CN106510676B - 心率检测方法以及心率检测装置 - Google Patents

Abstract

心率检测方法用于计算心音听诊位置的心率，从测验对象的听诊位置采集的心音样本，经过缩减采样步骤，带通滤波步骤，时间顺序定义的滤波步骤，简单移动平均滤波步骤，峰值定位步骤，计算心音听诊位置的心率，从而允许更快且准确的心率检测。

Description

心率检测方法以及心率检测装置

技术领域

本发明涉及一种心率检测方法以及心率检测装置，更明确地说，涉及一种心率的计算方法，该方法利用简化心音讯号来辨认第一心音与第二心音的位置以计算心率，从而获得更快且准确的心率检测。

背景技术

心率是用于检测身体基本功能的其中一种重要生命特征，并且是患者治疗以及患者状态评估的必要临床介入。心电图(Electrocardiogram，ECG)以及心音图(Phonocardiogram，PCG)均能够用于测量心率。ECG与PCG不同之处在于ECG记录心脏的电流活动而PCG记录心脏产生的声音。与ECG相比，PCG诊断只需通过放置听诊器于任一听诊位置，较容易实现。

且在紧急情况下，例如无脉搏性电活动(pulseless electronic activity，PEA)是一种以无反应性为特征的临床症状，患者脉搏非常微弱，但可以通过ECG观察到心脏有组织性的电活动，此种现象通常导致紧急情况下的错误诊断。

心脏疾病引发的心脏突发事件，患者或者受伤病人可能由于误判、不切当的急救措施或者长的判断时间而失去挽救他们生命的最佳时机。如何快速准备仪器以及放置探针在病人身上来收集足够的数据从而短时间计算心率总是最重要的关注问题之一。目前来说，一种常用的测量患者或者受伤病人的方法是将脉搏血氧计应用到患者的指尖或者受伤的病人，从而测量氧气的浓度并将血氧浓度转化为心率，这种方法非常的不稳定以及被受伤的肢体或者指甲装饰物例如指甲油、指甲装饰品等所影响。

为了解决测量指尖心率的不可行性或者不方便性，有必要提供一种替代指尖血氧量测，而可在任何听诊位置检测心率的方法，而此方法需具有与ECG生理监测器媲美的极佳的性能以及可接受的相关性。

发明内容

本发明的目的在于提供一种心率检测方法，使用从听诊位置获取的心音，减少该心音的数据量，并识别心音讯号中第一心音与第二心音的位置以计算心率，相对于通过ECG计算的心率，该方法需要更快速计算并与ECG计算的心率结果具高度相关性。为了实现上述目的，心率检测方法使用了从听诊位置获取的心音，其中心率检测方法是基于心率检测装置以及通过心率检测装置的处理器进行了演示，心率检测方法具有如下步骤：

以第一采样频率，从检测对象的听诊位置获取并处理心音样本，经过缩减采样步骤将频率降低至第二采样频率以降低数据量，再依序经过带通滤波步骤，时间顺序定义的滤波步骤，简单移动平均滤波步骤，峰值定位步骤来识别心脏收缩早期的第一心音，以及出现在心脏舒张早期的第二心音，其中心音听诊位置可以是二尖瓣的听诊位置，肺动脉瓣的听诊位置，主动脉瓣的第一听诊位置，主动脉瓣的第二听诊位置，三尖瓣的听诊位置；

根据每对第一心音以及第二心音，计算每个测验对象下听诊位置的目标心率，以及当第一次完成测验对象的听诊位置下目标心率的计算时，记录测验对象下心音听诊位置的目标心率检测时间；以及

