(jiān)視血?dú)獾燃?jí))，耳朵后面的區(qū)域(用于測(cè)量皮膚溫度和皮膚電反應(yīng))，以及頸內(nèi)動(dòng)脈(用于測(cè)量心肺功能)。耳朵還位于或者靠近身體暴露于感興趣的環(huán)境中的呼吸毒素(揮發(fā)性有機(jī)化合物、污染等)的點(diǎn)，耳朵受到的噪聲污染的點(diǎn)，眼睛受到的光照條件的點(diǎn)等。進(jìn)一步地，因?yàn)槎雷匀挥糜趥鬏斅暷?，耳朵是監(jiān)視內(nèi)部聲音的良好位置，例如心跳、呼吸率、嘴的運(yùn)動(dòng)等。

ppg傳感器測(cè)量相對(duì)的血流，通過(guò)使用紅外光或者其它光源投射完全傳輸通過(guò)組織或者從組織反射回的光來(lái)測(cè)量相對(duì)的血流，該光隨后被光電探測(cè)器檢測(cè)到，并進(jìn)行量化。例如，高的血流的流速將導(dǎo)致更多的光被血流散射，這將大大增加到達(dá)光電檢測(cè)器的光強(qiáng)。通過(guò)處理光電檢測(cè)器輸出的信號(hào)，使用ppg傳感器的監(jiān)視器可測(cè)量血容量脈沖(每次心跳的血容量的相性變化)，心率，心率變化，和其它的生理信息。

ppg傳感器通常是很小的并且可被封裝，因此它們不會(huì)有其它的傳統(tǒng)健康傳感器舒適性和/或便利性的問(wèn)題。然而，ppg傳感器比其它許多類型的傳感器對(duì)于運(yùn)動(dòng)偽影噪聲更加敏感，因此更容易出現(xiàn)精度問(wèn)題。例如，用戶的一個(gè)動(dòng)作要素，比方說(shuō)慢跑者的步進(jìn)率，常常與心率要素同樣強(qiáng)或比心率更強(qiáng)，這有可能使心率測(cè)量出錯(cuò)。美國(guó)7144375號(hào)專利公開(kāi)了一種可行的解決這個(gè)問(wèn)題的方案，該專利公開(kāi)了利用加速計(jì)作為監(jiān)視器，用于驗(yàn)證ppg傳感器輸出的可能步進(jìn)率。當(dāng)該步進(jìn)率近似于心率時(shí)，’375號(hào)專利揭示了光譜轉(zhuǎn)換步進(jìn)率和心率波形，例如，通過(guò)采樣窗口，分別由步進(jìn)率和心率傳感器提供步進(jìn)率光譜和心率光譜。若該光譜轉(zhuǎn)換操作采用6秒的窗口，轉(zhuǎn)換操作的平均延遲為3秒。進(jìn)行光譜轉(zhuǎn)換后，’375號(hào)專利減除了該步進(jìn)率光譜和心率光譜?！?75號(hào)專利還保存了光譜減除的前十個(gè)峰值的記錄，用于在確定心率和步進(jìn)率是否跨接和確定哪個(gè)光譜峰值對(duì)應(yīng)心率之前，執(zhí)行各種統(tǒng)計(jì)學(xué)分析以達(dá)到理想的精確性。因此，’375號(hào)專利后續(xù)實(shí)施的轉(zhuǎn)換操作會(huì)導(dǎo)致額外的潛在處理，例如需要10秒，而這是不合需要的。所以，有必要提供一種可選擇的方案，使步進(jìn)率近似于心率時(shí)，能提供精確的心率，且延遲較少。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明公開(kāi)的方案通過(guò)使用一個(gè)或多個(gè)濾波技術(shù)，在步進(jìn)率與心率近似于的時(shí)候，去除測(cè)量的心率中的步進(jìn)率。通常，步進(jìn)率和心率的差值是確定的，步進(jìn)率根據(jù)該差值從心率中過(guò)濾出來(lái)。

一個(gè)示例性的實(shí)施例中，步進(jìn)處理器根據(jù)步進(jìn)傳感器提供的波形計(jì)算使用者的步進(jìn)率，心率處理器根據(jù)心率傳感器提供的波形計(jì)算使用者的第一心率。噪音處理器繼而計(jì)算該步進(jìn)率和心率的差值，根據(jù)該差值來(lái)計(jì)算使用者的第二心率，并輸出該第二心率。例如，該噪音處理器可根據(jù)該差值對(duì)心率進(jìn)行濾波。

