本發(fā)明屬于心率監(jiān)測技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種基于ppg信號的心率檢測方法及系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

心率是指人體心臟每分鐘博動的次數(shù)，在人體參數(shù)檢測中，心率是一個非常重要的生理指標(biāo)，為醫(yī)學(xué)診斷提供參考。同時，心率也可作為人體運動生理負(fù)荷的客觀評定指標(biāo)，已經(jīng)廣泛地用于健身運動、競技體育訓(xùn)練的各個方面。目前，心率監(jiān)測儀仍然存在很多限制，指夾式心率監(jiān)測需要被測者在測量時保持靜止，ecg電極心率監(jiān)測需要將電極片貼于皮膚固定位置監(jiān)測心率，難以滿足未來電子健康監(jiān)測、可穿戴設(shè)備等的要求，因此隨時隨地提取人的心率數(shù)據(jù)就顯得尤為重要。

ppg(photoplethysmography，光電容積脈搏波描記法)是借助光電手段在活體組織中檢測血液容積變化的一種無創(chuàng)檢測方法。當(dāng)一定波長的光束照射到皮膚表面時，光速將通過透射式或反射的方式傳送到光電接收器，在此過程中，由于受到皮膚肌肉和血液的吸收衰減作用，檢測器檢測到的光強(qiáng)度將減弱，其中皮膚、肌肉、組織等對光的吸收在整個血液循環(huán)中是保持恒定不變的，而皮膚內(nèi)的血液容積在心臟的作用下呈搏動性變化。當(dāng)心臟收縮時，外圍血管血容量最多，光吸收量也最大，檢測到的光強(qiáng)度最??；而在心臟舒張時，外圍血管血容量最少，檢測到的光強(qiáng)度最大，使光電接收器檢測到的光強(qiáng)度隨之呈脈動式變化。將此光強(qiáng)度變化的信號轉(zhuǎn)換成電信號，便可以獲得容積脈搏血流的變化，心率可以通過對電信號的節(jié)律、周期、振幅分析計算得到。ppg傳感器通常比較小，可以集成到可穿戴設(shè)備中。因此，可以采用可穿戴設(shè)備通過采集、 分析、處理ppg信號獲取人體的心率。

然而，通過處理ppg信號計算心率仍然存在很多挑戰(zhàn)，由于ppg信號是從表面提取的生物信號，它的信號強(qiáng)度弱、易受干擾，工頻噪聲、環(huán)境噪聲以及運動噪聲均會對采集的信號質(zhì)量造成很大的影響，并難以濾除。其中，運動噪聲干擾是由運動中組織干擾，靜脈血容量以及光程變化導(dǎo)致的，由于運動噪聲的主要頻率在很多情況下會與心率的頻率發(fā)生重疊，在多種噪聲中，最難以消除。

目前，伴隨著可穿戴設(shè)備的興起，人們研究并提出了一些消除ppg信號中運動干擾的方案，例如，采用自適應(yīng)濾波、小波分析或者獨立成分分析等方法對ppg信號進(jìn)行分析，進(jìn)而計算得到心率，這些方案均是針對時域上因運動干擾而失真的ppg信號進(jìn)行分析，并試圖重構(gòu)隨心率變化產(chǎn)生的波形，然后根據(jù)重構(gòu)的波形計算得到心率。這些方案的不足在于，由于重構(gòu)的波形的時間長度有限，因此其僅僅只能在短時間運動時還原出比較清晰的波形，一般不超過5秒；而一旦運動時間超過5秒，則其重構(gòu)后的波形的有效性則會大大降低，進(jìn)而使得計算得到的心率誤差較大。

綜上，現(xiàn)有技術(shù)中提出的上述消除ppg信號中運動干擾的方案均無法消除連續(xù)的運動干擾，不能在連續(xù)的運動干擾下獲取準(zhǔn)確的心率。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明實施例的目的在于提供一種基于ppg信號的心率檢測方法及系統(tǒng)，旨在解決上述現(xiàn)有技術(shù)中提出的消除ppg信號中運動干擾的方案均無法消除連續(xù)的運動干擾，不能在連續(xù)的運動干擾下獲取準(zhǔn)確的心率的問題。

