本發(fā)明涉及醫(yī)療器械與醫(yī)學(xué)信號處理領(lǐng)域，具體涉及一種基于心音信號自相關(guān)分析的心率計算方法。

背景技術(shù)：

靜息心率是反映身體健康狀況的重要指標(biāo)之一，心率監(jiān)測對于心臟病患者的用藥、家庭護(hù)理等均具有重要意義。

目前市面上常用的心率檢測儀涉及到的檢測方法有以下幾種：

1.血氧定量法：血管中的氧含量隨心臟搏動呈消耗——心臟泵血增加——再消耗的周期變化過程，且搏動周期與心率一致。血氧定量法使用波長660nm的紅光和940nm的近紅外光作為射入光源。血管中攜氧的血紅蛋白和不攜氧的血紅蛋白對這兩種光的吸收率不同，故通過測定血管的光傳導(dǎo)強度隨時間變化的周期即可確定心率。這種測量方法多用于臨床監(jiān)測。

2.光電容積法：通過追蹤可見光(綠光)在人體組織中的反射強度變化周期以確定心率。毛細(xì)血管和動、靜脈的容積隨脈搏而變化，該變化將周期性改變光的反射強度。測定反射光強度變化的頻率可確定脈搏頻率，而脈搏頻率通常與心率一致。目前市面上運動腕表都采用這種測量方法。

3.心電信號法：心臟的搏動伴隨心電的變化，通過測量體表心電可精確計算心率，醫(yī)院用的心電儀、市面上最精確的可穿戴心率測量儀器、心率帶均采用這種方法。

4.動脈血壓法：通過壓力傳感器在手腕或者頸部兩側(cè)測量動脈壓力有規(guī)律的漲落，可以確定脈搏頻率，進(jìn)而估計心率。其為最傳統(tǒng)的心率測量方法，但由于需要長時間壓迫血管造成使用不便，目前在商用中是最不成熟的，所以一般只在醫(yī)院中對術(shù)中和術(shù)后的靜息病人使用。

比較上述幾種方法可知：血氧定量法、動脈血壓法使用不便；對部分心臟病患者而言，脈搏頻率不一定能準(zhǔn)確反映心率值，此時動脈血壓法、光電容積法測量結(jié)果存在誤差。心電信號法測量的結(jié)果最準(zhǔn)確，但是所需的設(shè)備價格也較高。

隨著家用電子聽診器的普及，心音遠(yuǎn)程聽診將日益成為心臟病患者家庭護(hù)理的重要手段之一。而利用心音信號測量心率準(zhǔn)確度高，使用方便且成本低廉。受成本、功耗和體積等限制，電子聽診器的數(shù)字處理器運算速度和存儲空間有限；因此，通過心音信號計算心率所用的算法必須具有較低的計算復(fù)雜度，且對可靠性要求高，能適用于多種類型的心臟病患者。

相關(guān)分析是計算信號周期的常用方法，并已成功應(yīng)用于語音信號基音周期的計算。但心音信號中第一和第二心音信號波形相似，若直接應(yīng)用傳統(tǒng)的相關(guān)分析方法計算心率，容易得到虛假的周期值。為在家用電子聽診器中實現(xiàn)心率計算功能，需要針對心音信號的特點對傳統(tǒng)相關(guān)分析方法作適當(dāng)?shù)恼{(diào)整。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是針對上述現(xiàn)有技術(shù)的不足，提供了一種基于心音信號自相關(guān)分析的心率計算方法，該方法根據(jù)心音信號的特點，引入特定的非線性變換改進(jìn)傳統(tǒng)的相關(guān)分析方法，進(jìn)而基于電子聽診器所采集的心音信號計算心率，計算量低、可靠性高。

本發(fā)明的目的可以通過如下技術(shù)方案實現(xiàn)：

一種基于心音信號自相關(guān)分析的心率計算方法，所述方法包括以下步驟：

第一步、取長度為n點、采樣頻率為fs的心音信號x(k)，其中k∈{0,…,n-1}，n為正整數(shù)，且n/fs不小于3s，以保證所采集的心音信號x(k)至少包含三個完整的心跳周期；

