頭部旋轉(zhuǎn)運動下自適應(yīng)非接觸魯棒性心率檢測方法*

巴圖巴雅爾·歐赟 趙躍進3)? 孔令琴3)? 董立泉3) 劉明3) 惠梅

1) (北京理工大學(xué)光電學(xué)院,北京 100081)

2) (北京理工大學(xué),精密光電測試儀器及技術(shù)北京市重點實驗室,北京 100081)

3) (北京理工大學(xué)長三角研究院(嘉興),嘉興 314019)

基于人臉視頻的生理信號檢測面臨的主要挑戰(zhàn)是運動偽影噪聲.針對受試者頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動引起的偽影噪聲,本文提出利用頭部運動信息構(gòu)建自適應(yīng)濾波器的非接觸式心率檢測方法.該方法利用人臉二維和三維的特征點計算受試者運動中頭部的偏航和俯仰歐拉角度,并將其作為調(diào)控過程噪聲協(xié)方差的信號質(zhì)量指數(shù),進而構(gòu)建了自適應(yīng)Kalman 濾波器,實現(xiàn)了穩(wěn)健的心率估計.實驗結(jié)果表明:本文提出的方法可有效抑制頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動引起的噪聲,平均絕對誤差為2.22 beat/min,均方根誤差為2.76 beat/min,與現(xiàn)有方法相比準(zhǔn)確度分別提升9%與24.6%,具有統(tǒng)計顯著性.本文提出的頭部旋轉(zhuǎn)角度自適應(yīng)非接觸魯棒性心率檢測方法在自發(fā)運動的真實場景下能有效提升檢測的準(zhǔn)確性,擴大了成像式光電容積描記技術(shù)在視頻健康監(jiān)測領(lǐng)域的使用場景.

1 引言

心腦血管疾病已經(jīng)成為人類健康的主要威脅,根據(jù)心腦血管疾病早發(fā)現(xiàn)、早治療,積極干預(yù)的防治需求[1],尋求一種操作簡單、結(jié)果準(zhǔn)確、可重復(fù)性好、并可應(yīng)用于大規(guī)模人群日常檢測的測量技術(shù)具有重要意義.成像式光電容積描記(imaging photoplethysmography,IPPG)技術(shù)是在光電容積描記(photoplethysmography,PPG)技術(shù)基礎(chǔ)上發(fā)展的一種基于成像設(shè)備的非接觸生理參數(shù)檢測技術(shù)[2,3],克服了傳統(tǒng)PPG 技術(shù)存在的缺陷,正逐漸應(yīng)用于遠程醫(yī)療監(jiān)控等領(lǐng)域,成為近年來研究的熱點[4,5].

