專(zhuān)利名稱(chēng)：一種基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置及分離方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明是一種基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置及分離方法，屬于基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置及方法的改造技術(shù)。
背景技術(shù)：
胎兒心電(Fetal Electrocardiogram, FECG)是反映胎兒心臟電生理活動(dòng)的一項(xiàng)客觀指標(biāo)，反映了胎兒在孕期中的生長(zhǎng)和健康狀況。對(duì)圍產(chǎn)期的胎兒心電提取及分析可以確定胎兒心率、胎兒心臟功能參數(shù)，及時(shí)發(fā)現(xiàn)胎兒宮內(nèi)缺氧等妊娠期或分娩期的病理情況， 以便盡早采取措施保證胎兒健康。但是，在胎兒心電信號(hào)檢測(cè)的實(shí)際應(yīng)用中，從母親腹部表面采集的心電信號(hào)是混疊有母親心電信號(hào)、胎兒心電信號(hào)、肌電信號(hào)(EMG)、體表子宮電信號(hào)(EHG)以及各種噪聲。 在時(shí)域上這些信號(hào)混疊在一起，特別是母親心電信號(hào)，由于幅度比較大，對(duì)胎兒心電信號(hào)的觀察造成很大影響。因此，研究如何準(zhǔn)確、有效地從母體腹部電極中提取胎兒心電信號(hào)的方法具有重要的理論價(jià)值和臨床意義。傳統(tǒng)的多通道線性瞬時(shí)混疊盲分離對(duì)工程實(shí)現(xiàn)要求過(guò)高，主要表現(xiàn)在1)給硬件電路設(shè)計(jì)、調(diào)試帶來(lái)了較大困難。多通道信號(hào)采集裝置中，各通道的系統(tǒng)響應(yīng)要一致，不可避免地增加了設(shè)計(jì)和調(diào)試的難度。2)在使用過(guò)程中，電極位置的確定存在很多困難。由于人體的各向異性，要求多個(gè)通道的觀測(cè)信號(hào)均為母親心電信號(hào)和胎兒心電信號(hào)(源信號(hào))的線性混疊，對(duì)電極擺放的位置提出了很高要求。單通道盲分離很好地解決了上述問(wèn)題，是由于有以下優(yōu)點(diǎn)1)在工程上，單通道混合的模型容易滿(mǎn)足。單通道盲分離系統(tǒng)只有一個(gè)觀測(cè)信號(hào)， 母親心電和胎兒心電信號(hào)只需滿(mǎn)足線性疊加原理即可。這在工程上容易實(shí)現(xiàn)。2)硬件電路的設(shè)計(jì)和調(diào)試簡(jiǎn)單。信號(hào)采集裝置中只有一個(gè)觀測(cè)通道，設(shè)計(jì)和調(diào)試較容易。3)電極的數(shù)目少，電極位置靈活。單通道系統(tǒng)只需要兩個(gè)信號(hào)電極(差動(dòng))，只要能在孕婦腹部上觀測(cè)到較明顯的胎兒心電信號(hào)就可以實(shí)現(xiàn)胎心電的分離。但是，目前全盲條件下的單通道盲分離算法還不成熟。本發(fā)明基于斜投影單通道盲分離算法利用了源信號(hào)的先驗(yàn)信息一母親心電和胎兒心電信號(hào)波群在觀測(cè)信號(hào)中的位置，可以實(shí)現(xiàn)單通道胎心電的分離。母親心電QRS波群信號(hào)強(qiáng)，容易獲得母親心電QRS波群的精確時(shí)間位置。但是，胎兒心電信號(hào)幅度小，常常淹沒(méi)在噪聲之中，獲得胎兒心電QRS波群的精確時(shí)間位置就比較困難。為此，可以考慮以胎兒心音作為參考信號(hào)引導(dǎo)我們獲取胎兒心電QRS波群的在腹部觀測(cè)信號(hào)中的時(shí)間位置。但是，許多研究表明，心音信號(hào)與心電信號(hào)只有粗略的對(duì)應(yīng)關(guān)系， 并不嚴(yán)格同步，即每一個(gè)心音都對(duì)應(yīng)一個(gè)心電波群，心電信號(hào)以隨機(jī)時(shí)間先于心音信號(hào)出現(xiàn)。成人心電信號(hào)R波超前第一心音Sl音約0. 03 0. 06秒，而胎兒的情況目前還沒(méi)有查到相關(guān)文獻(xiàn)，但估計(jì)與成人類(lèi)似。下面以成人的情況為例計(jì)算截取的位置誤差。我們自行設(shè)計(jì)的硬件系統(tǒng)采樣率500Hz，那么就會(huì)產(chǎn)生15-30個(gè)樣本點(diǎn)的截取位置誤差，因此，腹部觀測(cè)信號(hào)中胎兒心電波群的定位是整個(gè)單通道胎心電盲分離算法的重點(diǎn)和難點(diǎn)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于考慮上述問(wèn)題而提供一種設(shè)計(jì)合理，方便實(shí)用的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置。