CN112998752A - 一种基于胎心位置导向的胎心检测方法 - Google Patents

一种基于胎心位置导向的胎心检测方法 Download PDF

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CN112998752A CN202110194530.4A CN202110194530A CN112998752A CN 112998752 A CN112998752 A CN 112998752A CN 202110194530 A CN202110194530 A CN 202110194530A CN 112998752 A CN112998752 A CN 112998752A
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Abstract

本发明公开了一种基于胎心位置导向的胎心检测方法，包括：超声换能器设计、胎心仪超声探头设计、胎心信号特征提取算法设计、胎心位置导向算法设计。本发明胎心检测方法可以实现胎儿心脏位置搜索的功能并给出胎心方位信息，可以引导没有胎心测量经验的孕妇寻找到准确的胎心测量位置，从而得到准确的胎心率，解决因胎心测量位置不准而导致的胎心率计数误差大、胎心音模糊等问题，其胎心信号检测范围大，胎儿心率的测量、计算准确，操作简单，能够满足家庭场景下的胎心检测需求。

Description

一种基于胎心位置导向的胎心检测方法
技术领域
本发明属于胎心检测技术领域，具体涉及一种基于胎心位置导向的胎心检测方法。
背景技术
随着国民生活水平的提高和优生优育观念日渐深入人心，人们对健康监测的需求日益增大，孕妇和胎儿的健康问题更是成为了社会的焦点。胎心监护是胎儿健康监护的重要手段，可有效保障胎儿和孕妇的健康；传统的胎心监护方式无法做到自主、逐日的连续监护，家用胎心仪应运而生，并得到广泛的应用。目前，家用胎心检测仪大多采用单换能器、单频率的超声多普勒检测技术，该类胎心仪虽然使用方便，价格低廉，但存在检测范围小、检测灵敏度低、噪声大等问题。同时，孕妇往往缺乏专业的临床知识，在自主使用时常常找不到准确的胎心测量位置，从而导致检测得到的胎心率误差大、胎心音模糊等问题，无法实现有效的胎心监护。
目前，基于超声多普勒的胎心检测设备普遍存在胎心位置检测范围小的问题，这是由于采用频率的超声波具有较强的指向性，在其传播路径上超声信号强，而其他区域的信号较弱。因此，在胎心检测过程中，若没能找到准确的胎心检测位置，则容易导致胎心率检测误差大、胎心音模糊等问题；而超声探头的检测范围相对于孕妇的腹部要小很多，想要找到准确的胎心检测位置，需不断移动超声探头，由于没有胎心位置引导或提示，检测过程费时费力，经常无功而返。
为解决上述问题，国内外研究人员进行了大量的研究与实践。公开号为WO9747242A1的欧盟专利提出了调整超声波能量水平的胎心检测方法，通过增加探头的灵敏度，提高探头的检测范围；该方法虽在一定程度上扩大了胎心检测范围，但超声波能量的提高可能会对胎儿造成影响，有一定的安全隐患。文献[Smith L,Seyed-Bolorforosh M,Thomenius K,et al.Fetal heart rate monitor with wide search area:U.S.PatentApplication 12/649,735[P].2011-6-30]提出了多个换能器与声透镜结合的胎心检测方法，以增加超声探头的有效检测范围，利用声透镜以扩大单个换能器的检测范围，多个换能器利用分组的方式分别进行胎心的检测，选取信噪比最好的组合方式进行胎心信号的检测；该方法虽在一定程度上扩大了有效的检测范围，但换能器较多导致超声探头的体积过大，不符合家用胎心仪小巧便携的需求。基于同样的理念，公开号为CN102499673A的中国专利提出了一种多晶片超声换能器胎心检测方法，以分组的方法分别进行胎心信号采集，选择信号质量最好的晶片组进行信号采集，该方法虽然扩大了有效检测范围，但是***复杂，制造成本高，主要针对大型的医用胎儿监护仪，难以实现家用化、小型化。
上述已有的胎心检测方法中，均存在***较为复杂、设备体积过大、成本较高等问题，不符合家用胎心仪的需求。
发明内容
鉴于上述，本发明提供了一种基于胎心位置导向的胎心检测方法，能够引导没有胎心测量经验的孕妇寻找到准确的胎心测量位置，从而得到准确的胎心率。
一种基于胎心位置导向的胎心检测方法，包括如下步骤：
(1)利用超声多普勒胎心仪的超声探头采集当前测点的胎心信号，所述超声探头上设有一个用于胎心信号采集的换能器H5以及四个用于方位检测的换能器H1～H4，换能器H5位于探头的中心位置，换能器H1～H4在探头平面上分别位于换能器H5的正北、正东、正南、正西位置；
(2)对于换能器H1～H4所采集到的胎心信号，从中提取出可有效反映胎心距离信息的特征信息，包括周期性特征、变异系数特征、有效能量占比特征、功率谱熵特征，进而通过最优加权法对上述四组特征进行融合；
(3)根据换能器H1～H4对应融合后的胎心信号特征值dis1～dis4，通过胎心位置导向算法引导用户寻找到合适的胎心测量位置以采集优质的胎心信号。
进一步地，所述换能器H5的直径为18～22mm，谐振频率为2.5～3.8MHz；所述换能器H1～H4的直径为8～10mm，谐振频率为200～250KHz。
进一步地，所述换能器H1～H4与换能器H5之间设置了5～15°的倾斜角，使换能器H1～H4发射的超声波往探头***扩散，增加探头声场覆盖面积。
进一步地，所述周期性特征的计算方法为：首先通过以下公式计算胎心信号的自相关函数；
Figure BDA0002944767810000031
其中：N0为一段胎心信号的长度(一般为200～400个采样点)，n和m均为自然数，x(n)为胎心信号中第n个采样点的信号值，x(n+m)为胎心信号中第n+m个采样点的信号值，Rxx(m)为x(n)与x(n+m)的自相关函数值；
然后取上述自相关函数中的第二个峰值作为胎心信号的周期性特征。
进一步地，所述变异系数特征的计算方法为：首先采用一个固定大小的窗口对胎心信号进行滑动扫描，计算每个窗口内胎心信号的标准差σ和均值μ，并根据公式Cv＝σ/μ计算每个窗口内胎心信号的变异系数；然后统计变异系数大于给定阈值的窗口，并对这些窗口的变异系数取平均最终作为胎心信号的变异系数特征。
进一步地，所述有效能量占比特征的计算方法为：首先对胎心信号进行自相关以及傅里叶变换得到信号的功率谱，进而根据功率谱通过以下公式计算出胎心信号的有效能量占比特征Pval；
Figure BDA0002944767810000032
其中：E(f)为胎心信号功率谱中频率f所对应的能量，Esum为胎心信号功率谱的总能量。
进一步地，所述功率谱熵特征的计算方法为：首先对胎心信号进行自相关以及傅里叶变换得到信号的功率谱，以2Hz为单位区间宽度将整个功率谱分成多个频率区段，然后根据以下公式计算每个频率区段的有效能量占比；
Figure BDA0002944767810000041
