自主神經功能信號的處理方法、裝置和測試系統的制作方法

專利名稱：自主神經功能信號的處理方法、裝置和測試系統的制作方法
技術領域：
本申請文件涉及對自主神經功能信號的處理方法、裝置和測試系統。
背景技術：
自主神經系統(ANS， Autonomic Nervous System)是指分配到心、肺、 消化管和其它臟器的神經，包括交感神經和副交感神經。大部分臟器同時接 受交感神經和副交感神經的控制。正常情況下，兩者協調工作，調節內臟的 日常運作和腺體的分泌，使體內環境，如血壓、心率、體溫等保持穩定。當 ANS失調時，會引發很多問題，輕者會引起一些不是很嚴重的癥狀，例如腸 胃失調、心悸、呼吸困難等，重者會引發各種急慢性病，例如心臟病、高血 壓等，嚴重的甚至會引發猝死等。
對心率變異性(HRV, Heart Rate Variability)的分析可以為自主神經系統 功能提供間接測量指標。

發明內容
自主神經功能信號處理方法的實施方式包括
對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據； 將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據；對所述頻域心率數據進行頻語分 析和計算，獲得心率變異性生理參數值；生成與所述心率變異性生理參數值 對應的生理參數趨勢圖。
自主神經功能信息處理裝置的實施方式包括
時頻數據轉換單元，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據；生理參 數計算單元，對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值；圖形化單元，根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理
參數趨勢圖。
自主神經功能測試系統的實施方式，包括上述自主神經功能信息處理裝 置及心率數據獲取單元，所述心率數據獲取單元對采集到的生理電信號進行 處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據。
自主神經功能測試系統的另一種實施方式包括心率數據獲:f又單元，對 采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據；處理 設備，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據，并對所述頻域心率數據進 行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值，根據所述心率變異性生理 參數值，得到對應的生理參數趨勢圖；輸出單元，輸出所述心率變異性生理 參數值和生理參數趨勢圖。
上述實施方式，將不易被人體察覺且不受人控制的自主神經功能的生理 信號轉化成數值和圖形的形式，以 一段時間內的生理參數值及其趨勢圖的結 合，為評價自主神經功能狀態提供較好的客觀標準。


圖1是自主神經功能測試方法實施方式的流程圖； 圖2是正常心電圖波形示意圖3是圖1所示的將時域心率凄史據轉換為頻域心率數據具體實施方式
的 流程圖4是自主神經功能信號處理方法具體實施例中，心率變異性生理參數 值的趨勢圖5是自主神經功能測試系統實施方式的示意圖； 圖6是圖5所示的心率數據獲:f又單元的示意圖；圖7是圖6所示的預處理單元的示意圖8是圖7所示的預處理單元具體實施例中，第一放大單元的電路圖； 圖9是圖7所示的預處理單元具體實施例中，第二放大單元的電路圖； 圖10是圖7所示的預處理單元具體實施例中，濾波放大電路的電路圖； 圖11是圖6所示的檢波整形單元的電路圖； 圖12是圖5所示的時頻數據轉換單元的示意圖； 圖13是圖5所示的生理參數計算單元的示意圖； 圖14是自主神經功能測試系統的另 一種實施方式的示意圖。
具體實施例方式
