一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置及方法与流程

本发明涉及医学领域，具体设计一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置及方法。

背景技术：

心冲击(ballistocardiogram，bcg)是一种无创、无接触式的心血管功能监测手段。它主要是由血液循环过程中造成的人体重力的变化引起的。与其他心血管检测技术相比，它具有无创、无直接接触和检测方便等优势。在最近几年随着传感器和数字信号处理的发展，心冲击图逐渐受到研究人员的重视，研究表明心冲击图可以应用在心率检测、心率变异性(heartratevariability，hrv)监测、心脏收缩性以及心输出量变化等方面。心率变异性产生于自主神经系统对心脏窦房结的调节，反映了心脏本身窦性心律不齐的程度以及神经体液因素与窦房结之间相互作用的平衡关系。已有的研究表明，hrv是冠心病、高血压病及慢性心力衰竭等心血管疾病和慢性阻塞性肺疾病、糖尿病等疾病预后的预测因子。

在使用心冲击计算心率变异性方面，最重要的一步就是通过心冲击精确计算逐拍心动周期。而在现有的技术中，由于采集设备采样精度和采样频率以及后续算法准确度的限制，与心电获得的心动周期对比，心冲击获得的逐拍心动周期存在较大误差(与ecg的rr间期相比平均绝对误差一般大于10ms)。较大的逐拍心动周期的误差将引起较大的心率变异性中各指标的计算误差。

基于以上问题，亟需研发出一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置及方法。

技术实现要素：

为了克服现有技术中的不足，本发明提出一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置及方法，用于较为精准的对心冲击心动周期进行计算。

为了实现上述目的，本发明的一种精准的心冲击信号逐拍心率计算方法，包括以下步骤：s1:获取初始混合信号；s2：从初始混合信号中分离出纯净的bcg心冲击信号；s3：选取一段时长为t的心冲击信号中所有的时长为t的信号段；s4：计算每段信号两两间相关系数并进行顺序聚类；s5：选取中间值均值最高的一类信号段求平均作为心跳模板；s6：计算后续各信号段与心跳模板的相关系数并构建相关系数函数；s7：从相关系数函数中定位心跳位置；s8：根据心跳位置序列输出逐拍心率；s9：判断连续5个被判定为心跳位置的相关系数小于阈值，如果是返回s3，如果否返回s6。

进一步的，步骤s3中，t为10秒，t为0.8秒。

进一步的，步骤s2中采用巴特沃斯滤波器进行滤波，并根据信号成分对通带频率进行优选。

进一步的，s5中，计算s4中每个信号段的中心点的均值，该均值最高的一个被认为是心跳位置所在的信号段聚类。

本发明还提出一种为实施上述方法的一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置，包括：具有优选结构传感器前端：用于将心跳引起的身体震动信号转化为电信号；信号调理电路模块：将获得的电信号放大并转化为数字信号；微处理模块，用于接收数字信号并进行处理和运算，然后传递给移动端；传感器前端、信号调理电路模块以及微处理模块依次电性连接。

进一步的，传感器前端包括外壳、置于外壳内部的压电陶瓷。

进一步的，信号调理电路模块为rc滤波电路，rc滤波电路电性连接有模数转换器。

有益效果：1、心冲击信号逐拍心率计算装置采用非接触式测量，无需始终携带在患者的身上，具有小型、方便的特点，同时本装置所采集到的心冲击信号能够包含更多的细节成分；

2、对心跳信号进行一系列处理后，再进行计算逐拍心动周期，本发明的优势在于，可以将平均绝对误差控制在5ms以内。

附图说明

下面结合附图对本发明作进一步描写和阐述。

图1是本发明的精准的心冲击信号逐拍心率计算装置的结构示意图；

图2是精准的心冲击信号逐拍心率计算装置的器件图；

图3是压电陶瓷与外壳的结构示意图；

图4是计算心跳模板的示意图；

图5是本发明的流程图。

附图标记：1011、外壳；1012、压电陶瓷。

具体实施方式

下面将结合附图、通过对本发明的优选实施方式的描述，更加清楚、完整地阐述本发明的技术方案。

实施例

本发明提出一种精准的心冲击信号逐拍心率计算装置，包括外壳1011、设置在外壳1011内部的压电陶瓷1012。外壳1011为一带盖圆盘，压电陶瓷1012被使用特定胶水粘贴于外壳1011的内表面上侧。压电陶瓷1012作为信号采集器，可将压力信号转化为电信号,即将获取的压力信号以电压或电流的信号形式输出给对应的处理器设备。外壳1011上表面有一个微小凸起，可以增大对压力陶瓷片的压力传递。外壳和压电陶瓷共同构成具有优选结构的传感器前端。

压电陶瓷1012外接有一个信号调理电路，信号调理电路包含rc滤波电路和一个模数转换器。压电传感器、rc滤波电路和模数转换器依次电性连接。rc滤波电路将压电陶瓷1012采集的心跳信号(模拟信号)滤波，主要可以去除心跳信号中的谐波等，并根据信号成分对通带频率进行优选。模数转换器再将模拟的心跳信号转换为数字的心跳信号。本发明中模数转换器需要是具有差分输入的较高精度模数转换器。本实施例中模数转换器选用ad7793为例，并将其采样频率设置为250hz。

本发明的rc滤波电路可以采用一般的rc电路，例如压电陶瓷1012将压力信号转换为电压信号。rc电路包括一个电阻r和一个电容c，电阻r串在正电压端，电容c并联在正电压端和负电压端。电阻阻值和电容容值无需特别指定。

