專利名稱：一種基于心電信號的自適應肌電干擾去除方法
技術領域：
本發明涉及生物醫學數字信號處理領域，尤其是涉及采用一種自適應濾波器，濾除心電信號中的肌電干擾成分。本發明根據心電信號自身頻率和幅度的變化情況，自動調整濾波器的對不同頻率信號的衰減幅度，在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大地濾除干擾信號。
背景技術：
心電圖檢測與分析在臨床診斷中具有重要價值，是了解心臟的功能與狀況、輔助診斷心血管疾病、評估各種治療方法有效性的最基本方法之一。心電信號是微弱低頻人體生理電信號，其通常頻率在0. 05-100HZ，幅值不超過4mv。心電信號的現代處理方法是通過安裝在皮膚表面的電極經放大電路和模數轉換獲取其數字形式。由于人體本身狀態和檢測環境地影響，所獲取的心電信號中通常包含有噪聲干擾，主要成分為工頻干擾，環境供電造成，頻率為50或60Hz ；基線漂移，通常由電極移位或呼吸等低頻干擾造成，頻率范圍一般為0. 05-lHz ；肌電干擾，由人體肌肉緊張引起，其頻譜較寬，并且與心電頻譜混疊。現代信號處理技術對于不同的干擾信號通常采用數字濾波器將其濾除。對工頻干擾，由于其頻率固定，使用陷波器即可得到很好的效果，即使對工頻頻率不穩的情況，由于其頻率波動很小，也可適當加寬陷波器阻帶或采用自適應陷波器(如小波方法)得到很好效果。對于基線漂移，采用普通高通濾波器可以將其濾除，但會嚴重影響心電圖波形，特別是ST-T段的波形，因此在標準心電圖儀上不建議采用。由于基線漂移通常由電極移位或呼吸等低頻干擾造成，其變化可以看作疊加在心電信號上的呼吸波，較好的濾波方法是采用Cube-Spling樣條函數擬合呼吸波，此方法的關鍵環節在于特征點的選取和減小實時處理的延遲時間。目前，這一方法已廣泛應用于中高檔心電圖儀中。肌電干擾，由人體肌肉緊張引起，其頻譜特征接近白噪聲，可看作是瞬時發生的零均值帶限噪聲。由于肌電的頻譜較寬，并且與心電頻譜混疊，用一般的濾波形式很難將其分開。心電信號中若包含有較大的肌電干擾會嚴重影響心電圖的判讀而影響臨床診斷。目前， 排除肌電干擾的最有效方法是采用高質量電極，同時要求受測者靜臥以減少肌肉緊張。但對有些實時監測的心電圖檢測，如運動心電圖試驗和M小時動態心電圖，受測者不僅不可能靜臥，而且還要在運動中測試心電圖；即使是常規心電圖靜臥測試，對某些病人，如哮喘和半身不遂病人，肌肉緊張導致的較大肌電干擾也是不可避免的。鑒于此，心電圖儀的肌電干擾濾除功能是必不可少的。通常的方法是提供不同截止頻率的低通濾波器30Ηζ、45Ηζ、 70Hz，在使用中由儀器操作者確定使用哪一頻率的低通濾波器。濾波頻率低，濾波效果好些，但會影響心電信號本身成分。圖1為未經濾波的原始心電信號，以30Hz低通為例(如圖 2)，雖然較好地去除了干擾成分，但嚴重地影響了心電圖成分，QRS波幅度明顯降低，幅度超過22% ；對70Hz低通情形(如圖3)，濾波對心電圖無顯著影響(QRS波幅度降低<3%)，但對干擾去除亦幾乎無作用；45Hz情形介于以上二種情形之間(圖4)，濾波效果不甚理想，而QRS
3波幅度降低亦達11%。此外，這一方法在操作上也有其缺陷第一，不僅操作相對繁瑣，而且即使是對有經驗的操作者來說，也很難確定什么情形使用什么頻率的低通濾波器；其次，即使對同一病人同一次檢測過程而言，由于肌電干擾是實時改變的，操作者不可能提前預判并實時操作哪一時段用哪一濾波頻率。綜上所述，用標準低通濾波器濾除肌電干擾的兩難困惑是用較低截止頻率的低通濾波器，以犧牲心電信號成分為代價，盡可能多的濾除肌電干擾，獲得容易判讀的心電圖；或者，用較高截止頻率的低通濾波器，以犧牲心電圖可讀性為代價，盡可能多的保留心電信號內容。兩種方法其結果都將影響心電圖的臨床診斷價值，導致誤判、漏判。
發明內容
本發明的目的是提供一種濾波方法，在盡可能少地影響心電信號本身內容的前提下，更多地濾除干擾信號，使心電圖的臨床判讀更清晰、容易，也更準確，以達到在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大地濾除干擾信號的目的。為了實現本發明的目的提出一種基于心電信號的自適應肌電干擾去除方法，該方法根據心電信號自身頻率和幅度的變化情況，調整濾波器對不同頻率信號的衰減幅度，在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大限度的濾除干擾信號。所述的濾波器為一種截止頻率可隨信號內容改變而實時調整濾波頻率的低通濾波器，該濾波器包含有一個監控模塊和一個變頻低通濾波模塊，該監控模塊用于監測源信號的頻率和幅度變化情況并根據對心電信號的先驗知識，對源信號心電內容自身頻率和幅度的變化情況作出評估，調整濾波模塊的低通截止頻率；所述變頻低通濾波模塊完成對不同頻率信號形成不同的衰減幅度。 所述心電信號S (t)表示為 HPf=s (LP f=s(S(t)))
