心冲击描记图分析设备

摘要

本发明公开了一种用于分析心冲击描记图（BCG）的方法和信号处理设备（620）。确定BCG的心脏部分在预先定义的时间窗口中的实际能含量并且将其与参考值进行比较。实际能含量与参考能含量之间的差超过预先定义的阈值指示在BCG被评估的部分中存在心律不齐，因为由心律不齐的心室收缩（如果存在的话）施加的力典型地明显小于由规律心跳的心室收缩施加的力。此见解与基于心率分析的BCG检测方案相比，便于更精确地检测BCG中心律不齐的存在。

权利要求

1.一种用于检测心冲击描记图中的心律不齐的信号处理设备（620），所述处理设备被布置为：- 选择心冲击描记图的时间窗口，所述时间窗口包括并入了多个心跳的心脏分量信号；

- 为所述时间窗口定义参考能含量（REF），

其中所述处理设备包括：

- 积分器（622），用于对心脏分量信号进行积分以便计算心脏分量信号在所述时间窗口中的实际能含量；

- 比较器（624），用于比较实际能含量与参考能含量，以及当实际能含量与参考能含量之间的差超过预先定义的阈值时，生成指示信号来指示所述时间窗口中可能的心律不齐的存在。

2.根据权利要求1所述的信号处理设备（620），其还被布置为根据所述时间窗口确定心率，并且被布置为通过计算并入了单个心跳的心脏分量信号部分的能含量并且将所计算的能含量乘以所确定的心率来定义参考能含量。

3.根据权利要求1所述的信号处理设备（620），还被布置为通过将时间窗口移动预先定义的时间量来定义心冲击描记图的进一步时间窗口。

4.根据权利要求3所述的信号处理设备（620），被布置为将时间窗口的实际能含量定义为所述进一步时间窗口的参考能含量。

5.根据权利要求1-4中的任一项所述的信号处理设备（620），还被布置为通过使心脏分量信号与心冲击描记图的呼吸分量信号分离来生成心脏分量信号。

6.根据权利要求1-4中的任一项所述的信号处理设备（620），还被布置为：- 在所述时间窗口期间确定呼吸模式；以及

- 根据所确定的呼吸模式来调制所述心脏分量信号。

7.一种包括用于记录心冲击描记图的至少一个传感器（610）以及根据权利要求1-6中的任一项所述的信号处理设备（620）的系统（600），其中所述至少一个传感器（610）耦接到所述信号处理设备（620）。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述传感器（610）被集成到用于支撑身体重量的装置中。

说明书

心冲击描记图分析设备

技术领域

[0001] 本发明涉及一种分析心冲击描记图的方法。

[0002] 本发明涉及一种用于分析心冲击描记图的信号处理设备。

背景技术

[0003] 心电图描记器（ECG）在许多不同的心脏病的检测中充当重要角色。与患者中的心脏病的诊断相关联的问题之一是指示心脏病存在的症状可能是不频发的，其使得以下情况是可能的：心脏病在延长的时间段中保持未诊断，由此使患者面临增加的健康风险，其在极端情况下可以导致患者死亡。

[0004] 为了增加医疗工作者可以作为其诊断基础的ECG数据集的大小，患者有时被装配所谓的动态心电图监护仪（Holter monitor），以用于长期监视心脏功能。动态心电图监护仪本质上是便携式ECG，其增加监视指示某种心脏病的事件的机会。然而，动态心电图监护仪可以给监护仪的佩戴者造成不适，这从患者护理的观点看不够理想。

[0005] 一种精确监视患者的心脏功能的替代方法在20世纪50年代被发现。使用所谓的心冲击描记器（BCG）的此方法自那时起在医学研究中受到关注。BCG典型地包括安装在与病人身体接触的固定物体（例如床或者椅子）中的一个或者多个传感器，其可以检测当血液从心脏的（左）心室被抽出时血液对于动脉的反冲力导致的病人身体施加的力。此技术已经发现一些有用的应用，诸如在例如慢性病患者的家庭监视的情况中。这是因为BCG对于病人更方便，因为病人不再必须佩戴典型地与动态心电图监护仪相关联的传感器和/或记录设备。

