胎兒心電信號分離方法及系統的制作方法
【技術領域】
[0001]本發明涉及生物醫學工程技術領域，尤其涉及一種基于腹壁心電信號的胎兒心電信號分離方法及系統。
【背景技術】
[0002]在圍產期中，特別是在分娩過程中，胎兒由于臍帶壓迫或者其他原因，易造成暫時性缺氧，引起窒息、智力遲鈍、癡呆甚至死亡，這與圍產期胎兒缺乏足夠有效的監護有關。因此，圍產期監護儀的臨床應用將是保證圍產期各個階段的胎兒安全，保障胎兒優生的有力措施之一。
[0003]實現胎兒心臟監護，需要先取得反映胎兒健康狀況的信號，如胎心心率監測。反映胎兒心臟功能的信號通常有三種，即心音、心動和心電信號。
[0004]胎兒心音信號
[0005]心音信號是心肌舒縮和瓣膜啟閉時振動所產生的聲信號，反映了心臟活動的狀態。把一個高度靈敏的微音器置于母體腹壁體表就可以記錄到胎兒心音信號，根據第一心音和第二心音的時間間隔，即可算出胎心率。
[0006]胎兒心動信號
[0007]心動信號是指心臟壁在心跳時發生的舒縮、心臟瓣膜的啟閉、血管壁的運動所形成的機械運動信號，可以利用超聲多普勒效應拾取。將裝有超聲發射器和接收器的超聲換能器置于母體腹壁表面，對準胎兒心臟。這時接收器收到的超聲回波將收到頻率調制及幅度調制，多普勒頻移的角頻率和心臟或血管壁的舒縮運動的速度成正比，即可得到胎兒心率曲線。
[0008]胎兒心電信號
[0009]心電信號是心臟節律性活動的原發性信號，它比心動信號和心音信號更直接地反映心臟活動功能的生理信號，而且心電信號更具有節奏明確、容易確定心動周期的優點。此夕卜，從胎兒心電圖中不僅能提取胎兒心率的信息，還可能像成人心電圖那樣，得到更多的關于胎兒心臟狀況的信息。
[0010]從上面三個獲取胎兒心臟活動信息的途徑的分析可見，胎兒心電信號能較準確的反映胎兒心臟活動，特別是絕大多數胎兒窘迫發生在分娩的第一產程末及第二產程中有宮縮的時候，用心音法和超聲多普勒法均有一定的困難，雖仍能取得胎兒心臟活動信息，但是不利于提高監護質量。因此通過胎兒心電信號處理后得到胎兒心電圖和瞬時胎心率這一途徑更有利于提高監護質量。
[0011]胎兒心電信號很早就為人們所重視，1906年Gremer就首次用腹部電極記錄到胎兒心電信號，1961年Hon開始應用電子計算機作胎兒心電信號處理。之后十幾年中不少學者開展了這方面的研究，雖然取得了不少進展，但還沒有獲得很好的處理方法。這是由于腹部胎兒心電信號處理存在以下一些困難:1)、信噪比低，胎兒心電分量太弱，僅為10?50uV左右，而母親心電信號則可達750uV，兩者可差十倍以上；加上肌電噪聲與其它干擾也很強，胎兒心電信號完全淹沒于噪聲之中。2)、時域中胎兒QRS波與母體QRS波有10?30%的重疊。3)頻域中胎兒頻譜與母體的頻譜大部分重疊。4)信號隨機性很強，是非平穩過程，特別是由于胎兒的自由移動造成胎兒心電傳輸通道的時變性。
[0012]基于母體腹壁胎兒心電信號的提取，已引起眾多學者的廣泛研究和關注，目前，對此問題的解決主要采用以下幾個方法:
[0013]自適應處理方法:采用自適應處理方法，消除MECG以及其它噪聲，自適應處理方法較常用的兩個準則是:1)LMS準則，即均方誤差最小，可由隨機梯度實現。2)LS準則，即最小二乘法，即誤差平方和為最小。此外，還有基于獨立分量分析(ICA)的胎兒心電提取和基于奇異值分解法(SVD)等。