基于IPPG 的心率測量技術(shù)研究已經(jīng)取得了重要進展,可以在受試者靜止及輕微非剛性運動狀態(tài)下實現(xiàn)心率測量[6,7],運動偽影是目前限制該技術(shù)的主要瓶頸.解決運動偽影的常用方法主要包括基于數(shù)據(jù)的顏色通道線性組合法、基于先驗知識的顏色通道組合法及基于圖像預(yù)處理的方法.基于數(shù)據(jù)的顏色通道線性組合法是依據(jù)血紅蛋白的光吸收在整個光譜范圍內(nèi)的相對強度差異性,利用數(shù)據(jù)統(tǒng)計線性組合人體皮膚在三色通道的信號實現(xiàn)運動魯棒性的方法,通常綠色通道具有較強的脈搏信號強度[8].2008 年,Hülsbusch[9]構(gòu)建了雙色通道線性組合法,首次利用該強度的差異性將PPG 信號和運動偽影分成兩個獨立的信號;2010 年,Poh 等[10,11]擴展了這項工作,提出了通過獨立分量分析(independent component analysis,ICA)方法,并將非高斯性作為獨立標(biāo)準(zhǔn)線性組合三通道信號;Lewandowska 等[12]在2011 年提出主成分分析(principal component analysis,PCA)法重新定義了三通道的獨立線性組合,使用盲源分離技術(shù)(blind source separation,BSS)分離了PPG 信號及噪聲.基于數(shù)據(jù)的顏色通道線性組合法認(rèn)為攜帶脈搏信號的成分是先驗未知的,同時顯示出最強的周期性,但由于運動偽影同樣具有強周期性使其不適用于真實運動場景.由于基于數(shù)據(jù)的線性組合法需要較長觀測時間,有研究提出了基于先驗知識的顏色通道組合法,根據(jù)不同的經(jīng)驗推理加權(quán)組合三色通道信號克服運動偽影.其中具有代表性的研究如下:2013 年Haan 和Jeanne[13]提出的基于皮膚反射物理模型組合三通道信號獲得色度(chrominance,CHROM)信號的方法,首次實現(xiàn)利用IPPG技術(shù)測量單人受試者在健身器材上運動時的心率;2017 年,Wang 等[14]提出了顏色失真濾波算法(color-distortion filtering,CDF),選取不同的顏色特征變化作為噪聲和信號的分離依據(jù),從而實現(xiàn)對RGB 信號濾波;2017 年,Wang 等[15,16]提出的基于正交膚色平面(plane orthogonal to skin,POS)的方法,在RGB 空間中尋找一個與皮膚正交的平面以提取脈沖信號.上述研究均是針對信號處理部分,實際上對圖像進行跟蹤配準(zhǔn)等預(yù)處理也可以實現(xiàn)在一定程度減小運動偽差影響,如圖像配準(zhǔn)法[17]、感興趣區(qū)域(region of interest,ROI)空間平均法[6]、ROI 跟蹤法[18]、依據(jù)時頻分析法的抗運動頻譜峰值跟蹤[19],及適用于長距離移動的基于自適應(yīng)變焦系統(tǒng)心率檢測法[20]等.

然而,現(xiàn)有方法均只適用于呼吸、頭部輕微移動等非剛性運動場景,當(dāng)受試者進行旋轉(zhuǎn)頭部和行走等自發(fā)性運動時無法準(zhǔn)確估計心率.針對上述問題,本文提出了一種利用角度信息構(gòu)造自適應(yīng)濾波器抑制頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動偽差的方法,提供單一穩(wěn)健的心率估計.該方法在目前基于IPPG 心率測量研究的基礎(chǔ)上擴大了在自發(fā)運動狀況下的使用場景,滿足了在頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動場景下非接觸的實時準(zhǔn)確測量心率,從而有效監(jiān)控運動中受試者的健康狀態(tài),進一步推動了IPPG 在生理信號檢測和視頻健康監(jiān)測領(lǐng)域的發(fā)展.

基于人臉視頻[21]的IPPG 心率測量技術(shù),利用成像設(shè)備對包含被測部位的信息進行視頻采集[22],將脈搏信號即由血液容積變化引起的光強變化用視頻圖像的方式記錄下來,再通過對視頻圖像處理提取出脈搏波信號[23-25],最后通過脈搏波特征量的分析實現(xiàn)心率信號的提取[4,26,27].事實上,在普通的生活場景中,如在健身、長期遠程連接醫(yī)療監(jiān)控技術(shù)時,難以避免受試者相對于相機的運動.下面將針對受試部位(臉部)剛性旋轉(zhuǎn)運動引起的運動偽差,分析其產(chǎn)生原因,并對本文提出的噪聲抑制方法進行闡述.

2 方 法

基于人臉視頻的IPPG 心率測量技術(shù),利用成像設(shè)備對包含被測部位的信息進行視頻采集,將脈搏信號即由血液容積變化引起的光強變化用視頻圖像的方式記錄下來,再通過對視頻圖像處理提取出脈搏波信號,最后通過脈搏波特征量的分析實現(xiàn)心率信號的提取.