本發(fā)明的另一目的在于提供一種操作方便的基于斜投影的單通道胎兒心電盲的分離方法。本發(fā)明的技術(shù)方案是本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，包括有單通道心電信號(hào)采集模塊、多普勒胎兒心音采集模塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、微處理器、用于信號(hào)分離和顯示的PC上位機(jī)，其中用于采集混疊心電信號(hào)的單通道心電信號(hào)采集模塊的轉(zhuǎn)入端與心電圖導(dǎo)聯(lián)電纜相連接，用于采集胎兒的心音信號(hào)的多普勒胎兒心音采集模塊的輸入端與超聲探頭相連接，單通道心電信號(hào)采集模塊和多普勒胎兒心音采集模塊的轉(zhuǎn)出端分別與模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊的模擬輸入端相連，模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊的數(shù)據(jù)輸出端口與微處理器相連，微處理器與PC上位機(jī)相連。上述微處理器通過(guò)串口線與PC上位機(jī)相連。上述單通道心電信號(hào)采集模塊包括前置放大電路、工頻陷波電路、帶通濾波電路、 后級(jí)放大電路、定標(biāo)信號(hào)電路和定標(biāo)控制電路，其中用于接收模擬混疊心電信號(hào)的前置放大電路與心電圖導(dǎo)連線電連接，前置放大電路的輸出端與工頻陷波電路電連接，工頻陷波電路的輸出信號(hào)通過(guò)帶通濾波電路，后經(jīng)后級(jí)放大電路放大，最后輸入到模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊，接收微處理器傳來(lái)的定標(biāo)信號(hào)的定標(biāo)信號(hào)電路與微處理器電連接。上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊采用多路14位高精度的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊由兩路分別用于心電信號(hào)和心音信號(hào)采集的高精度AD轉(zhuǎn)換器構(gòu)成。上述多普勒胎兒心音采集模塊包括前置放大電路、放大檢波電路和脈沖形成電路，其中前置放大電路的輸入端與超聲探頭電連接，前置放大電路的輸出端與放大檢波電路電連接，放大檢波電路輸出端與脈沖形成電路的輸入端電連接，脈沖形成電路的輸出端將信號(hào)送至模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊進(jìn)行數(shù)模轉(zhuǎn)換。上述微處理器采用ARM芯片；上述ARM通過(guò)專(zhuān)用的SPI 口與AD轉(zhuǎn)換電連接，進(jìn)行通信和數(shù)據(jù)傳輸。本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置的分離方法，包括以下步驟1)利用單通道信號(hào)采集裝置在母親腹部采集母親和胎兒心電相互混疊的母親胎兒混合心電信號(hào)，同時(shí)用多普勒超聲探頭在相應(yīng)位置采集胎心音信號(hào)；2)對(duì)采集到的腹部混疊心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，包括采用中值濾波去除基線漂移以及UR數(shù)字濾波器進(jìn)行50Hz工頻陷波；3)采用基于斜投影的方法并結(jié)合采集到的胎心音對(duì)經(jīng)過(guò)預(yù)處理的母親胎兒混合心電信號(hào)中的母親心電和胎兒心電信號(hào)分別進(jìn)行定位；4)采用以斜投影算子為基礎(chǔ)的盲源分離算法從母親胎兒混合心電信號(hào)中將母親心電信號(hào)和胎兒心電信號(hào)分離出來(lái)。
〔0027〕 上述步驟3〉中，基于斜投影的母親心電和胎兒心電波的定位方法采用斜投影 技術(shù)利用信號(hào)幅度較大的母親心電波群和與母親心電波群未重疊的胎兒心電波 群，檢測(cè)相鄰的與母親心電波群重疊的胎兒心電波群的位置，具體包括如下步驟 〔0028〕 31〉對(duì)經(jīng)過(guò)預(yù)處理的混合信號(hào)用小波變換進(jìn)一步剔除母親心電的？波和I波成分， 得到的信號(hào)中僅僅包含母體心電的I？波與胎兒心電波群；
