TWI667011B - 心率檢測方法以及心率檢測裝置 - Google Patents

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Abstract

心率檢測方法用於計算心音聽診位置的心率，從測驗物件的聽診位置採集的心音樣本，經過縮減採樣步驟，帶通濾波步驟，時間順序定義的濾波步驟，簡單移動平均濾波步驟，峰值定位步驟，計算心音聽診位置的心率，從而允許更快且準確的心率檢測。

Description

心率檢測方法以及心率檢測裝置
本發明涉及一種心率檢測方法以及心率檢測裝置。
心率是用於檢測身體基本功能的其中一種重要生命特徵，並且是患者治療以及患者狀態評估的必要臨床介入。心電圖(Electrocardiogram，ECG)以及心音圖(Phonocardiogram，PCG)均能夠用於測量心率。ECG與PCG不同之處在於ECG記錄心臟的電流活動而PCG記錄心臟產生的聲音。與ECG相比，PCG診斷只需通過放置聽診器于任一聽診位置，較容易實現。
且在緊急情況下，例如無脈搏性電活動(pulseless electronic activity，PEA)是一種以無反應性為特徵的臨床症狀，患者脈搏非常微弱，但可以通過ECG觀察到心臟有組織性之電活動，此種現象通常導致緊急情況下的錯誤診斷。
心臟疾病引發的心臟突發事件，患者或者受傷病人可能由於誤判、不切當的急救措施或者長的判斷時間而失去挽救他們生命的最佳時機。如何快速準備儀器以及放置探針在病人身上來收集足夠的資料從而短時間計算心率總是最重要的關注問題之一。目前來說，一種常用的測量患者或者受傷病人的方法是將脈搏血氧計應用到患者的指尖或者受傷的病人，從而測量氧氣的濃度並將血氧濃度轉化為心率，這種方法非常的不穩定以及被受傷的肢體或者指甲裝飾物例如指甲油、指甲裝飾品等所影響。
為了解決測量指尖心率的不可行性或者不方便性，有必要提供一種替代指尖血氧量測，而可在任何聽診位置檢測心率的方法，而此方法需具有與ECG生理監測器媲美的極佳的性能以及可接受的相關性。
本發明的目的在於提供一種心率檢測方法，使用從聽診位置獲取的心音，減少該心音的資料量，並識別心音訊號中第一心音與第二心音的位置以計算心率，相對於通過ECG計算的心率，該方法需要更快速計算並與ECG計算的心率結果具高度相關性。為了實現上述目的，心率檢測方法使用了從聽診位置獲取的心音，其中心率檢測方法是基於心率檢測裝置以及通過心率檢測裝置的處理器進行了演示，心率檢測方法具有如下步驟：以第一採樣頻率，從檢測物件的聽診位置獲取並處理心音樣本，經過縮減採樣步驟將頻率降低至第二採樣頻率以降低資料量，再依序經過帶通濾波步驟，時間順序定義的濾波步驟，簡單移動平均濾波步驟，峰值定位步驟來識別心臟收縮早期的第一心音，以及出現在心臟舒張早期的第二心音，其中心音聽診位置可以是二尖瓣的聽診位置，肺動脈瓣的聽診位置，主動脈瓣的第一聽診位置，主動脈瓣的第二聽診位置，三尖瓣的聽診位置；根據每對第一心音以及第二心音，計算每個測驗物件下聽診位置的目標心率，以及當第一次完成測驗物件的聽診位置下目標心率的計算時，記錄測驗物件下心音聽診位置的目標心率檢測時間；以及當第一次通過參照ECG心率檢測機完成心音聽診位置的參照心率的計算時，記錄每個測驗物件的聽診位置的參照心率以及聽診位置的參照心率檢測時間。
其中從二尖瓣聽診位置，肺動脈瓣聽診位置以及三尖瓣聽診位置測量的心率檢測時間快於從主動脈瓣的第一聽診位置以及主動脈搏的第二聽診位置中任何一個聽診位置測量的目標心率檢測時間，從二尖瓣聽診位置測量的目標心率檢測時間以及從三尖瓣聽診位置測量的目標心率檢測時間相比於肺動脈瓣聽診位置，主動脈瓣的第一聽診位置以及主動脈瓣第二聽診位置中任何一個聽診位置測量的目標心率檢測時間有更高程度的穩定度，以及從三尖瓣位置和二尖瓣位置測量的目標心率對比於肺動脈瓣聽診位置，主動脈瓣的第一聽診位置以及主動脈瓣第二聽診位置中任何一個聽 診位置測量的目標心率檢測更加的準確。