本發(fā)明實施例是這樣實現(xiàn)的，一種基于ppg信號的心率檢測方法，包括：

采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；

對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；

在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對 應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰；

將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測方法中，在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰之后還包括：

計算所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率的差值；

判斷所述差值是否大于預(yù)設(shè)值；

若所述差值大于所述預(yù)設(shè)值，則舍棄所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率，并將所述前一次心率作為當(dāng)前心率輸出；

若所述差值小于或等于所述預(yù)設(shè)值，則將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測方法中，所述預(yù)設(shè)值為30bpm。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測方法中，所述采用ppg傳感器根據(jù)待測人體指定部位處的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形之后還包括：

采用運動傳感器監(jiān)測所述待測人體是否處于靜止?fàn)顟B(tài)，若所述待測人體處于靜止?fàn)顟B(tài)，則直接根據(jù)所述ppg傳感器輸出的心率波形計算所述待測人體的心率，并將該心率作為當(dāng)前心率獨立輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測方法中，所述ppg傳感器為反射式或透射式ppg傳感器。

本發(fā)明實施例的另一目的在于提供一種基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)，包括：

ppg傳感器，用于根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；

fft變換模塊，用于對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；

心率峰定位模塊，用于在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰；

心率輸出模塊，用于將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)中，還包括誤差計算模塊，用于：

計算所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率的差值；

判斷所述差值是否大于預(yù)設(shè)值；

若所述差值大于所述預(yù)設(shè)值，則控制所述心率輸出模塊舍棄所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率，并將所述前一次心率作為當(dāng)前心率輸出；

若所述差值小于或等于所述預(yù)設(shè)值，則控制所述心率輸出模塊將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)中，所述預(yù)設(shè)值為30bpm。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)中，還包括：

運動傳感器，用于監(jiān)測所述待測人體是否處于靜止?fàn)顟B(tài)，若所述待測人體處于靜止?fàn)顟B(tài)，則控制所述心率輸出模塊根據(jù)所述ppg傳感器輸出的心率波形計算所述待測人體的心率，并將該心率作為當(dāng)前心率獨立輸出。

在本發(fā)明實施例所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)中，所述ppg傳感器為反射式或透射式ppg傳感器。

實施本發(fā)明實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法及系統(tǒng)具有以下有益效果：

本發(fā)明實施例由于首先采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；然后對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；最后在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所 述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰，并將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出，從而能夠克服現(xiàn)有技術(shù)中存在的無法消除連續(xù)的運動干擾的問題，即使在長時間的持續(xù)運動干擾下也能夠計算得出準(zhǔn)確的心率。

附圖說明

圖1是本發(fā)明第一實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法的具體實現(xiàn)流程圖；

圖2是本發(fā)明第二實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法的具體實現(xiàn)流程圖；

圖3是本發(fā)明第三實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實施方式

為了使本發(fā)明的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實施例，對本發(fā)明進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)說明。應(yīng)當(dāng)理解，此處所描述的具體實施例僅僅用以解釋本發(fā)明，并不用于限定本發(fā)明。

圖1是本發(fā)明第一實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法的具體實現(xiàn)流程圖。參見圖1所示，本發(fā)明第一實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法，包括：

在s101`中，采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形。

在本實施例中，所述ppg傳感器可以內(nèi)嵌于可穿戴設(shè)備，例如：指環(huán)、腕帶或者智能手表中，根據(jù)待測人體手腕處的血容量的變化輸出對應(yīng)的心率波形。進(jìn)一步的，所述ppg傳感器可以為反射式ppg傳感器或者透射式ppg傳感器。