2.1 剛性運動偽差

在運動的場景中,將人臉視作一個剛體,即其在三維空間中的旋轉(zhuǎn)運動可以分為3 種類型:俯仰(pitch)、偏航(yaw)、翻轉(zhuǎn)(roll),如圖1 所示.

圖1 人臉的3 個旋轉(zhuǎn)運動自由度Fig.1.Three rotational freedom degrees of human head.

當(dāng)生物皮膚組織在各個方向具有均勻照度的理想環(huán)境(積分球)中,且觀察角度小于60°時,可近似視作擴展的朗伯輻射源[28].假設(shè)人臉在理想光照環(huán)境中運動,即將人臉視作擴展朗伯輻射源,其輻亮度與方向無關(guān).

當(dāng)人臉保持靜止時,成像系統(tǒng)像平面的輻照度E可表示為

其中,τ表示成像系統(tǒng)透過率;L表示ROI 輻亮度;D/f′表示光學(xué)系統(tǒng)數(shù)值孔徑.

CCD 相機接收到的總功率P可表示為

其中,AEP表示入射光瞳面積.

原始IPPG 信號正比于CCD 接受總功率與ROI 的像面積之比

人臉作為擴展朗伯輻射源,所以當(dāng)人臉以角度α旋轉(zhuǎn)時輻亮度L不隨角度α變化,只有ROI 的像面積隨角度α變化,因此(3)式應(yīng)改寫為

由于當(dāng)人臉做翻轉(zhuǎn)運動時CCD 相機獲取的像面大小實際上沒有改變,并且在真實場景中頭部的上下、左右方向的旋轉(zhuǎn)運動更頻繁,故在本文中僅考慮俯仰和偏航運動對心率信號的影響.

人臉做俯仰和偏航運動會引起 cos2α的變化,從而對IPPG 信號引入誤差.然而真實場景中的環(huán)境與均勻照度的積分球的差異較大,人臉ROI 作為接收面,入射光強會隨著接收面法線和輻射方向的夾角改變而變化,導(dǎo)致CCD 相機采集視頻時人臉ROI 作為輻射面的輻亮度L也會隨著之改變.

綜上所述,當(dāng)人臉做俯仰或偏航運動時,原始IPPG 信號會受旋轉(zhuǎn)角度α變化及ROI 入射光強變化的調(diào)制,繼而引入了運動偽影.

2.2 旋轉(zhuǎn)運動自適應(yīng)濾波器

依據(jù)貝葉斯算法,在測量心率前對真值的預(yù)測為該時刻的先驗概率,在得到測量值后對真實值的估計為后驗概率.由于后驗概率中包含測量過程中產(chǎn)生的噪聲,例如運動偽影等,故利用先驗概率修正信號實現(xiàn)對錯誤心率估計的濾波.本文僅考慮測量過程中旋轉(zhuǎn)頭部運動的影響,如無特別說明下文中提到的測量噪聲均指旋轉(zhuǎn)頭部運動引入的偽影.

依據(jù)2.1 節(jié)的分析,本文利用貝葉斯框架,設(shè)計了一種頭部旋轉(zhuǎn)運動自適應(yīng)濾波器,其實質(zhì)是根據(jù)人臉旋轉(zhuǎn)的角度信息自適應(yīng)地改變過程噪聲協(xié)方差估計,在新數(shù)據(jù)到達時準(zhǔn)確估計心率動態(tài)變化.

2.2.1 自適應(yīng)過程噪聲協(xié)方差

為從人臉視頻中獲取頭部旋轉(zhuǎn)角度信息,即頭部姿態(tài)歐拉角,首先利用 CLNF 算法定位面部特征點坐標(biāo),并將二維點反向投影到三維人臉模型,得到三維點坐標(biāo),再通過標(biāo)定獲得相機標(biāo)定參數(shù),最后利用最小二乘法求解透視位姿得出頭部姿態(tài)歐拉角[29-32].本文僅考慮俯仰角度(pitch)和偏航角度(yaw):

