專利名稱：一種呼吸信號處理方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種呼吸信號處理方法，尤其涉及一種利用頻譜法對呼吸時域波形進(jìn)行轉(zhuǎn)換，對波形頻譜能量分布進(jìn)行分析以達(dá)到去除干擾，提高呼吸檢測的穩(wěn)定性和準(zhǔn)確性 的呼吸信號處理方法。
背景技術(shù)：
現(xiàn)有呼吸測量裝置常使用一種基于阻抗法的測量方法來獲得呼吸波信號。人體呼 吸運動時，胸壁肌肉交變張馳，胸廓交替變形，胸腔的電阻抗也隨之交替變化，通過檢測電 阻抗的微小變化，就可以得到呼吸的變化。實際的呼吸測量過程一般是借助體表心電信號 檢測中貼在體表特定位置的電極將高頻載波信號施加到人體胸腔，通過它可以把胸腔的呼 吸變化引起的微小阻抗變化調(diào)制到高頻載波信號上，然后經(jīng)過一系列電路對這個載波信號 進(jìn)行放大、檢波、解調(diào)等，就可以得到模擬的呼吸信號，再經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換得到數(shù)字的呼吸信 號，最后運用呼吸算法計算出呼吸檢測參數(shù)呼吸率及窒息報警信息。平靜呼吸時，新生兒的呼吸率是30 70BPM(Beats Per Minute)，成人的是12 30BPM，但是如果考慮異常情況，一般要求呼吸檢測范圍是8 120BPM，個別可高達(dá)150BPM。 于是可以得到該呼吸率檢測范圍所對應(yīng)的呼吸波的頻率為0. 125 2. 5Hz。目前市場上呼吸檢測的方法主要采用波形法，該方法通過一段時間內(nèi)波形的平均 值(即基線值)，來判定當(dāng)前呼吸波處于上升或下降趨勢，用極值的方法求得波形的波峰、 波谷。根據(jù)一定的閾值條件來判定有效的波峰或波谷，再根據(jù)有效波峰或波谷的周期計算 波形周期，從而得到呼吸率；并且根據(jù)一段時間內(nèi)波形的幅度平均值大小來進(jìn)行呼吸窒息 判斷。雖然波形法的計算過程具有比較直觀、運算量小的優(yōu)點，但在實際臨床過程中發(fā) 現(xiàn)當(dāng)病人躁動導(dǎo)致波形紊亂時，經(jīng)常有效波形周期找不準(zhǔn)，導(dǎo)致計算呼吸率錯誤；阻抗法 檢測獲得呼吸波形的原理，由于必須共用心電電極片，會受到心電活動的影響(即心動干 擾Cardiovascular Artifact)，獲取的呼吸波形或多或少會受到心電波形的干擾，尤其當(dāng) 病人熟睡時安靜呼吸、心電電極片的位置不佳或短暫的呼吸阻塞時，呼吸波形在時域可能 夾雜著很強(qiáng)的心動干擾甚至完全被心電干擾淹沒，此時波形法無法正確區(qū)分心動干擾波形 和呼吸波形；當(dāng)波形出現(xiàn)基線漂移時，由于上述方法計算的基線值無法很快更新，會導(dǎo)致波 形漏檢致使呼吸率值偏低?？傊?，利用波形法進(jìn)行呼吸檢測的抗擾能力不強(qiáng)，無法準(zhǔn)確地判 定心動干擾。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是為了克服波形法這種現(xiàn)有技術(shù)的不足，提供一種準(zhǔn)確性高、穩(wěn)定 性好的呼吸信號處理方法。為解決上述的技術(shù)問題，本發(fā)明的構(gòu)思為常規(guī)的呼吸檢測方法都是對呼吸的時 域波形進(jìn)行分析，本發(fā)明從另外一種角度_頻域?qū)粑盘栠M(jìn)行分析。波形的頻域分布往往有許多時域觀察不到的特征，尤其像呼吸波形具有周期性，其頻域會在相應(yīng)的頻率處出 現(xiàn)能量強(qiáng)度很大的譜峰。同樣在時域無法辨識的呼吸波形和干擾波形，在頻域也會在不同 的頻率點出現(xiàn)譜峰。從而把時域?qū)粑ㄐ魏透蓴_波形的分離轉(zhuǎn)換為頻域的不同譜峰的分 離，后者更易實現(xiàn)且準(zhǔn)確。為了達(dá)到上述目的，本發(fā)明采用以下技術(shù)方案A、通過特定的呼吸電路獲取呼吸生理信號，AD采集得到呼吸數(shù)字信號，并對該信 號進(jìn)行帶通 濾波的數(shù)據(jù)預(yù)處理；B、對預(yù)處理后的呼吸信號進(jìn)行頻譜轉(zhuǎn)換得到其頻域分布；C、根據(jù)呼吸信號的生理參數(shù)特征進(jìn)行是否窒息判斷。