[0006] 这种BCG设备的一个实例在US 4738264中公开。该设备包括可以置于床中的冲击传感器，并且被设置为监视在床上睡觉的人的心率和呼吸率以及在预先定义的时间窗口期间组合的心率和呼吸信号的组合积分能量落到预先定义的阈值以下的情况下产生警报系统。这例如在导致婴儿瘁死综合症（婴儿猝死或婴儿骤死）的症状的早期检测中是有用的，所述婴儿猝死综合症之前典型地是呼吸和/或心率减慢。

[0007] 然而，此现有技术设备仅提供有限的中间诊断相关性的数据，因为仅由波动的心率以及波动的呼吸模式（breathing pattern）的组合表征的心脏病（例如晕厥）可以被检测。与之形成对照的是，诸如病态窦房结综合征之类的由心脏病导致的心律不齐（其中可能出现异位心跳或者可能遗漏一个或者多个心跳）未导致病人呼吸模式的改变。由于BCG的呼吸分量支配BCG信号的能含量，因此难以检测这种心律不齐。

[0008] 此外，诸如由部分或者完整AV阻滞导致的心律不齐的检测，在所述部分或者完整AV阻滞中，位于心脏的右心房中的窦房（窦）结与心室之间的例如AV通道之类的传导通道被至少部分地堵塞。典型地，这种心律不齐不导致心率波动，以使得它们不能被现有技术的设备容易地检测。

[0009] 本发明设法提供一种分析BCG信号的方法，其便于对BCG信号中至少某些类型的心律不齐的检测。本发明还设法提供一种用于分析BCG信号的信号处理设备，其便于对BCG信号中至少某些类型的心律不齐的检测。

发明内容

[0010] 根据本发明的第一方面，提供了一种分析心冲击描记图的方法，包括：选择心冲击描记图的时间窗口，所述时间窗口包括并入了多个心跳的心脏分量信号；为所述时间窗口定义参考能含量；计算心脏分量信号在所述时间窗口中的实际能含量；比较实际能含量与参考能含量；并且当实际能含量与参考能含量之间的差超过预先定义的阈值时，生成另外的信号。

[0011] 本发明基于以下认识：心律不齐导致心冲击描记图的心脏分量的能含量中的显著变化。因此，通过确定在某一时间段上心冲击描记图的实际能含量（例如借助于积分），并且通过比较实际能含量与指示在所述时间段期间正常的周期性心率的能含量的预先定义的能含量，实际能含量与预先定义的能含量之间的差指示在所监视的心律中出现心律不齐。因此，当此差超过预先定义的阈值时，可以生成标志着（signal）在所评估的时间窗口中可能存在心律不齐的进一步信号。

[0012] 将理解的是：对心律不齐的检测本身不是任何医疗状况的诊断。心律不齐可能由许多不同类型的状况导致，对于这些状况，在可以正确地诊断患者之前通常需要另外的测试。实际上，即使健康的心脏也可能呈现稀少的心律不齐。因此，心律不齐的检测仅仅是可能存在医疗状况的指示。

[0013] 预先确定的能含量可以使用与已知的良好心率相关联的含量值来获得。可替代地，该方法还包括根据所述时间窗口来确定心率，并且其中定义参考能含量的步骤包括：计算并入了单个心跳的心脏分量信号的一部分的能含量，以及将所计算的能含量乘以所确定的心率，以使得获得参考能含量的即时确定。这具有以下优点：实际能含量与患者的实际心率相关，其提高了对心律不齐（如果存在的话）的检测的精度。

[0014] 在优选实施例中，所述方法还包括：通过将时间窗口移动预先定义的时间量来定义心冲击描记图的进一步的时间窗口。这种滑动窗口方式具有以下优点：只要每个窗口捕捉到理想周期性心跳，每个窗口的能含量就保持基本恒定。因此，偏离此基本恒定的能含量标志着存在心律不齐。

[0015] 在一个实施例中，当时间窗口的实际能含量指示其中不存在心律不齐时，时间窗口的实际能含量被用作针对进一步时间窗口的参考能含量。这便于滑动窗口方式的有效实现。