對所獲角度的絕對值進行歸一化并取反操作,使數(shù)值范圍在0—1 之間.并滿足旋轉(zhuǎn)角度較大時數(shù)值趨近于0,角度較小時數(shù)值趨近于1:

令信號質(zhì)量指數(shù)為

利用信號質(zhì)量指數(shù)θSQI調(diào)節(jié)測量噪聲協(xié)方差估計,構(gòu)成頭部旋轉(zhuǎn)自適應(yīng)協(xié)方差RSQI:

其中,R0取經(jīng)驗值0.1[33].由此將獲得的自適應(yīng)測量噪聲協(xié)方差與Kalman 濾波器結(jié)合,使得濾波器在頭部旋轉(zhuǎn)歐拉角較大即數(shù)據(jù)置信度較低時,測量噪聲協(xié)方差較大.

2.2.2 基于RSQI調(diào)控Kalman 增益構(gòu)造自適應(yīng)濾波器

本文提出的貝葉斯決策是基于張玉燕等[34]和Nemati 等[35]提出的Kalman 濾波器基礎(chǔ)上實現(xiàn)的.Kalman 濾波器提供了一種有效的遞歸解決方案,它通過組合之前狀態(tài)值和當(dāng)前觀測值,推斷或重構(gòu)最符合系統(tǒng)狀態(tài)真實值的最優(yōu)估計.

假設(shè)第k個的心率真實狀態(tài)值為xk,觀測值為yk,分別滿足如下的離散時間差分方程:

其中,A為狀態(tài)轉(zhuǎn)移矩陣;xk-1為前一時刻的心率狀態(tài)值;uk為該時刻系統(tǒng)的控制輸入變量;H為系統(tǒng)的測量參數(shù);wk-1為過程激勵噪聲,vk為測量噪聲,二者均為高斯噪聲且相互獨立,他們的正態(tài)分布均值為0,協(xié)方差分別為.由于人體在穩(wěn)定狀態(tài)下心率不會突變,因此假定A為單位矩陣;忽略控制輸入變量、將測量參數(shù)H設(shè)為1;忽略過程激勵噪聲的影響,將Q設(shè)置為經(jīng)驗值1.(10)式和(11)式改寫為

假設(shè)第k-1個心率為均值為、協(xié)方差為的正態(tài)分布,即第k-1 個時刻的后驗估計的協(xié)方差為

預(yù)測步驟

根據(jù)貝葉斯規(guī)則,第k個時刻的先驗估計及協(xié)方差為

即預(yù)測步驟為:當(dāng)前時刻的先驗概率由上一時刻的后驗概率決定.

更新步驟

可以由預(yù)測步驟得到第k個時刻的狀態(tài)更新,即后驗估計及協(xié)方差為

(16)式和(17)式中,Kalman 增益是Kalman 濾波過程中的核心步驟.利用(9)式得到的自適應(yīng)測量噪聲協(xié)方差來調(diào)節(jié)Kalman 增益系數(shù),定義如下:

當(dāng)出現(xiàn)偽影時,估計測量噪聲協(xié)方差RSQI會增大,顯著降低Kalman 增益,此時降低測量數(shù)據(jù)的置信度,更信任該時刻的先驗概率分布.

圖2 為本文提出自適應(yīng)濾波器的算法流程圖.首先,使用頭部姿勢歐拉角信息構(gòu)建心率信號質(zhì)量指數(shù),用于估計自適應(yīng)測量噪聲協(xié)方差RSQI.然后,利用RSQI計算Kalman 增益系數(shù);根據(jù)頭部姿勢角度值的動態(tài)變化,結(jié)合Kalman 增益系數(shù)、心率測量值和當(dāng)前時刻的先驗概率,實現(xiàn)對新到達數(shù)據(jù)的自適應(yīng)濾波.最終,將當(dāng)前狀態(tài)的后驗概率更新為后續(xù)狀態(tài)的先驗概率.當(dāng)某一時刻后不再有新的心率測量值傳入時,退出該更新迭代循環(huán).