〔0029〕 32〉采用差分閾值限定法對(duì)母親心電的I？波以及未混疊的胎兒心電進(jìn)行精確定 位；
〔0030〕 33〉結(jié)合胎心音對(duì)混疊在母體心電I？波中的胎兒心電進(jìn)行區(qū)域限定 〔0031〕 34〉對(duì)混疊的胎兒心電在限定區(qū)域內(nèi)采用窮舉法逐點(diǎn)運(yùn)用斜投影方法對(duì)原信號(hào)進(jìn) 行盲分離，由產(chǎn)生的一系列誤差6中選取最小誤差所在的位置，即為與母體心電0波混疊的 胎兒心電的位置。
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〔0033〕 其中衫表示從觀測(cè)信號(hào)X截取的一段需要進(jìn)行胎兒心電波群搜索定位的母親心 電和胎兒心電混合信號(hào)。在這段信號(hào)中必須包括一個(gè)已知的未重疊母親心電信號(hào)波群以確 定母親心電信號(hào)模板9和與之對(duì)應(yīng)的移位矩陣禮以及一個(gè)已知的未重疊的胎兒心電信號(hào) 波群92和與之對(duì)應(yīng)的移位矩陣32。如果包含一個(gè)未重疊母親心電信號(hào)波群不能滿(mǎn)足，則需 要事先用相干平均法等方法從觀測(cè)信號(hào)中估計(jì)母親心電波群的信號(hào)模板9和移位矩陣只； 自變量^表示被母親心電信號(hào)波群混疊的胎兒心電信號(hào)波群可能的位置所對(duì)應(yīng)的移位矩 陣，這里采用類(lèi)似滑窗的形式從集合(確定\的取值；斜投影算子表示，沿子空間3 二 8^82平行的方向，到子空間??！上的投影；可行域?yàn)榧?，它表示搜索窗口滑動(dòng)時(shí)\對(duì)應(yīng)的 移位矩陣的集合；、“((！)表示?。　?amp;的移位矩陣，單位矩陣I?！睆牡?！行開(kāi)始決表示經(jīng)胎心 音信號(hào)粗略定位的胎兒心電信號(hào)波群的寬度；待搜索的腹部觀測(cè)信號(hào)窗口的長(zhǎng)度為&1， 乂和[需要事先確定。 〔0034〕 上述步驟4〉具體包括如下步驟
〔0035〕 40將經(jīng)過(guò)步驟3〉的定位的一段單通道觀測(cè)的母親胎兒混合心電信號(hào)用X表示， 而 ^^ 01 + ^ = ^110 + ^8 9=00 + 89；
〔0036〕 42〉根據(jù)對(duì)信號(hào)X中母親心電和胎兒心電的定位信息及母親心電波群和胎兒心電 波群的數(shù)目來(lái)分別生成母親心電波群和胎兒心電波群對(duì)應(yīng)的移位矩陣0和3 ； 〔0037〕 43〉查看信號(hào)X中母親心電波群與胎兒心電波群的重疊情況，判斷矩陣!！、3及[！I， 81是否滿(mǎn)秩，為了運(yùn)用基于斜投影算子的分離方法，必須保證矩陣!I、3及[！I，81都是滿(mǎn)秩 矩陣；
〔0038〕 44〉在生成的矩陣0、8及[！I，81都是滿(mǎn)秩的情況下，就可以通過(guò)基于斜投影算子 的方法生成分離矩陣 |3和；
〔0039〕 45〉根據(jù)斜投影算子的相關(guān)性質(zhì)，我們可以通過(guò)0 二巧一來(lái)分離母親 胎兒混合心電信號(hào)得到其中的母親心電信號(hào)分量0和胎兒心電信號(hào)分量旦。
本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置包括有單通道心電信號(hào)采集模塊、多普勒胎兒心音采集模塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、微處理器、用于信號(hào)分離和顯示的PC上位機(jī)的結(jié)構(gòu)，采集的信號(hào)包括母體腹部單通道混疊心電信號(hào)以及胎心音信號(hào)，通過(guò)采集的信號(hào)、傳輸數(shù)據(jù)及數(shù)據(jù)分析，實(shí)現(xiàn)基于斜投影的胎兒心電QRS波群的定位以及的胎兒心電信號(hào)的盲分離，提取出胎兒心電分量并顯示出來(lái)。本發(fā)明基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離的方法包括基于斜投影的胎兒心電QRS波群的定位方法和基于斜投影的單通道胎兒心電信號(hào)的盲分離，基于斜投影的單通道胎兒心電信號(hào)的盲分離主要是將胎兒心電信號(hào)和母親心電信號(hào)分別作為兩個(gè)子空間<H>和<S>的投影，且<H>和<S>無(wú)交連。那么<H>和<S> 構(gòu)成空間<H，S>的直和分解，SP <H, S>=<H>十<S>。這樣，利用斜投影就可以實(shí)現(xiàn)胎兒心電和母親心電的分離。該發(fā)明基于斜投影的單通道胎兒心電信號(hào)的盲分離要求事先已知母親心電QRS波群和胎兒心電QRS波群在腹部觀測(cè)位置中的精確時(shí)間位置。對(duì)于母親心電QRS 波群以及未與之混疊的胎兒心電QRS波群的定位利用閾值限定和小波去噪實(shí)現(xiàn)，而對(duì)于與母親心電QRS波群相混疊的胎兒心電定位，本發(fā)明采用胎心音引導(dǎo)的基于斜投影的定位方法。本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲的分離方法方便實(shí)用。