[0016] 有利地，所述方法还包括：通过使心脏分量信号与心冲击描记图的呼吸分量信号分离来生成心脏分量信号，以便于对心律不齐的更精确的检测。

[0017] 在另一优选实施例中，所述方法还包括：在所述时间窗口期间确定呼吸模式；并且根据所确定的呼吸模式来调制心脏分量信号。已经发现：在吸气期间BCG传感器上的压力增加，并且在呼气期间BCG传感器上的压力减少，其在这种事件期间对于心脏分量信号的幅度具有显著影响。因此，通过根据所确定的呼吸模式来调制心脏分量信号，对于心脏分量信号的幅度并且因此对于其能含量的呼吸影响可以被减少或者甚至被滤除。 [0018] 例如，所述调制可以包括在吸气过程期间增加信号的幅度并且在呼气过程期间减少信号的幅度。

[0019] 根据本发明的另一方面，提供了一种用于分析心冲击描记图的信号处理设备，其中所述处理设备被设置为实现本发明的方法的各种实施例。如上所述，这种信号处理设备便于检测心冲击描记图中的心律不齐。

[0020] 本发明的信号处理设备可以被并入还包括耦接到该信号处理设备的至少一个冲击传感器的系统中。这种系统允许记录心冲击描记图以及检测其中的心律不齐。 [0021] 心冲击描记图传感器可以被集成到用于支撑身体重量的装置中，所述装置诸如垫子、床垫或者一件诸如椅子或者床之类的家具。该系统还可以包括诸如扬声器或者显示设备之类的输出设备，用于响应于进一步信号来提供输出信号。

附图说明

[0022] 参照附图更详细地并且通过非限制性实例来描述本发明的实施例。 [0023] 图1描绘了典型的心冲击描记图的原始数据；

[0024] 图2a描绘了原始数据的心脏分量信号；

[0025] 图2b描绘了原始数据的呼吸分量；

[0026] 图3描绘了由单导程（one-lead）ECG捕捉的心房心律不齐、BCG的心脏分量、以及在BCG的心脏分量中包含的能量；

[0027] 图4描绘了由单导程ECG捕捉的心室心律不齐、BCG的心脏分量、以及在BCG的心脏分量中包含的能量；

[0028] 图5描绘了本发明的方法的实施例的流程图；以及

[0029] 图6示意性地描绘了根据本发明实施例的系统。

[0030] 应当理解：附图仅仅是示意性的并且未按比例绘制。还应当理解：遍布各附图使用相同的参考标号来指示相同或者类似的部件。在附图的详细描述中，缩写BCG将被用于指代心冲击描记图。

具体实施方式

[0031] 图1示出了典型的BCG。使用置于躺着对象的胸部以下的单个薄片状的冲击传感器来拾取图1所示的信号。图1中所示的信号包括由对象的呼吸运动生成的低频分量、以及与对象的心率有关的周期性高频分量。在本发明的语境中，短语冲击传感器意在包括任何适合记录BCG的传感器。

[0032] 对于技术人员来说将是清楚的是：为了获得具有良好信噪比的BCG，最重要的是对象应当是固定的，例如静止在传感器上。较大的运动（即除了由对象的呼吸和心率导致的运动之外的运动）将支配信号并且由此使得评估困难。

[0033] 在BCG中的各部分中存在由这种较大的运动导致的信号扰动的情况下，BCG可以被分段为有用的区域（即其中所记录的信号未被较大的运动扰动的区域）以及被扰动的区域。有用的区域可被用于进一步的分析，如后面将更详细地讨论的那样。分段为有用的区域和被扰动的区域可以通过评估各个区域的能含量（例如借助于信号积分）来实现。这将提供良好质量的分段，因为信号区域中较大运动的存在显著地增加该区域中BCG信号的幅度，由此对应于针对被扰动信号的显著变大的能含量。