更廣義地，一種示例性的生理監(jiān)護(hù)儀包括慣性傳感器、慣性處理器、生理傳感器、生理處理器和噪音處理器。該慣性處理器根據(jù)慣性傳感器提供的慣性波形計(jì)算使用者的慣性頻率。該生理處理器根據(jù)生理傳感器提供的生理波形計(jì)算使用者的第一生理指標(biāo)。該噪音處理器計(jì)算慣性頻率和第一生理指標(biāo)的差值，根據(jù)該差值計(jì)算使用者的第二心率，并輸出該第二心率。

一種示例性的減少生理監(jiān)護(hù)儀輸出的數(shù)據(jù)的噪音的方法。為了這個(gè)目的，該方法包括根據(jù)慣性波形計(jì)算使用者的慣性頻率，慣性波形由設(shè)于生理監(jiān)護(hù)儀內(nèi)的慣性傳感器提供；和根據(jù)生理波形計(jì)算使用者的第一生理指標(biāo)，生理波形由設(shè)于生理監(jiān)護(hù)儀內(nèi)的生理傳感器提供。其后，該方法計(jì)算慣性頻率和第一生理指標(biāo)的差值；根據(jù)該差值計(jì)算第二生理指標(biāo)；以及輸出第二生理指標(biāo)。

由于在此公開(kāi)的方案只處理瞬時(shí)光譜轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)，例如，瞬時(shí)步進(jìn)率光譜和瞬時(shí)心率光譜，本發(fā)明從根本上消除了’375號(hào)專利中后續(xù)轉(zhuǎn)換的延遲。因此，在此公開(kāi)的方案相較于現(xiàn)有技術(shù)，足夠精確而又沒(méi)有延遲。

附圖說(shuō)明

圖1示出了設(shè)置在耳塞上的示例性的心率監(jiān)視器。

圖2示出了設(shè)置在外殼內(nèi)的示例性的生理監(jiān)視系統(tǒng)的模塊圖。

圖3示出了從生理指標(biāo)中去除慣性頻率的示例性的流程圖。

圖4示出了從生理指標(biāo)中去除慣性頻率的另一個(gè)示例性的流程圖。

圖5示出了圖2所示的生理處理器的示例性的模塊圖。

圖6a-6d示出了步進(jìn)率光譜、心率光譜、結(jié)果差異光譜和估計(jì)心率的示例性的模擬結(jié)果視圖。

圖7示出了根據(jù)此處公開(kāi)的方案估計(jì)的心率的示例性的模擬結(jié)果視圖。

具體實(shí)施方式

本發(fā)明公開(kāi)的過(guò)濾技術(shù)增加了處理數(shù)據(jù)，例如，生理傳感器的心率數(shù)據(jù)，所得到的結(jié)果的精度。圖1示出了設(shè)置在耳塞10上的示例性的監(jiān)視系統(tǒng)12。耳塞10可包括與遠(yuǎn)程設(shè)備通信連接的有線或者無(wú)線耳塞，遠(yuǎn)程設(shè)備例如為音樂(lè)播放器、智能手機(jī)、個(gè)人數(shù)據(jù)助理等。監(jiān)視系統(tǒng)12監(jiān)視心率和/或其它生理指標(biāo)，并且輸出這些生理信息到用戶和/或其它處理功能。而本發(fā)明公開(kāi)的監(jiān)視系統(tǒng)12為耳塞10的部分，應(yīng)當(dāng)理解監(jiān)視系統(tǒng)12可設(shè)置在固定在用戶身體上的任何設(shè)備上，例如，固定在耳朵、手指、趾、四肢(臂、腿、踝關(guān)節(jié)等)、腕、鼻等上的設(shè)備。在一些實(shí)施例中，該設(shè)備可包括補(bǔ)丁(patch)，例如，繃帶，用于將監(jiān)視系統(tǒng)12連接到用戶身體上的預(yù)期的位置。