[0014]以上眾多方法多集中在學術研究，算法實現較復雜，極大的限制了算法在實際中的實時應用，對于最終實現實時有效的胎兒心電監護的效果仍不理想。
[0015]中國專利申請201310674038.2采用LMS準則更新線性FIR濾波器系數，該準則計算比較簡單，但收斂速度慢，對具有強烈非平穩的腹部心電信號不能適應，影響了提取質量。
[0016]中國專利201310729736.8提出基于廣義特征值最大化的胎兒心電信號自適應盲提取方法，計算設定的周期范圍內不同延遲的自相關矩陣關于協方差矩陣的特征值及特征向量，由于算法中涉及到大量的矩陣運算，因此，算法運算量較大。
[0017]中國專利200910033420.9胎兒心電圖的非線性分離提取方法，其中使用了獨立分量分析法分離方法，由于各個獨立分量結果具有不確定性，需要專業人員通過觀測分離的各個分量結果來判斷哪個分量是胎兒心電信號，極大地限制了該方法在實際中的實時應用。

【發明內容】

[0018]基于此，本發明提供一種基于腹壁心電信號的胎兒心電信號分離方法及系統，以有效解決現有技術存在的問題。
[0019]—種胎兒心電信號分離方法，其包括如下步驟:
[0020]S101、從母體腹壁心電信號中，提取出母體心電R波波峰位置；
[0021 ] S103、以母體心電R波波峰位置為定位點，在母體心電R波波峰位置的左右段各截取固定長度，對當前R-R間隔的固定數目的模板進行平均，得到平均模板，并以當前模板和平均模板獲得遞歸模板=a*平均模板+b*當前模板；
[0022]S105、將母體腹壁心電信號和遞歸模板進行對消，得到被分離出的胎兒心電信號;
[0023]S107、對對消后剩余的胎兒心電信號進行邏輯判斷，識別出泄漏的母體心電QRS波群分量，并將此處的分量抑制，獲得所需的胎兒心電信號波形。
[0024]本發明一較佳實施方式中，步驟S101中，對母體腹壁心電信號進行差分運算，獲取母體腹壁心電信號的斜率曲線，對斜率曲線做絕對滑動積分運算，記錄每秒鐘內的最大值，對前η秒內的最大值做平均，則母體心電R波判定閾值=系數比值*前η秒內的最大值平均；對差分值大于R波判定閾值的段，進行R波波峰位置最大值查找，以確定最終的R波波峰位置點。
[0025]本發明一較佳實施方式中，η值為8。
[0026]本發明一較佳實施方式中，步驟S103中，對當前R-R間隔的前5個模板進行平均，得到平均模板，設置權值，將平均模板和當前模板按權值進行疊加，生成遞歸模板。
[0027]本發明一較佳實施方式中，步驟S105中，以母體心電R波波峰位置為基準點，將母體腹壁心電信號和遞歸模板做對消。
[0028]本發明另外提供一種胎兒心電信號分離系統，其包括:
[0029]識別模塊，用于從母體腹壁心電信號中提取出母體心電R波波峰位置；
[0030]遞歸模板獲取模塊，用于以母體心電R波波峰位置為定位點，在母體心電R波波峰位置的左右段各截取固定長度，對當前R-R間隔的固定數目的模板進行平均，得到平均模板，并以當前模板和平均模板獲得遞歸模板=a*平均模板+b*當前模板；
[0031]對消模塊，用于將母體腹壁心電信號和遞歸模板進行對消，得到被分離出的胎兒心電信號；
[0032]邏輯修正模塊，用于對對消后剩余的胎兒心電信號進行邏輯判斷，識別出泄漏的母體心電QRS波群分量，并將此處的分量抑制，獲得所需的胎兒心電信號波形。
