本發明涉及呼吸檢測領域，尤其涉及一種呼吸率提取方法及裝置。
背景技術：
：呼吸是人體重要的生理過程，對人體呼吸的監護檢測也是現代醫學監護技術的一個重要組成部分。患者不論是呼吸系統本身的病變或是其他重要臟器的病變發展到一定程度都會影響呼吸中樞。多臟器系統功能衰竭往往累及呼吸功能的衰竭，呼吸功能的衰竭又導致其他臟器功能的衰竭，互為因果。現有技術對呼吸運動主要使用下列方法檢測：阻抗容積法：用高頻恒流源測量胸部阻抗的變化來提取呼吸信息；傳感器法：使用溫度、壓力、濕度和氣流傳感器作為鼻孔傳感器；電容法：當呼吸時導致電容值產生相應的變化；呼吸音法：通過拾取呼吸音識別呼吸；超聲法：利用超聲波產生多譜勒現象，檢測出呼吸頻率。使用這些方法不但需要增加信號采集部件，而且受到運動和環境的影晌，不適合用于日常監護。大量臨床資料顯示，呼吸運動會引起心電圖的變化。通過心電圖,我們可以觀察到在呼吸周期內由胸部運動和心臟位置變化所引起的心電波形峰峰值的改變。這是由于呼吸周期內，描述心臟電波主要傳播方向的心臟電軸旋轉造成QRS波群形態發生了變化。QRS波是指正常心電圖中幅度最大的波群，反映心室除極的全過程。正常心室除極始于室間隔中部，自左向右方向除極，故QRS波群先呈現一個小向下的q波。正常胸導聯QRS波群形態較恒定。從心電信號中提取呼吸信號(ECG-DerivedRespiration,EDR)是一種呼吸信號檢測技術，這種技術不需要專用傳感器和硬件模塊檢測呼吸信號，只需要用心電監護儀獲取心電信號，避免了上述兩種檢測方法對人體的束縛，使動態呼吸檢測成為可能。但現有從心電信號中提取呼吸信號的技術，在計算時主要采用波形法，該方法通過一段時間內波形的平均值(即基線值)，來判定當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。根據一定的閾值條件來判定有效的波峰或波谷，再根據有效波峰或波谷的周期計算波形周期，從而得到呼吸率。這種算法雖然具有比較直觀、運算量小的優點，但在實際過程中獲取的呼吸波形或多或少會受到心電活動的影響，當波形出現基線漂移時，計算的基線值無法很快更新，會導致波形漏檢致使呼吸率值偏低，其結果會有較大偏差。技術實現要素：針對上述問題，本發明的目的在于提供一種呼吸提取方法及裝置，可在不受運動和環境的影響的情況下，實現呼吸率準確穩定的檢測。本發明提供了一種呼吸率提取方法，所述方法包括：獲取原始心電信號，并對所述原始心電信號進行工頻陷波后得到待處理心電信號；對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波，提取得到第一呼吸信號，并根據所述第一呼吸信號計算得到當前時刻的第一呼吸率；對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號，并根據所述第二呼吸信號計算得到當前時刻的第二呼吸率；基于在卡爾曼濾波過程中生成的卡爾曼殘差，計算得到與所述第一呼吸信號對應的第一權重因子；基于信號質量指數，對所述第二呼吸信號進行分析，得到與所述第二呼吸信號對應的第二權重因子；根據所述第一呼吸率、第一權重因子、第二呼吸率及第二權重因子，計算得到當前時刻的呼吸率。優選地，在對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號之前，還包括：對所述待處理心電信號進行降采樣。優選地，所述對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波，提取得到第一呼吸信號，并根據所述第一呼吸信號計算得到當前時刻的第一呼吸率具體為：對所述待處理心電數據進行卡爾曼濾波，提取得到第一呼吸信號；從所述第一呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第一呼吸率。