其中：E(f)为胎心信号功率谱中频率f所对应的能量，Esum为胎心信号功率谱的总能量，Ei表示第i个频率区段，pi为第i个频率区段有效能量占比；
最后，根据以下公式计算出胎心信号的功率谱熵特征HSE；
Figure BDA0002944767810000042
进一步地，所述步骤(3)中胎心位置导向算法的具体实现过程如下：
3.1以换能器H5为中心建立平面直角坐标系，确立胎心信号特征值dis1～dis4在坐标系中所对应的特征向量
Figure BDA0002944767810000043
进而通过向量叠加的方式计算合成方位向量
Figure BDA0002944767810000044
并确定向量
Figure BDA0002944767810000045
在坐标系中与x轴正方向的夹角
Figure BDA0002944767810000046
3.2根据夹角
Figure BDA0002944767810000047
确定胎心位置相对当前测点的方向，依此指引用户移动探头并采集下一测点的胎心信号，具体地：
当
Figure BDA0002944767810000048
则胎心位置位于当前测点的正东方向；
当
Figure BDA0002944767810000049
则胎心位置位于当前测点的东北方向；
当
Figure BDA00029447678100000410
则胎心位置位于当前测点的正北方向；
当
Figure BDA00029447678100000411
则胎心位置位于当前测点的西北方向；
当
Figure BDA00029447678100000412
则胎心位置位于当前测点的正西方向；
当
Figure BDA00029447678100000413
则胎心位置位于当前测点的西南方向；
当
Figure BDA00029447678100000414
则胎心位置位于当前测点的正南方向；
当
Figure BDA00029447678100000415
则胎心位置位于当前测点的东南方向；
3.3根据步骤(2)计算得到下一测点换能器H1～H4对应融合后的胎心信号特征值dis1'～dis4'，并确立胎心信号特征值dis1'～dis4'在坐标系中所对应的特征向量
Figure BDA00029447678100000416
通过融合前后两个测点的特征向量得到综合特征向量
Figure BDA00029447678100000417
并确定向量
Figure BDA00029447678100000418
在坐标系中与x轴正方向的夹角
Figure BDA00029447678100000419
3.4根据夹角
Figure BDA00029447678100000420
确定胎心位置相对当前测点的方向，其定位标准与夹角
Figure BDA00029447678100000421
一致，依此指引用户移动探头并采集下一测点的胎心信号，评估下一测点换能器H5所采集胎心信号的质量：若质量达标，则停止检测；若质量未达标，则返回执行步骤3.3。
进一步地，所述步骤3.1中特征向量
Figure BDA0002944767810000051
的表示如下：
Figure BDA0002944767810000052
方位向量
Figure BDA0002944767810000053
若向量
Figure BDA0002944767810000054
在坐标系的第一象限，则
Figure BDA0002944767810000055
若向量
Figure BDA0002944767810000056
在坐标系的第二象限，则
Figure BDA0002944767810000057
若向量
Figure BDA0002944767810000058
在坐标系的第三象限，则
Figure BDA0002944767810000059
若向量
Figure BDA00029447678100000510
在坐标系的第四象限，则
Figure BDA00029447678100000511
进一步地，所述步骤3.3中综合特征向量
Figure BDA00029447678100000512
的计算表达如下：
Figure BDA00029447678100000513
Figure BDA00029447678100000514
若向量
Figure BDA00029447678100000515
在坐标系的第一象限，则
Figure BDA00029447678100000516
若向量
Figure BDA00029447678100000517
在坐标系的第二象限，则
Figure BDA00029447678100000518
若向量
Figure BDA00029447678100000519
在坐标系的第三象限，则
Figure BDA00029447678100000520
若向量
Figure BDA0002944767810000061
在坐标系的第四象限，则
Figure BDA0002944767810000062
其中：φn-1为当前测点相对前一测点超声探头旋转的角度。
基于上述技术方案，本发明胎心检测方法可以实现胎儿心脏位置搜索的功能并给出胎心方位信息，可以引导没有胎心测量经验的孕妇寻找到准确的胎心测量位置，从而得到准确的胎心率，解决因胎心测量位置不准而导致的胎心率计数误差大、胎心音模糊等问题。
附图说明
图1为圆形活塞换能器的声场示意图。
图2为压电换能器声场波束示意图。
图3为压电换能器径向、厚度耦合振动示意图。
图4为超声换能器对射实验结构示意图。
图5(a)为胎心信号采集换能器的测试结果示意图。
图5(b)为方位检测换能器的测试结果示意图。
图6为本发明超声探头的换能器分布示意图。
图7为方位检测换能器胎心检测示意图。
图8为本发明超声探头的结构示意图。
图9为本发明超声探头声场示意图。
图10为各个深度探头声场覆盖范围示意图。
图11(a)为胎心距离为0cm处的胎心信号时域波形与其自相关函数示意图。
图11(b)为胎心距离为6cm处的胎心信号时域波形与其自相关函数示意图。
图12(a)为胎心距离为2cm处的胎心信号时域波形与其变异系数曲线图。
图12(b)为胎心距离为8cm处的胎心信号时域波形与其变异系数曲线图。
图13(a)和图13(b)分别为胎心距离为2cm和8cm处的胎心信号功率谱图。
图14为模拟胎心实验的装置结构示意图。
图15为基于自相关函数的周期性特征随胎心距离变化曲线图。
图16为变异系数特征随胎心距离变化曲线图。
图17为有效能量占比特征随胎心距离变化曲线图。
图18为功率谱熵特征随胎心距离变化曲线图。
图19为胎心距离特征dis随胎心距离变化曲线图。
图20为换能器的方位分布示意图。
图21为胎心方位简化示意图。
图22为单一测点的胎心方位计算方法示意图。
图23为胎心方位计算示意图。
图24为两个位置处的特征向量示意图。
图25为超声探头放置点设置分布示意图。
图26为胎心位置导向策略流程示意图。
具体实施方式
为了更为具体地描述本发明，下面结合附图及具体实施方式对本发明的技术方案进行详细说明。
