一種基于rc電路的光電血管容積圖信號處理方法
【專利摘要】本發明公開了一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，包括高通濾波、低通濾波、信號平滑化和信號求導四個部分。本發明基于RC電路理論，利用RC電路硬件特性，提出了一種低復雜度且可靠的PPG信號處理方法來分析和處理脈搏波，并計算心率，不僅能準確地計算出心率，同時也大大節約了能源，即便使用紐扣電池，使用本發明的脈搏血氧儀也可以維持數月之久。
【專利說明】
一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法
技術領域
[0001]本發明屬于信號處理技術領域，具體涉及一種基于RC電路的光電血管容積圖信號 處理方法的設計。
【背景技術】
[0002] 光電血管容積圖（PPG)信號可以描繪出人體豐富的心血管疾病和呼吸系統疾病的 物理信息。光通過生物組織后可以被皮膚色素、骨骼、動脈和靜脈血液等不同的物質吸收。 但是大部分吸收的光在動脈和小動脈的血流中變化劇烈，例如在心動周期的不同階段。為 了獲得一個人的心率(HR)和血紅蛋白的血氧飽和度(Sp0 2)，光源常常為紅光或紅外光。紅 光或紅外光通過組織傳輸，由于受到皮膚反射以及肌肉、骨骼、脂肪、靜脈和動脈血液等散 射，在檢測器接收到的光將緩慢衰減。
[0003] 脈搏血氧儀是用于測量一個人的血液氧飽和度、心率和呼吸速率的一種非侵入性 裝置。基于PPG信號的醫療設備需要干凈且增強的信號用于特征提取、分析和檢測，然而從 設備輸出的PPG信號是易受噪聲污染的。許多醫療設備，如運動手環、移動手表等，它們的物 理參數需要在人們日常活動中進行監控。通常，運動偽影是劣化PPG信號的主要噪聲。運動 偽影造成的不準確的PPG信號讀數和解釋不僅會導致醫療成本增加，還會使病人的治療變 得效率低下甚至造成危險。
[0004] 在近期的研究中對于運動偽影的減少方法可以大致分為時域和頻域處理的方法， 時域處理方法的計算過程更加高效。其中有文獻基于提取人類脈搏波形的特征并與衍生方 案相結合，產生了基于生理規則選擇的PPG信號和分離的有用信號。由于PPG信號的運動偽 影干擾主要由隨機的低頻干擾組成，所以運動偽影的減少由信號處理的頻域來實現。另有 文獻簡要回顧了電流信號處理中的使PPG運動偽影減少時使用的方法。
[0005] 對于嵌入式手腕脈搏血氧儀，電源一般由紐扣電池或小型鋰電池提供。由信號處 理算法所消耗的能量大約占用了一半的總耗能。常規的PPG信號處理方法復雜度高，使得以 電池供電的脈搏血氧儀使用時間非常有限，給人們日常心率、脈搏監測帶來很多不便。為了 實現腕部裝置的低功率和長期監測的目標，一個簡單的、低復雜度的和有效的PPG信號處理 算法是一個挑戰。

【發明內容】

[0006] 本發明的目的是為了解決現有技術中常規的光電血管容積圖信號處理方法復雜 度高，使得以電池供電的脈搏血氧儀使用時間非常有限，給人們日常心率、脈搏監測帶來很 多不便的問題，提出了一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法。
[0007]本發明的技術方案為：一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，包括以 下步驟：
[0008] S1、設計高通濾波器，對光電血管容積圖信號進行高通濾波；
[0009] S2、設計低通濾波器，對高通濾波后的信號進行低通濾波；
[0010] S3、對經過高通濾波和低通濾波后的信號進行平滑濾波處理，使信號平滑化；
[0011] S4、對平滑濾波處理后的信號求導，以更準確地計算心率。
[0012] 進一步地，步驟S1具體為：
[0013] 導出一階RC高通濾波器，設輸入序列和輸出序列分別為（^，^，一，^)和（71， y2，···，yn)，則有：
[0014] yi = ayi-i+a(xi_xi-1) (1)
[0015]
3為此的時間常數，一階RC高通濾波器的截止頻率fc滿足關系f c = 1/(2jtt); ΔΤ為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，? = 1，2,3···η。
[0016] 進一步地，步驟S2具體為：
[0017] 導出一階RC低通濾波器，設輸入序列和輸出序列分別為（yi，y2，…，yn)和（ζι， Ζ2，···，zn)，則有：
[0018] ζ? = βγ?+( 1-β)ζ?-ι (2)
[0019]
,τ為RC的時間常數，一階RC低通濾波器的截止頻率fe滿足關系f e = 1/(2jtt); ΔΤ為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，? = 1，2,3···η。