參考圖1，自主神經功能信號處理方法的實施方式包括步驟Tl,對釆 集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據；步驟T2， 將所述時域心率數據轉換為頻域心率it據；步驟T3，對所述頻域心率數據進 行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值；步驟T4，生成與所述心率 變異性生理參數值對應的生理參數趨勢圖。
心率變異性是反映心臟對外部或內部刺激進行自我調節能力的指標。由于 受到外界或者內部刺激的影響，心臟每次跳動之間的間期都有微小的差異， 從而對這些刺激進行回應。每次心跳之間的間期變化范圍就是心率變異性。 正常情況下，健康人心跳間期的變化是由于交感神經和副交感神經隨呼吸等 因素而發生改變所引起的。 一般來說，心率變異性越高，表明心臟能越快地 適應外部或內部的影響，交感和副交感神經系統之間有良好的相互作用；心 率變異性低則表示機體的適應能力差。因此心率變異性可以作為反映自主神
經系統功能的間接生理學指標。
心率變異性生理參數值可以通過對生理電信號的處理得到，所述生理電信號可以通過多種方式采集得到。
基于對生理電信號的采集和后續處理，可以得到由許多單一頻率組成的頻 域心率數據，通過對這些頻率的頻譜進行分析，研究人員發現總頻率功率(TP，
Total frequency Power)、 高頻功率(HF， High Frequency Power)、低頻功率 (LF, Low Frequency Power)、才及寸氐步貞功率(VLF, Very Low Frequency Power) 以及低頻功率和高頻功率的比值(LF/HF )等參數可作為心率變異性生理參數。 其中，低頻功率LF主要由心交感神經所支配，因此可以作為心交感傳出活動 水平的指標；而高頻功率代表起源于迷走神經(副交感神經)的心率波動指 標，因此高頻功率的大小也可被作為觀測心迷走神經傳出活動的指標，LF/HF 可用于衡量交感神經與副交感神經的均衡性。
在一種實施方式中，對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間 隔內的時域心率數據的過程可以包括步驟對檢測到的生理電信號的放大、 濾波、QRS波群檢測及整形、模數轉換以及心率數據的計算。
生理信號一般可分為兩類， 一類是電信號以及電活動衍生的信號，例如 心電信號和心磁信號等，可稱之為生理電信號；另一類是非電信號，包括體 溫、血壓、呼吸、心音、肌肉的收縮、二氧化碳分壓、氧分壓、PH值等。
心臟可視為人體內的電源，在每個心動周期中，起搏點、心房、心室相 繼興奮。心臟周圍具有導電性的組織和體液將無數心肌細胞電位變化的總和 傳導并反映到體表。人體體表分布的各點中，有些點之間的電位相等，有些 點之間則存在著電位差。在一個實施例中，對生理電信號的檢測過程可以包 括通過電極等傳感器測量體表上非等電位的點之間的電位差，將其記錄下 來，作為可供后續分析處理的生理電信號。
在其他的實施例中，也可以通過非接觸式的SQUIT系統將心》茲信號等轉 化成電信號，將其記錄下來，作為可供后續分析處理的生理電信號。
所述放大，是指將檢測到的生理電信號進行放大，使其與軀干信號等其它干擾信號區分開，提供幅度足夠大的可供分析記錄的信號數據，并且限制 電流流入人體。
所述濾波，是指將放大的生理電信號進行過濾，保留一定頻率范圍的信 號，其中包括高頻濾波和低頻濾波。
所述QRS波群檢測及整形，是指檢測QRS波群，并對檢測到的QRS波 群進行波形整形，得到R波信號。
心電圖中的波形是由統一的英文字母命名的，參考圖2，正常的心電圖包 括P波、PR段、QRS波群、ST段和T波等。其中，P波是指首先出現的位 于參考水平線以上的正向波，其起因是心房收縮之前的心房除極時的電位變 化；PR段是指P波開始至QRS波群開始的持續時間，也就是心房除極開始 至心室除極開始的間隔時間；QRS波群起因于心室收縮之前的心室除極時的 電位變化；T波為心室復極時的電位變化；ST段為從QRS波群終末到T波開 始之間的線段，此時心室全部處于除極狀態，無電位差存在，所以正常時與 基線平齊，稱為等電位線。在QRS波群中，Q波是指第一個負向波，R波是 指第一個正向波，S波是指R波之后的第一個負向波，QS波是指QRS波群 中只有負向波。