其中，HP f=s表示強高通濾波器，LP f=s表示強低通濾波器心電信號S(t)在t0點所包含內容含量的大小EUci)為 E (t0) = / t0+At t0-At I S(t+ δ t)-S(t) I dt
將EUtl)按等分或不等分為多個極差，所述低通濾波器的截止頻率根據該極差由大到小分級。所述低通濾波器為有限沖擊響應類型濾波器、多點平滑濾波器、加權的多點平滑濾波器或巴特沃斯形式的低通濾波器；該低通濾波器設計為零相移。本發明的效果
與傳統濾波采用高通、低通、帶通或帶阻濾波器去除或保留某一頻率或頻率范圍的方法不同，本發明根據心電信號自身頻率和幅度的變化情況，自動調整濾波器的對不同頻率信號的衰減幅度，在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大地濾除干擾信號，避免了對心電圖的臨床診斷價值的影響以及導致誤判、漏判的可能。
圖1是未經濾波的單導心電信號； 圖2是經30Hz低通濾波的心電信號；
4圖3是經70Hz低通濾波的心電信號； 圖4是經45Hz低通濾波的心電信號； 圖5是經肌電干擾去除方法濾波的心電信號； 圖6是實時調整濾波頻率的低通濾波器結構圖； 圖7是12導聯心電圖的原始信號； 圖8是12導聯心電圖的濾波后信號。
具體實施例方式為使本發明的目的、技術方案和優點更加清楚明白，以下結合具體實施例，對本發明進一步詳細說明。本發明的核心是設計了一種其截止頻率可隨信號內容改變而實時調整濾波頻率的低通濾波器。該濾波器包含有一個監控模塊和一個變頻低通濾波模塊，如圖6。監控模塊用于監測源信號的頻率和幅度變化情況并根據對心電信號的先驗知識，對源信號心電內容自身頻率和幅度的變化情況作出評估，自動調整濾波模塊的低通截止頻率；濾波模塊完成對不同頻率信號形成不同的衰減幅度，達到在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大地濾除干擾信號。考慮通過皮膚電極、導聯線、放大電路和A/D后獲得的源信號S (t)由心電信號 ECG (t)、干擾噪聲信號Noise (t)和基線漂移信號Drift (t)三部分構成(假設工頻干擾為 0或已排除，此要求不難滿足)
S(t) = ECG (t) +Noise (t) +Drift (t)(1)
以下我們定義，較低截止頻率的低通濾波器稱為強低通，較高截止頻率的低通濾波器稱為弱低通。若用LPfR表低通濾波器(Low I^ass)，其中下標f表示其截止頻率，有LPf=s為強低通(strong)，LPf=w為弱低通(weak)。同理，我們有強/弱高通(High Pass)濾波器 HPf=s和HPf=w。若將LP，HP看作算子Ψ，為了使以下推導成立，要求以Ψ為算子的LP，HP具有線性特征，即對任意變量x，y和常數a，b有Ψ (ax+by)=a￥ (x)+b￥ (y)0同時，由于低通濾波模塊的截至頻率可變，要求低通濾波模塊中的濾波器為零相移。滿足以上兩個條件的濾波器不難設計。本發明的核心是濾波器監控模塊的設計。首先確定用于心電信號內容評估的信號源。如“背景技術”中論述可知，強低通濾波對噪聲的濾除效果較好，反之較差。而強高通濾波可以有效地去除基線漂移，但強低通和強高通都會導致心電圖形態改變。監控模塊的目標是心電信號內容評估，而不是獲取心電圖用于臨床診斷，因此，此時可以不考慮心電圖形態改變。用高通HP和低通LP同時作用于S (t)，根據HP和LP的性質，有 HP (LP (S (t))) =HP (LP (ECG (t))) +HP (LP (Noise (t))) +HP (LP (Drift (t)))
^ HP (LP (ECG (t))) + (LP (Noise (t)) +HP ((Drift (t)) (2) 考慮HP采用強高通HPf=s(f>0. 5Hz)，LP采用強低通LP f=s(f<25Hz)，一般地，不失實用性，可以選定合適的f，有
LP f=s (Noise (t)) ^O 和 HPf=s ((Drift (t)) ^ 0(3)艮P HP f=s (LP f=s (S (t))) HP f=s (LP f=s (ECG (t)))(4)