第二步、確定第一步所得的心音信號x(k)的最大值xmax，以及對心音信號x(k)進(jìn)行死區(qū)非線性變換的閾值cl；

第三步、對第一步所得的心音信號x(k)作死區(qū)非線性變換，即將心音信號x(k)中小于閾值cl的部分置為0，得心音信號

第四步、對第三步所得的心音信號進(jìn)行自相關(guān)計算，得到自相關(guān)序列其中m∈{-n+1,…,0,…,n-1}；

第五步、確定對第四步得到的自相關(guān)序列作死區(qū)非線性變換的閾值c2；

第六步、對第四步所得的自相關(guān)序列作死區(qū)非線性變換，即將自相關(guān)序列小于閾值c2的部分置為0，得序列其中，為所得序列的一個峰值；

第七步、取第六步所得序列的一子序列將該子序列i按幀長lw劃分，并計算各幀絕對值均值，其中第i幀的絕對值均值為：

根據(jù)自相關(guān)函數(shù)的特性知：取峰值閾值cp＝rpea(0)，其中，峰值閾值系數(shù)rp∈[0.2,0.4]，自i＝1至各幀依次尋找高于峰值閾值cp的峰值點，即滿足條件：ea(i-1)<ea(i)、ea(i)>ea(i+1)且cp<ea(i)，記與峰值點(0,ea(0))相鄰的、滿足上述條件的峰值點為(ip,ea(ip))，則對應(yīng)于序列中的峰值點為其中nt＝lw×ip；

第八步、求出心率為：每分鐘60fs/nt次。

進(jìn)一步地，第二步中，所述死區(qū)非線性變換的閾值cl＝rlxmax，rl為預(yù)設(shè)比例系數(shù)，rl∈[0.05,0.2]，xmax為心音信號x(k)的最大值。

進(jìn)一步地，所述預(yù)設(shè)比例系數(shù)rl值的大小能夠根據(jù)心音信號x(k)中噪聲幅值均方根的大小進(jìn)行調(diào)整。

進(jìn)一步地，第三步中，所述死區(qū)非線性變換的公式為：

進(jìn)一步地，第四步中，所述自相關(guān)序列的計算方法為：

當(dāng)m≥0時，否則其中，m∈{-n+1,…,0,…,n-1}。

進(jìn)一步地，第五步中，所述死區(qū)非線性變換的閾值c2＝armax，a為預(yù)設(shè)比例系數(shù)，a∈[0.6,0.9]，

進(jìn)一步地，第六步中，所述死區(qū)非線性變換的公式為：

進(jìn)一步地，第七步中，所述幀長lw＝[rwn/fs]，其中幀長系數(shù)rw∈[3,8]。

本發(fā)明與現(xiàn)有技術(shù)相比，具有如下優(yōu)點和有益效果：

1、本發(fā)明針對心音信號，通過自相關(guān)處理以及非線性處理得到自相關(guān)序列，從自相關(guān)序列中計算出心率，只利用心音信號即可準(zhǔn)確實現(xiàn)心率的計算，特別適用于醫(yī)院和家庭電子聽診輔助診療系統(tǒng)中心率的監(jiān)測。

2、本發(fā)明的計算方法代碼簡短且計算量小，對硬件實現(xiàn)的要求低，非常便于在可穿戴設(shè)備中實現(xiàn)。

附圖說明

圖1為本發(fā)明實施例一種基于心音信號自相關(guān)分析的心率計算方法的流程圖。

圖2為本發(fā)明實施例獲取的一段心音信號示意圖。

圖3為本發(fā)明實施例獲取的一段心音信號進(jìn)行非線性變換預(yù)處理后得到的心音信號的示意圖。

圖4為本發(fā)明實施例對心音信號進(jìn)行自相關(guān)處理后得到的序列的示意圖。

圖5為本發(fā)明實施例對序列作非線性變換后得到的序列的示意圖。

具體實施方式

下面結(jié)合實施例及附圖對本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)的描述，但本發(fā)明的實施方式不限于此。

實施例：

本實施例提供了一種基于心音信號自相關(guān)分析的心率計算方法，流程如圖1所示，包括以下步驟：

第一步、利用錄音硬件設(shè)備獲取心音信號其中ns為正整數(shù)；

通常采樣心音信號時硬件設(shè)備的采樣頻率一般共分為22.05khz、44.1khz、48khz三個等級，因為心率計算對心音的保真要求不高，本實施例選取最低的采樣率22.05khz。為準(zhǔn)確計算心率，需要處理至少兩個完整周期的心音信號，同時為降低計算量，選取的信號不宜過長，本實施例選取三個完整周期的心音信號進(jìn)行計算，按心率60次/分計算，可取心音信號的長度為3～5秒，若取采樣頻率為22.05khz，并采集4秒鐘心音信號，則ns＝88200，所獲得的心音信號如圖2所示。

第二步、對第一步所得心音信號進(jìn)行每隔cus-1點抽取一點的欠采樣，得到心音信號k∈{1,…,n}，其中即對作四舍五入的取整結(jié)果；當(dāng)采樣頻率為22.05khz時，可取cus＝10，即此時，本實施例所指的采樣頻率即為fs＝2.205khz；