優選地，所述第一權重因子通過對進行歸一化獲得，其中，為卡爾曼殘差，Kk為所述卡爾曼殘差的增益系數。優選地，所述對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號，并根據所述第二呼吸信號計算得到當前時刻的第二呼吸率具體為：根據香農-奈奎斯特采樣原理及所述待處理心電信號的采樣頻率進行頻段分層，計算得到每層的頻率范圍；依據所述頻段分層中每層的頻率范圍及預置的通帶頻率確定小波分解和重構所需的層數；根據與所述小波分解所需的層數及預先選擇的母小波進行信號分解，得到按頻段劃分的多層波形；根據與所述小波重構所需的層數對應的系數及分解得到的所述多層波形進行信號重構，得到第二呼吸信號；從所述第二呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第二呼吸率。優選地，所述通帶頻率的上限截止頻率為0.8Hz，所述通帶頻率的下限截止頻率為0.1Hz。優選地，所述根據所述第一呼吸率、第一權重因子、第二呼吸率及第二權重因子，計算得到當前時刻的呼吸率具體為：當判斷所述第一權重因子大于預設的基準值且所述第二權重因子小于所述基準值時，將所述第一呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；當判斷所述第一權重因子小于預設的基準值且所述第二權重因子大于所述基準值時，將所述第二呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；當判斷所述第一權重因子及所述第二權重因子均大于預設的基準值時，根據所述第一權重因子及所述第二權重因子對所述第一呼吸率和第二呼吸率進行加權求和，計算得到當前時刻的呼吸率。本發明提供了一種呼吸率提取裝置，包括：工頻陷波單元，用于獲取原始心電信號，并對所述原始心電信號進行工頻陷波后得到待處理心電信號；濾波單元，對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波得到第一呼吸信號，并根據所述第一呼吸信號計算得到當前時刻的第一呼吸率；小波變換單元，對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號，并根據所述第二呼吸信號計算得到當前時刻的第二呼吸率；第一權重因子及算單元，用于基于在卡爾曼濾波過程中生成的卡爾曼殘差計算得到與所述第一呼吸信號對應的第一權重因子；第二權重因子及算單元，用于基于信號質量指數對所述第二呼吸信號進行分析，計算得到與所述第二呼吸信號對應的第二權重因子；呼吸率計算單元，用于根據所述第一呼吸率、第一權重因子、第二呼吸率及第二權重因子，計算得到當前時刻的呼吸率。優選地，所述濾波單元具體包括：濾波子模塊，用于利用卡爾曼濾波器對所述待處理心電信號進行濾波，提取得到第一呼吸信號；第一時間間隔提取模塊，用于從所述第一呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；第一呼吸率計算模塊，用于根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第一呼吸率。優選地，所述小波變換單元具體包括：頻段分成模塊，用于根據香農-奈奎斯特采樣原理及所述待處理心電信號的采樣頻率進行頻段分層，計算得到每層的頻率范圍；層數確定模塊，用于依據所述頻段分層每層的頻率范圍及通帶頻率確定小波分解和重構所需的層數；信號分解模塊，用于根據與所述小波分解所需的層數及預先選擇的母小波進行信號分解，得到按頻段劃分的多層波形；信號重構模塊，用于根據與所述小波重構所需的層數對應的系數及分解得到的所述多層波形進行信號重構，得到第二呼吸信號；第二時間間隔提取模塊，用于從所述第二呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；第二呼吸率計算模塊，用于根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第二呼吸率。