使用上述的心率檢測方法，心音樣本將從第一樣本頻率降低到第二樣本頻率，並進行各項資料分析，其方法結合了平均誤差(mean error)，標準差(standard deviation error)，布蘭德-奧特曼差異圖(Bland-Altman difference plot)，決定係數(the coefficient of determination)以及皮爾遜相關係數(Pearson’s correlation coefficient)以確認產生心音的各聽診位置可以達到更快的精准心率計算以及保證高度的一致性以及相關性。
接下來的詳細描述中將採用附圖說明中的連接方法，本發明的其他目的、優勢以及新穎特徵將更加明顯。
S301‧‧‧原始心音訊號的獲取
S302‧‧‧縮減採樣
S303‧‧‧帶通濾波
S304‧‧‧時間順序定義濾波
S305‧‧‧簡單移動平均濾波
S306‧‧‧峰值定位
S307‧‧‧心率標準差
S308‧‧‧時間順序演算法輸出
10‧‧‧心率檢測裝置
20‧‧‧類比數位轉換器
30‧‧‧處理器
40‧‧‧記憶模組
50‧‧‧心率檢測模組
70‧‧‧類比輸入單元
80‧‧‧類比輸出單元
90,91‧‧‧通訊模組
100‧‧‧顯示模組
120‧‧‧電源
200‧‧‧收音貼片
圖1是通過ECG以及PCG識別脈搏的曲線圖；圖2是描述心音聽診位置的示意圖；圖3是根據本發明的心率檢測方法的流程圖；圖4是通過圖3心率檢測方法中原始心音訊號的獲取步驟獲取的原始心音的曲線圖；圖5是通過圖3中心率檢測方法中縮減採樣步驟所獲取的心音訊號的波形圖；圖6是描述重疊縮減採樣的心音訊號以計算心率的時序圖；圖7是通過圖3中帶通濾波步驟處理的心音訊號的曲線圖；圖8是通過圖3中時間順序定義濾波步驟處理的心音訊號的曲線圖；圖9是通過圖3中簡單移動平均濾波步驟處理的心音訊號的曲線圖。
圖10A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在二尖瓣位置之間的決定係數的圖表；圖10B是描述了通過MP70以及圖3方法計算心率在二尖瓣位置之間的決定係數的圖表； 圖11A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在二尖瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖11B是描述了通過MP70以及圖3方法計算心率在二尖瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖12A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在肺動脈瓣位置之間的確定係數的圖表；圖12B是描述了通過MP70以及圖3方法計算心率在肺動脈瓣位置之間的確定係數的圖表；圖13A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在肺動脈瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖13B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在肺動脈瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖14A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在右主動脈瓣位置之間的決定係數的圖表；圖14B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在右主動脈瓣位置心率之間的決定係數的圖表；圖15A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在右主動脈瓣位置之間的決定係數的圖表；圖15B