D、引入心臟活動生理參數(shù)，分析呼吸信號的頻譜分布，進(jìn)行是否受到心臟活動干 擾(即心動干擾)的判斷；E、對呼吸波形頻域能量包絡(luò)進(jìn)行分析，尋找正確的譜峰，將該譜峰對應(yīng)的頻率點 轉(zhuǎn)換為呼吸率，并綜合歷史呼吸率的值得到當(dāng)前的呼吸率值。上述方案中，步驟A所述的帶通濾波器包括雙向IIR濾波器或無乘法橢圓IIR濾 波器。上述方案中，步驟B所述的將呼吸信號進(jìn)行頻域轉(zhuǎn)換的方法包括傅立葉變換、小 波變換或希爾伯特變換。上述方案中，步驟B所采用的常用頻域轉(zhuǎn)換方法之一傅立葉變換包括快速傅立葉 變換(FFT)或線性調(diào)頻Z變換(CZT)。上述方案中，獲得呼吸信號的頻域分布后，如步驟C首先設(shè)置呼吸頻譜能量閾值 以及時域的呼吸波形幅度限值條件，呼吸信號在一段時間內(nèi)頻譜能量最大值小于設(shè)定的頻 域能量閾值線且時域幅度小于時域閾值線則判定呼吸信號窒息。該方法綜合時域和頻域的 條件來判定呼吸波形是否窒息，以提高呼吸窒息檢測的準(zhǔn)確性。上述方案中，步驟D引入的心臟活動生理參數(shù)包括心率值或脈率值。對非窒息波形進(jìn)行是否受心動干擾判斷，方法為，求得呼吸頻譜能量的最大值和 次大值，若其對應(yīng)的呼吸率的值在當(dāng)前的心率值/或脈率值的設(shè)定范圍內(nèi)，則判定呼吸波 形受到不同程度的心動干擾，計算呼吸率值時剔除該頻率點，從而提高呼吸檢測抗心動干 擾的能力。剔除心動干擾后，實施步驟E，該步驟還包括a.求呼吸頻譜能量的極大值點確定若干個譜峰。b.對步驟a求得的譜峰進(jìn)行分析，根據(jù)各個譜峰的能量大小比例、譜峰對應(yīng)的呼 吸率值和歷史呼吸率值的大小比例來確定一個正確的譜峰，并將其對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換為呼 吸率。c.把步驟b計算所得的呼吸率值和歷史呼吸率值做加權(quán)平均，獲得當(dāng)前的呼吸率 的值。采用上述的技術(shù)方案，可以比較直觀有效地去除心動干擾的影響，提高窒息判斷 的可靠性，頻域更容易分離干擾信號和正常的呼吸信號，再加入利用歷史呼吸率對譜峰的 判斷，這些均可提高呼吸檢測的抗干擾性，提高呼吸檢測的穩(wěn)定性和準(zhǔn)確性。


圖1為本發(fā)明的流程圖；圖2是正常呼吸的呼吸數(shù)據(jù)；圖3是本發(fā)明處理正常呼吸數(shù)據(jù)得到的呼吸率的結(jié)果圖；圖4是呼吸中含有較大的心動干擾的呼吸數(shù)據(jù)；圖5是本發(fā)明處理含有較大的心動干擾的呼吸數(shù)據(jù)得到的呼吸率的結(jié)果圖；圖6是病人躁動時獲得的呼吸數(shù)據(jù)；圖7是本發(fā)明處理病人躁動時的呼吸數(shù)據(jù)得到的呼吸率的結(jié)果圖；圖8是呼吸中含有較大干擾的呼吸數(shù)據(jù)；圖9是本發(fā)明處理含有較大干擾呼吸數(shù)據(jù)得到的呼吸率的結(jié)果圖。
具體實施例方式下面結(jié)合附圖和具體實施例對本發(fā)明進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)的說明。用于呼吸信號測量的監(jiān)護(hù)設(shè)備主要包括上位機(jī)和下位機(jī)，下位機(jī)主要是通過硬件 電路來獲取呼吸數(shù)據(jù)，上位機(jī)主要是接受來自下位機(jī)的數(shù)據(jù)，顯示呼吸波形、呼吸率以及窒 息報警信息。本發(fā)明主要在下位機(jī)中實現(xiàn)，若下位機(jī)單片機(jī)計算能力不足，本發(fā)明內(nèi)容可移 植至上位機(jī)中實現(xiàn)。該方法的計算流程如圖1所示，其主要步驟包括A、對呼吸數(shù)字信號進(jìn)行帶通濾波數(shù)據(jù)預(yù)處理；B、對預(yù)處理后的呼吸信號進(jìn)行頻譜轉(zhuǎn)換得到其頻域分布；C、設(shè)定呼吸信號頻域能量閾值線和呼吸信號時域波形幅度閾值線，呼吸信號在一 段時間內(nèi)頻譜能量最大值小于設(shè)定的頻域能量閾值線且時域波形幅度小于時域閾值線則 判定呼吸信號窒息。