本發(fā)明涉及醫(yī)療設備中信號處理技術，尤其涉及一種從心電信號中提取呼吸信號的方法及裝置。

背景技術：

心電圖(electrocardiogram，簡稱ecg)是指心臟在每個心動周期中，由起搏點、心方、心室相繼興奮，伴隨著生物電的變化，通過心電描記器從體表引出多種形式的電位變化的圖形。心電圖的心電信號不僅包含了心臟的功能信息，而且包含了人體其他系統(tǒng)(如呼吸系統(tǒng))的信息。隨著技術的發(fā)展，人們已經能夠從心電信號中提取呼吸信息(ecg-derivedrespiration，簡稱edr)，通過分析呼吸信號，可以了解用戶的呼吸狀態(tài)，檢測呼吸疾病。

近幾年由心電信號提取呼吸信號算法主要有以下幾種：

(1)基于心電電軸分析法：由于呼吸作用引起兩個正交的心電導聯電軸的輕微變動，通過計算兩個正交的心電導聯的qrs波群的面積，可以計算出電軸的相對變化并導出呼吸曲線，導出的呼吸曲線與真實的呼吸曲線相關系數很高，在有多通道心電時是一種相當不錯的方法。不足：該方法至少需要兩個正交的心電導聯，同時采樣分析，無法在僅有一個通道的心電儀器中使用；

(2)基于心率變異分析法：呼吸也會導致心率的顯著波動，吸氣時心率加速，呼氣時心率減緩，因此通過檢測心率快慢的差異性也可以提取呼吸信號，但由于心率變化不僅受到呼吸運動的影響，還受到自主神經的調節(jié)，自主神經系統(tǒng)又受到多種的生理和病理因素的影響，其不足是：采用這種方法提取到的呼吸信號與真實呼吸信號相比誤差較大；

(3)基于小波變換的方法：該方法認為呼吸信號集中在心電信號中的低頻部分，0.1-0.4hz范圍內，因此采用小波變換對心電信號進行9層小波變換，呼吸包含在第9層小波變換細節(jié)信號中。對第9層小波變換的第細節(jié)信號進行重構即可獲得呼吸信號。不足：該方法需要對信號進行9層小波變換，不適宜應用的數據量比較大，實時性要求比較高的場合。并且，該方法得到的呼吸和實際測得的呼吸相關性很差；

(4)基于主分量分析的方法：檢測r波，以r波為中心寬度為100ms的窗，計算該窗口內心電信號的值。按照r波的位置將心拍組成矩陣x，x為m*n的矩陣，m對應與心拍的個數，n對應于該心拍的各采樣點的值。對x矩陣進行主分量分析，第一主分量即為提取的呼吸信號。不足：該方法計算量較大，不適宜應用的數據量比較大，實時性要求比較高的場合；

技術實現要素：

本發(fā)明的主要目的是公開一種從心電信號中提取呼吸信號的方法及裝置，主要應用于醫(yī)療設備中，以解決當前呼吸信號提取方法計算量較大、誤差較大、使用不便的技術問題。

為解決上述技術問題，本發(fā)明一方面提出一種從心電信號中提取呼吸信號的方法，包括如下步驟：

獲取心電信號樣本；

對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合，提取呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的方法中，對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合包括:

對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測，獲取r波波峰、s波波谷，r波波峰、s波波谷之間的間距即為rs波幅度值；

以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號；以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號；

選取所述第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值序列，計算所述第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號作為最終提取的呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的方法中，對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測還包括步驟:

識別并剔除心電信號樣本中包含室性早搏的r波信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的方法中，以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號，包括如下步驟：

獲取a(i)

其中，r(i)為第i個r波峰值，為當前i個r波峰值的均值；

以所有的a(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第一呼吸信號；

以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號,包括如下步驟：

獲取b(i)

其中，rs(i)為第i個rs波幅度值，為當前i個rs波幅度值的均值；

以所有的b(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第二呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的方法中，所述心電信號樣本為經基線漂移和50hz陷波濾波處理之后的心電信號樣本。

另一方面，本發(fā)明還公開一種從心電信號中提取呼吸信號的裝置，包括：

獲取模塊，用于獲取心電信號樣本；

插值擬合模塊，用于對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合，提取呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的裝置中，所述插值擬合模塊具體用于：

對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測，獲取r波波峰、s波波谷，r波波峰、s波波谷之間的間距即為rs波幅度值；