本发明的模数转换器的ad7793的ain1(+)端与正电压端通过导线电性连接，ad7793的ain1(-)端与负电压端通过导线电性连接。

模数转换器还连接有一个微处理器，用于接收模数转换器的数字信号，并执行逐拍心率计算的算法，使用自带的射频模块通过蓝牙将计算结果发送至手机。本发明中微处理器选用自带射频功能的微处理器，具体可以是cc2640、cc2640r2f、cc2650等。例如，模数转换器的d0～d3接口与cc2640的dio_0～dio_3接口通过导线电性连接。

本发明的一种精准的心冲击信号逐拍心率计算方法，包括以下步骤：s1:获取初始混合信号；

具体的，通过精准的心冲击信号逐拍心率计算装置在步骤s1中获得的原始信号为混合信号，本步骤所获取得的原始信号叠加了心脏跳动、心跳引起肢体震动、呼吸运动引起的信号以及噪声。

s2：从初始混合信号中分离出纯净的bcg心冲击信号；步骤s2中：使用巴特沃斯滤波器分离出较纯净的心冲击信号，滤除呼吸运动产生的信号成分以及工频噪声等成分。具体的，使用巴特沃斯滤波器为6阶前后向带通巴特沃斯滤波器。本实施例中使用的滤波器通带频率为8hz-24hz，使用此频率可以获得心脏跳动引起的信号，而不是肢体震动引起的信号成分。

s3：在整段bcg心冲击信号中选取一段时长为t的心冲击信号中所有的时长为t的信号段；步骤s3中：在整段心跳产生的图形中，选取前10秒心冲击信号中所有信号段，每个信号段为0.8秒。具体的，前10秒心冲击信号包括多个心跳波动图形，信号段是指以每个心跳波动图形的峰值点为中心前后各取0.4秒信号形成的0.8秒信号段。t为10秒，t为0.8秒。

s4：计算每段信号两两间相关系数并进行顺序聚类；步骤s4中：相关系数为pearson相关系数，计算公式如下：

其中r为相关系数，x与y分别为两段信号段中的数据点，与分别为两段信号段中的对应的另两个数据点。在本实施例中，采样率250hz，则n为250*0.8＝200。

进一步的，前述顺序聚类方法具体步骤如下：

a)设初始聚类数为1，取第一例信号段作为第一类聚类。

b)对剩余所有信号段，执行以下操作：找到信号段x与当前所有聚类相似度最大的一类聚类(信号段x与聚类的相似度定义为信号x与聚类中所有信号中最小的相关系数)，如果此距离大于阈值v，则将信号段x归为此聚类；否则聚类数目增加1，将此信号段x归为新的一类聚类。在本实施例中，阈值v设置为0.8。

举例说明：例如有100个待聚类的波形，取第一例信号(一号波形)作为第一类聚类(聚类a)，计算二号波形与一号波形的相关系数，若该相关系数大于0.8，则该二号波形属于聚类a，反之，若该相关系数小于0.8，不属于聚类a，归于聚类b。分别计算三号波形与一号波形、二号波形相关系数，取两个相关系数中值小的，若三号波形与聚类a存在最大的相似度，但该值的相关系数小于0.8，则该三号波形不属于聚类a，则将该三号波形归于聚类c，反之大于0.8则归于聚类a，依次类推。

步骤s5：选取中间值均值最高的一类信号段求平均作为心跳模板；计算s304所得聚类中每类信号段的中心点的均值，此值最高的一类被认为是心跳位置所在的信号段聚类。

例如，上述每段波形(信号段)均为0.8秒，采样率为250，也就是每段信号采样200个点，信号段区间为[0,200]，中间值就是第100个采样点的值。如图4所示，为心跳模板的示意图。

步骤s6：计算后续各信号段与心跳模板的相关系数并构建相关系数函数。备选信号段仍为以峰值点为中心前后各取0.4秒信号形成的0.8秒信号段。所构建的相关系数函数与心冲击信号等长，峰值点对应的相关系数函数即其所在备选信号段与模板pearson相关系数，非峰值点对应的相关系数函数以-1代替。具体相关系数函数表述如下：

其中，seg(x)代表以x为中点的一段信号，thc是心跳模板，cov为协方差。

步骤s7：从相关系数函数中定位心跳位置。选择初始的1.2秒长度的相关系数函数中的最大值作为第一拍心跳位置，随后，不断搜索最新的第k拍心跳后0.6秒-1.2秒长度相关系数函数的最大值作为第k+1拍心跳位置，k为大于等于1的正整数。

步骤s8中：根据心跳位置序列输出逐拍心率，每次公式中cor(x)的值不为-1时获得心跳点(逐拍心率)。获得逐拍的心跳位置序列之后，根据采样率输出逐拍心率。

步骤s9中：判断连续5个被判定为心跳位置的相关系数小于阈值,本实施例中阈值设为0.75。当监测到信号发生较大幅值的变动时判定为姿势变换或者体动；或当连续5个被判定为心跳位置的相关系数小于阈值，说明模板与信号匹配度下降，此两种情况都需要重新计算心跳模板波形。判断是否变换姿势或连续5个被判定为心跳位置的相关系数小于阈值，如果是返回s3，如果否返回s6。

上述具体实施方式仅仅对本发明的优选实施方式进行描述，而并非对本发明的保护范围进行限定。在不脱离本发明设计构思和精神范畴的前提下，本领域的普通技术人员根据本发明所提供的文字描述、附图对本发明的技术方案所作出的各种变形、替代和改进，均应属于本发明的保护范畴。本发明的保护范围由权利要求确定。