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在右主動脈瓣位置之間的決定係數的圖表；圖16A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在左主動脈瓣位置之間的決定係數的圖表；圖16B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在左主動脈瓣位置之間的決定係數的圖表；圖17A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在左主動脈瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖17B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在左主動脈瓣位置之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖18A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在三尖瓣位置之間的決定係數的圖表； 圖18B是描述了通過MP70以圖3方法計算心率在三尖瓣的心率之間的決定係數的圖表；圖19A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算心率在三尖瓣心率之間的決定係數的圖表；圖19B是描述了通過MP70以及圖3方法計算心率在三尖瓣位置之間的決定係數；圖20A是描述了通過MP70以及3M檢測器計算的所有五個聽診位置的心率之間的決定係數的圖表；圖20B是描述了通過MP70以圖3方法的所有五個聽診位置的心率之間的決定係數的圖表；圖21A是描述了通過MP70以3M檢測器的所有五個聽診位置的心率之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖21B是描述了通過MP70以圖3方法的所有五個聽診位置的心率之間的布蘭德-奧特曼差異圖的圖表；圖22是描述了根據本發明之一實施例的系統方塊圖；圖23是描述了根據本發明之一實施例的系統方塊圖；圖24是描述了根據本發明之一實施例可應用於一電子聽診器之示意圖；圖25是描述了根據本發明之一實施例的系統方塊圖；圖26是描述了根據本發明之一實施例可應用于一利用收音貼片的電子聽診器之示意圖。
基本上，心率代表心跳的頻率，即包括心臟收縮期以及舒張期的心動週期的頻率，並且心音是心臟跳動的時候所發出聲音。參照圖1，通過兩種方法可以找出並計算心率，即是，心電圖(electrocardiogram，ECG)以及心音圖(phonocardiogram，PCG)。最底部上的曲線代表了使用PCG的方法顯示第一心音(S1)，該心音出現在每個心臟收縮的早期，以及第二心音(S2)，出現每個心臟舒張的早期。根據ECG，第一心音(S1)可 以理解為二尖瓣閉合的時間，並且第二心音(S2)可以定義為主動脈瓣閉合的時間。如圖1所示，PCG中第一心音(S1)以及連續第一心音(S1’)之間的持續時間以及在曲線中突然升高的兩個連續脈搏之間的持續時間代表了ECG所對應各自的心室壓，從而能夠用於計算心率。這也是解釋ECG以及PCG可以均用於確定心率的原因。
如圖2，為了執行第一心音(S1)以及第二心音(S2)的適當聽診，聽診位置優先對應於心臟瓣膜標記為‘M’,‘P’,‘A’,‘T’，以及‘E’。聽診位置‘M’代表對於二尖瓣的聽診位置是位於左邊第五肋間隙(intercostal space，ICS)且靠近鎖骨中線(midclavicular line，MCL)。聽診位置‘P’代表對於肺動脈瓣的聽診位置是位於左邊第五肋間隙且靠近胸骨旁線(parasternal line，PSL)。聽診位置‘A’代表對於主動脈瓣的第一聽診位置是位於右邊第二肋間隙且靠近胸骨旁線。聽診位置‘T’代表對於三尖瓣的聽診位置是位於左邊第四肋間隙且靠近鎖骨中線。聽診位置‘E’代表埃爾布點(Erb’s point)的聽診位置是作為動脈瓣的第二聽診位置且位於左邊第三肋間隙且靠近鎖骨中線。