当第一次通过参照ECG心率检测机完成心音听诊位置的参照心率的计算时，记录每个测验对象的听诊位置的参照心率以及听诊位置的参照心率检测时间。

其中从二尖瓣听诊位置，肺动脉瓣听诊位置以及三尖瓣听诊位置测量的心率检测时间快于从主动脉瓣的第一听诊位置以及主动脉搏的第二听诊位置中任何一个听诊位置测量的目标心率检测时间，从二尖瓣听诊位置测量的目标心率检测时间以及从三尖瓣听诊位置测量的目标心率检测时间相比于肺动脉瓣听诊位置，主动脉瓣的第一听诊位置以及主动脉瓣第二听诊位置中任何一个听诊位置测量的目标心率检测时间有更高程度的稳定度，以及从三尖瓣位置和二尖瓣位置测量的目标心率对比于肺动脉瓣听诊位置，主动脉瓣的第一听诊位置以及主动脉瓣第二听诊位置中任何一个听诊位置测量的目标心率检测更加的准确。

使用上述的心率检测方法，心音样本将从第一样本频率降低到第二样本频率，并进行各项数据分析，其方法结合了平均误差(mean error)，标准误差(standard deviationerror)，布兰德-奥特曼差异图(Bland-Altman difference plot)，决定系数(thecoefficient of determination)以及皮尔逊相关系数(Pearson’s correlationcoefficient)以确认产生心音的各听诊位置可以达到更快的精准心率计算以及保证高度的一致性以及相关性。

接下来的详细描述中将采用附图说明中的连接方法，本发明的其他目的、优势以及新颖特征将更加明显。

附图说明

图1是通过ECG以及PCG识别脉搏的曲线图；

图2是描述心音听诊位置的示意图；

图3是根据本发明的心率检测方法的流程图；

图4是通过图3心率检测方法中原始心音信号的获取步骤获取的原始心音的曲线图；

图5是通过图3中心率检测方法中缩减采样步骤所获取的心音信号的波形图；

图6是描述重叠缩减采样的心音信号以计算心率的时序图；

图7是通过图3中带通滤波步骤处理的心音信号的曲线图；

图8是通过图3中时间顺序定义滤波步骤处理的心音信号的曲线图；

图9是通过图3中简单移动平均滤波步骤处理的心音信号的曲线图。

图10A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在二尖瓣位置之间的决定系数的图表；

图10B是描述了通过MP70以及图3方法计算心率在二尖瓣位置之间的决定系数的图表；

图11A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在二尖瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图11B是描述了通过MP70以及图3方法计算心率在二尖瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图12A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在肺动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图12B是描述了通过MP70以及图3方法计算心率在肺动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图13A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在肺动脉瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图13B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在肺动脉瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图14A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在右主动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图14B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在右主动脉瓣位置心率之间的决定系数的图表；

图15A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在右主动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图15B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在右主动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图16A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在左主动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图16B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在左主动脉瓣位置之间的决定系数的图表；

图17A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在左主动脉瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图17B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在左主动脉瓣位置之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图18A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在三尖瓣位置之间的决定系数的图表；

图18B是描述了通过MP70以图3方法计算心率在三尖瓣的心率之间的决定系数的图表；

图19A是描述了通过MP70以及3M检测器计算心率在三尖瓣心率之间的决定系数的图表；

图19B是描述了通过MP70以及图3方法计算心率在三尖瓣位置之间的决定系数；

图20A是描述了通过MP70以及3M检测器计算的所有五个听诊位置的心率之间的决定系数的图表；

图20B是描述了通过MP70以图3方法的所有五个听诊位置的心率之间的决定系数的图表；

图21A是描述了通过MP70以3M检测器的所有五个听诊位置的心率之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图21B是描述了通过MP70以图3方法的所有五个听诊位置的心率之间的布兰德-奥特曼差异图的图表；