圖2 頭部旋轉(zhuǎn)角度信息作為自適應(yīng)濾波器質(zhì)量控制的流程圖Fig.2.Flow chart of head rotation angles as a quality control of our proposed adaptive filter.

3 實驗系統(tǒng)

3.1 實驗方案

實驗方案如圖3 所示.實驗中采集的視頻幀率為30 frame/s,分辨率為1024×768,并保存為AVI格式.所有測量均采用環(huán)境光穩(wěn)定的房間,避免了環(huán)境光強突變對實驗結(jié)果的干擾.在所有實驗中,CCD 相機采集人臉視頻,然后通過數(shù)據(jù)線傳輸?shù)诫娔X端進行存儲和分析.同時,利用指夾式血氧儀(德州儀器公司,AFE4400SPO2EVM)進行心率檢測,并將其測量結(jié)果作為參考真值.

圖3 實驗方案圖 (a) 實驗裝置示意圖;(b) 采集到的視頻片段((i)頭部姿勢的歐拉角為0°;(ii) 頭部俯仰運動;(iii) 頭部偏航)Fig.3.Experimental plan diagram:(a) Experiment set-up;(b) video clips ((i) the Euler angle of the head pose is 0°;(ii) the head pitch segment;(iii) the head yaw segment).

參加實驗的志愿者為21 名年齡在23—28 周歲之間的在校研究生,志愿者在參加實驗前被告知了實驗?zāi)康那揖亲栽竻⒓訉嶒?所有參加實驗的志愿者均身體健康無心臟病等疾病.實驗中,要求受試者距離CCD 相機0.5 m 保持靜止,并正向面對相機(視線與相機法線平行)隨機做出頭部俯仰及偏航的動作.

3.2 感興趣區(qū)域提取

本文設(shè)計了如下由面部關(guān)鍵點構(gòu)建的動態(tài)臉頰與鼻翼ROI 區(qū)域提取方法:選取面部68 個關(guān)鍵點中第1,17,42 和47 個關(guān)鍵點構(gòu)建人臉ROI 區(qū)域,如圖4(a)所示.由p1和p2關(guān)鍵點決定的矩形區(qū)域作為ROI 區(qū)域,如圖4(b)所示.

圖4 中,p1和p2關(guān)鍵點的坐標(biāo)由下式確定:

式中pxn和pyn(n=1,16,41,46) 代表 點n的x坐 標(biāo)和y坐標(biāo);加(減)50 代表向右(左)偏移50 個像素值,如圖4(b)中藍色圓點所示;h代表當(dāng)前幀的人臉檢測高度.采用兩側(cè)關(guān)鍵點分別向內(nèi)偏移50 個像素值決定矩形框左右邊界,保證ROI 區(qū)域內(nèi)不會隨著頭部的旋轉(zhuǎn)運動(如圖4(c))而采集到環(huán)境背景,從而很好地避免了引入唇色噪聲和背景噪聲.

圖4 矩形ROI 區(qū)域選取示意圖 (a)面部68 個關(guān)鍵點檢測;(b)臉頰矩形ROI 區(qū)域;(c)偏航運動時ROI 區(qū)域Fig.4.Flow chart of rectangular ROI area selection:(a) 68 feature points detection;(b) rectangular ROI area;(c) ROI area during yaw motion.