參照圖3，使用聽診位置獲取心音的心率檢測方法根據本發明具有下述的步驟。
步驟301：原始心音訊號的獲取步驟。具體地，以第一採樣頻率從人體上之聽診位置採樣心音訊號。通過心率檢測裝置獲取心音訊號的原始採樣。第一採樣頻率是48kHz。參照圖4，波形曲線代表以第一採樣頻率所獲取的心音訊號的原始採樣。
步驟302：縮減採樣步驟。具體地，基於心音訊號的原始採樣進行縮減採樣步驟。該縮減採樣進程是基於原始樣本中的每一個心音訊號點，以延長採樣的時間間隔來達到降低原始樣本數量的效果，以便於加速心率的計算並且使用更少的樣本。參照圖5，經過縮減採樣處理之後，第一採樣頻率48kHz降低到第二採樣頻率375Hz，大約是第一樣本頻率的1/128。當原始採樣的數目以每秒51,200個樣本進行採樣時，參照圖5，這些樣本數目可以大大降低到400個，對應於兩秒時間內的半數樣本。縮減採樣步驟完成之後，心率檢測方法接著使用每秒中的樣本以及前一秒的樣本開始即時計算每秒的心率。參照圖6，當計算每秒的心率，沒有足夠的樣本適合於 最初兩秒的心率計算，因為最小樣本的數量所需要心率的計算為每秒1200個，而樣本所需要的數量為每秒400個。因此，第一筆心率資料的計算適合在第三秒，因為第一個三秒中累積的樣本的數量達到1200個。使用1秒中的400個樣本以及1秒之前的兩秒中的800個樣本重複計算第四秒內或第四秒之後的心率。如圖7-9所示，每秒中的心率資料以1200個樣本進行計算，心率計算的範圍可在每分鐘20-220次。
步驟S303(帶通濾波步驟)：應用帶通濾波器並配置兩個頻率閾值以從每一個兩秒時程的樣本中濾除掉第一心音(S1)與第二心音(S2)範圍之外的噪音，即，頻率低於20Hz和高於100Hz。如圖7所示，帶通濾波步驟完成之後，除波峰部分之外的波紋部分的樣本並不如帶通濾波步驟處理之前的樣本密集。
步驟S304(時間順序(Time sequence，TT)定義濾波步驟)：獲取通過帶通濾波步驟處理後，兩秒時間內樣本的能量的絕對值，取得兩秒時間內所有樣本的平均能量值，從平均能量值中設置能量閾值λ，當樣本的能量低於能量閾值λ，設置樣本的能量為0。參照圖8，能量閾值λ設為0.91e，e是所有樣本的平均能量值。因此，當相對地篩選出低能量噪音時，我們能夠找出心音樣本中帶有主要能量的心音訊號以及其規則性。
步驟S305(簡單移動平均(simple moving average，SMA)濾波步驟)：應用簡單移動平均(SMA)濾波器來持續地將時間順序定義濾波步驟識別生成的31個連續樣本進行能量平均，使擁有毛邊的樣本保持平滑或者過濾掉，如圖8中的複雜峰值能量值以及高頻率，以至於產生基於圖9所示的連續峰形以及平滑化輪廓線形式的樣本。此外，電腦在執行演算法時，能夠輕易分辨複雜或具有粗糙邊緣的偽峰與真實峰之能量值，並以識別的真實峰值計算心率。
步驟S306(峰值定位(Peak-locating)步驟)：在每個固定時間中尋找具有最大能量值的峰值，應用心率所需要的峰值分組以及峰週期的分析，並且重複識別對應於第一心音(S1)以及第二心音(S2)的峰去計算對應的心率。
步驟307(心率標準差步驟)：在連續的動態運算過程中，我們會不斷地找尋非零點並連續的峰值，並不斷地進行平均與標準差運算，所以 如果偶有雜訊通過前面步驟的篩選被認定為合格波峰或是其他干擾導致不合理的離群脈搏速率運算值時，在此步驟便會利用標準差法將離群數值去除，留下變異數較小而穩定的脈搏速率平均值。
步驟308(時間順序(Time sequence，TT)演算法輸出步驟)：在最後在輸出資料前再次進行資料品質估測，利用TT演算法輸出(TT Algorithm Output)將心率標準差步驟所篩選出來的重要參數再加以估測以及限制。舉例而言，若是四秒內心率的平均與前一個心率估值相差小於每分鐘三下，則前一個心率估值會被更新且顯示於顯示模組上。且若心率的平均小於每分鐘二十下或大於每分鐘兩百下，則前一個心率估值就不會被更新。結果可以使心搏速率變化估值更趨穩定，而且再降低環境遇到大型雜音時之錯誤計算的發生機率。