所述模數轉換，是指對得到的R波信號以及所述放大過濾后的生理電信 號進行才莫數轉換，將其轉換為數字信號。
在計算心率數據的過程中，所述心率數據是指相鄰兩個R波波峰對應時 間之間的間距，即RR間期。對心率數據的計算過程可以包括根據R波信 號模數轉換時的采樣頻率，通過計算獲得R波頂點之間的間期。具體可以是
根據數據點之間的時間間隔和相鄰R波頂點之間的數據點數，將時間間隔乘 以數據點數，得到RR間期。
在獲得心率數據的基礎上，就可以進行后續的處理和分析，以獲得心率 變異性生理參數值。需要說明的是，為使得后續的分析處理過程能取得較好的結果，對心率 數據存在一定的要求。在實施例中，應獲得一定時間間隔內的心率數據。通常，時間間隔可以為15-40分鐘。低于15分鐘，所采集的心率數據的數量不 足；長于40分鐘，容易使用戶焦急，情緒受到影響，從而影響測試結果。上述過程中所保存的心率數據為時域信號，將其轉換為頻域心率數據的 過程可以參考圖3,包括步驟Sl,對心率數據進行保存；在一實施例中，對于心率數據的保存可選擇手動保存或者自動保存的方式。在自動保存的方式下， 一旦時間間隔達到第一設定值的整數倍時，自動 對心率數據以及心率數據的數量進行保存。其中，第一i殳定值可為15至40 分鐘。在手動保存方式下，當時間間隔達到或超過第二設定值時，對所獲得的心率數據以及心率數據的數量進行保存；若未達到第二設定值，則對該時間 間隔內的心率數據以及心率數據數量不予記錄。其中，第二設定值小于第一設定值。正常情況下，普通人從情緒波動到完全穩定的時間不大于3分鐘，第二設定值應略大于從情緒波動到完全穩定的時間周期，以保證記錄下至少一次的情緒波動。在具體的實施例中，第二設定值可為3至8分鐘。 步驟S2，對所保存心率數據進行分組。具體地來說，對所保存的心率數據進行分組，使每組心率數據的數量為 第三設定值；若最后一組心率數據的數量不足第三設定值，可用值為零的數 據補充。其中，第三設定值由第二設定值確定，根據第二設定值的取值確定 對應的第三設定值數值。例如，當第二設定值為3分鐘時，第三設定值可以 為256;第二設定值為4至8分鐘時，第三設定值可為256至540之間的任意 整數。分組的步長可為介于零與第三設定值之間的任意整數值。例如，對于保存的3分鐘的心率數據，以128為步長進行分組，使每組心率數據數量為256， 也就是說，第1個到第256個采集信號為第一組，第129個到第384個采集 信號為第二組，以此類推，當最后一組心率數據數量不足第三設定值時，用 值為零的數據補充。此處以一定的步長進行分組是為了對后續生理參數趨勢 圖中各生理參數趨勢曲線起到濾波平滑的作用。在分組時，若步長越接近于 第三設定值，則運算量比較小，但平滑作用較弱；當步長減小時，平滑作用 越好，但運算量相對也越大。步驟S3,計算分組得到的每一組心率數據的平均值。具體地來說，包括計算每一組心率數據之和；將所得到的心率數據之 和除以該組心率數據的數量，即除以第三設定值。步驟S4，分別計算每一組中每個心率數據的值與該組心率數據平均值的 差值。步驟S5，根據所述差值，獲得頻域心率數據。在一種具體的實施方式中，頻域心率數據可以通過以下步驟獲得采用 窗函數對所得到的差值進行數據截斷，獲得待分析的時域數據；根據待分析 的時域數據，得到對應的頻域數據。其中，進行數據截斷的原因在于由于不可能對無限長的信號進行測量 和運算，因此從信號中截取一個時間片段，然后用觀察的信號時間片段進行 周期延拓處理，得到虛擬的無限長的信號，在此基礎上再對信號進4f相關分 析處理。所述窗函數可以包含海明窗、漢寧窗、布萊德曼窗、高斯窗等。 在一實施例中，使用海明窗對差值進行處理。海明窗的第一旁瓣衰減為-42dB，其頻譜由3個矩形時窗的頻譜合成，其加權系數能使旁瓣達到更小。所用海明窗的時間函數表達式為<formula>formula see original document page 14</formula>