图22是描述了根据本发明之一实施例的系统方块图；

图23是描述了根据本发明之一实施例的系统方块图；

图24是描述了根据本发明之一实施例可应用于一电子听诊器之示意图；

图25是描述了根据本发明之一实施例的系统方块图；

图26是描述了根据本发明之一实施例可应用于一利用收音贴片的电子听诊器之示意图。

具体实施方式

基本上，心率代表心跳的频率，即包括心脏收缩期以及舒张期的心动周期的频率，并且心音是心脏跳动的时候所发出声音。参照图1，通过两种方法可以找出并计算心率，即是，心电图(electrocardiogram，ECG)以及心音图(phonocardiogram，PCG)。最底部上的曲线代表了使用PCG的方法显示第一心音(S1)，该心音出现在每个心脏收缩的早期，以及第二心音(S2)，出现每个心脏舒张的早期。根据ECG，第一心音(S1)可以理解为二尖瓣闭合的时间，并且第二心音(S2)可以定义为主动脉瓣闭合的时间。如图1所示，PCG中第一心音(S1)以及连续第一心音(S1’)之间的持续时间以及在曲线中突然升高的两个连续脉搏之间的持续时间代表了ECG所对应各自的心室压，从而能够用于计算心率。这也是解释ECG以及PCG可以均用于确定心率的原因。

如图2，为了执行第一心音(S1)以及第二心音(S2)的适当听诊，听诊位置优先对应于心脏瓣膜标记为‘M’,‘P’,‘A’,‘T’,以及‘E’。听诊位置‘M’代表对于二尖瓣的听诊位置是位于左边第五肋间隙(intercostal space，ICS)且靠近锁骨中线(midclavicular line，MCL)。听诊位置‘P’代表对于肺动脉瓣的听诊位置是位于左边第五肋间隙且靠近胸骨旁线(parasternal line，PSL)。听诊位置‘A’代表对于主动脉瓣的第一听诊位置是位于右边第二肋间隙且靠近胸骨旁线。听诊位置‘T’代表对于三尖瓣的听诊位置是位于左边第四肋间隙且靠近锁骨中线。听诊位置‘E’代表埃尔布点(Erb’s point)的听诊位置是作为动脉瓣的第二听诊位置且位于左边第三肋间隙且靠近锁骨中线。

参照图3，使用听诊位置获取心音的心率检测方法根据本发明具有下述的步骤。

步骤301：原始心音信号的获取步骤。具体地，以第一采样频率从人体上之听诊位置采样心音信号。通过心率检测装置获取心音信号的原始采样。第一采样频率是48kHz。参照图4，波形曲线代表以第一采样频率所获取的心音信号的原始采样。

步骤302：缩减采样步骤。具体地，基于心音信号的原始采样进行缩减采样步骤。该缩减采样进程是基于原始样本中的每一个心音信号点，以延长采样的时间间隔来达到降低原始样本数量的效果，以便于加速心率的计算并且使用更少的样本。参照图5，经过缩减采样处理之后，第一采样频率48kHZ降低到第二采样频率375Hz，大约是第一样本频率的1/128。当原始采样的数目以每秒51,200个样本进行采样时，参照图5，这些样本数目可以大大降低到400个，对应于两秒时间内的半数样本。缩减采样步骤完成之后，心率检测方法接着使用每秒中的样本以及前一秒的样本开始实时计算每秒的心率。参照图6，当计算每秒的心率，没有足够的样本适合于最初两秒的心率计算，因为最小样本的数量所需要心率的计算为每秒1200个，而样本所需要的数量为每秒400个。因此，第一笔心率数据的计算适合在第三秒，因为第一个三秒中累积的样本的数量达到1200个。使用1秒中的400个样本以及1秒之前的两秒中的800个样本重复计算第四秒内或第四秒之后的心率。如图7-9所示，每秒中的心率数据以1200个样本进行计算，心率计算的范围可在每分钟20-220次。

步骤S303(带通滤波步骤)：应用带通滤波器并配置两个频率阈值以从每一个两秒时程的样本中滤除掉第一心音(S1)与第二心音(S2)范围之外的噪音，即，频率低于20Hz和高于100Hz。如图7所示，带通滤波步骤完成之后，除波峰部分之外的波纹部分的样本并不如带通滤波步骤处理之前的样本密集。

步骤S304(时间顺序(Time sequence，TT)定义滤波步骤)：获取通过带通滤波步骤处理后，两秒时间内样本的能量的绝对值，取得两秒时间内所有样本的平均能量值，从平均能量值中设置能量阈值λ，当样本的能量低于能量阈值λ，设置样本的能量为0。参照图8，能量阈值λ设为0.91e，e是所有样本的平均能量值。因此，当相对地筛选出低能量噪音时，我们能够找出心音样本中带有主要能量的心音信号以及其规则性。