圖2示出了一個(gè)示例性的實(shí)施例中的示例性的監(jiān)視系統(tǒng)12的模塊圖。監(jiān)視系統(tǒng)12包括處理器100，處理器100連接到一個(gè)或多個(gè)生理傳感器20、一個(gè)或多個(gè)慣性傳感器30、輸出界面40和存儲(chǔ)器50。生理傳感器20產(chǎn)生響應(yīng)于用戶生理狀態(tài)的生理波形。慣性傳感器30產(chǎn)生響應(yīng)于用戶動(dòng)作的慣性波形。一個(gè)示例性的慣性傳感器包括，但不只包括：加速計(jì)、視覺(jué)發(fā)射/探測(cè)對(duì)、視覺(jué)探測(cè)器、ccd攝像機(jī)、壓電傳感器、熱敏傳感器、或其他任何類型的能夠獲取動(dòng)作信息的傳感器。典型的視覺(jué)發(fā)射器包括一個(gè)或多個(gè)發(fā)光二極管、激光二極管、有機(jī)發(fā)光二極管、微型發(fā)光器、電磁發(fā)射器等等。在此公開(kāi)的傳感器并不只限于電磁光譜的視覺(jué)波長(zhǎng)。在某些實(shí)施例中，用于更短或更長(zhǎng)的波長(zhǎng)的發(fā)射器和/或探測(cè)器也可以適用于電磁光譜中的更短或更長(zhǎng)的波長(zhǎng)。視覺(jué)探測(cè)器可包括光電探測(cè)器、電磁探測(cè)器和光電二極管等等。處理器100通過(guò)使用本發(fā)明公開(kāi)的過(guò)濾技術(shù)以及存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器50中的信息處理生理波形來(lái)高精度的確定心率和/或一個(gè)或者多個(gè)生理指標(biāo)。輸出界面40輸出確定的生理指標(biāo)。應(yīng)當(dāng)理解，輸出界面可包括收發(fā)器，該收發(fā)器用于發(fā)送處理器100輸出的數(shù)據(jù)到遠(yuǎn)程設(shè)備?？蛇x地或者另外地，輸出界面可提供輸出數(shù)據(jù)到用戶接口，例如，顯示屏、數(shù)據(jù)庫(kù)、另一處理器，和/或處理功能。

在示例性的實(shí)施例中，生理傳感器20包括光電容積脈搏波(ppg)傳感器，光電容積脈搏波響應(yīng)于檢測(cè)到的光強(qiáng)產(chǎn)生電生理波形。ppg傳感器包括光強(qiáng)傳感器，該光強(qiáng)傳感器通常依賴于進(jìn)入到血管中的光的光耦合。如在本發(fā)明所用的，術(shù)語(yǔ)“光耦合”指的是進(jìn)入?yún)^(qū)域的激光與區(qū)域自身之間的作用或通信。例如，光耦合的一種形式是光導(dǎo)耳塞10內(nèi)產(chǎn)生的激光與耳朵的血管之間的相互作用。待審的公開(kāi)號(hào)為2010/0217102的美國(guó)專利申請(qǐng)中描述了光導(dǎo)耳塞，該專利在此援引且并入本案。在一個(gè)實(shí)施例中，激光與血管之間的相互作用可能涉及進(jìn)入耳朵區(qū)域的激光與耳朵內(nèi)的血管散射的激光，因此，散射光的強(qiáng)度與血管內(nèi)的血流速度成正比。光耦合的另一種形式是由耳塞10內(nèi)的光發(fā)射器產(chǎn)生的激光與耳塞10的光導(dǎo)區(qū)間相互作用形成的。

處理器100包括慣性處理器110、生理處理器120和噪音處理器140。慣性處理器110通過(guò)使用各種已知方法從慣性波形中獲取確定的慣性頻率i，例如步進(jìn)率。該確定的慣性頻率可包括真實(shí)的慣性頻率和一個(gè)或多個(gè)該真實(shí)慣性頻率的諧波，例如真實(shí)慣性頻率的1/2x、3/2x和2x諧波。比方說(shuō)，慣性處理器可光譜轉(zhuǎn)換慣性波形以生成慣性光譜，并將慣性頻率設(shè)置為該慣性光譜的最大的峰值的頻率。還有其它可選擇的方法可用于確定慣性頻率。生理處理器120從生理波形中確定一個(gè)或多個(gè)生理指標(biāo)h，例如心率，在此處進(jìn)一步討論。該確定的生理指標(biāo)可能與根據(jù)一個(gè)或多個(gè)生理指標(biāo)計(jì)算得出的生理估值相關(guān)。噪音處理器140對(duì)確定的指標(biāo)濾波去除慣性頻率，從而產(chǎn)生了較精確的濾波生理指標(biāo)