其窗譜為= 1.08^^ + 0.46其中T為海明窗時間周期，其長度需覆蓋每組中的所有心率數據，在具 體實施例中可為所述第三設定值。在此基礎上，待分析的時域數據到頻域數據的轉換可以通過快速傅立葉 變換(FFT)的方式來實現。在另一種具體的實施方式中，頻域心率數據的獲得可以包括步驟通過 自回歸(AR)算法將所得到的差值進行轉換。所采用的AR算法為常規方法， 在此不再贅述。在其他的實施方式中，也可以直接對所保存的時域心率數據進行變換， 將其轉換為頻域心率數據。獲得頻域心率數據后，就可在此基礎上進行心率變異性生理參數值的計 算。所述生理參數包括LFnorm (低頻功率標化值)、HFnorm (高頻功率標化 值)、LF/HF (低頻功率/高頻功率)等。心率變異性生理參數值的計算可以包括步驟計算頻率間隔；根據計算 得到的頻率間隔，計算頻率功率；根據計算得到的頻率功率，計算頻率功率 標化值以及頻率功率比值。所述頻率間隔為每組心率數據中，每個心率數據對應的頻域數據之間的 頻率間隔。在實施例中，可以通過每組心率凄t據對應的頻域凄t據均值與該組 心率數據數量的乘積的倒數，即每組心率數據對應的頻域數據均值與第三設定值的乘積的倒數，獲得所述頻率間隔。根據頻率間隔，可以計算得到分別對應于心率變異性各頻語段的頻率范圍內所包含的心率數據的數目，將這些心率數據對應的所有頻域數據的功率相加就得到對應的頻率功率值。具體地來說，根據心率變異性頻鐠段的定義，極低頻功率VLF為小于0.04Hz的頻率的功率，低頻功率LF為在0.04Hz至 0.15Hz范圍內頻率的功率，高頻功率HF為在0.15Hz至0.4Hz范圍內頻率的 功率。因此，所述根據頻率間隔，計算頻率功率，包括計算總頻率功率TP、 計算LF、計算HF以及計算VLF。其中，計算TP是指計算一定頻率范圍內， 具體地來說，可以是指0.4Hz范圍內，心率數據對應的所有頻域數據的功率 總和，即將與心率數據對應的每個頻域數據的功率相加，獲得總頻率功率TP; 計算LF可以是指計算在0.04Hz至0.15Hz范圍內心率數據對應的所有頻域數 據的功率之和；計算HF可以是指計算在0.15Hz至0.4Hz范圍內心率數據對 應的所有頻域數據的功率之和；計算VLF可以是指計算在0.04Hz范圍內心率 數據對應的頻域數據的功率之和。得到頻率功率的值之后，計算頻率功率標化值的過程，具體可以包括 根據計算頻率功率所得到的LF、 HF以及TP計算LFnorm、 HFnorm和LF/HF。 計算LF/HF是指計算LF和HF的比值。在一個實施例中，計算LFnorm、HFnorm 的過程包括將與LFnorm、 HFnorm所對應的LF、 HF的值除以總功率與VLF 的差值，再將結果乘以100，得到低頻/高頻功率標化值。參考圖4，在得到生理參數值LFnorm、 HFnorm以及LF/HF的基礎上， 可以進一步得到對應的趨勢圖。具體地來說，當LFnorm的值在50-58nU范圍 內時為正常，即LFnorm參數趨勢圖中的B區；HFnorm的值在26-32nU范圍 內時為正常，即HFnorm參數趨勢圖中的B區；LF/HF的值在1.5 2.范圍內時 為正常，即LF/HF參數趨勢圖中的B區。高于正常值的LFnorm值和LF/HF 值、以及低于正常值的HFnorm值為交感神經主導區，即參數趨勢圖中的A 區；低于正常值的LFnorm值和LF/HF值、以及高于正常值的HFnorm值為副 交感神經主導區，即參數趨勢圖中的C區。在應用中，借助于所得到的生理參數值，并且結合所得到的生理參數趨勢圖，可以更直觀地顯示被測試者現有的自主神經功能情況，從而有利于對 病情作出更加準確的診斷。
參考圖5，自主神經功能測試系統的實施方式，包括心率數據獲取單元 Dl,對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據； 自主神經功能信號處理裝置51，對所述時域心率數據進行處理和分析，以獲 得心率變異性生理參數值及其對應的生理參數趨勢圖。
其中，參考圖5，自主神經功能信號處理裝置51包括時頻數據轉換單 元D2，將所述時域心率數據轉換為頻域心率凄t據；生理參數計算單元D3, 對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值；圖 形化單元D4，根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理參數趨勢圖。