本发明提供了一种基于胎心位置导向的胎心检测方法，其主要实现以下两个核心功能：
1.胎心仪需要准确检测到胎儿心脏搏动的胎心信号，用于胎儿心率的计算以及胎心音的播放。
2.若胎心仪因检测位置不佳而无法获取有效的胎儿心动信号时，需要在较大范围内能引导孕妇移动胎心仪，找到合适的胎心测量位置。
本发明的主要内容包括：超声换能器设计、胎心仪超声探头设计、胎心信号特征提取算法设计以及胎心位置导向算法设计。
(1)超声换能器设计
根据超声多普勒胎心信号检测原理，在胎心信号检测过程中，超声换能器在激励电压的作用下产生机械振动并向孕妇腹部发射超声波，超声波在传播过程中遇到往复运动的胎儿心脏并由此产生含有多普勒频移的超声回波信号，超声换能器接收超声回波并将其转换为电信号，最终***通过软硬件处理进行胎心率信号提取。因此，胎儿心脏是否位于超声换能器的声场中是多普勒胎心信号检测的关键，超声换能器所发射超声波声场的分布特征是决定胎心仪***检测范围与检测灵敏度的关键因素。
胎心仪采用的超声换能器为圆片形压电换能器，其常见的振动模式包括径向振动模式与厚度(轴向)振动模式。工作在径向振动模式下的压电换能器沿径向做伸缩振动，其发射的声场与半径方向平行，与厚度方向垂直，故难以直接用于纵深方向上的胎心信号检测。而相应地，工作在厚度振动模式下压电换能器所发射的声场则与厚度方向平行，垂直于压电换能器上下表面，因此在现有的胎心仪***中，一般采用工作在厚度振动模式下的压电换能器作为超声探头进行胎心信号检测。
厚度振动模式下的压电换能器振动状态可视为活塞振动，因此又称圆形活塞换能器。如图1所示，圆形活塞换能器所发射的超声波声场可以分为近场区与远场区，离超声换能器较近的一段称为近场区，近场区内的超声波声束为平行传播，超声能量集中，其长度为N，远场区内的超声波则以一定的角度θ向外扩散。
在实际的超声检测中，常用下式计算近场区的长度：
Figure BDA0002944767810000081
式中：N为近场长度，D为压电换能器的直径，f为压电换能器的工作频率，c为超声传播速度。
在超声波声束的远场区，超声波开始以θ向外扩散，θ又称为半扩散角。如图2所示，超声波声场的主要能量集中在主瓣上，旁瓣的占比很小。通常使用锐度角Θ0和半功率扩散角Θ-3dB来描述声场的指向性。
锐度角Θ0为主瓣两边出现的第一个极小值之间的夹角，半功率扩散角Θ-3dB又称波束宽度，其为主瓣波束两侧功率衰减为中心处的一半时候的夹角，因此一般用半功率扩散角Θ-3dB来描述超声波的波束宽度。Θ-3dB的一半即为上述的半扩散角θ。对于圆片形压电换能器，其波束宽度Θ-3dB为：
Figure BDA0002944767810000082
结合式1.1与式1.2，在胎心信号检测过程中，由于超声波的传播介质相对固定，超声波的传播速度c可视为常数，则压电换能器的直径D越大、谐振频率f越高，其所发射的超声波声场的近场区N越长，波束宽度Θ-3dB越小，为窄波束声场。相应地，直径D越小、谐振频率f越低的压电换能器所发射声场的近场区越短，波束宽度越大，为宽波束声场。
在胎心信号检测中，具有窄波束声场的压电换能器可以获得较强的超声回波信号，确保胎心率计算的准确性与胎心音的清晰度，但其检测范围小，不适用于大范围的胎儿心脏位置检测。具有宽波束声场的压电换能器，可以扩大胎心信号的检测范围，但是其超声波能量分散，检测到的胎心信号的信号质量较低，无法确保胎心率计算的准确性。因此，若要同时满足本发明的两个核心功能，应在胎心仪探头上分别使用宽、窄两种不同波束声场的超声换能器，兼顾胎心仪的检测灵敏度与检测范围。根据胎心仪的功能需求，本发明分别设计了胎心信号采集换能器与方位检测换能器。
胎心信号采集换能器用于在合适的测量位置进行胎心信号采集以计算胎心率与胎心音播放，胎心信号需要有较高的信号质量，因此采用窄波束超声换能器，选用直径较大、谐振频率较高的压电换能器，使其工作在厚度振动模式下，这也是当前胎心仪产品超声探头的主要实现方案，因此不再赘述。
方位检测换能器用于较大范围的胎心方位检测，其检测到的信号用作胎心方位判断，要求换能器拥有较大的声场范围，需确保胎心位于其声场范围内，因此需要采用宽波束超声换能器，按照上述基于厚度振动模式的声场分布理论可知，选用直径较小、工作频率较低的压电换能器。但在实际应用中，常用的厚度振动模式难以有效扩大声场宽度。
工作在厚度振动模式下：
Nt＝ft×H (1.3)
式中：Nt为压电换能器厚度方向上的频率常数，ft为其厚度方向上的谐振频率，H为圆片形压电换能器的厚度。
工作在径向振动模式下：
Np＝fr×D (1.4)
式中：Np为压电换能器直径方向上的频率常数，fr为其径向谐振频率。
由式1.3可知，对于工作在厚度振动模式下的压电换能器，谐振频率越低就会导致压电换能器越厚，增加换能器的制造成本，同时也不利于换能器的小形化。对于超声换能器常用的PZT-5H压电材料，谐振频率为1MHz的压电换能器的厚度已达2mm。因此，压电换能器厂家提供的圆片形压电换能器的厚度谐振频率最低一般为1MHz。对照其成熟的压电换能器产品目录，最低频率1MHz所对应的最小直径为10mm，若要更小的谐振频率与直径则需要开模定制，具有较高的成本与工艺难度，不适用于家用胎心仪产品，因此在厚度振动模式下选用谐振频率1MHz，直径为10mm的压电换能器所能获得的声场宽度最大，若取超声波在人体软组织的平均传播速度c＝1540m/s，则：
由式1.1计算声场的近场区长度N：
Figure BDA0002944767810000101
由式1.2计算声场的半扩散角θ：
Figure BDA0002944767810000102
临床研究表明，超声探头与胎儿心脏的距离约为6～15cm，经计算可得，在15cm深度的声场覆盖直径约为3.16cm，显然未能形成较大的声场覆盖范围，并且随着胎儿心脏深度的减小其声场覆盖范围还将进一步缩小。
由上述分析可知，工作在厚度振动模式下的压电换能器难以满足胎心仪方位检测换能器对声场覆盖面积的需求，因为其厚度方向的谐振频率一般较高，而若使压电换能器工作在径向振动模式，则往往具有较低的谐振频率。由式1.4可知，在压电材料确定的情况下，其径向振动的谐振频率取决于其直径大小。本发明使用的是PZT-5H系列压电陶瓷，其径向频率常数NP约为2000m·Hz。对于上述直径10mm，厚度为2mm的压电换能器，经计算可得其径向谐振频率约为200KHz，远低于其厚度谐振频率1MHz。然而，问题在于径向振动模式虽然具有较低的谐振频率，但是其产生的声场与直径方向平行，无法直接用于纵深方向的胎心探测。
因此，上述两种常见的压电换能器振动模式都难以满足胎心仪方位检测传感器的设计需求。本发明基于压电换能器径向振动模式具有低谐振频率的特点，结合其厚度振动模式下的声场分布特征，采用径向、厚度耦合振动的方式进行胎心仪方位检测换能器的设计。