[0020] 進一步地，步驟S3具體為：
[0021 ]設輸入序列和輸出序列分別為(Ζ1，Ζ2,…，ζη)和(VI，V2,…，Vn)，則有：
[0022] Vi+width/2-l - SUni( Zi , Zi+1, . . . Zwidth+i-1)/width ( 3 )
[0023] 其中width為平滑寬度，i = l ,2,…，n-width。
[0024] 進一步地，步驟S4具體為：
[0025] 令x= (Z1，Z2,…，zn)，y = (VI，V2,…，vn)，則通過中央差分法對平滑濾波處理后的 信號求導：
[0027]式中x'JPy、是第j個點的X和y值的導數，Δχ為相鄰X點的差值;根據公式(4)檢測 到光電血管容積圖信號的峰值，并且通過計算光電血管容積圖信號的峰值的間距得到心 率。
[0028]本發明的有益效果是:本發明提出了一種低復雜度且可靠的PPG信號處理方法來 分析和處理脈搏波，并計算心率，不僅能準確地計算出心率，同時也大大節約了能源，即便 使用紐扣電池，使用本發明的脈搏血氧儀也可以維持數月之久。
【附圖說明】
[0029]圖1為本發明提供的一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法流程圖。 [0030]圖2為本發明實施例的一階RC高通濾波器示意圖。
[0031]圖3為本發明實施例的一階RC低通濾波器示意圖。
[0032]圖4為本發明實施例的原始PPG信號的波形示意圖。
[0033]圖5為本發明實施例的原始PPG信號的FFT波形示意圖。
[0034] 圖6為本發明實施例的原始PPG信號分別通過高通濾波器，低通濾波器，平滑濾波 器的波形示意圖。
[0035] 圖7為本發明實施例的原始PPG信號分別通過高通濾波器，低通濾波器，平滑濾波 器的FFT波形示意圖
[0036]圖8為本發明實施例的靜止和運動狀態的PPG采樣信號波形示意圖。
[0037]圖9為本發明實施例的真實心率與本發明的計算結果的比較示意圖。
【具體實施方式】
[0038]下面結合附圖對本發明的實施例作進一步的說明。
[0039]根據PPG信號的特點，通常有基線漂移、運動偽影、電源線接口和環境光噪聲等污 染。通常一個人的心率范圍從30bpm到240bpm，其對應頻率為0.5Hz至4Hz的PPG信號。因此使 用過濾設備的PPG信號算法一般集中在這個頻率范圍。本發明提供的PPG信號處理方法是基 于傳統的過濾思想，其中使用了高通和低通濾波器。
[0040] 本發明基于RC電路理論，利用RC電路硬件特性，提供了一種基于RC電路的光電血 管容積圖信號處理方法，如圖1所示，包括以下步驟：
[0041] S1、設計高通濾波器，對光電血管容積圖信號進行高通濾波。
[0042] 高通濾波器的目的是過濾比0.5Hz低的基線漂移頻率，我們設計的高通濾波器是 基于RC電路理論，結構簡單，適合于嵌入式實時進程。在通常情況下，使用第一或第二階高 通濾波器。本發明實施例中，為了簡單起見，我們在這里僅導出一階高通濾波器，如圖2所 不。
[0043]結合基爾霍夫定律和電容器的充電和放電原理，可以建立下面的公式：
[0045] 其中，Uci(t)是脈搏血氧儀基于圖2所示的一階RC高通濾波器電路，在時間t，電阻R 上流經電流i(t)時的電壓輸出，輸入電壓為mUhQjt)是電容C在時間t的電量;依據電容 充放電原理，流經電容C的電流i(t)為電容C上電量的導數dQ c(t)/dt。
[0046] 根據這三個方程，我們可以得到：
[0048]為了滿足PPG信號處理時的輸入輸出關系，我們應該使公式(6)離散化。假定脈搏 血氧計的采樣在時間t是m (t)，通過RC電路，相應地輸出u。(t)。假定輸入的m (t)樣本在由 時間間隔為AT的固定間距點產生一個序列（^^2，一，&)，則與其對應于同一個時刻的輸 出u。⑴可由序列( yi，y2, ···，％)表示，由此可以導出以下遞推方程：
[0050]重新排列上式，即可得到公式（1):
[0051] yi = ayi-i+a(xi-xi-i) (1)
[0052]
J為RC的時間常數，一階RC高通濾波器的截止頻率fc滿足關系f c =1 /( 2jtτ); Δ T為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，對應于PPG信號的采樣周期，i = 1， 2，3.·_η〇
[0053] 本發明實施例中，PPG信號的采樣頻率為50Hz，則Δ Τ = 0.02s。為了過濾頻率低于 0.5Hz的基線漂移和噪聲，時間常數可通過T = l/(23ifc) = l/(2*3i*〇. 5) = 0.3183s計算得 到。