以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號；以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號；

選取所述第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值序列，計算所述第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號作為最終提取的呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的裝置中，所述插值擬合模塊還具體用于對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測時：

識別并剔除心電信號樣本中包含室性早搏的r波信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的裝置中，所述插值擬合模塊進行插值擬合時具體工作流程如下：

以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號，包括如下步驟：

獲取a(i)

其中，r(i)為第i個r波峰值，為當前i個r波峰值的均值；

以所有的a(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第一呼吸信號；

以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號,包括如下步驟：

獲取b(i)

其中，rs(i)為第i個rs波幅度值，為當前i個rs波幅度值的均值；

以所有的b(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第二呼吸信號。

優(yōu)選地，在上述的從心電信號中提取呼吸信號的裝置中，所述從心電信號中提取呼吸信號的裝置還包括去噪模塊，所述去噪模塊用于對所述心電信號樣本進行基線漂移和50hz陷波濾波處理。

本發(fā)明的提出的從心電信號中提取呼吸信號的方法及裝置，通過對提獲取的心電信號樣本進行插值擬合而獲取呼吸信號，與現有技術方案相比，計算量小，提取的呼吸信號曲線與真實的呼吸信號曲線相關系數較高，適用于通過單導心電信號提取呼吸信號。

附圖說明

為了更清楚地說明本發(fā)明實施例或現有技術中的技術方案，下面將對實施例或現有技術描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發(fā)明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創(chuàng)造性勞動的前提下，還可以根據這些附圖示出的結構獲得其他的附圖。

圖1為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的方法中一個實施例的流程示意圖；

圖2為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的方法中另一個實施例的流程示意圖；

圖3為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的裝置中一個實施例的結構示意圖；

圖4為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的裝置中另一個實施例的結構示意圖。

本發(fā)明目的的實現、功能特點及優(yōu)點將結合實施例，參照附圖做進一步說明。

具體實施方式

下面將結合本發(fā)明實施例中的附圖，對本發(fā)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(fā)明的一部分實施例，而不是全部的實施例?；诒景l(fā)明中的實施例，本領域普通技術人員在沒有作出創(chuàng)造性勞動前提下所獲得的所有其他實施例，都屬于本發(fā)明保護的范圍。

需要說明，本發(fā)明實施例中所有方向性指示(諸如上、下、左、右、前、后……)僅用于解釋在某一特定姿態(tài)(如附圖所示)下各部件之間的相對位置關系、運動情況等，如果該特定姿態(tài)發(fā)生改變時，則該方向性指示也相應地隨之改變。

另外，在本發(fā)明中涉及“第一”、“第二”等的描述僅用于描述目的，而不能理解為指示或暗示其相對重要性或者隱含指明所指示的技術特征的數量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隱含地包括至少一個該特征。另外，各個實施例之間的技術方案可以相互結合，但是必須是以本領域普通技術人員能夠實現為基礎，當技術方案的結合出線相互矛盾或無法實現時應當認為這種技術方案的結合不存在，也不在本發(fā)明要求的保護范圍之內。

本發(fā)明提出一種從心電信號中提取呼吸信號的方法及裝置，參見圖1、圖2、圖3、圖4，圖1為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的方法中一個實施例的流程示意圖；圖2為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的方法中另一個實施例的流程示意圖；圖3為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的裝置中一個實施例的結構示意圖；圖4為本發(fā)明從心電信號中提取呼吸信號的裝置中另一個實施例的結構示意圖。

首先，本發(fā)明公開了一種從心電信號中提取呼吸信號的方法，請參閱圖1，該方法包括：

11、獲取心電信號樣本；

12、對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合，提取呼吸信號。

該實施例中，心電信號樣本是指由心電信號采集器(如心電圖機、便攜式心電信號采集器等)采集的真實心跳產生的信號樣本，心電信號樣本可以用波的圖像來表示，采樣頻率可以是256hz或512hz，具體數值可以根據實際情況設定，此處不作限定。

獲取心電信號樣本之后，通過對心電信號樣本進行樣條插值擬合處理，通常是進行三次樣條插值擬合，將心電信號樣本包含的心電信號和呼吸信號進行分離，從而得到呼吸信號，根據呼吸信號可以分析、監(jiān)測用戶的呼吸狀態(tài)。

優(yōu)選地，請參閱圖2，在本發(fā)明的另一實施例中，對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合具體通過以下方式實現：