目前对于圆片形压电换能器的振动分析通常是基于一维振动理论来近似处理，在一维振动理论下，压电换能器可视为工作在单一的振动模式下，如纯厚度振动模式和纯径向振动模式。当压电换能器的厚度与半径相差很大时，这种近似处理是合理的，如本发明中的胎心信号采集换能器，其一般选择压电换能器的厚度H与半径R的比值小于0.1的薄圆片，其可视为纯厚度或纯径向的一维振动。而当压电换能器的厚度与直径相差不够大时，则不能看作工作在单一的振动模式下。如图3所示，由于机械应力的作用，压电换能器在工作中将会出现较强的振动耦合，其径向与厚度方向将同时产生振动，并且振动的耦合强度随着厚度与直径比值的增大而增大，即压电换能器的耦合振动模式。
实际应用中，使用厚度与直径相差不大的厚圆片压电换能器，其极化方向与激励方向均与厚度方向平行，通过控制激励频率使压电换能器沿径向做伸缩振动，径向振动所产生的机械应力会引起厚度方向上振动，因而在频率较低的径向谐振频率附近实现了沿压电换能器厚度方向的声场辐射。
综上所述，对于胎心方位检测换能器，需要选择直径较小、厚度较大的压电换能器，并激励其工作在低频的耦合振动模式下以获得低频宽波束声场。而对于胎心信号采集换能器，选择较大直径且谐振频率较高的压电换能器则更有利于提高胎心检测的信号质量。
本发明的胎心方位检测换能器采用直径10mm，厚度约2mm的厚圆片压电换能器，其径向振动的谐振频率约为200KHz。经计算其发射出的声束近场长度N约为0.32cm，在实际胎心测量中基本可以忽略不计，其半功率扩散角θ约为23.6°，相比于厚度振动模式下的半扩散角4.6°，采用径向、厚度耦合振动模式有效扩大了声场的波束宽度。
胎心信号采集传感器采用直径20mm，厚度方向谐振频率约3MHz的压电换能器，其近场区N约为19.5cm，而胎心检测时胎儿心脏距离超声探头的正常范围约为6～15cm，因此可以认为实际测量中胎儿心脏总是处于能量集中的近场区，具有较高检测灵敏度，适用于已定位到胎心位置后的信号采集。
通过设计超声换能器对射测试实验，对上述胎心信号采集换能器与胎心方位检测换能器的声场分布特征进行测试。所设计的超声换能器对射实验虽然不能和专业水听器设备一样获得精确结果，但也能初步反映换能器的声场分布特征。
如图4所示，实验采用两个参数相同的换能器进行对射测试，在实验中使用信号发生器激励超声发射换能器在水槽的一侧向另一侧发射超声波，在水槽的另一侧使用超声波接收换能器进行超声波的接收并通过示波器显示出来，则通过观察示波器的输出波形即可间接得到超声发射换能器所发射出的声场强度，通过移动接收换能器可以检测不同位置的声场强度，由此获取发射换能器所发射声场的分布情况。实验中，对两组不同的换能器激励电压均设置为5V，两个换能器之间距离为12cm，接收换能器可移动范围为20cm。
所设计的实验检测过程为：将超声发射换能器至于水槽一侧的中心点，并激励其不断发射超声波，在水槽另一侧，从中心点开始以每次1cm的距离往左右两侧移动，并记录在每个位置上所接收到的电压，由此可以间接地检测出超声发射换能器的声场分布情况。
胎心信号采集换能器与胎心方位检测换能器的测试结果分别如图5(a)和图5(b)所示，在两个图中，横坐标为负数代表向左移动，正数代表向右移动。通过测试结果的对比可知，在相同激励电压下，胎心信号采集换能器所接收到的电压最高为中心点处的1.56V，远大于胎心方位检测换能器在中心点处的0.72V，但其随着横向的衰减速度快，在中心点左右2cm外基本已经接收不到信号，这与其工作在近场区能量集中的特点是相符合的。对于胎心方位检测换能器，虽然接收到的电压相对较低，但是其向左右两边的衰减速度更慢，说明胎心方位检测换能器所发射的声场具有较大的波束宽度，这与以上理论分析所得到的结论是一致的。
上述实验验证了本发明设计的胎心信号采集换能器与方位检测换能器的声场分布特征，与理论分析所得的结果是一致的，满足***的设计需求。
(2)胎心仪超声探头设计
胎心信号采集换能器可在准确的胎心测量位置上可以采集到高信号质量的胎心信号，胎心方位检测换能器具有较大的胎心位置检测范围。若采用单个超声换能器所检测到的多普勒频移信号一般只能提取出胎儿心率、胎心信号的强弱等信息，而胎心相对超声探头的方位信息则无法获取。因此，可采用多个超声换能器并按照特定的排列方式进行胎儿心脏的方位检测。综上，包含多方位信息的超声探头应至少包括一个胎心信号采集换能器与多个方位检测换能器。
本发明所设计的超声探头如图6所示，1号换能器是胎心信号采集换能器，位于探头的中心，其工作频率为3MHz，直径为20mm，用于定位胎心后的有效胎心信号采集；1～4号换能器为胎心方位检测换能器，其工作频率为200KHz，直径为10mm，位于四个不同的方位，检测不同方位的胎心信号。
如图7所示，胎心方位检测换能器主要利用的是其往探头外侧扩散的声场进行胎心信号检测，而其往探头中心方向扩散的声场则没有实质作用，因为在实际检测中，若胎心处于这个区域，则位于探头中心的胎心信号采集换能器便能够检测到胎心信号，而不需要启用胎心方位检测换能器。因此，为了充分利用这部分声场，本发明对方位检测换能器设置了一定的倾斜角，使其发射的超声波往探头***扩散，增加探头声场覆盖面积，其结构如图8所示。
图9所示为本发明设计的超声探头的超声声场，胎心信号采集换能器利用声场的近场区进行胎心检测，其所发射的超声波声束平行向前传播，能量集中。胎心方位检测传感器，其声场的近场区小，扩散角大，具有较大的波束宽度，设其声场的半扩散角为θ，其向外的倾斜角为β，则由几何关系可得β1＝β2＝β，因此，加入倾斜角后胎心方位检测换能器向外的扩散角为θ+β，可有效扩大超声探头的检测范围。
图9中MN为超声探头的检测盲区宽度，其大小取决于两个超声换能器之间的间隙与胎心方位检测换能器的近场长度。当β＝θ时，胎心方位检测换能器的声束边界MP与胎心胎心仪信号采集换能器的声束边界NQ平行，此时在检测深度H处的盲区宽度PQ＝MN；而若β>θ，则会导致PQ>MN，即此时超声探头的检测盲区会随着检测深度的增加而变大。因此，虽然设置倾斜角可以扩大超声探头的检测范围，但其值不应超过超声波声场的半扩散角，即β≤θ，由此可的得超声探头声场向外的扩散角度最大为2θ。若忽略近场长度等因素的影响，设R为超声探头的半径，超声探头在深度H处的声场覆盖半径为RH，则有：
RH≈H×tan(θ+β)+R0 (2.8)
式中：R0为超声探头的半径。
由于探头声场的盲区宽度较小，在实际胎心信号检测中可以忽略，则探头在各个深度的声场覆盖面如图10所示。由于胎心距离超声探头的正常范围约为6～15cm，故此处以5cm、10cm、15cm为例。图10中4a为探头下方5cm深度的声束横向截面，4b为探头下方10cm深度的声束横向截面，4c为探头下方15cm深度的声束横向截面。
由之前对胎心方位检测换能器的声场计算可知，胎心方位检测换能器所发射出的声束近场长度N约为0.32cm，在实际胎心测量中基本可以忽略不计，其半功率扩散角θ约为23.6°，若取倾斜角β为10°，则根据式2.8可得超声探头在不同深度所对应的声场覆盖半径，其结果如表1所示，由计算结果不难发现，本发明设计的超声探头可有效扩大胎心检测范围，为胎心位置导向奠定了基础。
表1
Figure BDA0002944767810000141
(3)胎心信号特征提取算法设计