參考圖6，在自主神經功能性測試系統的一種具體實施方式
中，心率數據 獲取單元Dl對生理電信號檢測單元Mla ^是供的生理電信號進行處理，以獲 得心率數據，包括預處理單元Mlb、檢波整形單元Mlc、模數轉換單元Mld 以及心率數據計算單元Mle。
其中，生理電信號檢測單元Mla檢測人體的生理電信號，在一種具體的 實施例中，包括與人體相連，檢測心電信號的電極；在另一種具體的實施例 中，包括可以將人體的心-茲信號轉化為電信號的SQUIT系統。
預處理單元Mlb將所述生理電信號進行放大和過濾。在一實施例中，所 述預處理單元Mlb滿足如下技術指標放大倍數不小于1000;頻響為 0.05 100Hz;輸入阻抗不小于3MQ;共模抑制比不小于100dB;本機噪聲不 大于3nVpp。
在一實施例中，參考圖7，預處理單元Mlb包含第一放大單元711、第二 放大單元712和濾波放大單元713。其中，第一放大單元711和第二放大單元 712將輸入至預處理單元Mlb的生理電信號進行放大，濾波放大單元713對 放大的生理電信號進行過濾。在具體的實施例中，參考圖8，第一放大單元711可以包括五個運算放大 器801、 802、 803、 804和805，起到區分生理電信號與軀干信號等其它干擾 信號，提供高輸入阻抗，限制電流流入人體的作用。其中，信號A和A，為所 接收的生理電信號，信號B和B，為輸出的一級放大信號，信號Bj為抑制信號， 反饋輸入給用戶，限制電流流入人體。
參考圖9，第二放大單元712將生理電信號進一步放大，以便于后續記錄 分析，包括放大器901,其相當于三個運算放大器的等效電路，可以適應比較 廣的頻域范圍，其中，信號B和B，為所接收的一級放大信號，信號C為輸出 的二級放大信號。
參考圖10,濾波放大單元713進行的過濾包括0.05Hz以下的低頻濾波以 及100Hz以上的高頻濾波，可包括由運算放大器902構成的濾波放大電路， 其中信號C為接收的二級放大信號，信號D為輸出的過濾信號。
一個正常的心電波形包括P波、QSR波群以及T波，這些波按照竇房結 產生的興奮脈沖周期性重復。其中，R波相較于其他波形，具有較高的幅值， 同時T波、P波、基線漂移等頻帶都在QRS波群頻帶的底端以外。因此可以 通過檢測并分離出QRS波群。在上述實施例中，通過所述檢波整形單元Mlc 檢測QRS波群，并對得到的QRS波形進行整形，可以獲得較為明顯的R波。
參考圖11,檢波整形單元Mlc包括檢波單元903以及濾波單元904;檢 波單元903接收經預處理單元Mlb輸出的生理電信號，獲得R波信號；濾波 單元904對所述獲得的R波信號進行去噪，并突出R波。其中，所述檢波單 元903包括微分電路9031和全波檢波電路9032:所述全波檢波電路9032包 括運算放大器1102和1103、 二極管D5和D6以及反饋電阻R19、 R20、 R21、 R22、 R23、 R24和R25;所述濾波單元904可以包括二階低通濾波器。經預 處理單元Mlb放大過濾后的生理電信號，即信號D,經微分電路9031和全波 檢波電路9032整流之后，得到波形為單向多峰脈沖波形的信號，再經濾波單元904低通濾波，對波形進行平滑處理，凸現R波波峰位置的形態波形，即 R波信號。
模數轉換單元Mld接收所述R波信號以及所述放大過濾后的生理電信 號，進行模數轉換，獲得數字信號。
心率數據計算單元Mle接收所述數字信號，進行計算，獲得RR間期， 即心率數據。在一個實施例中，其具體工作過程可包括接收所述模數轉換 單元Mld提供的數字信號，獲得R波波峰位置對應的數字信號，根據該數字 信號以及根據模數轉換時的采樣頻率，獲得相鄰RR間數據點數，將所述數據 點數與時間間隔相乘，得到RR間期。
參考圖12, 在一種實施方式中，時頻數據轉換單元D2包括數據記錄 單元M2，對所述心率數據及心率數據數量進行保存；數據分組單元M3，對 所保存的心率數據進行分組；均值單元M4，計算分組得到的每一組心率數據 的平均值；差值計算單元M5，計算每一組中每個心率數據的值與該組心率數 據平均值的差值；頻域數據計算單元M6，根據所述差值，獲得頻域心率數據。