步骤S305(简单移动平均(simple moving average，SMA)滤波步骤)：应用简单移动平均(SMA)滤波器来持续地將时间顺序定义滤波步骤识别生成的31个连续样本進行能量平均，使拥有毛边的样本保持平滑或者过滤掉，如图8中的复杂峰值能量值以及高频率，以至于产生基于图9所示的连续峰形以及平滑化轮廓线形式的样本。此外，计算机在执行算法时，能够轻易分辨复杂或具有粗糙边缘的伪峰与真实峰之能量值，并以识别的真实峰值计算心率。

步骤S306(峰值定位(Peak-locating)步骤)：在每个固定时间中寻找具有最大能量值的峰值，应用心率所需要的峰值分组以及峰周期的分析，并且重复识别对应于第一心音(S1)以及第二心音(S2)的峰去计算对应的心率。

步骤307(心率标准差步骤)：在连续的动态运算过程中，我们会不断地找寻非零点并连续的峰值，并不断地进行平均与标准偏差运算，所以如果偶有噪声通过前面步骤的筛选被认定为合格波峰或是其他干扰导致不合理的离群脉搏速率运算值时，在此步骤便会利用标准偏差法将离群数值去除，留下变异数较小而稳定的脉搏速率平均值。

步骤308(时间顺序(Time sequence，TT)算法输出步骤)：在最后输出数据前再次进行数据质量估测，利用TT算法输出(TT Algorithm Output)将心率标准差步骤所筛选出来的重要参数再加以估测以及限制。举例而言，若是四秒内心率的平均与前一个心率估值相差小于每分钟三下，则前一个心率估值会被更新且显示于显示模块上。且若心率的平均小于每分钟二十下或大于每分钟两百下，则前一个心率估值就不会被更新。结果可以使心搏速率变化估值更趋稳定，而且再降低环境遇到大型杂音时的错误计算的发生机率。

基准同上述心率检测检测方法处理的心率测量及另外的PCG型心率检测器处理的心率测量有关系的性能，将上述心率检测方法与典型的ECG型生理监测器处理的心率检测之间的相关性同PCG型心率检测器与典型的ECG型生理监测器处理的心率测量之间进行比较，实验步骤设置如下：

基于上述的心率检测方法的原型心音听诊装置DS301，并且处理器DS301执行了心率检测方法，另外从以及生理监测器的IntelliVue MP70的PCG型的心率监测器可以用于确定各自时间，成功地以第一时间在五个听诊位置确定心率(速度-s)，既是，二尖瓣的听诊位置，肺动脉瓣的听诊位置，主动脉瓣的第一听诊位置(右边的动脉瓣的位置)，主动脉瓣的第二听诊位置(左边的动脉瓣的位置)，三尖瓣的听诊位置，以及由DS301，检测器以及心率计算的同样的检测对象以及心率，记录MP70，并且秒表用于记录第一次通过DS301,检测器以及MP70测定以及计。因此，总共有19个检测对象以及150个测试记录。19个检测对象中，有12个测试对象进行了重复采样。

为了确定从实验中收集的数据是否有意义以及可信，心率检测方法进一步包括下述的数据方法：

加总第一次通过MP70，DS301以及检测器测量的时间来计算心率，重复的从五个听诊位置来获取累积时间的算术平均数。比较上述算术平均数，按照计算心率的速度，DS301以及检测器中一个从五个听诊位置中进行心率的计算速度而言具有更优的性能。加总由DS301以及MP70第一时间测量的每个听诊位置中计算心率的时间之间的差异度，并且加总由MP70以及检测器第一时间测量的每个听诊位置中计算心率的时间之间的差异度，以算出每个听诊位置差异度的算术平均数以平均误差进行表示，代表了通过DS301以及检测器处理的听诊位置的时间测量的平均误差。而且，应用标准差于平均误差可以获取标准误差代表了用DS301或检测器于听诊位置完成的时间检测的稳定程度。DS301以及检测器算术平均数以及标准误差可以用于对比关于听诊位置的心率检测性能的指示。