位于方位检测换能器的超声声场中不同横向距离处的胎心，其接收到的超声信号能量会随着与换能器间横向距离的增大而减小，因此，胎心反射的超声回波信号的能量同样随着与换能器横向距离的增大而逐渐减小。本发明设计的超声探头，包含4个不同位置的方位检测换能器，在实际的胎心检测过程中，4个方位检测换能器与胎心位置的横向距离各不相同，这就导致了各个换能器接收到胎心反射的超声回波信号能量也各不相同。因而，本发明从胎心信号中提取出可有效反映胎心距离信息的特征量。
①基于自相关函数的周期性特征
信号的自相关函数是指信号与其自身在不同时刻的相关程度，长度为N0的数字信号x(n)的自相关函数计算公式如下：
Figure BDA0002944767810000142
式中：Rxx(m)为信号x(n)在延时m后的自相关函数。
图11(a)和图11(b)所示为同一胎心深度下不同胎心距离处方位检测换能器采集的胎心信号时域波形及其自相关函数，其中图11(a)为胎心距离为0cm处的，图11(b)为胎心距离为6cm处的。对比可以发现图11(a)中的自相关函数有明显的峰值，且峰值较大，同时峰值呈周期性出现，其周期与胎心信号的周期相同；图11(b)中的自相关函数变化较为平缓，没有明显的峰值。因此，可以利用不同胎心距离处的自相关函数峰值间的差异，提取基于自相关函数的周期性特征，以表征不同胎心距离处采集的胎心信号的周期性的差异。
设胎心信号的周期为t0，则当m为t0整数倍时，Rxx将取得极大值，如下式所示：
Figure BDA0002944767810000151
式中：a为正整数。由上式可知，a＝0时为自相关函数的最大峰值，也是信号的均方值，即信号的能量，但该值无法表征信号的周期性特征。而a＝1时为自相关函数的第二大峰值，其可以反映信号中的周期性成分，表征信号的周期性特征，因而可提取自相关函数中的第二大峰值作为胎心信号的周期性特征，其表示如下：
Figure BDA0002944767810000152
式中：per为本发明提取的基于自相关函数的周期性特征，
Figure BDA0002944767810000153
为自相关函数中的第二大峰值。
②变异系数特征
考虑到随着胎心距离的增大，换能器所检测到的胎心信号的信噪比降低，其有效信号成分大小接近噪声信号。而噪声信号与胎心信号在统计特性上具有较大差异，因此，本发明基于胎心信号统计特性的差异性提取特征。
变异系数又称为“离散系数”，是常用于度量概率分布离散程度的一种归一化量度，其在数学表达式中为标准差与平均值之比(平均值不为0)，其具体表达式如下：
Figure BDA0002944767810000154
式中：Cv为变异系数，σ为标准差，μ为均值。
变异系数常应用于信号处理领域，当信号的幅度变化较小时(比如噪声)，信号的标准差较小，变异系数也较小；当信号幅值变化明显时(比如确定性信号)，此时信号的标准差较大，变异系数也较大。并且变异系数具有归一化特性，减小了数据取值范围差异带来的干扰，扩展了该方式的适用范围。
本发明将变异系数应用于分析胎心信号，图12(a)和图12(b)所示为同一胎心深度下不同胎心距离处的胎心信号时域波形及其变异系数曲线，其中图12(a)为胎心距离为2cm处的，图12(b)为胎心距离为8cm处的。从图中可以观察发现，当胎心信号幅值变化较明显时，变异系数的数值较大并且有明显的峰值；当胎心信号幅值变化较平缓时，变异系数的数值较小，但同样也会有峰值；在可以视为噪声信号的胎心跳动间隙处变异系数的数值很小，没有明显的峰值。比较不同胎心距离处的胎心信号的变异系数曲线可以发现，图12(a)中胎心信号的变异系数的幅值变化较明显，且变异系数较大；图12(b)中胎心信号的变异系数的幅值变化较平缓，且变异系数较小。不同的胎心距离，胎心信号的变异系数会有差异，因此可以提取胎心信号的变异系数以表征不同胎心距离处采集的胎心信号的概率分布离散程度的差异。
综上分析，本发明提取胎心信号的变异系数峰值，并取其均值作为特征，计算公式如下：
Figure BDA0002944767810000161
式中：Cvmax为变异系数的峰值，k为变异系数峰值的个数，ε为变异系数峰值的阈值(用于去除小峰值)，Cv0为本发明的变异系数特征。
③有效能量占比特征
方位检测换能器采集的胎心信号中，反映胎心运动的信号频率主要集中在10～30Hz的频率段，且随着胎心距离的增大，该主频段内的能量逐步变小，而噪声信号的能量不会发生明显的变化。因此，本发明将主频段内反映胎心运动的信号的能量定义为胎心信号的有效能量，有效能量占信号总能量的比重定义为有效能量占比，其计算公式如下：
Figure BDA0002944767810000162
式中：pval为胎心信号的有效能量占比，Esum为信号总能量，E(f)为信号不同频率成分的能量。
不同胎心距离处，有效的胎心信号能量会有差异，而噪声的能量并无明显差异，从而导致有效能量占比会不同。因此，本发明提取胎心信号的能效能量占比特征以表征胎心距离。
④功率谱熵特征
功率谱熵刻画了时间序列的谱结构情况，是信号在频域上的不确定性的一种度量。当信号的频率成分比较简单，信号的能量比较集中时，其对应功率谱熵较小，表示信号的不确定性和复杂度较小；相反地，当信号的能量在频域上分布较均匀，其功率谱熵较大，表示信号的不确定性和复杂度较大。因此，功率谱熵体现了信号频域上的能量分布情况。
图13(a)和图13(b)所示为不同胎心距离处的胎心信号的功率谱，可以发现不同胎心距离处采集的胎心信号的能量在频率域的分布情况也会有所不同。图13(a)中所示的胎心信号能量在10～30Hz频段内的分布较为集中(集中于某一频率附近)，而图13(b)中8cm处胎心信号的能量较分散，主频不突出。因此，可以提取功率谱熵特征以反映不同胎心距离处胎心信号能量在频域上的分布特性。
功率谱熵的计算过程如下：首先需要计算整个频带中各个频率段成分的信号能量占比，计算公式如下：
Figure BDA0002944767810000171
式中：pf为f1～f2频率段(宽度为2Hz)内信号的能量占比。
然后根据各个频率段的信号能量比重，计算功率谱熵：
Figure BDA0002944767810000172
式中：HSE为功率谱熵，该数值越小，胎心信号在频率域上的能量分布越集中。
通过模拟胎心实验，采集不同胎心距离处的胎心信号，并对其进行分析与计算，以验证上述四类特征量在反映胎心距离时的有效性。
模拟胎心实验的装置如图14所示，函数信号发生器发出的信号经过功率放大器驱动激振器做伸缩运动，通过细线带动不锈钢小球做上下运动，以模拟胎儿心脏的跳动。临床研究表明，16周以上正常的胎儿心脏整体直径可达10mm，因此实验中选用10mm直径的不锈钢小球。通过控制函数信号发生器输出信号的幅值和频率可以控制小球振动的幅度和频率，以模拟胎儿心脏的跳动强度与胎心率。装满水的水箱模拟孕妇的子宫环境，并在水箱内壁贴上吸声材料，以减少超声波在水箱内壁上的反射对实验测量结果的干扰；方位检测换能器放置在支架上，在其表面涂上耦合剂并紧贴水箱底面以测量胎心信号。本实验主要研究单个方位检测换能器在不同胎心位置处采集的胎心信号的特征值的差异，因此本实验中设置了单个方位检测换能器以采集胎心信号，L为换能器与模拟胎心间的横向距离，h为两者间的纵向距离，模拟胎儿心脏的深度。