優選地，所述呼吸率計算單元具體包括：第一判斷模塊，用于當判斷所述第一權重因子大于預設的基準值且所述第二權重因子小于所述基準值時，將所述第一呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；第二判斷模塊，用于當判斷所述第一權重因子小于預設的基準值且所述第二權重因子大于所述基準值時，將所述第二呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；第三判斷模塊，用于當判斷所述第一權重因子及所述第二權重因子均大于預設的基準值時，根據所述第一權重因子及所述第二權重因子對所述第一呼吸率和第二呼吸率進行加權求和，計算得到當前時刻的呼吸率。本發明提供的呼吸率提取方法及裝置，通過利用卡爾曼濾波技術與小波變換技術相結合的方式處理心電信號得到第一呼吸率及第二呼吸率，并根據與所述第一呼吸率對應的第一權重因子和與所述第二呼吸率對應的第二權重因子得到當前時刻的呼吸率，相比于現有由單一技術從心電信號得到呼吸信號的方案，計算結果更準確可靠，并可減輕由于外界或環境的干擾而引起的測量波動或誤差，從而能夠得到更為準確穩定的測量結果。附圖說明圖1是根據本發明一實施例的呼吸率提取方法的流程圖。圖2是根據本發明一實施例的原始心電信號的波形圖。圖3是根據本發明一實施例的工頻陷波后心電信號圖。圖4是根據本發明一實施例的卡爾曼濾波后提取得到的第一呼吸信號的波形圖。圖5是根據本發明一實施例的小波變換提取得到的第二呼吸信號的波形圖。圖6是根據本發明一實施例的呼吸率提取裝置的結構示意圖。圖7是根據本發明一實施例的濾波單元的結構示意圖。圖8是根據本發明一實施例的小波變換單元的結構示意圖。圖9是根據本發明一實施例的呼吸率計算單元的結構示意圖。具體實施方式下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實施例僅僅是本發明一部分實施例，而不是全部的實施例。基于本發明中的實施例，本領域普通技術人員在沒有做出創造性勞動前提下所獲得的所有其他實施例，都屬于本發明保護的范圍。本發明提供了一種呼吸率提取方法，用于從心電信號中提取出呼吸信息，由于呼吸作用引起的心電圖中的基線漂移，把呼吸信息看作是心電信號的低頻成分，通過去除呼吸頻率以外的信號，從而得到所需提取的呼吸信息。參見圖1，本發明實施例提供了一種呼吸率提取方法，包括如下步驟：S1，獲取原始心電信號，并對所述原始心電信號進行工頻陷波后得到待處理心電信號。參見圖2，為根據本發明一實施例的原始心電信號的波形圖。所述原始心電信號包含大量的工頻干擾，需要進行50Hz工頻陷波，以濾除工頻干擾，參見圖3，為根據本發明一實施例的工頻陷波后心電信號圖。需要說明的是，在本發明實施例中，由于需要對待處理心電信號進行小波變換，若所述原始心電信號的采樣頻率較大(通常為500Hz)，則會導致小波分解的層數太高，計算量增大，不利于后續的小波變換。因此，需對工頻陷波后待處理心電信號進行降采樣處理。在本發明實施例中，可將所述待處理心電信號降采樣至100Hz。當然，也可根據實際的需要降采樣至其他頻率，如50Hz，200Hz等，本發明不做具體限定。S2，對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波，提取得到第一呼吸信號，并根據所述第一呼吸信號計算得到當前時刻的第一呼吸率。在本發明實施例中，可通過將所述待處理心電信號輸入到卡爾曼濾波器中，實現對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波，所述卡爾曼濾波器的工作過程大致為：預估過程，利用時間更新方程建立對當前狀態的先驗估計，及時向前推算當前狀態變量和誤差協方差估計的值，為下一個時間狀態構造先驗估計值。