在s102中，對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng) 的心率頻譜。

圖2示出了一段30秒長不包含運動干擾心率頻譜；圖3示出了一段30秒長不包含運動干擾心率頻譜。參見圖2和圖3所示，在頻域上雖然心率也受到了運動干擾，但是心率依然保持了一個較為清晰的波峰，我們?nèi)匀挥袡C(jī)會通過定位心率峰而獲得準(zhǔn)確的心率。所以，在本實施例中，當(dāng)我們在通過ppg傳感器采集到待測人體的心率波形后將其通過傅里葉變換轉(zhuǎn)換為頻域信號，以便后續(xù)通過在頻域上定位心率峰來獲取準(zhǔn)確的心率。

在s103中，在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰。

在本實施例中，所述心率頻段為0.83～3.67hz，所以當(dāng)我們獲取包含有運動干擾的心率頻譜后，首先定位在0.83～3.67hz頻段內(nèi)的三個最高峰，然后分別將三個最高峰所對應(yīng)的頻率與基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)輸出的前一次心率進(jìn)行比較，由于心率計算的間隔是1秒，所以相鄰兩次輸出的心率不會有較大的變化，所以我們將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰。需要說明的是，在本實施例中，心率檢測系統(tǒng)首次輸出的心率是在待測人體保持靜止的情況下根據(jù)ppg傳感器輸出的心率波形直接計算得到的，所述心率監(jiān)檢測系統(tǒng)中內(nèi)置有用于檢測待測人體是否處于靜止?fàn)顟B(tài)的運動傳感器。

在s104中，將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例中，當(dāng)獲取當(dāng)前心率峰后，我們可以根據(jù)所述當(dāng)前心率峰在所述心率頻譜中獲取與其對應(yīng)的頻率，并對所述頻率進(jìn)行單位換算后得到待測人體的當(dāng)前心率值后輸出。

以上可以看出，本發(fā)明實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法，由于首先采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；然后對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；最 后在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰，并將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出，從而能夠克服現(xiàn)有技術(shù)中存在的無法消除連續(xù)的運動干擾的問題，即使在長時間的持續(xù)運動干擾下也能夠計算得出準(zhǔn)確的心率。

圖2是本發(fā)明第二實施例提供的一種基于ppg信號的心率監(jiān)測方法的具體實現(xiàn)流程圖。參見圖2所示，相對于圖1所示實施例，本實施例在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰之后還包括：

在s204中，計算所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率的差值；

在s205中，判斷所述差值是否大于預(yù)設(shè)值，若所述差值大于所述預(yù)設(shè)值，則進(jìn)入步驟s206-1；若所述差值小于或等于所述預(yù)設(shè)值，則進(jìn)入步驟s206-2；

在s206-1中，舍棄所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率，并將所述前一次心率作為當(dāng)前心率輸出；

在s206-2中，將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

在本發(fā)明實施例中，由于在心率頻段中定位三個最高峰時，有小概率的心率峰不在這三個心率峰之中，所以如果當(dāng)前心率峰的頻率與系統(tǒng)前一次輸出的頻率差異大于預(yù)設(shè)值，則舍棄當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率，將前一次心率作為當(dāng)前心率輸出，這樣可以防止心率無算，進(jìn)一步的保證系統(tǒng)輸出的心率的準(zhǔn)確性。優(yōu)選的，在本實施例中，所述預(yù)設(shè)值為30bpm。

進(jìn)一步的，在本實施例中，在采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形之后還可以包括：

采用運動傳感器監(jiān)測所述待測人體是否處于靜止?fàn)顟B(tài)，若所述待測人體處于靜止?fàn)顟B(tài)，則直接根據(jù)所述ppg傳感器輸出的心率波形計算所述待測人體的心率，并將該心率作為當(dāng)前心率獨立輸出。