圖1是本發(fā)明的流程圖；圖2是本發(fā)明單通道采集心電裝置的硬件原理圖；圖3是本發(fā)明中單通道信號(hào)采集、胎心音采集及模數(shù)轉(zhuǎn)換原理圖；圖4是本發(fā)明對(duì)母親心電和胎兒心電定位的流程圖；圖5是本發(fā)明中用小波閾值處理后的效果；其中圖5(a)為原始觀測(cè)信號(hào)，圖5 (b) 是經(jīng)閾值處理后的L = 3尺度的平穩(wěn)小波分解圖6是本發(fā)明中根據(jù)閾值法確定的母親心電QRS波群與未混疊的胎兒心電波群的定位效果；其中圖6 (a)是原始信號(hào)經(jīng)過(guò)閾值處理后L = 3的平穩(wěn)小波分解；圖6(b)是用閾值法檢測(cè)到的母體心電的QRS波群的定位；圖6(c)是用閾值法檢測(cè)到的未混疊的胎兒心電的定位。圖7是本發(fā)明中根據(jù)母親心電波群與胎心音確定的混疊胎兒心電波群區(qū)域限定； 其中圖7(a)是原始信號(hào)經(jīng)過(guò)閾值處理后L = 3的平穩(wěn)小波分解；圖7(b)是母親心電QRS 波群的定位；圖7(c)是由胎心音得到的對(duì)胎兒心電的范圍限定；圖7(d)是母親心電QRS波群和胎兒心電范圍限定相加的效果。圖8是本發(fā)明中定位方法最終的定位效果；其中圖8(a)是用本發(fā)明中的定位方法確定的混疊胎兒心電的位置，圖8(b)是用傳統(tǒng)匹配濾波得到的胎兒心電的真實(shí)位置。圖9是本發(fā)明中基于斜投影的胎兒心電盲分離方法的流程10是本發(fā)明對(duì)母親胎兒混合心電信號(hào)進(jìn)行盲源分離的效果圖。其中圖10(a) 為觀測(cè)到的混合心電信號(hào)，圖10(b)為分離出的母親心電信號(hào)，圖10(c)為分離出的胎兒心電信號(hào)。
具體實(shí)施例方式下面結(jié)合實(shí)施例及附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)的描述，但本發(fā)明的實(shí)施方式不限于此。如圖1所示，本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，包括有單通道心電信號(hào)采集模塊1、多普勒胎兒心音采集模塊2、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3、微處理器4、用于信號(hào)分離和顯示的PC上位機(jī)5，其中用于采集混疊心電信號(hào)的單通道心電信號(hào)采集模塊1的轉(zhuǎn)入端與心電圖導(dǎo)聯(lián)電纜6相連接，用于采集胎兒的心音信號(hào)的多普勒胎兒心音采集模塊2的輸入端與超聲探頭7相連接，單通道心電信號(hào)采集模塊1和多普勒胎兒心音采集模塊2的轉(zhuǎn)出端分別與模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3的模擬輸入端相連，模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3的數(shù)據(jù)輸出端口與微處理器4相連，微處理器4與PC上位機(jī)5相連。上述微處理器4通過(guò)串口線與PC上位機(jī)5相連。上述單通道心電信號(hào)采集模塊1包括前置放大電路11、工頻陷波電路12、帶通濾波電路13、后級(jí)放大電路14、定標(biāo)信號(hào)電路15和定標(biāo)控制電路16，其中用于接收模擬混疊心電信號(hào)的前置放大電路11與心電圖導(dǎo)連線電連接，前置放大電路11的輸出端與工頻陷波電路12電連接，工頻陷波電路12的輸出信號(hào)通過(guò)帶通濾波電路(13)，后經(jīng)后級(jí)放大電路 14放大，最后輸入到模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3，接收微處理器4傳來(lái)的定標(biāo)信號(hào)的定標(biāo)信號(hào)電路15 與微處理器4電連接。上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3采用多路14位高精度的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。