校正過程，利用狀態更新方程在預估過程的先驗估計值及當前測量變量的基礎上建立起對當前狀態的改進的后驗估計。其中，所述卡爾曼濾波器的時間更新方程為：Pk-＝APk-1AT+Q(2)其中，所述卡爾曼濾波器狀態更新方程為：Kk＝Pk-HT(HPk-HT+R)-2(3)Pk＝(1-KkH)Pk-(5)其中，為第k步之前的狀態已知的情況下第k步的先驗狀態估計值(－代表先驗，^代表估計)；A為作用在Xk-1上的n×n狀態變換矩陣；B為作用在控制向量Uk-1上的n×1輸入控制矩陣；H為m×n觀測模型矩陣，它把真實狀態空間映射成觀測空間；Pk-為n×n先驗估計誤差協方差矩陣；Pk為n×n后驗估計誤差協方差矩陣；R為n×n過程噪聲協方差矩陣；I為n×n階單位矩陣；是指卡爾曼殘差；Kk為n×m階矩陣，稱為卡爾曼增益或混合因數，是卡爾曼殘差的增益系數，其作用是使后驗估計誤差協方差最小。在本發明實施例中，在獲得所述第一呼吸信號后，參見圖4，為根據本發明一實施例的濾波器提取得到的第一呼吸信號的波形圖。對所述第一呼吸信號進行處理即可計算得到第一呼吸率R1，具體為：通過求極值法在所述第一呼吸信號的波形圖中尋找第一呼吸信號的波峰(或者波谷)，參見圖4中的點標記。通過提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔，以得到當前時刻的周期T1。對所述周期進行采樣率換算即可得到當前時刻的第一呼吸率R1。例如，R1＝60/T1。S3，對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號，并根據所述第二呼吸信號計算得到當前時刻的第二呼吸率。在本發明實施例中，步驟S3具體包括：S31，根據香農-奈奎斯特采樣原理及所述待處理心電信號的采樣頻率進行頻段分層，計算得到每層的頻率范圍。根據香農-奈奎斯特采樣原理，設待處理心電信號的采樣頻率為fs，目標頻段為f1-f2(Hz)，運用小波變換分解的層數為N，由奈奎斯特定律可知，則有：f1＝(fs/2)/2N1(6)f2＝(fs/2)/2N2(7)N>N1(N1>N2)(8)即需要重構的小波的層數為N2～N1層。S32，依據所述頻段分層中每層的頻率范圍及預置的通帶頻率確定小波分解和重構所需的層數；假設所述待處理心電信號被降采樣至100Hz，則fs為100Hz，信號最高頻率為50Hz，根據公式(6)、(7)、(8)可知，每一層對應的頻段如下：頻段頻率范圍/Hz頻段頻率范圍/HzA10～25D125～50A21～12.5D212.5～25A30～6.25D36.25～12.5A40～3.125D43.125～6.25A50～1.625D51.625～3.125A60～0.8125D60.8125～1.625A70～0.40625D70.40625～0.8125A80～0.203125D80.203125～0.40625A90～0.10156D90.10156～0.203125由于呼吸信號的頻段范圍通常為0.1～0.4Hz，考慮到呼吸急促的情況，將頻段擴展為0.1～0.8Hz，心電的頻率范圍為0.9～6Hz，因此，能夠很好地分離呼吸信號和心電信號，所以，選用第9、8、7層的近似系數(D9/D8/D7)來重構信號。S33，根據與所述小波分解所需的層數及預先選擇的母小波進行信號分解，得到按頻段劃分的多層波形。在本發明實施例中，經驗證，coifN小波和dmey小波的提取效果較佳，且優選地，以coif3小波基作為母小波時，具有最佳的提取效果。因而本發明實施例采用coif3小波基作為母小波進行小波分解。當然，可以理解的是，在本發明的其他實施例中，也可選取其他的母小波，如db小波等，本發明不做具體限定。