為了簡(jiǎn)化，下述處理器100在由慣性傳感器110確定的步進(jìn)率近似于由生理處理器120確定的心率的時(shí)候，通過(guò)噪音處理器140使用一個(gè)或多個(gè)濾波技術(shù)從測(cè)量的心率中去除步進(jìn)率。通常，步進(jìn)率和心率的差值是確定的，步進(jìn)率根據(jù)該差值從心率中過(guò)濾出來(lái)。然而，生理處理器120和處理器100可替代地或者另外地確定其它的生理指標(biāo)，例如，呼吸速率、心率變異(hrv)、脈搏壓、收縮壓、舒張壓、步率、氧氣攝取(v02)、和r-r間隔(代表了ecg波形中的相繼的r峰之間的間隔)、最大氧氣攝取(最大v02)、燃燒的卡路里、創(chuàng)傷、心排血量和/或包括血紅高蛋白氧氣占據(jù)的結(jié)合點(diǎn)(sp02)的血分析物水平、高鐵血紅蛋白的百分比、羰基血紅蛋白的百分比、和/或葡萄糖水平。替代地或者另外地，處理器100可確定或者過(guò)濾一個(gè)或者多個(gè)生理評(píng)估，例如，通風(fēng)閾、乳酸閾、心肺狀態(tài)、神經(jīng)功能狀態(tài)、有氧能力(最大v02)、和/或整體健康或健身。此外，處理器100也可有選擇地從心率中去除其它慣性頻率，例如有節(jié)奏的頭部擺動(dòng)和身體運(yùn)動(dòng)(如手臂運(yùn)動(dòng)、舉重等)等等。

圖3示出了示例性的方法200，該方法可由處理器100執(zhí)行以計(jì)算輸出心率。在處理器100接收到來(lái)自傳感器20和傳感器30(模塊210)的慣性波形和生理波形后，慣性處理器110確定步進(jìn)率i(模塊220)，生理處理器120確定心率的第一估值h(模塊230)。噪音測(cè)量140根據(jù)步進(jìn)率和心率的差值計(jì)算心率的修正估值(模塊240)，并繼而向輸出界面40輸出該修正心率估值(模塊290)。處理器100也可以在存儲(chǔ)器50中存儲(chǔ)該修正心率估值使其可用于后續(xù)的計(jì)算。

圖4出了示例性的方法240，該方法用于根據(jù)步進(jìn)率和心率的差值計(jì)算修正估值圖4中的示例性的方法240包括多個(gè)步驟，其中第一步驟包括模塊242，第二步驟包括模塊244至模塊248，第三步驟包括模塊250，第四步驟包括模塊260，第五步驟包括模塊270，第六步驟包括模塊280至284。然而，在某些示例性的實(shí)施例中也可以實(shí)施一個(gè)或多個(gè)上述步驟，在此進(jìn)一步描述的，本發(fā)明也不要求每個(gè)步驟都按照?qǐng)D4所示的順序進(jìn)行實(shí)施。

第一步驟(模塊242和模塊243)包括初始化步驟，其中心率處理器120和/或噪音處理器140初始化和/或確定一個(gè)或多個(gè)變量，用于根據(jù)預(yù)設(shè)的值、存儲(chǔ)于存儲(chǔ)器中的值，以及測(cè)量到的信息(模塊242和模塊243)，如瞬時(shí)心率hinst、濾波心率hfilt、鎖定值clk、第二(或輸出)心率h等等來(lái)確定輸出的心率。例如，為了確定hinst，心率處理器120包括光譜轉(zhuǎn)換器122(如圖5所示)，該光譜轉(zhuǎn)換器122能將心率傳感器20輸出的生理波形光譜轉(zhuǎn)換為生理光譜。例如，光譜轉(zhuǎn)換器122能通過(guò)一個(gè)假設(shè)為6秒的采樣窗口轉(zhuǎn)換心率波形。這樣的轉(zhuǎn)換操作引起了大約為窗口時(shí)間的一半的延遲，例如3秒。心率處理器120將具有最大幅值的生理光譜的光譜峰值頻率f1確定為初始瞬時(shí)心率hinst，其中初始瞬時(shí)心率對(duì)應(yīng)于第一心率(模塊243)。心率處理器1120還可進(jìn)一步確定具有第二大幅值的生理光譜的光譜峰值的頻率f2。可替代地或者額外地，濾波心率也可以被初始化，例如從存儲(chǔ)器50中檢索在先確定的濾波心率或?qū)filt設(shè)置為經(jīng)驗(yàn)值，如83。此外，可以將clk初始化為零，其中clk代表如連續(xù)幀的數(shù)目，其中心率和步進(jìn)率的差值滿足已確定的闕值。噪音處理器140也可以確定初始第二(或輸出)心率h，其中該第二心率代表噪音處理器140最終輸出的心率。在某些情況下，處理器140可將該初始h設(shè)為經(jīng)驗(yàn)值，如83?？商娲鼗蝾~外地，噪音處理器140可以通過(guò)程序240經(jīng)由第一次迭代后從上一幀對(duì)h和的值進(jìn)行初始化。