121、對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測，獲取r波波峰、s波波谷，r波波峰、s波波谷之間的間距即為rs波幅度值；

122、以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號；以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號；

123、選取所述第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值，計算所述第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號作為最終提取的呼吸信號。

該實施例中，通過qrs波特征點檢測獲取心電信號樣本中的r波波峰和s波波谷，同時通過對r波波峰進行樣條插值擬合獲取第一呼吸信號、對rs波幅度值進行樣條插值擬合獲取第二呼吸信號；再通過選取第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值序列，計算第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號；

通過上述方法獲得的呼吸信號，經過多次擬合，能夠保證提取的呼吸信號曲線與真實的呼吸信號曲線相關系數較高，使得獲取的呼吸信號曲線更加真實。

優(yōu)選地，本發(fā)明的另一實施例中，對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測還包括：

識別并剔除心電信號樣本中包含室性早搏的r波信號。

該實施例中，室性早搏會對呼吸信號樣本的提取造成干擾，因此，為了提高所提取呼吸信號的真實性，首先在進行qrs波特征點檢測時同步執(zhí)行對心電信號樣本中的包含室性早搏的r波的識別和獲取，在獲取帶有室性早搏的r波之后將室性早搏剔除。

優(yōu)選地，上述實施例中，以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號，具體包括如下步驟：

獲取a(i)

其中，r(i)為第i個r波峰值，為當前i個r波峰值的均值；

以所有的a(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第一呼吸信號；

以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號,具體包括如下步驟：

獲取b(i)

其中，rs(i)為第i個rs波幅度值，為當前i個rs波幅度值的均值；

以所有的b(i)為點進行三次樣條插值擬合即為所述第二呼吸信號。

該實施例中所公開技術方案的以r波波峰點及rs波幅度值作為波峰點分別進行樣條插值擬合，能夠簡化算法，提高所獲取的呼吸信號樣本曲線的真實性。

優(yōu)選地，在上述的實施例中，獲取的心電信號樣本為經基線漂移和50hz陷波濾波處理之后的心電信號樣本。

在實際應用中，在采集、數模轉換的過程中，測量得到的心電信號樣本會受到各種噪聲的干擾，主要包括工頻干擾、基線漂移等。為了獲取準確的呼吸信號，因此有必要在從心電信號中提取呼吸信號之前，對心電信號樣本進行去噪聲。該實施例中，可以選擇對獲取的心電信號樣本首先經過基線漂移和50hz陷波濾波處理，處理之后的心電信號樣本再進行插值擬合，從而提高所獲取的呼吸信號樣本曲線的真實性。

此外，請參照圖3，本發(fā)明還公開一種從心電信號中提取呼吸信號的裝置(簡稱edr裝置)，該edr裝置中包括：

獲取模塊21，用于獲取心電信號樣本；

插值擬合模塊22，用于對獲取的心電信號樣本進行樣條插值擬合，提取呼吸信號。

該發(fā)明的實施例中，獲取模塊21通常為心電信號采集器(如心電圖機、便攜式心電信號采集器等)，獲取模塊21采集的真實心跳產生的信號樣本，心電信號樣本可以用波的圖像來表示，采樣頻率可以是256hz或512hz，具體數值可以根據實際情況設定，此處不作限定。

獲取心電信號樣本之后，通過插值擬合模塊22對心電信號樣本進行樣條插值擬合處理，通常是進行三次樣條插值擬合，將心電信號樣本包含的心電信號和呼吸信號進行分離，從而得到呼吸信號，根據呼吸信號可以分析、監(jiān)測用戶的呼吸狀態(tài)。

優(yōu)選地，在本發(fā)明的另一實施例中，插值擬合模塊22具體用于：

對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測，獲取r波波峰、s波波谷，r波波峰、s波波谷之間的間距即為rs波幅度值；

以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號；以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號；

選取所述第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值序列，計算第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號作為最終提取的呼吸信號。

該實施例中，插值擬合模塊22通過qrs波特征點檢測獲取心電信號樣本中的r波波峰和s波波谷，同時通過對r波波峰進行樣條插值擬合獲取第一呼吸信號、對rs波幅度值進行樣條插值擬合獲取第二呼吸信號；再通過選取第一、第二呼吸信號曲線上所有的極大值點、極小值點，將所有的極大值減去其各自相鄰的極小值，分別得到第一極值差值序列、第二極值差值序列，計算第一、第二極值差值序列的變異系數值，選擇變異系數值較小的一組對應的呼吸信號；