基準同上述心率檢測檢測方法處理的心率測量及另外的PCG型心率檢測器處理的心率測量有關係的性能，將上述心率檢測方法與典型的ECG型生理監測器處理的心率檢測之間的相關性同PCG型心率檢測器與典型的ECG型生理監測器處理的心率測量之間進行比較，實驗步驟設置如下：
基於上述的心率檢測方法的原型心音聽診裝置DS301，並且處理器DS301執行了心率檢測方法，另外從3M®以及生理監測器的Philips® IntelliVue MP70的PCG型的心率監測器可以用於確定各自時間，成功地以第一時間在五個聽診位置確定心率(速度-s)，既是，二尖瓣的聽診位置，肺動脈瓣的聽診位置，主動脈瓣的第一聽診位置(右邊的動脈瓣的位置)，主動脈瓣的第二聽診位置(左邊的動脈瓣的位置)，三尖瓣的聽診位置，以及由DS301，3M®檢測器以及心率計算的同樣的檢測物件以及心率，記錄MP70，並且碼錶用於記錄第一次通過DS301,3M®檢測器以及MP70測定心率的時間。因此，總共有19個檢測物件以及150個測試記錄。19個檢測物件中，有12個測試對象進行了重複採樣。
為了確定從實驗中收集的資料是否有意義以及可信，心率檢測方法進一步包括下述的資料方法：
加總第一次通過MP70，DS301以及3M®檢測器測量的時間來計算心率，重複的從五個聽診位置來獲取累積時間的算術平均數。比較上述 算術平均數，按照計算心率的速度，DS301以及3M®檢測器中一個從五個聽診位置中進行心率的計算速度而言具有更優的性能。加總由DS301以及MP70第一時間測量的每個聽診位置中計算心率的時間之間的差異度，並且加總由MP70以及3M®檢測器第一時間測量的每個聽診位置中計算心率的時間之間的差異度，以算出每個聽診位置差異度的算術平均數以平均誤差進行表示，代表了通過DS301以及3M®檢測器處理的聽診位置的時間測量的平均誤差。而且，應用標準差於平均誤差可以獲取標準差代表了用DS301或3M®檢測器於聽診位置完成的時間檢測的穩定程度。DS301以及3M®檢測器算術平均數以及標準差可以用於對比關於聽診位置的心率檢測性能的指示。
使用MP70，DS301以及3M®檢測器，從整個聽診部位計算同心率相關的資料，每個聽診位置都用於劃分以及獲得一個決定係數R2從而理解由DS301以及MP70計算心率之間，3M®檢測器以及MP70計算心率之間的相關性或相似度。高決定係數R2意味著更高的相關性。
應用布蘭德-奧特曼差異圖(Bland-Altman difference plot)用於評估兩種即將分析的資料類型之間的一致性，並且通過決定係數以及皮爾遜相關係數來確定由DS301以及MP70以及由3M®檢測器及MP70計算的心率之間的相關性。因為高度相關性也不一定會導致高度的一致性，布蘭德-奧特曼差異圖能夠首先用於觀察剩餘的心音分佈，在確定一致性程度中較為有效。因此，決定係數以及皮爾遜相關係數用於確定相關程度。
根據以下給予的五個聽診獲取實驗結果：
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間的性能比較，其通過二尖瓣測得了實驗結果，並且圖10A，10B各自地採用決定係數R2以及布蘭德-奧特曼差異圖來分別對比由DS301以及MP70計算的心率相關性以及在二尖瓣中3M®檢測器和MP70計算的心率相關性。
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間的性能比較，其通過肺動脈瓣測得了實驗結果，圖11A以及11B分別利用了決定係數決定係數以及皮爾遜積矩相關係數來分別比較由DS301以及MP70計算的心率的相關性以及由3M®檢測器以及MP70在肺動脈瓣計算心率的相關性。