第二步驟(模塊244至模塊248)確定瞬時(shí)心率，該瞬時(shí)心率為初始瞬時(shí)心率和步進(jìn)率的差值的函數(shù)，特別適用于以下場(chǎng)合，光譜的減少導(dǎo)致消除了主要用于確定瞬時(shí)心率的主要光譜峰值。尤其，該第二步驟通過(guò)確定初始瞬時(shí)心率hinst是否落在交叉窗內(nèi)，來(lái)確定慣性處理器110提供的步進(jìn)率i是否近似于初始瞬時(shí)心率hinst(模塊244)，并根據(jù)這個(gè)結(jié)果來(lái)調(diào)整瞬時(shí)心率。例如，噪音處理器140可以通過(guò)判斷步進(jìn)率i和初始hinst的差值是否小于或等于闕值tw，如tw＝8，來(lái)確定初始hinst是否落在交叉窗內(nèi)。在一個(gè)實(shí)施例中，噪音處理器140只在初始hinst落在交叉窗內(nèi)時(shí)，才調(diào)整該初始hinst，其中該調(diào)整是基于兩個(gè)或多個(gè)由光譜轉(zhuǎn)換器122(模塊248)提供的光譜峰值的頻率的加權(quán)平均數(shù)進(jìn)行的。例如，噪音處理器140能根據(jù)以下計(jì)算式計(jì)算權(quán)重w：

其中m1代表生理光譜的最大光譜峰值的量級(jí)，m2代表生理光譜第第二峰值的量級(jí)，如第二大光譜峰值。繼而，噪音處理器140通過(guò)計(jì)算兩個(gè)光譜峰值的頻率的加權(quán)平均數(shù)來(lái)調(diào)整瞬時(shí)心率，例如根據(jù)下式：

hlnst＝wf1+(1-w)f2(2)

其中f1代表最大光譜峰值的頻率(且響應(yīng)初始瞬時(shí)心率)，f2代表第二光譜峰值的頻率。

在某些實(shí)施例中，第二步驟也可以隨意決定生理光譜中的第二光譜峰值的頻率f2是否落入交叉窗內(nèi)，和在滿足模塊244的情況下，心率i是否在初始hinst和f2之間(模塊246)。例如，噪音處理器140可以通過(guò)確定f2和i的差值是否小于或等于一個(gè)闕值，如8，來(lái)確定f2是否落在交叉窗內(nèi)。此外，噪音處理器140可以根據(jù)sign(hinst-i)≠sign(f2-i)確定i是否在f2和初始hinst之間。無(wú)論如何，在本實(shí)施例中，噪音處理器140只在同時(shí)滿足模塊244和模塊246的情況下，執(zhí)行模塊248的操作。

第三步驟(模塊250)利用速率極限對(duì)瞬時(shí)心率進(jìn)行濾波。更具體地，第三步驟將修正濾波心率hfilt作為當(dāng)前濾波心率hfilt、根據(jù)第二步驟輸出的瞬時(shí)心率hinst和速率極限δr進(jìn)行計(jì)算。在本實(shí)施例中，心率處理器120還可進(jìn)一步包括濾波器124，如圖5所示。通常，hinst和hfilt可從存儲(chǔ)器50中檢索或由初始化模塊242提供，比較hinst和hfilt之后，濾波器124根據(jù)比較結(jié)果，根據(jù)hfilt、hinst和速率極限δr，計(jì)算修正濾波心率估值其中δr也可以從存儲(chǔ)器50中檢索。在一個(gè)示例性的實(shí)施例中，當(dāng)hinst≥hfilt，濾波器124根據(jù)下式計(jì)算修正濾波估值