通過上述方法獲得的呼吸信號，經過多次擬合，能夠保證提取的呼吸信號曲線與真實的呼吸信號曲線相關系數較高，使得獲取的呼吸信號曲線更加真實。

優(yōu)選地，本發(fā)明的另一實施例中，插值擬合模塊22還具體用于對獲取的心電信號樣本進行qrs波特征點檢測時：

識別并剔除心電信號樣本中包含室性早搏的r波信號。

室性早搏會對呼吸信號樣本的提取造成干擾，因此，為了提高所提取呼吸信號的真實性，插值擬合模塊22首先在進行qrs波特征點檢測時同步執(zhí)行對心電信號樣本中的包含室性早搏的r波的識別和獲取，在獲取帶有室性早搏的r波之后將室性早搏剔除。

優(yōu)選地，上述實施例中，插值擬合模塊22具體工作流程如下：

以r波波峰點進行樣條插值擬合，獲取第一呼吸信號，包括如下步驟：

獲取a(i)

其中，r(i)為第i個r波峰值，為當前i個r波峰值的均值；

以所有的a(i)為點進行三次樣條插值擬合即為第一呼吸信號；

以rs波幅度值進行樣條插值擬合，獲取第二呼吸信號,包括如下步驟：

獲取b(i)

其中，rs(i)為第i個rs波幅度值，為當前i個rs波幅度值的均值；

以所有的b(i)為點進行三次樣條插值擬合即為第二呼吸信號。

該實施例中所公開插值擬合模塊22在進行插值擬合時以r波波峰點及rs波幅度值作為波峰點分別進行樣條插值擬合，能夠簡化算法，提高所獲取的呼吸信號樣本曲線的真實性。

優(yōu)選地，參見圖4，該實施例中的edr裝置還包括去噪模塊23，去噪模塊23用于對心電信號樣本進行基線漂移和50hz陷波濾波處理。

在實際應用中，在采集、數模轉換的過程中，測量得到的心電信號樣本會受到各種噪聲的干擾，主要包括工頻干擾、基線漂移等。為了獲取準確的呼吸信號，因此有必要在從心電信號中提取呼吸信號之前，利用去噪模塊23對心電信號樣本進行去噪聲。該實施例中，可以選擇對獲取的心電信號樣本首先經過基線漂移和50hz陷波濾波處理，處理之后的心電信號樣本再進行插值擬合，從而提高所獲取的呼吸信號樣本曲線的真實性。

上述實施例中，變異系數值是衡量各觀測值變異程度的一個統(tǒng)計量，采用的計算方法為：變異系數值＝(標準偏差/平均值)×100％，變異系數值能夠客觀的評估所提取呼吸信號的準確性，因此選取第一呼吸信號、第二呼吸信號中變異系數值較小的一組作為最終的呼吸信號。

上述實施例中，qrs波及室性早搏的檢測方法是比較當前比較成熟的技術，本發(fā)明實施例中就不再詳細描述。

在本發(fā)明各個實施例中的各功能單元可以集成在一個處理單元中，也可以是各個單元單獨物理存在，也可以兩個或兩個以上單元集成在一個單元中。上述集成的單元既可以采用硬件的形式實現，也可以采用軟件功能單元的形式實現。

所述集成的單元如果以軟件功能單元的形式實現并作為獨立的產品銷售或使用時，可以存儲在一個計算機可讀取存儲介質中?；谶@樣的理解，本發(fā)明的技術方案本質上或者說對現有技術做出貢獻的部分或者該技術方案的全部或部分可以以軟件產品的形式體現出來，該計算機軟件產品存儲在一個存儲介質中，包括若干指令用以使得一臺計算機設備(可以是個人計算機，服務器，或者網絡設備等)執(zhí)行本發(fā)明各個實施例所述方法的全部或部分步驟。而前述的存儲介質包括：u盤、移動硬盤、只讀存儲器(rom，read-onlymemory)、隨機存取存儲器(ram，randomaccessmemory)、磁碟或者光盤等各種可以存儲程序代碼的介質。

以上所述僅為本發(fā)明的優(yōu)選實施例，并非因此限制本發(fā)明的專利范圍，凡是利用本發(fā)明說明書及附圖內容所作的等效結構變換，或直接或間接運用在其他相關的技術領域，均同理包括在本發(fā)明的專利保護范圍內。