实验中，胎心位置保持不变，横向移动方位检测换能器，以模拟不同的胎心距离，分别设置L为0cm、2cm、4cm、6cm、8cm和10cm。临床研究表明，实际胎心检测过程中胎儿心脏的深度为6～15cm左右，因此，实验中胎心深度h分别设置为5cm、10cm和15cm。
通过重复实验和实验数据的分析与处理，验证了上述四种特征值的有效性，其实验结果为：表2所示为不同胎心深度下基于自相关函数的周期性特征与胎心距离的关系，其曲线如图15所示；表3所示为不同胎心深度下变异系数特征与胎心距离的关系，其曲线如图16所示；表所示4为不同胎心深度下有效能量占比特征与胎心距离的关系，其曲线如图17所示；表5所示为不同胎心深度下功率谱熵特征与胎心距离的关系，其曲线如图18所示。可以发现本发明提取的四种特征值，均随胎心距离的增大而减小，具有良好的单调性，可有效反映胎心距离。
表2
Figure BDA0002944767810000181
表3
Figure BDA0002944767810000182
Figure BDA0002944767810000191
表4
Figure BDA0002944767810000192
表5
Figure BDA0002944767810000193
由上述实验结果可以发现，本发明提取的四类特征均可有效反映胎心距离，但单个特征具有不稳定性，并且在胎心距离较大或较小时，存在灵敏度较差的问题。因此，可将上述四个特征进行融合，为每个特征分别赋权重，获得可有效表征胎心距离的特征。
本发明利用最优加权法进行特征值融合，最优加权法是利用最小均方误差准则确定各特征值权重的特征融合算法，其原理如下：
Figure BDA0002944767810000194
式中：Ti为第i个特征值，
Figure BDA0002944767810000195
为加权后的特征值，wi为第i个特征值的权重。则特征值的均方误差为：
Figure BDA0002944767810000196
式中：
Figure BDA0002944767810000197
为第i个特征值的均方误差，
Figure BDA0002944767810000198
为加权后的特征值的均方误差。在权重和为1的条件下求上式的最小值，可得最优权重为：
Figure BDA0002944767810000199
由最优加权法的原理可知，特征值的方差越小，代表该特征值越稳定，则其权重越大，符合需求。因而，可以根据重复实验中各特征值的方差以确定其权重，通过该方法融合后的特征值可更加稳定、有效地表征胎心距离。经过重复实验的实验数据计算，本发明提取的四个特征值的方差如表6所示，利用式3.11计算可得各个特征值的权重，最终各特征值的权重如表7所示。
表6
Figure BDA0002944767810000201
表7
Figure BDA0002944767810000202
融合后的胎心信号特征值，可有效反映胎心距离的大小，本发明将其命名为胎心距离特征dis，其计算公式如下：
dis＝0.2×per0+0.4×Cv0+0.25×pval+0.15×HSE (3.12)
在不同胎心深度处，胎心距离特征dis与胎心距离的关系如表8所示，其曲线图如图19所示。从图中可以发现该特征值具有较好的单调性和灵敏度，同时线性度较好，因此可以稳定地表征胎心距离的大小。
表8
Figure BDA0002944767810000203
(4)胎心位置导向算法设计
本发明设计的超声探头中包含4个不同位置的方位检测换能器，在实际的胎心检测过程中，它们与胎心位置的距离各不相同，若能从各方位检测换能器与胎心位置间的距离的差异性中提取出反映胎心方位的信息，则可进一步引导用户寻找到合适的胎心测量位置。本发明将综合考虑各方位检测换能器采集的胎心信号的特征值间的差异，计算得出胎心方位信息，并进一步提出胎心位置导向策略。
为简化方位的说明，本发明以超声探头为基准建立方位坐标，如图20所示，4个方位检测换能器代表的方向始终不变，其中1号换能器代表正北方向，2号换能器代表正东方向，3号换能器代表正南方向，4号换能器代表正西方向，上述方向均以超声探头为基准。
由于使用者在使用过程中无法按照非常准确的方向移动超声探头，所以本文将胎心方位简化成8个主要方向，如图21所示，将360°的方位均分成8个方向，每个方向的范围为45°，并且关于x轴和y轴分别对称。
4.1胎心方位计算方法
为了能从4个方位检测换能器获取的胎心距离特征中提取出可有效反映胎心方位的信息，本发明首先提出了基于单一测点的胎心方位计算方法，再利用动态测量的思想改进该方法，提出基于多测点的胎心方位计算方法，大大提高了胎心方位计算的正确率。
单一测点的胎心方位计算方法首先建立超声探头空间坐标系，并在当前位置4个方位检测换能器获取的胎心距离特征的基础上，构建空间特征向量，利用各个特征向量的空间向量合成，提取胎心方位信息。为了充分利用4组方位胎心信号的空间信息，本发明在前述胎心距离特征的基础上，构建特征向量，如图22所示，以胎心信号采集换能器(5号换能器)为中心建立平面直角坐标系，分布于其四周的方位检测换能器(1～4号换能器)根据所在的相对位置以及其方位胎心信号的特征值构建坐标系中的向量。1～4号方位检测换能器在坐标系中对应的单位向量分别为
Figure BDA0002944767810000211
和
Figure BDA0002944767810000212
其分别代表y轴正方向、x轴正方向、y轴负方向和x轴负方向。令1～4号方位检测换能器采集的胎心信号的特征值分别为dis1、dis2、dis3和dis4，则其对应的特征值向量为：
Figure BDA0002944767810000213
Figure BDA0002944767810000214
Figure BDA0002944767810000215
Figure BDA0002944767810000216
为了综合考量不同方位向量的贡献程度，本发明通过向量叠加计算获得合成方位向量
Figure BDA0002944767810000221
其计算公式为：
Figure BDA0002944767810000222
代入各向量坐标值，可得：
Figure BDA0002944767810000223
Figure BDA0002944767810000224
采用其与x轴正方向的夹角
Figure BDA0002944767810000225
表示胎心位置的方向，如图23所示。
为了能准确获得夹角
Figure BDA0002944767810000226
值，在得到向量
Figure BDA0002944767810000227
的坐标之后，首先计算出其所在的象限，根据其所在的象限，即可确定向量
Figure BDA0002944767810000228
与x轴正方向的夹角
Figure BDA0002944767810000229
即胎心的方位。
第一象限：
Figure BDA00029447678100002210