D、利用呼吸頻譜能量的最大值和次大值對應(yīng)的呼吸率值和當(dāng)前的心率值(但不 限于)限定條件來判定呼吸波形是否存在心動干擾。E、對呼吸波形頻域能量包絡(luò)分析，尋找正確的譜峰，將該譜峰對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換 為呼吸率，把該呼吸率和歷史呼吸率的值做平均加權(quán)獲取當(dāng)前的呼吸率的值。本發(fā)明實例中步驟A所用的帶通濾波器為無乘法IIR濾波器(但不限于)。本發(fā)明實例中步驟B涉及的頻譜轉(zhuǎn)換的方法使用線性調(diào)頻Z變換(Chirp Z-Transform，CZT)(但不限于)。其理論推導(dǎo)如下已知χ (η) (0≤η≤Ν-1)是有限長序列，其Z變換為 為了適應(yīng)ζ可以沿ζ平面更一般的路徑取值，所以沿ζ平面上的一段螺線作等分 角的抽樣，Z的這些抽樣點Zk為zk = ATk k = 0，1，…，M-I (2)其中A和W分別為 于是可得
其中A0 表示抽樣點的矢量半徑長度。θ Q 表示起始抽樣點Ztl的相角。φ0 表示兩相鄰抽樣點之間的角度差。W0 表示螺線的伸展率。將(4)式中的Zk帶入⑴式可得 為了方便計算，對CZT的計算公式經(jīng)過一系列的變換，它可以改寫為線性卷積的 形式 其中 當(dāng)M = N，』p沖。W0= Ι,^ο = j這一特殊情況時，各zk就均勻等間隔地分布在
單位圓上，即求序列的傅立葉變換。通過設(shè)置θ ^，(K和采樣點數(shù)就可以只對一定頻率范圍 內(nèi)的信號進(jìn)行頻譜分析。由以上理論分析，根據(jù)呼吸波檢測的頻率范圍集中在0. 125 2. 5Hz的特點，本發(fā) 明實例確定CZT變換的頻率范圍為0 3Hz。為了滿足呼吸檢測士 IBPM分辨率的要求，可以得到CZT的分辨率計算公式為
其中A = OHhf2 = 3Hz，得到CZT的最小點數(shù)為256。本發(fā)明實例用于呼
吸的頻域轉(zhuǎn)換的采樣率fs = 25Hz，為了保證用于一次頻譜變換的數(shù)據(jù)至少包含2個呼吸周 期，對于如6BPM的低頻信號，2個波形周期為20s的數(shù)據(jù)，本發(fā)明實例確定CZT的點數(shù)N = 512。對某單一頻率的信號進(jìn)行CZT變換后，對其進(jìn)行頻譜分析，在該頻率處會出現(xiàn)一 個頻譜的最大峰值；對多個頻率的信號疊加后所形成的信號進(jìn)行CZT變換，然后對其進(jìn)行 頻譜分析，在各個頻率處的頻譜能量值都會出現(xiàn)一個局部極大值，在所有局部極大值中，最 大的局部極大值所對應(yīng)的頻率表示該頻率的信號在時域內(nèi)疊加時的信號最強(qiáng)?；谏厦娴睦碚摶A(chǔ)，設(shè)定呼吸信號頻域能量閾值線和呼吸信號時域波形幅度閾 值線，呼吸信號在一段時間內(nèi)頻譜能量最大值小于設(shè)定的頻域能量閾值線且時域波形幅度 小于時域閾值線則判定呼吸信號窒息。其后對有呼吸波形的情況進(jìn)行分析，步驟如下首先求得頻譜能量最大值和此大值所對應(yīng)的呼吸率值，若頻譜能量最大值所對應(yīng) 的呼吸率的值在心率的值士r的范圍內(nèi)，說明呼吸中有心動干擾很大，甚至淹沒了正常的 呼吸波形，此時建議進(jìn)行心動干擾的報警，提示可能需要重新調(diào)整電極片的位置以獲取更好的呼吸波形。如果頻譜能量的次大值對應(yīng)的呼吸率值在心率值的士r的范圍內(nèi)，而頻譜 能量的最大值對應(yīng)的呼吸率值并不在該心率值的士r范圍內(nèi)，說明呼吸波形受心動干擾影 響的強(qiáng)度并沒有達(dá)到嚴(yán)重的程度，剔除該頻率點即可，不進(jìn)行報警。其次對呼吸波形頻譜能量包絡(luò)中的各個局部極大值查找，確定幾個可能的譜峰。對上述求得的譜峰進(jìn)行分析，根據(jù)譜峰的能量大小比例、譜峰對應(yīng)的呼吸率值和歷史呼吸率的值的比例關(guān)系進(jìn)行剔除，以確定一個正確的譜峰。原則上，真實的呼吸波形的 頻域分布應(yīng)該在頻譜能量的最大值，次大值，第三大值上。