[0034] BCG可以被分离为图2a中所示的心脏分量信号以及图2b中所示的呼吸分量信号。此分离可以以任何适合的方式实现，例如通过使用适当的带通滤波器实现。由于心率典型地处于每分钟心跳（BPM）45-180次的范围中，因此带通滤波器可以在0.75 – 3.0 Hz的频率范围中使用，并且可以典型地在对象睡眠期间（当心率典型地位于给定范围的下端时）使用1 Hz的设置。

[0035] 呼吸循环速率典型地处于每分钟循环（CPM）3-30次的范围中。因此，可以使用0.05 – 0.5 Hz范围中的带通滤波器，其可以在对象睡眠期间（当呼吸速率典型地位于给定范围的下端时）使用大约0.25 Hz的设置。

[0036] 可以看到：图2b的呼吸模式构成相对简单的正弦信号，其可以在时域中被评估，例如通过利用适合的真实性检查来定位最高点、最低点、或者过零点。

[0037] 与之形成对照的是。图2a中的复杂心脏分量信号反映一系列复杂的心脏运动。另外，所测量的信号的确切轨迹（footprint）将取决于对象、载体以及传感器（例如病人、床以及薄片）的机械系统的传递特性，其例如可能随着对象的位置而变化。

[0038] 如技术人员将已知的，由于心脏分量信号的复杂性，在BCG中确定对象的心率没有在ECG中那样直截了当。在标准的ECG中，此心率可以通过标识ECG轨迹中的R峰值并且测量R-R间隔的数目（例如在逐心跳的基础上）获得，根据所述R-R间隔的数目可以容易地获得平均心率。然而，通常在若干心跳的时间段上、使用谱方法或者使用在时域中评估某些模式的重复出现的方法（像例如评估BCG的自相关函数（例如评估其心脏分量的自相关函数））来评估BCG。通常，在这种评估之前，对BCG进行滤波，以便从信号中移除不期望的高频和低频分量。

[0039] 使用这些技术来根据BCG（例如其心脏分量信号）确定平均心率，用于心率估计的信号周期（其也将被称为信号时间窗口）需要覆盖多于一个心跳，因此逐心跳的评估是困难的。对于心率的精确估计，需要此时间窗口内的规律心跳。此信号的分析例如可以使用谱方法或者通过尝试标识重复出现的模式（例如使用自相关函数）来进行。在这两种情况下，对于心率估计，必须考虑在若干周期上导致真实的心跳间间隔的模糊的若干个（大于2个）脉冲。BCG中某些心律不齐（像异位心跳或者遗漏的心跳）的存在扰乱了心率的估计或者甚至可能不被注意到。

[0040] 要认识到：心脏（心室）心律不齐的话题相当复杂。基本上，心脏心律由位于窦房（SA）结中的专门“起搏”细胞控制，所述“起搏”细胞的放电率（firing rate）继而由自律神经系统和中枢神经系统支配（rule）。一般而言，存在由窦房结的不规律激活（像异位心跳或者期外收缩）导致的心脏心律不齐，并且存在由窦房结引起的电脉冲的坏或者不完整的传播（即，部分或者完全心传导阻滞）导致的心律不齐，其中脉冲无法达到心室，从而导致不存在心室收缩。在异位心跳的第一种情况下，电脉冲会导致（通常是较弱幅度的）心室收缩，而在第二种情况下，在ECG中可以看到电活动，而没有机械抽动的对应部分。 [0041] 这个对BCG中精确心律不齐的检测问题已经由本发明通过确定评估下的时间窗口中的BCG心脏分量信号的实际能含量来处理。本发明特别适于检测不规律的心室收缩，因为这种收缩与有规律的心室收缩相比具有显著不同的BCG的心脏分量中的能含量。这点将由两个实例来证实。