數據記錄單元M2，包括保存方式選擇單元M2a和存儲單元M2b。其中， 保存方式包括自動保存或者手動保存的方式，存儲單元M2b可以存儲時間間 隔、心率數據和心率數據數量。
在一種實施例中，具體地來說，在自動保存的方式下，當時間間隔達到 第一設定值的整數倍時，自動將心率數據和心率數據數量保存至存儲單元。 在具體的實施例中，第一設定值可為15至40分鐘。在手動保存方式下，當 時間間隔達到第二設定值時，分別將心率數據和心率數據數量保存至存儲單 元；若未達到第二設定值，則對該時間間隔內的心率數據以及心率數據數量 都不作記錄；其中，第二設定值小于第一設定值。正常情況下，普通人從情 緒波動到完全穩定的時間不大于3分鐘，第二設定值應略大于從情緒波動到 完全穩定的時間周期，以保證記錄下至少一次的情緒波動。在具體的實施例中，第二設定值可為3至8分鐘。
數據分組單元M3，具體地來說，對所保存的心率數據進行分組，使每組
心率數據的數量為第三設定值；若最后一組心率數據的數量不足第三設定值，
可用值為零的數據補充。其中，第三設定值由第二設定值確定，根據第二設
定值的卑 (直確定對應的第三設定值數值；例如，當第二設定值為3分鐘時，第三設定值為256;第二設定值為4至8分鐘時，第三設定值可為256至540之間的任意整數。
均值單元M4，計算所得到的每一組心率數據的平均值。其工作過程具體可以包括計算每一組心率數據之和，將所述心率數據之和除以該組對應的心率數據的數量，即除以第三設定值。
差值計算單元M5，計算每一組中每個心率數據的值與所述平均值的差值。
頻域數據計算單元M6，根據所述差值，獲得頻域心率數據。其工作過程具體可以包括產生窗函數，對所述差值進行數據截斷，得到時域數據；實現FFT,將所述時域數據轉換成對應的頻域數據。
參考圖13,在一種實施方式中，生理參數計算單元D3包括頻率間隔計算單元M8a、頻率功率計算單元M8b以及標化值計算單元M8c。
其中，頻率間隔計算單元M8a計算根據所述頻域心率數據的均值與該組心率數據數量的乘積的倒數，得到頻率間隔。
頻率功率計算單元M8b接收所述頻率間隔，計算分別對應于心率變異性各頻譜段的頻率范圍內所包含的心率數據的數目，將這些心率數據對應的所有頻域數據的功率相加，從而得到對應的頻率功率值。其工作過程具體可以包括計算0.4Hz范圍內心率數據對應的頻域數據的功率之和，得到總頻率功率；計算0.04Hz至0.15Hz范圍內每個心率數據對應的頻域數據的功率之和，得到低頻功率；計算0.15Hz至0.4Hz范圍內每個心率數據對應的頻域數據的功率之和，得到高頻功率；計算0.04Hz范圍以內每個心率數據對應的頻域數據的功率之和，得到極低頻功率。
標化值計算單元M8c才艮據所述總頻率功率、高頻功率、低頻功率以及極低頻功率，計算高頻功率標化值HFnorm、低頻功率標化值LFnorm和高低頻功率比值LF/HF。
圖形化單元D4，在一個實施例中，其工作過程具體可以包括將所得到的生理參數LF、 HF、 VLF、 TP、 LFnorm、 HFnorm以及LF/HF轉化為圖形形式，并將所述圖形顯示出來。參考圖4,可將在50-58nU范圍內的LFnorm的值、在26-32nU范圍內的HFnorm的值以及在1.5~2范圍內的LF/HF的值定為正常范圍，即參數趨勢圖中的B區；高于正常值的LFnorm值和LF/HF值、以及低于正常值的HFnorm值為交感神經主導區，即參凄t趨勢圖中的A區；低于正常值的LFnorm值和LF/HF值、以及高于正常值的HFnorm值為副交感神經主導區，即參數趨勢圖中的C區。
參照圖14,自主神經功能測試系統的另一種實施方式包括
心率數據獲取單元E1，對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據；