3.3 數(shù)據(jù)處理

本文提出的心率檢測方法算法流程如圖5 所示.首先采用開源工具OpenFace2.0 對采集到的視頻進行人臉檢測,基于特定人臉關(guān)鍵點選取毛細血管分布豐富的臉頰和鼻翼區(qū)域作為ROI,對每一幀的人臉圖像提取ROI 區(qū)域可以有效克服因受試者頭部移動等運動引入的噪聲偽影.然后將每一幀ROI 的像素均值按視頻時間序列連接生成原始IPPG 信號.然后將每一幀ROI 的像素均值按視頻時間序列連接生成原始IPPG 信號.再采用先驗平滑濾波(prior smoothing filter,PSF)[36]對IPPG信號進行去趨勢處理,去除信號的低頻漂移趨勢噪聲.通過小波濾波算法消除高頻噪聲,具體為首先選擇db12 小波基對原始信號進行6 層分解,由于人體脈搏信號頻率一般在0.7—4.0 Hz 之間,因此選擇第4,5,6 層的細節(jié)信號重構(gòu)脈搏波信號(對應(yīng)的頻率范圍為0.469—3.75 Hz).最后對去噪后的信號建立10 s 的滑動窗口進行快速傅里葉變換[37],設(shè)置滑動步長為0.2 s,并對窗口內(nèi)的有效數(shù)據(jù)進行補零操作避免頻譜泄漏,獲得其對應(yīng)功率譜,并利用功率譜峰峰值所在頻率估算心率.并對指夾式血氧儀獲取的一維時域脈搏信號同樣以10 s 的窗口大小及0.2 s 的滑動步長進行快速傅里葉變換,通過其功率譜計算得到參考真實心率值.

圖5 本文提出方法的流程圖Fig.5.Flow chart of method proposed in this paper.

在上述基礎(chǔ)上,結(jié)合人臉二維及三維特征點計算頭部姿勢歐拉角度,進而根據(jù)角度絕對值獲得信號質(zhì)量指數(shù)θSQI,利用θSQI估計測量噪聲協(xié)方差RSQI從而調(diào)控Kalman 增益,以此構(gòu)建一個頭部旋轉(zhuǎn)運動的自適應(yīng)濾波器.該濾波器能夠依據(jù)頭部旋轉(zhuǎn)角度的變化動態(tài)濾除旋轉(zhuǎn)運動引入的噪聲,進而實現(xiàn)單一穩(wěn)健的心率檢測.

4 結(jié)果與討論

為驗證本文提出算法的可行性,將所提出的濾波器與目前性能較佳的CHROM 方法[13]結(jié)合并進行對比實驗.

圖6 為某一受試者的測試結(jié)果.圖中淺灰色和深灰色虛線分別為頭部偏航和俯仰角度變化曲線,藍線為參考設(shè)備指夾式血氧儀測得的心率值.綠線為僅采用CHROM 算法測得的心率值,紅線為加入本文提出的自適應(yīng)濾波器算法后測得的心率值.從圖6 可以看出,當(dāng)局部出現(xiàn)運動偽影時,CHROM不能有效抑制運動偽差,而結(jié)合本文提出的算法后,能穩(wěn)健地抑制運動偽差,實現(xiàn)心率準(zhǔn)確測量.

圖6 本文提出的濾波器與CHROM 結(jié)合的對比結(jié)果Fig.6.Comparison results of the filter proposed in this paper combined with CHROM.

為定量描述上述兩種方法的21 組實驗結(jié)果與真實心率值之間的一致性,用相關(guān)性圖進行了結(jié)果分析,結(jié)果如圖7 所示.

圖7 給出了CHROM 方法和本文提出的濾波器與CHROM 結(jié)合的21 組實驗結(jié)果相關(guān)性圖.圖中任意一點的橫軸表示實驗的心率估計值,縱軸表示指夾式血氧儀獲得的心率參考真值.從圖7 的相關(guān)性結(jié)果中可以看出,與傳統(tǒng)的CHROM 方法相比,利用本文所提方法獲得的心率估計值與心率真實值更趨于一致,表明頭部旋轉(zhuǎn)自適應(yīng)濾波器顯著提高了心率估計結(jié)果與真實心率結(jié)果的一致性.

為了進一步證實這一結(jié)論說法,將本文設(shè)計的濾波器與不同的傳統(tǒng)方法(GREEN,CDF,POS,CHROM)結(jié)合前后的性能(誤差)進行定量分析,結(jié)果如表1 所列.