[0042] 图3示出了大约6.5秒的时间窗口，其中使用单导程ECG（顶部窗格）、BCG（中部窗格，示出心脏分量）来监视对象的心率，并且其中根据本发明方法的实施例（底部窗格）来确定所记录的BCG心脏分量的能含量。利用“+”标志来标记ECG中的R峰值10。所产生的、导致可以在BCG中观察到的心脏的收缩期射血的机械心室收缩被相应地标记。 [0043] 在图3中，可以观察到作为具有在ECG中以及在BCG信号图中可见的交替的长（1.375秒）和短（0.84秒）心跳间间隔的不规律RR间隔的心律不齐。过早搏动20（即期外收缩）的存在对于在与期外收缩相对应的BCG的心脏分量中观察到的心室收缩的能含量30具有显著的影响。在底部窗格中可以看到：能含量30比规律收缩心跳的能含量小得多。 [0044] 图4描绘了在大约8秒的时间窗口上对于不同对象的与图3相同的三个窗格。在此情况下，顶部窗格单导程ECG显示出比中部窗格BCG中观察到的心室收缩更多的R峰值；ECG中从T=431秒到T=438秒的9个R峰值对比相同时间段上BCG中的5个心室收缩。此差异是由对象心脏中部分心传导阻滞的存在导致的，所述部分心传导阻滞导致由SA结生成的脉冲通过传导通道到心室的不规律传导。例如，R峰值40无法触发由参考标号50指示的心室收缩。这导致在BCG中的积分心脏分量中能含量60的缺乏。

[0045] 因此，在此情况下，对BCG的心脏分量信号的评估显示出相对于标准单导程ECG的显著优点，因为其允许观察心室的真实机械活动，而不是仅监视心脏的电活动。因此，BCG可以提供对于在典型的动态心电图（Holter）记录中不存在的重要信息的访问。这在图4中证实，其中在心脏肌肉的电活动和机械活动之间出现（病理学的）解耦，如在ECG和BCG轨迹之间的差异中所示的那样。

[0046] 通常，ECG通过利用标识作为ECG中最突出峰值的ECG的R峰值的典型算法来针对（target）心律不齐的检测。这在BCG中是不可能的，因为BCG随着身体位置并且由于例如身体到传感器的机械耦接的其它情况而变化。为此原因，典型地使用之前描述的方法、例如借助谱分析或者自相关来评估BCG。

[0047] 即使在BCG的心脏分量中所出现的心律不齐可能可见，但是其不能在此分量信号中被精确地检测，例如这是因为在ECG中使用的自动心率估计的标准方法由于上面给出的原因而不能应用于BCG。然而，已经在图3和图4中证实：由于心律不齐心跳具有显著较低的机械影响（其很可能与在这种心律不齐的情况下的减少的心室活动相关联）的事实，因此可以在BCG的心脏分量的能量分析中标识心律不齐。

[0048] 因此，当确定感兴趣的时间窗口中BCG的心脏分量的实际能含量并且将此实际值与指示在相同的时间窗口上规律心率的参考能含量进行比较时，图3和图4中的BCG的心脏分量的实际能含量将偏离在相同的时间窗口期间规律心率的能含量。由此，通过比较所确定的实际能含量与参考能含量，当实际能含量与参考能含量之间的差超过预先定义的阈值时，可以猜想心律不齐的存在。可以定义预先定义的阈值以将波动的容限并入BCG的心脏分量的信噪比中。

[0049] 可以以多种方式确定时间窗口的参考能含量ET。在一实施例中，确定BCG的心脏分量与单个心跳相对应部分的能含量E1（例如借助于积分），并且将其与心率HR和时间窗口的宽度T相乘，使得：

[0050] ET = E1 * HR * T

[0051] 此心率可以使用如之前所解释的、已知用于确定BCG中的心率的技术来确定。此参考值可以在多个时间段之后、例如在每个所评估的时间段之后被重新计算，以便减少扰乱心律不齐确定的、BCG的心脏分量的信噪比中的时间段间波动的风险。在实际值与参考值之间的差超过预先定义的阈值的情况下，可以生成另外的信号以指示在评估下的时间窗口中可能的心律不齐的存在。

[0052] 将了解：可能难以根据单个时间窗口来确定精确的心率，特别是在时间窗口呈现一个或者多个心律不齐时更是如此，因为这种心律不齐将典型地改变此时间窗口中的有效心率。在一实施例中，在上面的公式中使用平均心率，其可以在（许）多个时间窗口上确定。这将提供足够精确的心率，这只要与用于所述求平均的时间窗口的总数相比、在所述求平均中包括心律不齐的时间窗口的数目较小即可。