在本實施例中，由于系統(tǒng)在心率的檢測過程中每次都會引用前一次心率作為當(dāng)前心率的參考值，隨著誤差的積累可能會出現(xiàn)心率峰不在三個最高峰中并且三個最高峰的頻率與前一次心率的差異均小于預(yù)設(shè)值，這樣會導(dǎo)致心率輸出小幅度偏離實際值，而后續(xù)的計算偏移逐漸累加，使得出現(xiàn)較大的誤差，所以，我在檢測心率的過程中添加采用運動傳感器檢測待測人體是否處于靜止的狀態(tài)，當(dāng)檢測到待測人體處于靜止?fàn)顟B(tài)時，則直接根據(jù)ppg傳感器輸出的心率波形計算得到待測人體的心率，并將該心率作為當(dāng)前心率獨立輸出，這樣能夠進(jìn)一步的確保心率的準(zhǔn)確性，減少測得心率的誤差。

需要說明的是本實施例中步驟s201～s203與圖1所示實施例中的步驟s101～s103完全相同，因此在此不再累述。

以上可以看出，相對于上一實施例，本實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測方法不僅能夠消除長時間的連續(xù)運動干擾，而且還能夠進(jìn)一步的保證輸出心率的準(zhǔn)確性，減少測得心率的誤差。

圖3是本發(fā)明第三實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖，該系統(tǒng)用于運行圖1～圖2所示實施例提供的方法，在具體實現(xiàn)時，該系統(tǒng)可位于腕帶、手表以及指環(huán)等可穿戴設(shè)備中。為了便于說明僅僅示出了與本實施例相關(guān)的部分。

參見圖3所示，本實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)，包括：

ppg傳感器1，用于根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；

fft變換模塊2，用于對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；

心率峰定位模塊3，用于在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰；

心率輸出模塊4，用于將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

可選的，所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)還包括誤差計算模塊5，用于：

計算所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率的差值；

判斷所述差值是否大于預(yù)設(shè)值；

若所述差值大于所述預(yù)設(shè)值，則控制所述心率輸出模塊4舍棄所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率，并將所述前一次心率作為當(dāng)前心率輸出；

若所述差值小于或等于所述預(yù)設(shè)值，則控制所述心率輸出模塊4將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出。

可選的，所述預(yù)設(shè)值為30bpm。

可選的，所述的基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)還包括：

運動傳感器6，用于監(jiān)測所述待測人體是否處于靜止?fàn)顟B(tài)，若所述待測人體處于靜止?fàn)顟B(tài)，則控制所述心率輸出模塊4根據(jù)所述ppg傳感器1輸出的心率波形計算所述待測人體的心率，并將該心率作為當(dāng)前心率獨立輸出。

可選的，所述ppg傳感器1為反射式或透射式ppg傳感器。

需要說明的是，本發(fā)明實施例提供的上述系統(tǒng)中各個模塊，由于與本發(fā)明方法實施例基于同一構(gòu)思，其帶來的技術(shù)效果與本發(fā)明方法實施例相同，具體內(nèi)容可參見本發(fā)明方法實施例中的敘述，此處不再贅述。

因此，可以看出本發(fā)明實施例提供的一種基于ppg信號的心率檢測系統(tǒng)，同樣由于首先采用ppg傳感器根據(jù)待測人體的心率變化輸出對應(yīng)的心率波形；然后對所述心率波形進(jìn)行傅里葉變換，以獲取與所述心率波形對應(yīng)的心率頻譜；最后在所述心率頻譜的心率頻段內(nèi)定位三個最高峰，并將所述三個最高峰所對應(yīng)的頻率與前一次心率進(jìn)行比較，將頻率最接近前一次心率的心率峰作為當(dāng)前心率峰，并將所述當(dāng)前心率峰所對應(yīng)的頻率作為所述待測人體的當(dāng)前心率輸出，從而能夠克服現(xiàn)有技術(shù)中存在的無法消除連續(xù)的運動干擾的問題，即使在長時間的持續(xù)運動干擾下也能夠計算得出準(zhǔn)確的心率。

以上所述僅為本發(fā)明的較佳實施例而已，并不用以限制本發(fā)明，凡在本發(fā) 明的精神和原則之內(nèi)所作的任何修改、等同替換和改進(jìn)等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護(hù)范圍之內(nèi)。