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間在動脈瓣I測量的實驗結果的性能比較，圖13A以及13B分別利用了決定係數決定係數R2以及布蘭德-奧特曼差異圖來分別比較由DS301以及MP70計算的心率的相關性以及由3M®檢測器以及MP70在主動脈弓I計算心率的相關性。
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間在主動脈瓣II測量的實驗結果的性能比較，圖15A以及15B分別利用了決定係數決定係數R2以及布蘭德-奧特曼差異圖來分別比較由DS301以及MP70計算的心率的相關性以及由3M®檢測器以及MP70在主動脈瓣II計算心率的相關性。
表4-左主動脈瓣位置
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間在三尖瓣測量的實驗結果的性能比較，圖17A以及17B分別利用了決定係數決定係數R2以及布蘭德-奧特曼差異圖來分別比較由DS301以及MP70計算的心率的相關性以及由3M®檢測器以及MP70在三尖瓣計算心率的相關性。
以下表格顯示了DS301以及3M®檢測器之間計算的所有樣本的性能比較，圖19A以及19B分別利用了決定係數決定係數R2以及布蘭德-奧特曼差異圖來分別比較由DS301以及MP70計算的心率的相關性以及由3M®檢測器以及MP70計算心率所有樣本的相關性。
為了總結以及分析由五個聽診位置收集的上述資訊，由本發明的DS301中任意聽診位置計算的心率檢測速度相比於3M®的檢測器所計算要更為快速，平均為每秒7.025。在五個聽診位置中，DS301有從三尖瓣位置 測量的最快心率檢測速度(表5)，平均為6.47秒並且主動脈瓣II(表4)中穩定心音訊號作為左主動脈瓣位置的標準差大約是6.83。二尖瓣位置中最穩定的心音訊號並且其標準差為5.76，與此滿意的心率測量速度大約為6.9s。雖然對於右邊主動脈瓣以及肺動脈瓣來說平均誤差都比較低，並且右主動脈瓣以及肺動脈瓣位置的標準差較高，意味著從右主動脈瓣位置測量的心音訊號以及肺動脈瓣位置並不足夠穩定。
進一步參照11B，13B，15B，17B以及19B，布蘭德-奧特曼差異圖通過提取MP70以及DS301的平均心跳產生了布蘭德-奧特曼差異圖作為X軸座標，MP70以及DS301之間的心跳的差異作為Y軸座標，平均誤差作為參照線平行於X軸，並且兩倍標準差作為95%的置信區間。正如從圖11B，13B，15B，17B以及19B中所示，幾乎所有基於從五個聽診位置中的心率的樣本落入95%的置信區間，證實了由DS301以及MP70計算的心率值具有高度的一致性。
進一步參照10B，12B，14B，16B以及18B，決定系數值R2為0.8275,0.7118,0.7773,0.7276，以及0.875，分別代表二尖瓣位置，肺動脈瓣位置，右主動脈瓣位置，左主動脈瓣位置以及三尖瓣位置。根據所有決定係數R2的值，從三尖瓣位置以及二尖瓣位置由DS301計算的心率同由MP70計算的參照心率之間的相關性相比於從肺動脈瓣聽診位置，右主動脈聽診位置以及左主動脈瓣聽診位置通過DS301計算的心率以及通過MP70計算的參照心率之間的相關性更高，這些結果可以解釋兩個聽診位置中相對低的標準差。
表7用於確定皮爾遜積矩相關係數，由DS301在五個聽診位置以及MP70計算的心率之間測量的線性關係強度。正如從表7中所示，五個聽診位置的相關性係數落入範圍0.7-0.99範圍之間且其p值小於0.001。根據，使用DS301在五個聽診位置計算的心率以及使用MP70計算的心率是高度相關的。特別是，三尖瓣位置由DS301計算的心率之間的決定係數以及通過MP70計算，得出高位值0.941，代表了通過DS301計算的三尖瓣位置的心跳的讀數相比於其他聽診位置更加的準確。
表7-輸出率
根據本發明的心率檢測方法能夠應用於脈衝損失(loss of pulse)、心室紊亂心律(ventricular arrhythmia)、心室性心搏過速(ventricular tachycardia)、心室纖維性顫動的診斷方法(ventricular fibrillation)。