在本發明實施例中，在分解時，可得到N層波形，此時，可提取N2～N1層對應的波形來進行重構。S34，根據與所述小波重構所需的層數對應的系數及分解得到的所述多層波形進行信號重構，得到第二呼吸信號。由步驟S33可知，小波重構所需的層數為第9、8、7層，此時，即可根據與所述小波重構所需的層數對應的系數及分解得到的所述多層波形進行信號重構，得到第二呼吸信號。參見圖5，為根據本發明一實施例的小波變換提取得到的第二呼吸信號的波形圖。在本發明實施例中，在獲得所述第二呼吸信號后，即可計算第二呼吸率R2，具體為：通過求極值法在所述第二呼吸信號的波形圖中尋找第二呼吸信號的波峰(或者波谷)，參見圖5中的點標記。通過提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔，以得到周期T2。根據采樣率換算即可得到實時的第二呼吸率R2。S4，基于在卡爾曼濾波過程中生成的卡爾曼殘差，計算得到與所述第一呼吸信號對應的第一權重因子；在本發明實施例中，步驟S4具體為：通過對進行歸一化獲得所述第一權重因子，其中，為所述卡爾曼殘差，Kk為所述卡爾曼殘差的增益系數。S5，基于信號質量指數，對所述第二呼吸信號進行分析，得到與所述第二呼吸信號對應的第二權重因子；在本發明實施例中，具體的，可通過對所述第二呼吸信號進行功率譜分析，分析所述第二呼吸信號的譜分布，得到與所述第二呼吸信號對應的第二權重因子。當然，也可通過分析所述第二呼吸信號的峰值譜或其他譜的分布來計算得到所述第二權重因子，本發明不做具體限定。S6，根據所述第一呼吸率、第一權重因子、第二呼吸率及第二權重因子，計算得到當前時刻的呼吸率。在本發明實施例中，可通過對第一呼吸率R1及第二呼吸率R2進行加權平均來計算得到當前時刻的呼吸率R。即：R＝μ1*R1+μ2*R2(9)其中，μ1為第一權重因子，μ2為第二權重因子。需要說明的是，在進行加權平均之前，需先對μ1和μ2進行歸一化處理，具體地，假設μ1+μ2＝a，則需要分別對μ1和μ2乘以歸一化系數1/a進行歸一化，保證歸一化后的μ1+μ2＝1。本發明提供的呼吸率提取方法，通過利用卡爾曼濾波技術與小波變換技術相結合的方式處理心電信號得到第一呼吸率及第二呼吸率，并根據與所述第一呼吸率對應的第一權重因子和與所述第二呼吸率對應的第二權重因子得到當前時刻的呼吸率，相比于現有由單一技術從心電信號得到呼吸信號的方案，計算結果更準確可靠，并可減輕由于外界或環境的干擾而引起的測量波動或誤差，從而能夠得到更為準確穩定的測量結果。需要說明的是，為了防止第一呼吸信號或第二呼吸信號質量較差而導致的計算結果不準確，在本發明的優選實施例中，所述步驟S6還可為：S61，當判斷所述第一權重因子大于預設的基準值且所述第二權重因子小于所述基準值時，將所述第一呼吸率設置為當前時刻的呼吸率。當所述第二權重因子小于所述基準值時，可以認為第二呼吸信號的信號質量較差，此時，直接將所述第一呼吸率R1設置為當前時刻的呼吸率R。S62，當判斷所述第一權重因子小于預設的基準值且所述第二權重因子大于所述基準值時，將所述第二呼吸率設置為當前時刻的呼吸率。當所述第一權重因子小于所述基準值時，可以認為第一呼吸信號的信號質量較差，此時，直接將所述第一呼吸率R1設置為當前時刻的呼吸率R。S63，當判斷所述第一權重因子及所述第二權重因子均大于預設的基準值時，根據所述第一權重因子及所述第二權重因子對所述第一呼吸率和第二呼吸率進行加權求和，計算得到當前時刻的呼吸率。即：R＝μ1*R1+μ2*R2。本優選實施例中，如果權重因子較小，則說明對應的呼吸信號質量較差，則直接去掉與質量較差呼吸信號對應的呼吸率，保證計算結果的準確和穩定。參閱圖6，本發明實施例還提供一種呼吸率提取裝置100，包括：工頻陷波單元10，用于獲取原始心電信號，并對所述原始心電信號進行工頻陷波后得到待處理心電信號。