其中δr+代表遞增速率極限。然而，當(dāng)hinst＜hfilt時(shí)，濾波器124根據(jù)下式計(jì)算修正濾波估值

其中δr-代表遞減速率極限。如此處所用，速率極限代表心率變化的速率的極限。例如，速率極限可以代表每分鐘心跳(bpm)的變化的速率，該心率在一個(gè)1秒的幀周期內(nèi)。這樣的速率極限可以憑經(jīng)驗(yàn)確定，且通常是預(yù)設(shè)的。該速率極限也可以表現(xiàn)為任何幀長(zhǎng)度時(shí)間內(nèi)的速率變化，如bpm/s內(nèi)的速率極限是幀周期長(zhǎng)度(秒)的疊加。模塊250的額外的實(shí)施細(xì)節(jié)可在同時(shí)申請(qǐng)的美國(guó)臨時(shí)申請(qǐng)編號(hào)61/586,874，名稱為“生理指標(biāo)估值升降極限”(physiologicalmetricestimationriseandfalllimiting)的文件中找到，該文件整體在此援引且并入申請(qǐng)。

在第四步驟(模塊260)中，噪音處理器140使濾波心率趨近與步進(jìn)率以減少交叉時(shí)盲區(qū)造成的偏移。為達(dá)到該目的，噪音處理器140根據(jù)步進(jìn)率和的差值對(duì)修正濾波估值進(jìn)行進(jìn)一步的調(diào)整。例如，噪音處理器140可以通過(guò)比較和i的差值與一個(gè)闕值，確定模塊250輸出的修正濾波估值是否落在交叉窗內(nèi)，如abs(i-hfilt)≤8。若落在交叉窗內(nèi)，噪音處理器140可根據(jù)步進(jìn)率和的差值對(duì)進(jìn)行進(jìn)一步調(diào)整。例如，噪音處理器140可根據(jù)下式進(jìn)一步調(diào)整

在第五步驟(模塊270)中，當(dāng)心率落在交叉窗內(nèi)時(shí)，噪音處理器140計(jì)算連續(xù)幀的數(shù)目。為達(dá)到該目的，噪音處理器更新鎖定值clk，鎖定值clk為i和模塊260輸出的的差值的函數(shù)，其中clk可代表滿足某闕值要求的和i的差值的連續(xù)幀的數(shù)目。例如，當(dāng)clk與0比較相等(如clk＝＝0)，且abs(hfilt-i)＜6時(shí)，噪音處理器140可設(shè)定clk＝1。然而，當(dāng)clk＞0，且abs(hfilt-i)＞6時(shí)，噪音處理器140可設(shè)定clk＝0，而當(dāng)clk＞0，且abs(hfilt-i)≤6時(shí)，噪音處理器140可增加clk，如設(shè)定clk＝clk+1。

在第六步驟(模塊280至模塊284)中，噪音處理器140對(duì)在多個(gè)連續(xù)幀交叉的過(guò)程中產(chǎn)生的瞬時(shí)心率振蕩進(jìn)行濾波。例如，進(jìn)一步過(guò)濾模塊260輸出的該響應(yīng)于鎖定值和闕值t的比較，以產(chǎn)生用于從輸出界面40輸出的第二(或輸出)心率例如，若clk＞tc，可將該輸出心率作為的預(yù)先確定(或初始化)的輸出心率h和第一函數(shù)確定，如根據(jù)f1(h，hfilt)(模塊282)。在一個(gè)示例性的實(shí)施例中，第一函數(shù)包括：

其中h代表模塊242中已初始化的第二心率，或預(yù)先確定的第二(或輸出心率)，該h可從存儲(chǔ)器50中檢索。然而，若clk≤tc，可將該輸出心率作為的預(yù)先確定(或初始化)的輸出心率h和第二函數(shù)確定，如根據(jù)f2(h，hfilt)(模塊284)在一個(gè)示例性的實(shí)施例中，第二函數(shù)包括：

并非圖4所示的所有步驟都需要確定輸出至輸出界面40的例如，示例性的實(shí)施例可利用以下方法計(jì)算輸出心率：

·在第二步驟和第三步驟，其中輸出心率包括圖5中的濾波器124和圖4中的模塊250輸出的濾波心率

·在第三步驟和第四步驟，其中輸出心率包括圖4中模塊260輸出的濾波心率而輸入心率包括，如來(lái)自圖4中的模塊242的初始瞬時(shí)心率hinst和來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