由此，我們有可用于評估心電信號內容的信號源HP f=s (LP f=s (S (t))) 為了評估心電信號內容含量的大小，我們定義任一信號S(t)在、點所包含內容含量的大小由(tfAt，V At)段的能量EUtl)確定，E (t0)可以有多種計算方法，最簡單計算可以定義為S(t)在(t0-At, VAt)段的疊加，即
E (t0) = f t0+At t0-At S(t)dt(5)
本發明根據心電信號的特點(QRS群能量最為集中)，采用差值疊加的方法計算Eatl), 取得了更好的效果
E (t0) = / t0+At t0-At I S(t+ δ t)-S(t) I dt(6)
確定了 Eatl),變頻低通濾波模塊的設計則相對簡單。將Ε(、)分為若干個極差，并根據Eatl)由小到大的分級，將低通濾波器的截止頻率由大到小改變。Eatl)分級或頻率分級不限于等分。由于頻率是可變的，要求低通濾波器為嚴格零相移有限沖擊響應類型。簡單設計可以考慮多點平滑濾波器或加權的多點平滑濾波器，當然也可以采用巴特沃斯或其它形式的低通濾波器，要求是將其設計為零相移。
實施例本發明以一種標準同步12道聯PC-ECG為例，心電信號經放大和A/D后得到8個通道的數字信號。下面給出與本發明相關的心電信號參數
采樣率1000/秒/通道 A/D 位數16 Bits 分辨率0. 4μ V
時間常數>3. 2秒(高通0.05Hz) 放大器模擬低通濾波器截止頻率250Hz
根據“發明內容”所述，監控模塊中需要確定的內容有HPf=s、LPf=s、A、S和E(t)。本例HP和LP均選用巴特沃斯濾波器HP f=0.5, LP f=20, A=20ms, δ =4ms, E(t)由公式(6)確定。變頻低通濾波模塊采用簡單的多點平滑低通濾波器，按步長2ms分為15個級差。圖5 為對圖1所示的單導心電圖經本發明濾波后的效果(濾波效果接近30Hz低通，而QRS幅度降低<8%，優于45Hz低通)。圖7和圖8為12導聯心電圖經本發明濾波前后的效果對比。以上所述的具體實施例，對本發明的目的、技術方案和有益效果進行了進一步的詳細說明，所應理解的是，以上所述僅為本發明的具體實施例而已，并不用于限制本發明， 凡在本發明的精神和原則之內，所做的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。
權利要求
1.一種基于心電信號的自適應肌電干擾去除方法，其特征在于，所述的方法根據心電信號自身頻率和幅度的變化情況，調整濾波器對不同頻率信號的衰減幅度，在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大限度的濾除干擾信號。
2.根據權利要求1所述的肌電干擾去除方法，其特征在于，所述的濾波器為一種截止頻率可隨信號內容改變而實時調整濾波頻率的低通濾波器，該濾波器包含有監控模塊和變頻低通濾波模塊，該監控模塊用于監測源信號的頻率和幅度變化情況并根據對心電信號的先驗知識，對源信號心電內容自身頻率和幅度的變化情況作出評估，調整濾波模塊的低通截止頻率；所述變頻低通濾波模塊完成對不同頻率信號形成不同的衰減幅度。
3.根據權利要求1所述的肌電干擾去除方法，其特征在于，所述心電信號S(t)表示為HPf=s (LP f=s(S(t)))其中，HP f=s表示強高通濾波器，LP f=s表示強低通濾波器心電信號在、點所包含內容含量的大小EUci)為 E (t0) = / t0+At t0-At I S(t+ δ t)-S(t) I dt將EUtl)按等分或不等分為多個極差，所述低通濾波器的截止頻率根據該極差由大到小分級。
4.根據權利要求3所述的肌電干擾去除方法，其特征在于，所述低通濾波器為有限沖擊響應類型濾波器、多點平滑濾波器、加權的多點平滑濾波器或巴特沃斯形式的低通濾波器；該低通濾波器設計為零相移。
全文摘要
本發明是一種基于心電信號的自適應肌電干擾去除方法，該方法根據心電信號自身頻率和幅度的變化情況，在保證盡可能少的影響心電信號本身內容的前提下，最大限度的濾除干擾信號。使用的濾波器為一種截止頻率可隨信號內容改變而實時調整濾波頻率的低通濾波器，該濾波器包含有監控模塊和變頻低通濾波模塊。監控模塊中采用強濾波方法檢出心電信號并計算出任一點的心電信號能量，根據能量值的大小監控模塊向變頻低通濾波模塊發出低通截止頻率指令；變頻低通濾波模塊根據指令完成對源信號不同信號成分形成不同的衰減幅度。該方法使心電圖更容易判讀的同時，避免了過多濾波導致的心電圖形畸變而影響心電圖的臨床診斷價值以及可能產生的誤判、漏判。
文檔編號A61B5/0402GK102429655SQ20111026352
公開日2012年5月2日 申請日期2011年9月7日 優先權日2011年9月7日
發明者杜曉東 申請人:北京谷山豐生物醫學技術有限公司