，即可求得參數a。
[0054] S2、設計低通濾波器，對高通濾波后的信號進行低通濾波。
[0055]由于大多數的物理信息位于4Hz和0.5Hz之間的頻率，并且比4Hz高的信號往往伴 隨著噪聲，因此要篩除4Hz以上的高頻噪聲，通常使用截止頻率為4Hz的低通濾波器。本發明 實施例中，簡單起見，我們在這里僅導出一階RC低通濾波器，如圖3所示。
[0056]結合基爾霍夫定律和電容器的充電和放電原理，可以建立下面的公式：
[0058]其中，Uci(t)是脈搏血氧儀基于圖3所示的一階RC低通濾波器電路，在時間t，電阻R 上流經電流i(t)時的電壓輸出，輸入電壓為mUhQjt)是電容C在時間t的電量;依據電容 充放電原理，流經電容C的電流i(t)為電容C上電量的導數dQ c(t)/dt。
[0059]通過替換和重新排列，我們得到：
[0061]同理，為了離散化公式(9)，假設輸入序列和輸出序列產生的時間間隔為ΔΤ，輸入 序列和輸出序列分別表不為(yi，y2，···，yn)和(ζι，Ζ2，···，zn)，則有：
[0063] 重新排列上式，即可得到公式(2):
[0064] ζ? = βγ?+( 1-β)ζ?-ι (2)
[0065]
，τ為RC的時間常數，一階RC低通濾波器的截止頻率fe滿足關系f e = 1/(2jtt); ΔΤ為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，? = 1，2,3···η。
[0066] 要過濾4Hz以上的噪聲，時間常數的值可以通過τ = l/(2Jife) = 1/(2*π*4)= 0.0 398 s計算。本發明實施例中，PPG信號的采樣頻率為50Ηζ，Δ T = 0.02s秒，由于
，即可求得參數β。
[0067] S3、對經過高通濾波和低通濾波后的信號進行平滑濾波處理，使信號平滑化。
[0068] 經過高通和低通濾波之后，得到的PPG信號大部分為頻率為0.5Hz至4Hz的心率等 物理信號。然而，在計算出的心率之前，PPG的波形應當進行平滑濾波處理，這樣更利于信號 周期的計算，以導出心率。平滑后的PPG波形，其峰值的高度可以通過使用最大化函數，或過 零檢測來確定。
[0069]目前有許多平滑濾波器信號處理的方法，如Savitzky-Golay濾波，移動平均和中 值濾波等。Savitzky-Golay平滑濾波能有效保持原始信號的形狀。然而，該算法復雜度比其 他平滑濾波更大，且計算時間長。因此，參考目前的信號處理工具，我們設計了一個簡單而 快速的平滑濾波器。平滑濾波器的一個重要參數是平滑寬度，平滑寬度越大，噪聲降低越 大，但信號將被平滑操作扭曲的可能性也越大。平滑寬度的最佳選擇取決于信號和數字化 區間的寬度和形狀。由于PPG信號的波形是一個峰型信號，關鍵的因素是形成平滑寬度和峰 的半寬度的點的數量之間的平滑比率。在一般情況下，增加平滑比率能改善信噪比，但會導 致在幅度減少并且在峰的帶寬增加。
[0070]平滑濾波處理的最終目標是要測量的峰值的位置(峰值的X軸的值），我們可以使 用一個更大的平滑比率(大于0.2)，以獲得一個突出的峰型同時平滑比率對峰值位置的影 響不大。本發明實施例中，對于50Hz采樣率的PPG信號，根據75BMP的心率，峰的半寬度約為 20。因此，可以選擇10為平滑寬度(通常平滑寬度被設定為一個偶數）。
[0071 ]設輸入序列和輸出序列分別為(Z1，Z2,…，zn)和(VI，V2,…，Vn)，則有：
[0072] Vi+width/2-l - SUni(Zi , Zi+1, . . . Zwidth+i-1)/width (3)
[0073] 其中width為平滑寬度，i = l ,2,…，n-width。
[0074] 在該平滑算法中，樣本中最初和最末的幾個點不能被濾波。具體來說，一個m寬度 的平滑，會有開始和結尾的(m_l)/2個點不能被計算。通常這些點由0替代，平滑這些點的更 好的方法是在開始和結束信號時令平滑寬度逐漸變小，當信號邊緣包含關鍵信息時可以使 用該方法。
[0075] S4、對平滑濾波處理后的信號求導，以更準確地計算心率。
[0076] 經過平滑濾波，PPG信號通常有很好的波形，因此可以通過信號更好地判斷和估計 心率。但出于實際應用考慮，應采取更加可靠的判斷算法，在這里，我們使用一階微分方法。 [0077]令x= (zi，Z2，···，zn)，y=(vi，V2,…，vn)，則信號的一階導數是隨X變化的y的變化 率dy/dx，表示在信號上每個點的斜率。假設相鄰的點之間的X間隔是固定的，一階導數表示 為：
[0079]利用此算法計算三個相鄰點的平均斜率可表示為：
[0081]式中x'j和y'j是第j個點的X和y值的導數，△ X為相鄰X點的差值。