使用MP70，DS301以及检测器，从整个听诊部位计算同心率相关的数据，每个听诊位置都用于划分以及获得一个决定系数R²从而理解由DS301以及MP70计算心率之间，检测器以及MP70计算心率之间的相关性或相似度。高决定系数R²意味着更高的相关性。

应用布兰德-奥特曼差异图(Bland-Altman difference plot)用于评估两种即将分析的数据类型之间的一致性，并且通过决定系数以及皮尔逊相关系数来确定由DS301以及MP70以及由检测器及MP70计算的心率之间的相关性。因为高度相关性也不一定会导致高度的一致性，布兰德-奥特曼差异图能够首先用于观察剩余的心音分布，在确定一致性程度中较为有效。因此，决定系数以及皮尔逊相关系数用于确定相关程度。

根据以下给予的五个听诊获取实验结果：

以下表格显示了DS301以及检测器之间的性能比较，其通过二尖瓣测得了实验结果，并且图10A，10B各自地采用决定系数R²以及布兰德-奥特曼差异图来分别对比由DS301以及MP70计算的心率相关性以及在二尖瓣中检测器和MP70计算的心率相关性。

表1–二尖瓣位置

以下表格显示了DS301以及检测器之间的性能比较，其通过肺动脉瓣测得了实验结果，图11A以及11B分别利用了决定系数决定系数以及皮尔逊积矩相关系数来分别比较由DS301以及MP70计算的心率的相关性以及由检测器以及MP70在肺动脉瓣计算心率的相关性。

表2–肺动脉瓣位置

以下表格显示了DS301以及检测器之间在动脉瓣I测量的实验结果的性能比较，图13A以及13B分别利用了决定系数决定系数R²以及布兰德-奥特曼差异图来分别比较由DS301以及MP70计算的心率的相关性以及由检测器以及MP70在主动脉弓I计算心率的相关性。

表3–右主动脉瓣位置

以下表格显示了DS301以及检测器之间在主动脉瓣II测量的实验结果的性能比较，图15A以及15B分别利用了决定系数决定系数R²以及布兰德-奥特曼差异图来分别比较由DS301以及MP70计算的心率的相关性以及由检测器以及MP70在主动脉瓣II计算心率的相关性。

表4–左主动脉瓣位置

以下表格显示了DS301以及检测器之间在三尖瓣测量的实验结果的性能比较，图17A以及17B分别利用了决定系数决定系数R²以及布兰德-奥特曼差异图来分别比较由DS301以及MP70计算的心率的相关性以及由检测器以及MP70在三尖瓣计算心率的相关性。

表5–三尖瓣位置

以下表格显示了DS301以及检测器之间计算的所有样本的性能比较，图19A以及19B分别利用了决定系数决定系数R²以及布兰德-奥特曼差异图来分别比较由DS301以及MP70计算的心率的相关性以及由检测器以及MP70计算心率所有样本的相关性。

表6–所有样本

表7–输出率

为了总结以及分析由五个听诊位置收集的上述信息，由本发明的DS301中任意听诊位置计算的心率检测速度相比于的检测器所计算要更为快速，平均为每秒7.025。在五个听诊位置中，DS301有从三尖瓣位置测量的最快心率检测速度(表5)，平均为6.47秒并且主动脉瓣II(表4)中稳定心音信号作为左主动脉瓣位置的标准差大约是6.83。二尖瓣位置中最稳定的心音信号并且其标准差为5.76，与此满意的心率测量速度大约为6.9s。虽然对于右边主动脉瓣以及肺动脉瓣来说平均误差都比较低，并且右主动脉瓣以及肺动脉瓣位置的标准差较高，意味着从右主动脉瓣位置测量的心音信号以及肺动脉瓣位置并不足够稳定。