表1 為本文設(shè)計的濾波器與不同的傳統(tǒng)方法(GREEN,CDF,POS,CHROM)結(jié)合前后測得心率值的MAE 和RMSE 誤差結(jié)果,從表1 可以看出,4 種方法增加了本文的自適應(yīng)濾波器后MAE及RMSE 均有明顯提升效果;其中在CHROM 的基礎(chǔ)上組合本文的自適應(yīng)濾波器后的效果最優(yōu),其MEA 及RMSE 值分別為2.22 beat/min 和2.74 beat/min,較CHROM 的結(jié)果提升了9%和25%,R2相關(guān)系數(shù)提升了3%.尤其應(yīng)注意,CHROM疊加CDF 再與本文的自適應(yīng)濾波器結(jié)合后,R2相關(guān)系數(shù)最優(yōu),高達0.8901,說明CDF 方法與本文的濾波器結(jié)合能有效提升心率信號與真實值的相關(guān)性.上述結(jié)果分析表明,本文提出的頭部剛性旋轉(zhuǎn)自適應(yīng)濾波器能有效抑制旋轉(zhuǎn)運動引入的偽影并且顯著提升估計心率值的準(zhǔn)確性.

圖721 組實驗結(jié)果相關(guān)性圖(圖中紅線表示y=x 的線性關(guān)系) (a) CHROM 方法的相關(guān)性圖;(b)本文提出的濾波器與CHROM 結(jié)合的相關(guān)性圖Fig.7.Correlation plots of 21 groups of experimental results (the red lines in the plots indicate linear relationship of y=x):(a) Correlation plot of CHROM method;(b) correlation plot of combining CHROM with our proposed adaptive filter.

表1 本文提出的自適應(yīng)濾波器與不同的傳統(tǒng)方法結(jié)合前后實驗結(jié)果對比Table 1.Comparison of experimental results before and after combining the filter proposed in this paper with different traditional methods.

需要說明的是,本文在處理頭部姿態(tài)歐拉角度時應(yīng)用的歸一化操作使用了視頻片段中的最大歐拉角度用于確定信號質(zhì)量指數(shù),在實時監(jiān)控受試者的心率值時,會有一定的處理時間延遲,因此我們會在未來的工作中繼續(xù)進行相關(guān)的實驗研究.Kalman 濾波器參數(shù)的初始化值是影響該技術(shù)性能的重要因素,本文并沒有確定心率檢測的最優(yōu)濾波器參數(shù),相關(guān)工作將在日后的研究中進行探討.此外,本文提出的由頭部姿態(tài)信息估計自適應(yīng)測量噪聲協(xié)方差,并以此構(gòu)建自適應(yīng)Kalman 濾波器抑制運動偽差的方法,適用于任何由運動偽影引入噪聲的時間序列信號,可以擴展到其他非接觸式生理參數(shù)檢測及跟蹤技術(shù)領(lǐng)域.

5 結(jié)論

本文針對非接觸式心率檢測時受試者剛性運動引入偽影的問題,提出了一種根據(jù)頭部姿態(tài)角度作為主要失真指標(biāo)提高心率測量準(zhǔn)確率的方法.該方法利用人臉檢測技術(shù)獲得受試者頭部姿態(tài)歐拉角度并以此計算信號質(zhì)量指數(shù)θSQI,根據(jù)θSQI估計測量噪聲協(xié)方差來調(diào)控Kalman 增益,從而構(gòu)建一個頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動的自適應(yīng)濾波器,利用該濾波器有效提高了心率檢測準(zhǔn)確性.與傳統(tǒng)的適應(yīng)于運動場景的心率檢測算法的對比分析表明,本文提出并設(shè)計的自適應(yīng)濾波器有效解決了頭部剛性旋轉(zhuǎn)運動引起偽差的問題.該方法使基于人臉視頻的心率檢測技術(shù)在現(xiàn)實場景中有效監(jiān)控受試者自發(fā)運動時的健康狀態(tài)成為可能,進一步推動了IPPG 技術(shù)在生理信號檢測和視頻健康監(jiān)測領(lǐng)域的發(fā)展.