[0082]該算法為中央差分法，因為不涉及導數的X軸位置偏移，所以在此處更適用。
[0083] 根據公式(4)檢測到光電血管容積圖信號的峰值，并且通過計算光電血管容積圖 信號的峰值的間距得到心率。
[0084] 本發明實施例中，如圖4所示，原始PPG信號采用紅外光電壓信號，運放放大倍數為 1〇6。圖5為原始PPG信號的幅頻特性，即信號的傅里葉變換(FFT)，從圖5中可以清晰地看出 該信號的頻率能量尖峰在1.403Hz，即信號的頻率集中在1.403Hz附近，其主要頻率包含在 [0,5Hz]〇
[0085] 如圖6所示，原始PPG信號經步驟S1的高通濾波后，濾除了基線漂移及低于0.5Hz的 噪聲信號，接著經步驟S2的低通濾波后，濾除了不符合人體生理特征的高于4Hz的高頻信 號，最后經步驟S3的平滑濾波處理后，PPG信號更利于后期計算。
[0086]如圖7所示，經過高通、低通、平滑濾波后PPG信號的頻率特性，即信號的傅里葉變 換(FFT)沒有改變，頻率峰值均集中在1.403Hz附近，而幅值的改變不影響PPG信號的頻率特 性。經過三次濾波后，PPG信號的主要頻率基本符合我們的預設要求，即集中在[0.5,4Hz]之 間。
[0087] 如圖8、圖9所示，分別在平穩狀態和運動狀態下對實際心率值和PPG信號處理后得 到的心率值進行比較，可見，無論是平穩狀態還是運動狀態，本發明所計算得到的心率值均 具有較高的準確度。
[0088]本領域的普通技術人員將會意識到，這里所述的實施例是為了幫助讀者理解本發 明的原理，應被理解為本發明的保護范圍并不局限于這樣的特別陳述和實施例。本領域的 普通技術人員可以根據本發明公開的這些技術啟示做出各種不脫離本發明實質的其它各 種具體變形和組合，這些變形和組合仍然在本發明的保護范圍內。
【主權項】
1. 一種基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，其特征在于，包括w下步驟： 51、 設計高通濾波器，對光電血管容積圖信號進行高通濾波； 52、 設計低通濾波器，對高通濾波后的信號進行低通濾波； 53、 對經過高通濾波和低通濾波后的信號進行平滑濾波處理，使信號平滑化； 54、 對平滑濾波處理后的信號求導，W更準確地計算屯、率。2. 根據權利要求1所述的基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，其特征在于，所 述步驟S1具體為： 導出一階RC高通濾波器，設輸入序列和輸出序列分別為（xi，X2, 一,^^0(71,72,---, yn)，則有： y尸ayi-1+α ( xrxi-i) ( 1 )式中：：為RC的時間常數，一階RC高通濾波器的 截止頻率fC滿足關系fC = 1/(23?τ); Δ T為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，i = 1，2，3… n〇3. 根據權利要求2所述的基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，其特征在于，所 述步驟S2具體為： 導出一階RC低通濾波器，設輸入序列和輸出序列分別為(yi，y2，-，，yn)和（zi，Z2，···， Zn)，則有： ζ? = βγ?+(1-β)ζ?-ι (2) 式中τ為RC的時間常數，一階RC低通濾波器的截止頻率fe滿足關系fe=l/ (23?τ); A T為輸入序列和輸出序列的產生時間間隔，i = 1，2，3···η。4. 根據權利要求3所述的基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，其特征在于，所 述步驟S3具體為： 設輸入序列和輸出序列分別為(Z1,Z2,…，Ζη)和(V1,V2,…,Vn)，則有： Vi+wi(ith/2-i = sum(Zi,Zi+i, . . .Zwi(ith+i-i)/width (3) 其中wi化h為平滑寬度，i = l ,2,…，n-wi化h。5. 根據權利要求4所述的基于RC電路的光電血管容積圖信號處理方法，其特征在于，所 述步驟S4具體為： 令X= (Z1，Z2,…，Zn)，y= (V1，V2,…，Vn)，則通過中央差分法對平滑濾波處理后的信號 求導：(4) 式中X'誠y'堤第j個點的X和y值的導數，Αχ為相鄰X點的差值;根據公式(4)檢測到光 電血管容積圖信號的峰值，并且通過計算光電血管容積圖信號的峰值的間距得到屯、率。
【文檔編號】A61B5/0245GK105832323SQ201610409427
【公開日】2016年8月10日
【申請日】2016年6月12日
【發明人】于秦, 王偉東
【申請人】電子科技大學