第二象限：
Figure BDA00029447678100002211
第三象限：
Figure BDA00029447678100002212
第四象限：
Figure BDA00029447678100002213
胎心方位的计算结果如下：
Figure BDA0002944767810000231
式中：dir1为单一测点的胎心方位计算方法的计算结果。
上述方法是基于单一测点的胎心方位计算方法，但在实际使用过程中，单一测点的数据容易受到超声探头与孕妇腹部耦合程度不一致的影响，而容易造成误判。并且在实际的胎心位置导向过程中，会有多个测点的数据，若能将移动前后的数据综合起来计算胎心方位，则可有效减小耦合程度不一致而导致的胎心方位误判的概率。
图24所示为两个位置处的特征向量，位置1处的特征向量分别为
Figure BDA0002944767810000232
Figure BDA0002944767810000233
计算得到的胎心方位角为
Figure BDA0002944767810000234
位置2处的特征向量分别为
Figure BDA0002944767810000235
Figure BDA0002944767810000236
计算得到的胎心方位角为
Figure BDA0002944767810000237
位置1移动到位置2，移动距离为ln-1。由于在移动胎心仪超声探头的过程中超声探头可能会有一定的旋转，因此位置1和2处的特征向量存在夹角φn-1(角度较小)。综合位置1和2处的特征向量，特征向量的最终结果为：
Figure BDA0002944767810000238
利用上述特征向量计算特征向量和，其与x轴正方向的夹角写作θn，根据其所在的象限，即可计算得到θn，其计算公式如下：
第一象限：
Figure BDA0002944767810000239
第二象限：
Figure BDA0002944767810000241
第三象限：
Figure BDA0002944767810000242
第四象限：
Figure BDA0002944767810000243
胎心方位的计算结果如下：
Figure BDA0002944767810000244
式中：dir2为多测点的胎心方位计算方法的计算结果。
为验证胎心方位计算方法的有效行，在不同胎心位置处获取各个方位检测换能器的胎心信号，使用单一测点与多测点的方法计算胎心方位，并与实际的胎心方位作比较验证计算的结果是否正确。
实验装置如图14所示，实验中使用本发明设计的超声探头，实验测点(即超声探头的放置点)如图25所示，在8个主要方向上距离胎心位置4cm、6cm和8cm处(该距离为整个超声探头中心与胎心位置的距离)分别设置测点，共设置24个测点。实验过程中，超声探头的方向保持不变，分别在胎心深度h为5cm、10cm和15cm处重复实验。
表9、表10、表11分别为胎心深度5cm、10cm和15cm处的实验数据及其胎心方位计算结果。表中dis1、dis2、dis3和dis4分别为1～4号方位检测换能器采集的胎心信号的特征值，计算结果1为单一测点的胎心方位计算方法的计算结果，计算结果2为多测点的胎心方位计算方法的计算结果(使用当前测点与同方向相邻测点进行计算，旋转角度定为10°)，其中加粗的结果为错误的结果。
表9
Figure BDA0002944767810000251
表10
Figure BDA0002944767810000252
Figure BDA0002944767810000261
表11
Figure BDA0002944767810000262
Figure BDA0002944767810000271
由实验结果可知，单一测点的胎心方位计算方法的正确率为86.1％，多测点的胎心方位计算方法的正确率为97.2％，多测点的胎心方位计算方法大大提高了胎心方位计算的正确率，因此本发明使用多测点的胎心方位计算方法计算胎心方位。
4.2胎心位置导向策略
在胎心方位计算方法的基础上，本发明进一步提出胎心位置导向策略，以引导用户寻找到合适的胎心测量位置。该策略利用导向过程中移动前后的胎心数据，计算胎心方位，并给出胎心方位指示，最终找到合适的胎心测量位置。
如图26所示，本发明胎心位置导向策略的具体流程如下：
1)胎心信号检测开始；
2)判断胎心信号采集换能器是否检测到胎心信号，如果有检测到，则计算胎心率并显示，流程结束；如果没有，则到步骤3)；
3)启动4个方位检测换能器，采集方位胎心信号并保存；
4)判断该组方位胎心信号是否为第1组信号，如果是则到步骤5)，如果不是则到步骤6)；
5)使用单一测点的胎心方位计算方法计算胎心方位，给出胎心方位指示，并到步骤7)；
6)利用最新的两组方位胎心信号，使用多测点的胎心方位计算方法计算胎心方位，给出胎心方位指示，并到步骤7)；
7)引导使用者往该方向移动2cm左右，并到步骤2)。
由于使用者在使用过程中移动胎心仪的距离较难控制，且移动距离较大会带来诸多不确定因素，因此本策略中移动的步长定位2cm左右。
上述对实施例的描述是为便于本技术领域的普通技术人员能理解和应用本发明，熟悉本领域技术的人员显然可以容易地对上述实施例做出各种修改，并把在此说明的一般原理应用到其他实施例中而不必经过创造性的劳动。因此，本发明不限于上述实施例，本领域技术人员根据本发明的揭示，对于本发明做出的改进和修改都应该在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种基于胎心位置导向的胎心检测方法，包括如下步骤：
(1)利用超声多普勒胎心仪的超声探头采集当前测点的胎心信号，所述超声探头上设有一个用于胎心信号采集的换能器H5以及四个用于方位检测的换能器H1～H4，换能器H5位于探头的中心位置，换能器H1～H4在探头平面上分别位于换能器H5的正北、正东、正南、正西位置；
(2)对于换能器H1～H4所采集到的胎心信号，从中提取出可有效反映胎心距离信息的特征信息，包括周期性特征、变异系数特征、有效能量占比特征、功率谱熵特征，进而通过最优加权法对上述四组特征进行融合；
(3)根据换能器H1～H4对应融合后的胎心信号特征值dis1～dis4，通过胎心位置导向算法引导用户寻找到合适的胎心测量位置以采集优质的胎心信号。
2.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述换能器H5的直径为18～22mm，谐振频率为2.5～3.8MHz；所述换能器H1～H4的直径为8～10mm，谐振频率为200～250KHz。
3.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述换能器H1～H4与换能器H5之间设置了5～15°的倾斜角，使换能器H1～H4发射的超声波往探头***扩散，增加探头声场覆盖面积。
4.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述周期性特征的计算方法为：首先通过以下公式计算胎心信号的自相关函数；