濾波單元20，對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波得到第一呼吸信號，并根據所述第一呼吸信號計算得到當前時刻的第一呼吸率。小波變換單元30，對所述待處理心電信號進行小波變換得到第二呼吸信號，并根據所述第二呼吸信號計算得到當前時刻的第二呼吸率。第一權重因子及算單元40，用于基于在卡爾曼濾波過程中生成的卡爾曼殘差計算得到與所述第一呼吸信號對應的第一權重因子；第二權重因子及算單元50，用于基于信號質量指數對所述第二呼吸信號進行分析，計算得到與所述第二呼吸信號對應的第二權重因子；呼吸率計算單元60，用于根據所述第一呼吸率、第一權重因子、第二呼吸率及第二權重因子，計算得到當前時刻的呼吸率。其中，優選地，所述呼吸率提取裝置100還包括：降采樣單元，用于對所述待處理心電信號進行降采樣。其中，如圖7所示，優選地，所述濾波單元20具體包括：濾波子模塊21，用于對所述待處理心電信號進行卡爾曼濾波，提取得到第一呼吸信號；第一時間間隔提取模塊22，用于從所述第一呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；第一呼吸率計算模塊23，用于根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第一呼吸率。其中，如圖8所示，優選地，所述小波變換單元30具體包括：頻段分層模塊31，用于根據香農-奈奎斯特采樣原理及所述待處理心電信號的采樣頻率進行頻段分層，計算得到每層的頻率范圍；層數確定模塊32，用于依據所述頻段分層每層的頻率范圍及通帶頻率確定小波分解和重構所需的層數；信號分解模塊33，用于根據與所述小波分解所需的層數及預先選擇的母小波進行信號分解，得到按頻段劃分的多層波形；信號重構模塊34，用于根據與所述小波重構所需的層數對應的系數及分解得到的所述多層波形進行信號重構，得到第二呼吸信號；第二時間間隔提取模塊35，用于從所述第二呼吸信號中提取最近生成的兩個波峰之間的時間間隔；第二呼吸率計算模塊36，用于根據所述時間間隔進行采樣率換算得到當前時刻的第二呼吸率。其中，如圖9所示，優選地，所述呼吸率計算單元60具體包括：第一判斷模塊61，用于當判斷所述第一權重因子大于預設的基準值且所述第二權重因子小于所述基準值時，將所述第一呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；第二判斷模塊62，用于當判斷所述第一權重因子小于預設的基準值且所述第二權重因子大于所述基準值時，將所述第二呼吸率設置為當前時刻的呼吸率；第三判斷模塊63，用于當判斷所述第一權重因子及所述第二權重因子均大于預設的基準值時，根據所述第一權重因子及所述第二權重因子對所述第一呼吸率和第二呼吸率進行加權求和，計算得到當前時刻的呼吸率。本發明提供的呼吸率提取裝置100，通過利用卡爾曼濾波技術與小波變換技術相結合的方式處理心電信號得到第一呼吸率及第二呼吸率，并通過加權求和得到當前時刻的呼吸率，相比于現有由單一技術從心電信號得到呼吸信號的方案，計算結果更準確可靠，并可減輕由于外界或環境的干擾而引起的測量波動或誤差，從而能夠得到更為準確穩定的測量結果。以上所揭露的僅為本發明一種較佳實施例而已，當然不能以此來限定本發明之權利范圍，本領域普通技術人員可以理解實現上述實施例的全部或部分流程，并依本發明權利要求所作的等同變化，仍屬于發明所涵蓋的范圍。本領域普通技術人員可以理解實現上述實施例方法中的全部或部分流程，是可以通過計算機程序來指令相關的硬件來完成，所述的程序可存儲于一計算機可讀取存儲介質中，該程序在執行時，可包括如上述各方法的實施例的流程。其中，所述的存儲介質可為磁碟、光盤、只讀存儲記憶體(Read-OnlyMemory，ROM)或隨機存儲記憶體(RandomAccessMemory，RAM)等。當前第1頁1 2 3