處理設備E2，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據，并對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值，根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理參數趨勢在具體實現時，處理設備E2可以是具有數據處理能力的各類電子設備，例如計算機、服務器、單片機或者微控制器等。可包括存儲器，對時域心率數據、頻域心率數據以及各中間數據進行保存。
輸出單元E3，輸出所述心率變異性生理參數值和生理參數趨勢圖。在具體實現時，輸出單元E3可以通過圖像的形式實現自主神經功能測試結果的輸出。在一個實施例中，輸出單元E3可包括打印機或顯示器。
心率數據獲取單元E1的具體實現可以參考前述實施例的描述，此不贅述。
上述實施方式也可以通過下述方式實現將所述步驟，包括對心率數據進行保存、對所保存的心率數據進行分組、計算經分組得到的每一組心率數據的平均值、分別計算每一組中每個心率數據的值與所述改組心率數據平均值的差值、根據所述差值獲得頻域心率數據、對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算獲得心率變異性生理參數值、生成與所述心率變異性生理參數值
對應的生理參數趨勢圖，以可執行程序代碼進行描述，將存儲有上述可執行程序代碼的存儲介質直接或者間接地提供給系統或設備，并且該系統或設備中的計算機或者中央處理單元(CPU)讀出并執行上述程序代碼。
此時，只要該系統或者設備具有執行程序的功能，則實施方式不局限于程序，并且該程序也可以是任意的形式，例如，目標程序、解釋器執行的程序或者提供給操作系統的腳本程序等。
上述這些機器可讀存儲介質包括但不限于各種存儲器和存儲單元，半導體設備，磁盤單元例如光、磁和磁光盤，以及其它適于存儲信息的介質等。另外，客戶計算機通過連接到因特網上的相應網站，并且將計算機程序代碼下載和安裝到計算才幾中然后執行該程序，也可以實現上述過程。
權利要求
1.一種自主神經功能信號處理方法，包括對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據；將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據；對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值；生成與所述心率變異性生理參數值對應的生理參數趨勢圖。
2. 如權利要求1所述的處理方法，其中，所述對采集到的生理電信號進行處 理，獲得預定時間間隔內的時域心率數據，包括對所述生理電信號進行放大、濾波；檢測所述生理電信號中的QRS波群,對所獲得的QRS波群進行波形整形， 提取R波信號；將所述生理電信號，以及所述R波信號進行模數轉換，得到數字信號； 根據所述數字信號，計算時域心率數據。
3. 如權利要求2所述的處理方法，其中，所述預定時間間隔為15-40分鐘。
4. 如權利要求1所述的處理方法，其中，所述將所述時域心率數據轉換為頻 域心率數據，包括對所述心率數據進行分組；計算分組得到的每一組心率數據的平均值；分別計算每一組中每個心率數據的值與該組心率數據平均值的差值； 根據所述差值，獲得頻域心率數據。
5. 如權利要求4所述的處理方法，其中，所述對心率數據進行分組的過程中， 每組包含數量為第三設定值的心率數據；若最后一組心率數據的數量不足 第三設定值時，用值為零的數據進行補充，使心率數據數量達到第三設定值。
6. 如權利要求5所述的處理方法，其中，所述對心率數據進行分組的過程中， 分組的步長小于第三設定值。
7. 如權利要求1所述的處理方法，其中，所述對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值，包括 計算頻域心率數據之間的頻率間隔；根據所述頻率間隔，分別計算心率變異性各生理參數值所在頻譜段的頻 率功率；根據所述頻率功率，計算頻率功率標化值以及頻率功率比值。
8. 如權利要求7所述的處理方法，其中，所述心率變異性各生理參數值所在 頻譜段的頻率功率，包括總頻率功率、高頻功率、低頻功率以及極低頻功 率的值。