把求得的正確譜峰所對應(yīng)的呼吸率值和歷史呼吸率值做加權(quán)平均，獲得當(dāng)前的呼 吸率值，以進(jìn)一步提高呼吸率計算的穩(wěn)定性。為了更形象地闡述頻譜法計算呼吸率，下面分別以實際臨床中獲取的正常呼吸波 形、含有心動干擾的呼吸波形，含有躁動干擾的呼吸波形和呼吸中含有很大的干擾為例，分 別說明頻譜法在處理不同類型呼吸數(shù)據(jù)時呼吸率計算的準(zhǔn)確性。對于圖2所示的正常呼吸數(shù)據(jù)，呼吸波形規(guī)則、沒有干擾，該周期波形在頻域中有 很集中的能量分布，如圖3中所示。圖3星號處的頻譜能量是所有頻譜能量包絡(luò)的局部極 大值中最大的，把它所對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換成每分鐘的呼吸率，可以得到如圖2所示呼吸波 形的呼吸率的值。對于圖4所示的呼吸波中含有較大的心動干擾的情況，利用頻譜法計算會在其頻 譜上出現(xiàn)兩個較大的峰，其中較大的峰值處所對應(yīng)的頻率為呼吸波的頻率，而次大的峰值 所對應(yīng)的頻率為心動的頻率，分別在圖5中用星號標(biāo)出了呼吸率和用箭頭指出了心動干擾 所對應(yīng)的頻譜峰值。心電波形和心臟活動引起的干擾在頻域比時域容易分離，該圖形象地 說明了頻譜法對于呼吸中含有心動干擾的呼吸率的計算具有明顯優(yōu)勢。對于圖6所示的呼吸波中含有躁動干擾的情況，雖然呼吸波形比較混亂，形狀也 不規(guī)則，但是頻譜法從頻域上非常容易地實現(xiàn)了呼吸率的計算，呼吸率如圖7所示，而波形 法對于這種呼吸波，計算的誤差會比較大。對于圖8所示的呼吸波含有很大干擾的情況，呼吸波形非常紊亂，而且形狀很不 規(guī)則。利用頻譜法進(jìn)行計算時，頻譜能量最大值和次大值的頻譜能量大小比例相當(dāng)。但能 量最大值所對應(yīng)的呼吸率很低，根據(jù)和歷史呼吸率值的比例關(guān)系選擇次大值所對應(yīng)的譜峰 作為當(dāng)前正確的譜峰，該結(jié)果也比較符合實際，呼吸率的計算結(jié)果如圖9所示。通過上面的實例可以說明當(dāng)正常呼吸或者呼吸中所含干擾的強(qiáng)度比呼吸信號弱 時，頻譜法能準(zhǔn)確計算出呼吸率；當(dāng)呼吸中有躁動或者其他較大的干擾時，利用本發(fā)明所設(shè) 定的限制條件，也能較準(zhǔn)確地計算出呼吸率。而且本發(fā)明中還加入了用歷史呼吸率的數(shù)據(jù) 對當(dāng)前呼吸率進(jìn)行判斷的條件，從而使呼吸率的計算結(jié)果更準(zhǔn)確和穩(wěn)定，使呼吸率的計算 結(jié)果更為可靠。
權(quán)利要求
一種呼吸信號處理方法，包括以下步驟A、通過特定的呼吸電路獲取呼吸生理信號，AD采集得到呼吸數(shù)字信號，并對該信號進(jìn)行數(shù)據(jù)預(yù)處理；B、對預(yù)處理后的呼吸信號進(jìn)行頻譜轉(zhuǎn)換得到其頻域分布；C、根據(jù)呼吸信號的生理參數(shù)特征進(jìn)行是否窒息判斷；D、引入心臟活動生理參數(shù)，分析呼吸信號的頻譜分布，進(jìn)行是否受到心臟活動干擾(即心動干擾)的判斷；E、對呼吸波形頻域能量包絡(luò)進(jìn)行分析，尋找正確的譜峰，將該譜峰對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換為呼吸率，并綜合歷史呼吸率的值得到當(dāng)前的呼吸率值。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的步驟A中數(shù)據(jù)預(yù)處理為 對呼吸信號進(jìn)行帶通濾波。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的帶通濾波為雙向零相位 IIR濾波器。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的帶通濾波為無乘法橢圓 IIR濾波器。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的頻譜轉(zhuǎn)換的方法為傅立 葉變換。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的頻譜轉(zhuǎn)換的方法為小波變換。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的頻譜轉(zhuǎn)換的方法為希爾 伯特變換。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的傅立葉變換為快速傅立 葉變換(FFT)。