作該步驟處理的原因在于：通常心音頻率為1～1200hz，對22.05khz等高采樣頻率所得心音信號進(jìn)一步欠采樣至2000hz左右亦不影響本發(fā)明的心率計算結(jié)果，但可極大地降低運算量。

第三步、求得第二步所得心音信號x(k)的最大值xmax＝max{x(k)}，從而確定非線性變換的閾值cl＝rlxmax，選取rl＝0.1，對心音信號x(k)進(jìn)行非線性處理，所得心音信號的示意圖如圖3所示。

第四步、對第三步所得的心音信號進(jìn)行自相關(guān)計算，得到自相關(guān)序列序列的示意圖如圖4所示，其中m∈{-n+1,…,0,…,n-1}；

給定一個無限長序列s(n)，其自相關(guān)函數(shù)通常定義為：

若按該定義計算自相關(guān)函數(shù)，由于序列為有限長序列，且其下標(biāo)最大值為n，故需要將下標(biāo)n+m大于n的點置為0，計算得到的自相關(guān)函數(shù)將存在偏差，為此，本實施例的自相關(guān)計算采樣如下方法：當(dāng)m≥0時，否則其中，m∈{-n+1,…,0,…,n-1}。

第五步、確定對第四步得到的自相關(guān)序列作死區(qū)非線性變換的閾值c2，c2＝armax，a為預(yù)設(shè)比例系數(shù)，a∈[0.6,0.9]，

第六步、對第四步所得的自相關(guān)序列作死區(qū)非線性變換：

即將自相關(guān)序列小于閾值c2的部分置為0，得序列序列的示意圖如圖5所示，其中，為所得序列的一個峰值，選取合適的閾值c2即可消除自相關(guān)序列中影響心率判斷的部分，即削弱甚至消除自相關(guān)函數(shù)中對應(yīng)于真實心臟搏動周期的兩個波峰之間的、由于第一第二心音波形相關(guān)而引起的虛假峰值。

第七步、取第六步所得序列的一子序列將該子序列i按幀長10劃分，并計算各幀絕對值均值，其中第i幀的絕對值均值為：

根據(jù)自相關(guān)函數(shù)的特性知：取峰值閾值cp＝0.3ea(0)，自i＝1至i<[n/10]各幀依次尋找第二周期的起始點，即滿足大于閾值即為起始點，然后小于閾值的即可視為該周期的終點，記與峰值點(0,ea(0))相鄰的、滿足上述條件的峰值點為(ip,ea(ip))，則對應(yīng)于序列中的峰值點為其中nt＝10×ip；本步驟中，以幀為單位進(jìn)行計算的優(yōu)點在于：自相關(guān)序列會因高頻噪聲的影響而存在毛刺，按幀計算可以減小因毛刺存在而對峰值點作出誤判的可能。

第八步、求出心率為：每分鐘60fs/nt次。

本實施例計算方法的原理是：心音為周期信號，故可通過其自相關(guān)序列的峰值間距確定心音信號的周期，即確定心率值。

第一心音是由于房室瓣關(guān)閉和室內(nèi)血液沖擊房室瓣，以及心室射出的血液撞擊動脈壁引起振動而產(chǎn)生的。第二心音是由于主動脈瓣和肺動脈瓣關(guān)閉，血流沖擊大動脈根部及心室內(nèi)壁引起的振動而產(chǎn)生的。由于兩種心音信號產(chǎn)生機制相近，兩者對應(yīng)的波形亦相似，導(dǎo)致心音信號的自相關(guān)序列在單個心音周期內(nèi)會出現(xiàn)因第一心音第二心音之間的互相關(guān)而形成的多個峰值，單純?nèi)∽韵嚓P(guān)序列中相鄰峰值間距計算心率將得到錯誤的結(jié)果。而另一方面，第一心音和第二心音波形盡管相似，但依然存在一定差別，故兩者互相關(guān)所形成的峰值幅值較低，通過合理地設(shè)置閾值將可去掉。鑒于此，本實施例先后對心音信號和自相關(guān)序列作死區(qū)非線性處理，極大地減小因第一心音與第二心音兩者互相關(guān)形成的峰值，提高心率計算準(zhǔn)確性。

以上所述，僅為本發(fā)明專利較佳的實施例，但本發(fā)明專利的保護(hù)范圍并不局限于此，任何熟悉本技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員在本發(fā)明專利所公開的范圍內(nèi)，根據(jù)本發(fā)明專利的技術(shù)方案及其發(fā)明專利構(gòu)思加以等同替換或改變，都屬于本發(fā)明專利的保護(hù)范圍。