进一步参照11B，13B，15B，17B以及19B，布兰德-奥特曼差异图通过提取MP70以及DS301的平均心跳产生了布兰德-奥特曼差异图作为X轴坐标，MP70以及DS301之间的心跳的差异作为Y轴坐标，平均误差作为参照线平行于X轴，并且两倍标准差作为95％的置信区间。正如从图11B，13B，15B，17B以及19B中所示，几乎所有基于从五个听诊位置中的心率的样本落入95％的置信区间，证实了由DS301以及MP70计算的心率值具有高度的一致性。

进一步参照10B，12B，14B，16B以及18B，决定系数值R²为0.8275,0.7118,0.7773,0.7276,以及0.875，分别代表二尖瓣位置，肺动脉瓣位置，右主动脉瓣位置，左主动脉瓣位置以及三尖瓣位置。根据所有决定系数R²的值，从三尖瓣位置以及二尖瓣位置由DS301计算的心率同由MP70计算的参照心率之间的相关性相比于从肺动脉瓣听诊位置，右主动脉听诊位置以及左主动脉瓣听诊位置通过DS301计算的心率以及通过MP70计算的参照心率之间的相关性更高，这些结果可以解释两个听诊位置中相对低的标准差。

表8–五个听诊位置的皮尔逊相关分析

**相关性在0.01水平为显著(双侧)

表7用于确定皮尔逊积矩相关系数，由DS301在五个听诊位置以及MP70计算的心率之间测量的线性关系强度。正如从表7中所示，五个听诊位置的相关性系数落入范围0.7-0.99范围之间且其p值小于0.001。根据，使用DS301在五个听诊位置计算的心率以及使用MP70计算的心率是高度相关的。特别是，三尖瓣位置由DS301计算的心率之间的决定系数以及通过MP70计算，得出高位值0.941，代表了通过DS301计算的三尖瓣位置的心跳的读数相比于其他听诊位置更加的准确。

根据本发明的心率检测方法能够应用于脉冲损失(loss of pulse)、心室紊乱心律(ventricular arrhythmia)、心室性心搏过速(ventricular tachycardia)、心室纤维性颤动的诊断方法(ventricular fibrillation)。

参照图22，根据本发明心率检测装置10包括一模数转换器20，处理器30，记忆模块40以及心率检测模块50。心率检测装置10用于连接模拟输入单元70。模拟输入单元接收从听诊位置的模拟信号。

模数转换器(analog-to-digital(A/D)converter)20连接于模拟输入单元70以及将心音转化为模拟数字。处理器30连接到模数转换器20，接收从模数转换器20传输的模拟信号。记忆模块40连接到处理器30以及储存模拟信号。心率检测模块50连接到处理器30，接收从处理器30传输的模拟信号，以及执行上述心率检测方法所描述的缩减采样步骤，带通滤波步骤，TT定义滤波步骤，TT SMA滤波步骤以及峰值定位步骤来获取每个听诊位置的心率。可以理解的是，所述心率检测模块可以与所述处理器整合于单一组件内。

如图23所示，所述心率检测装置，还进一步包含一显示模块100、一模拟输出单元80、一通讯模块90、以及一电源120。所述模拟输入单元70可为一麦克风接收心脏声音，送至模数转换器20处理为心音数字讯号，所述心率检测模块可整合于所述处理器30中，该数字讯号再送至处理器30进行心率检测方法之缩减采样步骤，带通滤波步骤，时间顺序定义的滤波步骤，简单移动平均滤波步骤，峰值定位步骤，心率标准偏差步骤以及时间顺序演算法输出步骤，得出一心率数值，所述心率数值可为每分钟之连续数值序列，或一段时间内的平均心率。而所述心率数值可同步传送至显示模块以数字显示。可同步传送至记忆模块进行储存，所述记忆模块可为内建内存或记忆卡等任何储存方式，使用者得随时以对应储存方式之读取设备调阅任何时间点或是一段时间之心率数值信息。所述心率数值可同步传送至所述通讯模块进行数据输出，所述通讯模块可为蓝牙、WIFI或Zigbee等无线通信方式，所述通讯模块可为USB等有线输出型式用户得以对应所述通讯模块的软、硬件接收心率数值信息。所述模拟输入单元70亦可将从听诊位置接收到的心脏声音透过所述处理器同步传送至所述模拟输出单元80进行数据输出，所述模拟输出单元可以是一耳机模块。