參照圖22，根據本發明心率檢測裝置10包括一類比數位轉換器20，處理器30，記憶模組40以及心率檢測模組50。心率檢測裝置10用於連接類比輸入單元70。類比輸入單元接收從聽診位置的類比訊號。
類比數位轉換器(analog-to-digital(A/D)converter)20連接於類比輸入單元70以及將心音轉化為類比數位。處理器30連接到類比數位轉換器20，接收從類比數位轉換器20傳輸的類比訊號。記憶模組40連接到處理器30以及儲存類比訊號。心率檢測模組50連接到處理器30，接收從處理器30傳輸的類比訊號，以及執行上述心率檢測方法所描述的縮減採樣步驟，帶通濾波步驟，TT定義濾波步驟，TT SMA濾波步驟以及峰值定位步驟來獲取每個聽診位置的心率。可以理解的是，所述心率檢測模組可以與所述處理器整合于單一元件內。
如圖23所示，所述心率檢測裝置，還進一步包含一顯示模組100、一類比輸出單元80、一通訊模組90、以及一電源120。所述類比輸入單元70可為一麥克風接收心臟聲音，送至類比數位轉換器20處理為心音數位訊號，所述心率檢測模組可整合於所述處理器30中，該數位訊號再送至處理器30進行心率檢測方法之縮減採樣步驟，帶通濾波步驟，時間順序定義的濾波步驟，簡單移動平均濾波步驟，峰值定位步驟，心率標準差步驟以及時間順序演算法輸出步驟，得出一心率數值，所述心率數值可為每分鐘之連續數值序列，或一段時間內的平均心率。而所述心率數值可同步傳送至顯示模組以數字顯示。可同步傳送至記憶模組進行儲存，所述記憶模組可為內建記憶體或記憶卡等任何儲存方式，使用者得隨時以對應儲存方式之讀取設備調閱任何時間點或是一段時間之心率數值資訊。所述心率數值可同步傳送至所述通訊模組進行資料輸出，所述通訊模組可為藍芽、WIFI或Zigbee等無線通訊方式，所述通訊模組可為USB等有線輸出型式使用者得以對應所述通訊模組的軟、硬體接收心率數值資訊。所述類比輸入單元70亦可將從聽診位置接收到的心臟聲音透過所述處理器同步傳送至所述類比輸出單元80進行資料輸出，所述類比輸出單元可以是一耳機模組。
如圖24所示，所述心率檢測裝置可以實施於一電子聽診器。所述電子聽診器包含一類比輸入單元70、一類比數位轉換器、一處理器、一心率檢測模組、一通訊模組、一記憶模組、一顯示模組100、一類比輸出單元 以及電源。
如圖25所示，所述心率檢測裝置可以實施於一行動電子裝置還進一步包含一通訊模組、一記憶模組、一顯示模組、一類比輸出單元以及一電源。所述類比輸入單元70可容置於一收音貼片200。
如圖26所示，所述心率檢測裝置可以實施於一行動電子裝置。所述類比輸入單元可為一麥克風被容置於所述收音貼片。所述收音貼片可直接貼附於聽診物件之聽診位置，由所述收音貼片上之所述類比輸入單元接收心臟聲音，同步送至所述通訊模組並進行無線輸出，所述通訊模組可為藍芽、WIFI或Zigbee等無線通訊方式。所述收音貼片容置所述類比輸入單元70，並且所述類比輸入單元透過所述通訊模組91與所述類比數位轉換器20進行連接。收音貼片200可直接貼附於聽診物件之聽診位置，由收音貼片上之類比輸入單元70接收心臟聲音，經由所述通訊模組91並進行無線輸出至所述類比數位轉換器20。
總而言之，根據本發明的心率檢測方法降低了從五個聽診位置收集的心音的樣品數量，五個聽診位置包括二尖瓣位置，肺動脈瓣位置，右主動脈瓣位置，左主動脈瓣位置，三尖瓣位置，通過縮減採樣步驟進行多重檢測物件，帶通濾波步驟，時間順序定義濾波步驟，簡單移動平均濾波步驟，峰值定位步驟在實驗中執行以及反復識別第一心音(S1)以及第二心音(S2)用於心率檢測。心率檢測方法也能有效地降低計算由於周圍環境中雜訊產生的心率的誤差可能性。心率檢測方法計算的五個聽診位置的心率資料可以使用標準差，決定係數，布蘭德-奧特曼差異圖以及皮爾遜積矩相關係數等進行資料分析，找出心率檢測方法相比於PCG型3M®檢測器在計算心率中具有更快的平均速度7.025s，心率檢測方法的檢測率為91.33%，相比於PCG型3M®檢測器以及與具有高度相關的ECG型的生理監測器MP70，三尖瓣以及二尖瓣位置的心率計算具有更高的心率測量速度，表現在心率檢測方法以及任何基於心率檢測方法的心音獲取裝置，在使用心音的心率檢測領域中具有競爭優勢。
雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，故本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所 界定。

Claims (15)

  1. 一種心率檢測方法，其中，所述心率檢測方法基於心率檢測裝置並且通過心率檢測裝置的處理器進行執行，所述心率檢測方法包括如下步驟：原始心音訊號的獲取步驟；帶通濾波步驟；時間順序定義濾波步驟；簡單移動平均濾波步驟；峰值定位步驟。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之心率檢測方法，其中，進一步包括縮減採樣步驟，用於將所述原始心音訊號的獲取步驟中取得的第一採樣頻率的心音訊號降低為第二採樣頻率的心音訊號。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之心率檢測方法，其中，進一步包括縮減採樣步驟，所述第一採樣頻率大致為48kHz，第二採樣頻率大致為375Hz。
  4. 如申請專利範圍第2項所述之心率檢測方法，其中，所述基於心音樣本的縮減採樣步驟處理完畢後，每秒處理後之心音樣本會結合前兩秒處理後的心音樣本一共三秒，用於進行所述帶通濾波步驟。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之心率檢測方法，其中，進一步包括心率標準差步驟。
  6. 如申請專利範圍第5項所述之心率檢測方法，其中，進一步包括時間順序演算法輸出步驟。
  7. 如申請專利範圍第1項所述之心率檢測方法，其中，所述聽診位置可以是二尖瓣的聽診位置、肺動脈瓣的聽診位置、主動脈瓣的第一聽診位置、主動脈瓣的第二聽診位置、或三尖瓣的聽診位置。
  8. 如申請專利範圍第1項所述之心率檢測方法，其中，所述帶通濾波步驟中，兩個頻率閾值是20Hz和100Hz。
  9. 一種心率檢測裝置，所述心率檢測裝置包括：一類比數位轉換器適用於連接類比輸入單元並且將心音類比訊號轉化為心音數位訊號；一處理器連接到類比數位轉換器，並且接收從類比數位轉換器傳輸的數位訊號；一記憶模組連接到處理器以及儲存數位訊號；以及一心率檢測模組連接處理器，接收從處理器傳輸的數位訊號， 並且執行所述縮減採樣步驟，帶通濾波步驟，時間順序定義的濾波步驟，簡單移動平均濾波步驟以及峰值定位步驟來獲取所述聽診位置的心率。
  10. 如申請專利範圍第9項所述之心率檢測裝置，其中該心率檢測模組可整合於所述處理器中。
  11. 如申請專利範圍第9項所述之心率檢測裝置，其中，還進一步包含一顯示模組、一類比輸出單元、一通訊模組、以及一電源。
  12. 如申請專利範圍第9項所述之心率檢測裝置，其中，該心率檢測裝置可具體實施於一電子聽診器，所述電子聽診器進一步包含所述類比輸入單元、一通訊模組、一記憶模組、一顯示模組、一類比輸出單元以及一電源。
  13. 如申請專利範圍第9項所述之心率檢測裝置，其中，該心率檢測裝置可具體實施於一行動電子裝置，該行動電子裝置進一步包含一通訊模組、一記憶模組、一顯示模組、一類比輸出單元以及一電源；且所述類比輸入單元可具體實施於一收音貼片。
  14. 如申請專利範圍第12項所述之心率檢測裝置，其中，該心率檢測裝置應用於脈衝損失、心室紊亂心律、心室性心搏過速、心室纖維性顫動。
  15. 如申請專利範圍第13項所述之心率檢測裝置，其中，該心率檢測裝置應用於脈衝損失、心室紊亂心律、心室性心搏過速、心室纖維性顫動。
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