[0053] 一旦已经确定了平均心率，可以以多种方式来确定能含量E1。例如，可以将已知的良好时间窗口（即，包括与平均心率相对应的多个心跳的时间窗口）的能含量除以平均心率以获得E1。然而，在此情况下，E1的确定也可以被省略，并且将评估下的时间窗口的实际能含量直接与已知良好时间窗口的实际能含量进行比较。

[0054] 可替代地，对BCG中心室收缩信号的检测可以被用于定义评估下的时间窗口的部分的边界，其中另一个边界由平均心率定义。两个边界之间的BCG的部分的能含量定义E1。 [0055] 本发明的方法的替代实施例基于以下事实：对于规律心跳，心脏分量的不同时间窗口具有基本上相同的能含量。因此，在此方式中，将第一时间窗口中的BCG的心脏分量的能含量与具有与第一窗口相同的时间宽度的、进一步时间窗口中的BCG的心脏分量的能含量进行比较，并且在第一窗口中的能含量与进一步窗口的能含量之差超过预先定义的阈值时生成指示可能存在心律不齐的另外的信号。第一窗口和进一步窗口可以在时间上完全分离或者可以具有一些时间重叠。

[0056] 这便于进行BCG的心脏分量的滑动窗口评估方式，其中时间窗口在心脏分量上持续迁移，直到检测到滑动窗口的能含量超出预先定义的阈值的改变为止。这具有以下另外的优点：潜在心律不齐的位置也可以被精确地确定，因为滑动窗口中最近包括的心跳将导致其能含量中的偏离。

[0057] 此实施例特别适合监视经受规律心律不齐的对象，对于所述对象，之前的实施例可能较不适合，这是因为可能难以精确地确定平均心率。滑动窗口方式的主要优点是：不需要实际心率的明确知识来检测BCG中的心律不齐。

[0058] 在这一点上，要强调的是：即使对于无任何心脏心律不齐的健康患者，将存在连续心跳幅度的一些可变性，其将必须被考虑以确保整体BCG能量测量与从所检测的多个心跳导出的期望能量之间的比较将是可靠的。

[0059] 例如，众所周知的是：心率对于呼吸循环是敏感的。此已知的窦性呼吸现象导致在吸气期间心率加速并且反之在呼气期间亦然。因此，在确定心率时，此现象应当被考虑。将了解的是：所需要的呼吸数据在BCG中可容易得到；例如参见图2b。

[0060] 然而，本发明的一个实施例基于以下新颖见解：呼吸循环具有对BCG的能含量的附加影响。已经发现：心脏到传感器能量传输取决于呼吸窦的相位；对于诸如嵌入到床垫中的传感器之类的冲击传感器上的身体接触压力在吸气期间患者胸部上升时增加，并且在呼气期间降低。这些压力变化影响BCG连续心跳幅度。

[0061] 在本发明的实施例中，在使用与呼吸窦同步的调制功能的能量估计步骤中考虑这些变化。呼吸过程的幅度可以被建模为 ，其中 是时变幅度的大小， 是时变振荡频率。可以借助于最新技术水平的技术、例如使用复解调技术来根据从BCG信号中提取的呼吸信号来估计 和 二者。根据此呼吸幅度的参数模型，获得了启发式时变函数，以用于补偿对于实际呼吸过程的BCG信号幅度的调制。此启发式函数具有与呼吸过程相同的振荡周期，即 项，并且在被设计用于减少由呼吸过程诱导的BCG波幅度变化的“增益”因子方面不同。

[0062] 将了解：这种调制特别适合在监视下的对象的睡眠间隔期间的应用，在所述睡眠间隔期间，此对象的呼吸模式基本上恒定，即在呼吸周期中表现出较小的变化。 [0063] 由于对于技术实践者而言信号调制是公知的实践，因此仅为简洁的原因将不会更详细地解释信号调制。将了解：该调制方案将导致在吸气过程期间心脏分量信号幅度的增加以及在呼气过程期间此信号幅度的减少，以便补偿上述压力变化效应。 [0064] 本发明的方法的一个实施例在图5的流程图中总结。