如图24所示，所述心率检测装置可以实施于一电子听诊器。所述电子听诊器包含一模拟输入单元70、一模数转换器、一处理器、一心率检测模块、一通讯模块、一记忆模块、一显示模块100、一模拟输出单元以及电源。

如图25所示，所述心率检测装置可以实施于一行动电子装置还进一步包含一通讯模块、一记忆模块、一显示模块、一模拟输出单元以及一电源。所述模拟输入单元70可容置于一收音贴片200。

如图26所示，所述心率检测装置可以实施于一行动电子装置。所述模拟输入单元可为一麦克风被容置于所述收音贴片。所述收音贴片可直接贴附于听诊对象之听诊位置，由所述收音贴片上之所述模拟输入单元接收心脏声音，同步送至所述通讯模块并进行无线输出，所述通讯模块可为蓝芽、WIFI或Zigbee等无线通信方式。所述收音贴片容置所述模拟输入单元70，并且所述模拟输入单元透过所述通讯模块91与所述模数转换器20进行连接。收音贴片200可直接贴附于听诊对象之听诊位置，由收音贴片上之模拟输入单元70接收心脏声音，经由所述通讯模块91并进行无线输出至所述模数转换器20。

总而言之，根据本发明的心率检测方法降低了从五个听诊位置收集的心音的样品数量，五个听诊位置包括二尖瓣位置，肺动脉瓣位置，右主动脉瓣位置，左主动脉瓣位置，三尖瓣位置，通过缩减采样步骤进行多重检测对象，带通滤波步骤，时间顺序定义滤波步骤，简单移动平均滤波步骤，峰值定位步骤在实验中执行以及反复识别第一心音(S1)以及第二心音(S2)用于心率检测。心率检测方法也能有效地降低计算由于周围环境中噪声产生的心率的误差可能性。心率检测方法计算的五个听诊位置的心率数据可以使用标准误差，决定系数，布兰德-奥特曼差异图以及皮尔逊积矩相关系数等进行数据分析，找出心率检测方法相比于PCG型检测器在计算心率中具有更快的平均速度7.025s，心率检测方法的检测率为91.33％，相比于PCG型检测器以及与具有高度相关的ECG型的生理监测器MP70，三尖瓣以及二尖瓣位置的心率计算具有更高的心率测量速度，表现在心率检测方法以及任何基于心率检测方法的心音获取装置，在使用心音的心率检测领域中具有竞争优势。

虽然本发明已以实施例揭露如上，然其并非用以限定本发明，任何所属技术领域中具有通常知识者，在不脱离本发明之精神和范围内，当可作些许之更动与润饰，故本发明之保护范围当视后附之申请专利范围所界。

Claims (14)

1.一种使用从心音听诊位置获取的心音的心率检测方法，其特征在于，所述心率检测方法基于心率检测装置并且通过心率检测装置的处理器进行执行，所述心率检测方法包括如下步骤：

原始心音信号的获取步骤，获取多个心音信号；

带通滤波步骤，于所述心音信号中滤除掉第一心音和第二心音频率范围之外的噪音；

时间顺序定义滤波步骤，获取通过所述带通滤波步骤后在一时间范围内心音信号的能量的绝对值，取得所述时间范围内心音信号的能量的平均能量值，由所述平均能量值中设置一能量阈值，并将低于所述能量阈值的心音信号之能量值设置为0，以生成多个连续样本；