Figure FDA0002944767800000011
其中：N0为一段胎心信号的长度，n和m均为自然数，x(n)为胎心信号中第n个采样点的信号值，x(n+m)为胎心信号中第n+m个采样点的信号值，Rxx(m)为x(n)与x(n+m)的自相关函数值；
然后取上述自相关函数中的第二个峰值作为胎心信号的周期性特征。
5.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述变异系数特征的计算方法为：首先采用一个固定大小的窗口对胎心信号进行滑动扫描，计算每个窗口内胎心信号的标准差σ和均值μ，并根据公式Cv＝σ/μ计算每个窗口内胎心信号的变异系数；然后统计变异系数大于给定阈值的窗口，并对这些窗口的变异系数取平均最终作为胎心信号的变异系数特征。
6.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述有效能量占比特征的计算方法为：首先对胎心信号进行自相关以及傅里叶变换得到信号的功率谱，进而根据功率谱通过以下公式计算出胎心信号的有效能量占比特征Pval；
Figure FDA0002944767800000021
其中：E(f)为胎心信号功率谱中频率f所对应的能量，Esum为胎心信号功率谱的总能量。
7.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述功率谱熵特征的计算方法为：首先对胎心信号进行自相关以及傅里叶变换得到信号的功率谱，以2Hz为单位区间宽度将整个功率谱分成多个频率区段，然后根据以下公式计算每个频率区段的有效能量占比；
Figure FDA0002944767800000022
其中：E(f)为胎心信号功率谱中频率f所对应的能量，Esum为胎心信号功率谱的总能量，Ei表示第i个频率区段，pi为第i个频率区段有效能量占比；
最后，根据以下公式计算出胎心信号的功率谱熵特征HSE；
Figure FDA0002944767800000023
8.根据权利要求1所述的胎心检测方法，其特征在于：所述步骤(3)中胎心位置导向算法的具体实现过程如下：
3.1以换能器H5为中心建立平面直角坐标系，确立胎心信号特征值dis1～dis4在坐标系中所对应的特征向量
Figure FDA0002944767800000024
进而通过向量叠加的方式计算合成方位向量
Figure FDA0002944767800000025
并确定向量
Figure FDA0002944767800000026
在坐标系中与x轴正方向的夹角
Figure FDA0002944767800000027
3.2根据夹角
Figure FDA0002944767800000028
确定胎心位置相对当前测点的方向，依此指引用户移动探头并采集下一测点的胎心信号，具体地：
当
Figure FDA0002944767800000031
则胎心位置位于当前测点的正东方向；
当
Figure FDA0002944767800000032
则胎心位置位于当前测点的东北方向；
当
Figure FDA0002944767800000033
则胎心位置位于当前测点的正北方向；
当
Figure FDA0002944767800000034
则胎心位置位于当前测点的西北方向；
当
Figure FDA0002944767800000035
则胎心位置位于当前测点的正西方向；
当
Figure FDA0002944767800000036
则胎心位置位于当前测点的西南方向；
当
Figure FDA0002944767800000037
则胎心位置位于当前测点的正南方向；
当
Figure FDA0002944767800000038
则胎心位置位于当前测点的东南方向；
3.3根据步骤(2)计算得到下一测点换能器H1～H4对应融合后的胎心信号特征值dis1'～dis4'，并确立胎心信号特征值dis1'～dis4'在坐标系中所对应的特征向量
Figure FDA0002944767800000039
通过融合前后两个测点的特征向量得到综合特征向量
Figure FDA00029447678000000310
并确定向量
Figure FDA00029447678000000311
在坐标系中与x轴正方向的夹角
Figure FDA00029447678000000312
3.4根据夹角
Figure FDA00029447678000000313
确定胎心位置相对当前测点的方向，其定位标准与夹角
Figure FDA00029447678000000314
一致，依此指引用户移动探头并采集下一测点的胎心信号，评估下一测点换能器H5所采集胎心信号的质量：若质量达标，则停止检测；若质量未达标，则返回执行步骤3.3。
9.根据权利要求8所述的胎心检测方法，其特征在于：所述步骤3.1中特征向量
Figure FDA00029447678000000315
的表示如下：
Figure FDA00029447678000000316
方位向量
Figure FDA00029447678000000317
若向量
Figure FDA00029447678000000318
在坐标系的第一象限，则
Figure FDA00029447678000000319
若向量
Figure FDA00029447678000000320
在坐标系的第二象限，则
Figure FDA00029447678000000321
若向量
Figure FDA00029447678000000322
在坐标系的第三象限，则
Figure FDA00029447678000000323
若向量
Figure FDA00029447678000000324
在坐标系的第四象限，则
Figure FDA00029447678000000325
10.根据权利要求8所述的胎心检测方法，其特征在于：所述步骤3.3中综合特征向量
Figure FDA0002944767800000041
的计算表达如下：
Figure FDA0002944767800000042
Figure FDA0002944767800000043
若向量
Figure FDA0002944767800000044
在坐标系的第一象限，则
Figure FDA0002944767800000045
若向量
Figure FDA0002944767800000046
在坐标系的第二象限，则
Figure FDA0002944767800000047
若向量
Figure FDA0002944767800000048
在坐标系的第三象限，则
Figure FDA0002944767800000049
若向量
Figure FDA00029447678000000410
在坐标系的第四象限，则
Figure FDA00029447678000000411
其中：φn-1为当前测点相对前一测点超声探头旋转的角度。
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