9. 一種自主神經功能信息處理裝置，包括時頻數據轉換單元，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據；生理參數計算單元，對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心 率變異性生理參數值；圖形化單元，根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理參數趨 勢圖。
10. 如權利要求9所述的信息處理裝置，其中，所述時頻數據轉換單元，包括數據分組單元，對所述心率數據進行分組；均值單元，計算分組得到的每一組心率凄t據的平均值差值計算單元，計算每一組中每個心率數據的值與所述平均值的差值；頻域數據計算單元，根據所述差值，獲得頻域心率數據。
11. 如權利要求9所述的信息處理裝置，其中，所述生理參數計算單元包括頻率間隔計算單元，計算頻域心率數據的頻率間隔；頻率功率計算單元，根據所述頻率間隔，分別計算心率變異性各生理參 數值所在頻譜^:的頻率功率；標化值計算單元，計算高頻功率標化值、低頻功率標化值和高低頻功率 比值。
12. —種自主神經功能測試系統，包括心率數據獲取單元，對釆集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間 隔內的時域心率數據；時頻數據轉換單元，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據；生理參數計算單元，對所述頻域心率數據進行頻譜分析和計算，獲得心 率變異性生理參數值；圖形化單元，根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理參數趨 勢圖。
13. 如權利要求12所述的測試系統，其中，所述心率數據獲取單元包括 預處理單元，對所述生理電信號進行放大和過濾；檢波整形單元，檢測所述放大過濾后的生理電信號中的QRS波群，對 QRS波群進行整形，獲得R波信號；模數轉換單元，將所述R波信號以及所述^:大過濾后的生理電信號，進 行模數轉換，獲得數字信號；心率數據計算單元，基于所述數字信號進行計算，獲得心率數據。
14. 如權利要求13所述的測試系統，其中，所述預處理單元包括至少一放大 單元和濾波單元。
15. 如權利要求13所述的測試系統，其中，所述;f全波整形單元包括至少;險波 單元和濾波單元。
16. 如權利要求15所述的測試系統，其中，所述檢波單元包括微分電路和全 波檢波電路。
17. 如權利要求12所述的測試系統，其中，所述時頻數據轉換單元，包括數據分組單元，對所述心率數據進行分組； 均值單元，計算分組得到的每一組心率數據的平均值 差值計算單元，計算每一組中每個心率數據的值與所述平均值的差值； 頻域數據計算單元，才艮據所述差值，獲得頻域心率凄t據。
18. 如權利要求12所述的測試系統，其中，所述生理參數計算單元包括頻率間隔計算單元，計算頻域心率數據的頻率間隔；頻率功率計算單元，根據所述頻率間隔，分別計算心率變異性各生理參 凄t值所在頻譜段的頻率功率；標化值計算單元，計算高頻功率標化值、低頻功率標化值和高低頻功率 比值。
19. 一種自主神經功能測試系統，包括心率數據獲取單元，對采集到的生理電信號進行處理，獲得預定時間間隔 內的時域心率數據；處理設備，將所述時域心率數據轉換為頻域心率數據，并對所述頻域心率 數據進行頻譜分析和計算，獲得心率變異性生理參數值；根據所述心率變異性生理參數值，得到對應的生理參數趨勢圖；輸出單元，輸出所述心率變異性生理參凄t值和生理參數趨勢圖。
全文摘要
在自主神經功能信號處理方法和自主神經功能測試系統、自主神經功能信號處理方法的實施方式中，將不易被人體察覺且不受人控制的自主神經功能的生理信號轉化成數值和圖形的形式，以一段時間內的生理參數值及其趨勢圖的結合，為評價自主神經功能狀態提供較好的客觀標準。
文檔編號A61B5/024GK101642368SQ20081004137
公開日2010年2月10日 申請日期2008年8月4日 優先權日2008年8月4日
發明者寧新寶 申請人:南京大學