简单移动平均滤波步骤，应用简单移动平均滤波器将所述多个连续样本进行能量平均以产生具有连续峰形以及平滑化轮廓线形式的样本；

峰值定位步骤，从所述具有连续峰形以及平滑化轮廓线形式的样本中，于所述时间范围内中寻找具有最大能量值且识别对应于第一心音和第二心音的峰，以计算一对应的心率。

2.如权利要求1，所述心率检测方法进一步包括缩减采样步骤，用于将所述原始心音信号的获取步骤中取得的一第一采样频率的心音信号降低为一第二采样频率的心音信号。

3.如权利要求2，所述心率检测方法进一步包括缩减采样步骤，所述第一采样频率大致为48kHz，所述第二采样频率大致为375Hz。

4.如权利要求2所述的心率检测方法，其特征在于，所述基于心音样本的缩减采样步骤处理完毕后，每秒处理后之心音样本会结合前两秒处理后的心音样本一共三秒，用于进行所述带通滤波步骤。

5.如权利要求1，所述心率检测方法进一步包括一心率标准差步骤，所述心率标准差步骤在所述峰值定位步骤之后执行，是将所述心率中的至少一离群数值去除。

6.如权利要求5，所述心率检测方法进一步包括一时间顺序演算法输出步骤，所述时间顺序演算法输出步骤限制所述心率标准差步骤所筛选出的所述心率，是比较二个时间顺序相邻心率之间的差异，后一心率和前一心率之间的差异小于一指定值时则输出前一心率。

7.如权利要求1所述的心率检测方法，其中所述听诊位置可以是二尖瓣的听诊位置、肺动脉瓣的听诊位置、主动脉瓣的第一听诊位置、主动脉瓣的第二听诊位置、或三尖瓣的听诊位置。

8.一种心率检测装置，所述心率检测装置包括：

一模数转换器适用于连接模拟输入单元并且将一听诊位置的多个心脏声音转化为多个心音数字信号；

一处理器连接到所述模数转换器，并且接收从所述模数转换器传输的所述心音数字信号；

一记忆模块连接到所述处理器以及储存所述心音数字信号；以及

一心率检测模块连接到所述处理器，接收从所述处理器传输的所述心音数字信号，

并且执行一心率检测方法，所述心率检测方法包括如下步骤：

执行一缩减采样步骤，用于将所述心音数字信号之一第一采样频率降低为一第二采样频率；

执行一带通滤波步骤，由通过所述缩减采样步骤之所述心音数字信号中滤除掉第一心音和第二心音频率范围之外的噪音；

执行一时间顺序定义滤波步骤，获取通过所述带通滤波步骤后在一时间范围内心音数字信号的能量的绝对值，取得所述时间范围内心音数字信号的能量的一平均能量值，由所述平均能量值中设置一能量阈值，并将低于所述能量阈值的心音数字信号之能量值设置为0，以生成多个连续样本；

执行一简单移动平均滤波步骤，应用简单移动平均滤波器将所述多个连续样本进行能量平均以产生一具有连续峰形以及平滑化轮廓线形式的样本；以及

执行一峰值定位步骤，从所述具有连续峰形以及平滑化轮廓线形式的样本中，于所述时间范围内中寻找具有最大能量值且识别对应于第一心音和第二心音的峰，以获取所述听诊位置的心率。

9.如权利要求8所述心率检测装置，其中心率检测模块可整合于所述处理器中。

10.如权利要求8所述心率检测装置，还进一步包含一显示模块、一模拟输出单元、一通讯模块、以及一电源。

11.如权利要求8所述心率检测装置，可具体实施于一电子听诊器，所述电子听诊器进一步包含所述模拟输入单元、一通讯模块、一记忆模块、一显示模块、一模拟输出单元以及一电源。

12.如权利要求8所述心率检测装置可具体实施于一行动电子装置，其中行动电子装置进一步包含一通讯模块、一记忆模块、一显示模块、一模拟输出单元以及一电源；且所述模拟输入单元可具体实施于一收音貼片。

13.如权利要求11，所述的心率检测装置应用于脉冲损失、心室紊乱心律、心室性心搏过速、心室纤维性颤动。

14.如权利要求12，所述的心率检测装置应用于脉冲损失、心室紊乱心律、心室性心搏过速、心室纤维性颤动。