[0033]本發明一較佳實施方式中，所述識別模塊對母體腹壁心電信號進行差分運算，獲取母體腹壁心電信號的斜率曲線，對斜率曲線做絕對滑動積分運算，記錄每秒鐘內的最大值，對前8秒內的最大值做平均，則母體心電R波判定閾值=系數比值*前8秒內的最大值平均；對差分值大于R波判定閾值的段，進行R波波峰位置最大值查找，以確定最終的R波波峰位置點。
[0034]本發明一較佳實施方式中，所述遞歸模板獲取模塊對當前R-R間隔的前5個模板進行平均，得到平均模板，并設置權值，將平均模板和當前模板按權值進行疊加，生成遞歸模板。
[0035]本發明一較佳實施方式中，所述對消模塊以母體心電R波波峰位置為基準點，將母體腹壁心電信號和遞歸模板做對消。
[0036]相對于現有技術，本發明提供的胎兒心電信號分離方法中不涉及大量的矩陣運算和迭代乘法運算，復雜度大大降低、占用資源少；同時，所述胎兒心電信號分離方法不需要額外的一路母體胸導聯心電信號作為參考信號，簡化了導聯系統；此外，所述胎兒心電信號分離方法設計思路簡單直觀，針對于異常的臨床數據，易于查找原因和添加修正模塊。
【附圖說明】
[0037]圖1為本發明第一實施例提供的胎兒心電信號分離方法的流程圖；
[0038]圖2為圖1所示胎兒心電信號分離方法中母體心電R波波峰位置的識別流程圖；
[0039]圖3為圖1所示胎兒心電信號分離方法中遞歸模板生成示意圖；
[0040]圖4為圖1所示胎兒心電信號分離方法中邏輯修正流程圖；
[0041]圖5為驗證數據中第1-3路母體腹壁心電信號圖；
[0042]圖6為驗證數據中第4-5路母體腹壁心電信號圖；
[0043]圖7為基于圖1所示胎兒心電信號分離方法的實驗結果從三個位置關系的分析圖；
[0044]圖8為本發明第二實施例提供的胎兒心電信號分離系統的示意圖。
【具體實施方式】
[0045]為了便于理解本發明，下面將參照相關附圖對本發明進行更全面的描述。附圖中給出了本發明的較佳實施方式。以上僅為本發明的優選實施例，并非因此限制本發明的專利范圍，凡是利用本發明說明書及附圖內容所作的等效結構或等效流程變換，或直接或間接運用在其他相關的技術領域，均同理包括在本發明的專利保護范圍內。
[0046]除非另有定義，本文所使用的所有的技術和科學術語與屬于本發明的技術領域的技術人員通常理解的含義相同。本文中在本發明的說明書中所使用的術語只是為了描述具體的實施方式的目的，不是旨在于限制本發明。本文所使用的術語“及/或”包括一個或多個相關的所列項目的任意的和所有的組合。
[0047]請參閱圖1，本發明第一實施例提供一種胎兒心電信號分離方法，其包括如下步驟:
[0048]S101、從母體腹壁心電信號中，提取出母體心電R波波峰位置。
[0049]本發明提供的胎兒心電信號分離方法中，母體心電R波波峰位置將作為遞歸模板的定時點，因此，母體心電R波波峰位置的準確識別將至關重要。
[0050]請參閱圖2，為母體心電R波波峰位置的識別流程圖，具體地，對母體腹壁心電信號進行差分運算，獲取母體腹壁心電信號的斜率曲線，對斜率曲線做絕對滑動積分運算，記錄每秒鐘內的最大值，對前η秒內的最大值做平均，則母體心電R波判定閾值=系數比值*前η秒內的最大值平均；對差分值大于R波判定閾值的段，進行R波波峰位置最大值查找，以確定最終的R波波峰位置點。
[0051]優選地，η值為8，當然，并不局限于本實施例，也