9.根據(jù)權(quán)利要求5所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的傅立葉變換為線性調(diào)頻 Z 變換(CZT)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的窒息判斷方法為設(shè)定 呼吸信號頻域能量閾值線和呼吸信號時域波形幅度閾值線，呼吸信號在一段時間內(nèi)頻譜能 量最大值小于設(shè)定的頻域能量閾值線且時域波形幅度小于時域波形幅度閾值線則判定呼 吸信號窒息。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的引入心臟活動參數(shù)為心率值。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的引入心臟活動參數(shù)為脈率值。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的心動干擾判定方法為 求呼吸頻譜能量的最大值和次大值，若其對應(yīng)的呼吸率值在當(dāng)前的心率值/或脈率值的設(shè) 定范圍內(nèi)，則判定呼吸波形受到不同程度的心動干擾。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的對呼吸波形頻域能量 包絡(luò)分析的方法為對求呼吸信號頻譜能量的極大值點確定若干個譜峰。
15.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述的尋找正確的譜峰為對求得的譜峰進(jìn)行分析，根據(jù)各個譜峰的能量大小比例、各個譜峰對應(yīng)的呼吸率值和歷史呼 吸率值的大小比例來確定一個正確的譜峰，并將其對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換為呼吸率。
16.根據(jù)權(quán)利要求1所述的呼吸信號處理方法，其特征是所述求當(dāng)前呼吸率值的方法 為求得的譜峰進(jìn)行分析，根據(jù)各個譜峰的能量大小比例、各個譜峰對應(yīng)的呼吸率值和歷史 呼吸率值的大小比例來確定一個正確的譜峰，并將其對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換為呼 吸率，并將獲 得的呼吸率值和歷史呼吸率值做加權(quán)平均。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種呼吸信號處理方法，包括以下步驟A、通過特定的呼吸電路獲取呼吸生理信號，AD采集得到呼吸數(shù)字信號，并對該信號進(jìn)行數(shù)據(jù)預(yù)處理；B、對預(yù)處理后的呼吸信號進(jìn)行頻譜轉(zhuǎn)換得到其頻域分布；C、根據(jù)呼吸信號的生理參數(shù)特征進(jìn)行是否窒息判斷；D、引入心臟活動生理參數(shù)，分析呼吸信號的頻譜分布，進(jìn)行是否受到心臟活動干擾的判斷；E、對呼吸波形頻域能量包絡(luò)分析，尋找正確的譜峰，將該譜峰對應(yīng)的頻率點轉(zhuǎn)換為呼吸率，并綜合歷史呼吸率的值得到當(dāng)前的呼吸率值。本發(fā)明的處理方法可最大限度的提高呼吸率計算結(jié)果準(zhǔn)確性和穩(wěn)定性大幅提高。
文檔編號G06F19/00GK101843489SQ20091010623
公開日2010年9月29日 申請日期2009年3月26日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月26日
發(fā)明者王敏, 王紅春, 陳鎏 申請人:深圳市理邦精密儀器有限公司