[0065] 在第一步骤510中，选择所记录的BCG的时间窗口。此时间窗口典型地包括为了前面提及的原因而并入了多个心跳的心脏分量信号。

[0066] 在第二步骤520中，定义用于所述时间窗口的参考能含量。这可以基于BCG的心脏分量信号中的单个心跳的能含量而使用前述归纳方式或者通过其中时间窗口的实际能含量被取作参考值的前述滑动窗口方式来进行。

[0067] 在下一步骤530中，例如通过对心脏分量信号下的区域进行积分来计算用于所述时间窗口的实际能含量。

[0068] 在步骤540中，将时间窗口的实际能含量与在步骤520中确定的参考能含量进行比较。在这点上，将清楚的是：在滑动窗口方式的情况下，对于评估下的第一窗口，这将意味着实际能量值等于参考值。在此情况下，在评估进一步窗口时，进一步窗口的实际能含量与第一窗口的能含量相比的差指示在第一窗口或者在进一步窗口中存在可能的心律不齐。对进一步窗口的能含量的确定将澄清心律不齐存在于第一窗口还是进一步窗口中。 [0069] 如果步骤540中的比较检测到实际能含量与参考能含量之间的差超过预先定义的阈值，则该方法前进到步骤550，其中生成指示在所评估的时间窗口中存在潜在心律不齐的另外的信号。这可能引发医疗工作者进一步评估BCG和/或执行另外的测试以诊断导致心律不齐的医疗状况。

[0070] 该方法还可以包括检查560，以例如在滑动窗口方式的情况下查看是否要评估BCG的另外的时间窗口。如果是这种情况，则该方法可以回到步骤510。否则，该方法可以在步骤570中终止。

[0071] 本发明的方法可以在如图6所示的信号处理设备620上实现。在图6中，信号处理设备620集成在系统600中，以用于记录BCG。系统600典型地包括一个或者多个耦接到信号处理设备620的冲击传感器610，其中信号处理设备620被布置为评估从一个或者多个传感器610接收的信号。传感器610可以是任何适合记录BCG的传感器。

[0072] 将了解：尽管信号处理设备620连同系统600一起示出，但是信号处理设备620也可以作为单独的组件提供，例如用于现有的BCG记录和/或评估系统。

[0073] 信号处理设备620典型地包括：积分器622，用于对从一个或者多个传感器610接收的BCG信号的心脏分量进行积分以确定此信号的实际能含量；以及比较器624，用于比较实际能含量与参考值REF以确定在所选择的时间窗口中可能的心律不齐的存在。比较器可以被配置为生成指示存在可能的心律不齐的另外的信号，其可以被提供给输出设备630，例如系统600的显示器、扬声器等等。

[0074] 信号处理设备620可以进一步包括另外的信号处理功能（未示出），以用于隔离BCG的心脏分量和呼吸分量并且用于执行必需的滤波以及心率确定。该另外的信号处理功能可以进一步被配置为定义时间窗口的边界，其可以响应于来自用户接口（未示出）的输入来进行。

[0075] 应当进一步了解：尽管仅通过非限制性的实例将积分器622和比较器624示出为分离的组件。将理解：将此功能中的至少一些实现为处理器上的软件是同样可行的。积分器622、比较器624和另外的信号处理功能（未示出）可以作为分离的硬件组件集成在单个芯片封装（例如片上系统架构、多芯片模块、系统级封装等等）上。其它的替代实施例对于技术人员而言将是可容易得到的。

[0076] 应当注意：上述实施例例示而非限制本发明，本领域技术人员将能够在不偏离所附权利要求的范围的情况下设计许多替代实施例。在权利要求书中，置于括号之间的任何附图标记将不被解释为限制权利要求。词语“包括”不排除除了权利要求中所列出的元件或步骤之外的元件或步骤的存在。元件前面的词语“一”或者“一个”不排除存在多个这种元件。本发明可以借助包括若干不同元件的硬件来实现。在列举若干装置的设备权利要求中，若干这些装置可以由同一硬件项实现。仅仅是特定的手段在彼此不同的从属权利要求中陈述这一事实并不指示这些手段的组合不能被有利地使用。