·在第四步驟，其中輸出心率包括圖4中的模塊260輸出的濾波心率而輸入心率包括，如來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

·在第三、四、五和六步驟，其中輸出心率包括為圖4中模塊282和模塊284之一的輸出，輸入心率包括來(lái)自圖4中的模塊242的初始瞬時(shí)心率hinst和來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

·在第四、五和六步驟，其中輸出心率包括為圖4中模塊282和模塊284之一的輸出，輸入心率包括來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

·在第五和第六步驟，其中輸出心率包括為圖4中模塊282和模塊284之一的輸出，輸入心率包括從圖4中的模塊242獲得的初始第二心率h和來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

·在第六步驟，其中輸出心率包括為圖4中模塊282和模塊284之一的輸出，輸入心率包括從圖4中的模塊242獲得的初始第二心率h和來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。在這種情況下，判斷模塊280不僅判斷鎖定值與闕值的比較，還要判斷濾波心率是否落在交叉窗內(nèi)，例如判斷和i的差值是否小于或等于闕值tw。

·在第三、五和六步驟，其中輸出心率包括為圖4中模塊282和模塊284之一的輸出，如來(lái)自圖4中的模塊242的初始瞬時(shí)心率hinst和來(lái)自圖4中的模塊242或從存儲(chǔ)器50中預(yù)設(shè)并檢索的初始濾波心率hfilt。

其他未在此明確公開(kāi)的組合也可以用于產(chǎn)生輸出心率。

圖6a-6d和圖7進(jìn)一步闡釋了步進(jìn)率對(duì)測(cè)量心率的影響，和本方案怎樣解決這個(gè)問(wèn)題。首先，圖6a-6d模擬了在步進(jìn)率與心率相近時(shí)所產(chǎn)生的問(wèn)題。具體地，圖6a示出了響應(yīng)加速計(jì)的波形而產(chǎn)生的步進(jìn)率光譜，而圖6b出示了響應(yīng)由ppg傳感器輸出的波形而產(chǎn)生的心率光譜，因此同時(shí)包括了步進(jìn)率和心率元素。圖6c出示了從圖6b的心率光譜中去除圖6a中的加速計(jì)光譜時(shí)，所產(chǎn)生的光譜。如圖6c所示，當(dāng)步進(jìn)率與心率近似于時(shí)，例如在600秒和800秒之間，心率會(huì)衰弱。因此，單純地光譜減除步進(jìn)率部分，也會(huì)影響獲得心率光譜后的測(cè)量過(guò)程。特別地，圖6d出示了圖6c的差值光譜的峰值頻率在交叉窗中為何具有較大的振蕩誤差。

圖7出示了在心率采用在此公開(kāi)的技術(shù)進(jìn)行估計(jì)的模擬結(jié)果，如圖4所示的技術(shù)。如圖7所示，交叉區(qū)附近的誤差幾乎消失，其結(jié)果提供了更精確的心率估值。

在此公開(kāi)的方案提供了精確的心率估值，如圖7中的模擬結(jié)果的示例所示，且不會(huì)像已知的現(xiàn)有技術(shù)那樣引起延遲。特別地，由于在此公開(kāi)的方案不需要通過(guò)多種預(yù)先緩沖的光譜或統(tǒng)計(jì)以探測(cè)初始跨接，這種處理往往導(dǎo)致不合需要的延遲，因此本方案相較于相關(guān)技術(shù)能避免延遲而不影響精確性。

本發(fā)明以ppg傳感器為例進(jìn)行描述，應(yīng)當(dāng)理解的是，傳感器20可包括可產(chǎn)生生理波形的任何傳感器，生理波形，例如，為腦電圖(eeg)波形、和心電圖(ecg)波形、射頻(rf)波形、電光生理波形、熱電波形、包括光聲波形、機(jī)電生理波形，和/或電-核生理波形的電的光聲波形。

當(dāng)然，本發(fā)明可通過(guò)具體實(shí)施例之外的方式來(lái)實(shí)施，而不偏離本發(fā)明的實(shí)質(zhì)特征。本發(fā)明實(shí)施例的各個(gè)方面應(yīng)當(dāng)理解為說(shuō)明本發(fā)明而不是限制本發(fā)明，在本發(fā)明的權(quán)利要求內(nèi)或其等效的范圍內(nèi)做出的任何改變都屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。