一個(gè)采樣信號(hào)用兩個(gè)字節(jié)表示，用于完成模擬信號(hào)到數(shù)字信號(hào)的轉(zhuǎn)換，方便后面的信號(hào)處理。模數(shù)轉(zhuǎn)換器的采樣方式和采樣速率可調(diào)。上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3由兩路分別用于心電信號(hào)和心音信號(hào)采集的高精度AD轉(zhuǎn)換器構(gòu)成。上述多普勒胎兒心音采集模塊2包括前置放大電路21、放大檢波電路22和脈沖形成電路23，其中前置放大電路21的輸入端與超聲探頭電連接，前置放大電路21的輸出端與放大檢波電路22電連接，放大檢波電路22輸出端與脈沖形成電路23的輸入端電連接，脈沖形成電路23的輸出端將信號(hào)送至模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊3進(jìn)行數(shù)模轉(zhuǎn)換。為了更好地實(shí)現(xiàn)發(fā)明目的，在本實(shí)施應(yīng)用中，微處理器4采用ARM芯片，來(lái)對(duì)AD轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換的數(shù)字信號(hào)進(jìn)行處理，但本發(fā)明的實(shí)施方式并不限于些。ARM通過(guò)專(zhuān)用的SPI 口與AD轉(zhuǎn)換電連接，進(jìn)行通信和數(shù)據(jù)傳輸。ARM將AD轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換的數(shù)字信號(hào)進(jìn)行數(shù)據(jù)格式的轉(zhuǎn)換，然后打包通過(guò)串口發(fā)往PC上位機(jī)，由PC上位機(jī)軟件通過(guò)本發(fā)明的算法對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行分離，然后將分離出來(lái)的胎兒心電信號(hào)顯示出來(lái)。本發(fā)明的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置的分離方法，包括以下步驟1)利用單通道信號(hào)采集裝置在母親腹部采集母親和胎兒心電相互混疊的母親胎 J L混合心電信號(hào)，同時(shí)用多普勒超聲探頭在相應(yīng)位置采集胎心音信號(hào)。2)對(duì)采集到的母親胎兒混合心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，預(yù)處理包括矯正信號(hào)的基線漂移，濾除50Hz工頻干擾等；3)采用基于斜投影的方法并結(jié)合采集到的胎心音對(duì)經(jīng)過(guò)預(yù)處理的母親胎兒混合心電信號(hào)中的母親心電和胎兒心電信號(hào)分別進(jìn)行定位；4)采用以斜投影算子為基礎(chǔ)的盲源分離算法從母親胎兒混合心電信號(hào)中將母親心電信號(hào)和胎兒心電信號(hào)分離出來(lái)。所述步驟2、中，對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理的方法中基線漂移矯正方法采用中值濾波方法，其中將采樣窗口長(zhǎng)度取為M = 81 ；而50Hz工頻干擾則采用UR數(shù)字陷波器去除。所述步驟幻中，基于斜投影的母親心電和胎兒心電QRS波的定位方法采用斜投影技術(shù)利用信號(hào)幅度較大的母親心電QRS波群和與母親心電波群未重疊的胎兒心電QRS波群，檢測(cè)相鄰的與母親心電QRS波群重疊的胎兒心電QRS波群的位置。如圖4所示，具體包括如下步驟(3-1)對(duì)經(jīng)過(guò)步驟2)預(yù)處理的腹部混疊信號(hào)進(jìn)行基于離散平穩(wěn)小波的去噪處理， 剔除混疊信號(hào)中母體心電P波和Q波的影響，同時(shí)增強(qiáng)胎兒心電的分量，具體包括一下步驟(3-1-1)對(duì)經(jīng)過(guò)步驟2)預(yù)處理的腹部觀測(cè)信號(hào)用db2小波做L = 5的離散平穩(wěn)小波變換；(3-1-2)對(duì)L = 3尺度上的細(xì)節(jié)信號(hào)D3進(jìn)行閾值處理，這里采用比較簡(jiǎn)單的硬閾值函數(shù)
dj ^dj I > λ《=1。腿⑴μ，|<(Λ0|}上式中，λ為閾值；信號(hào)序列{|x7(l)|,L極(#)|丨表示觀測(cè)信號(hào)的黃金窗口中胎
兒心電信號(hào)波群對(duì)應(yīng)的L = 3尺度上的細(xì)節(jié)信號(hào)部分的絕對(duì)值，其長(zhǎng)度為N。細(xì)節(jié)信號(hào)D3的波形如圖5所示。圖5 (a)是從混疊信號(hào)中截取的一段信號(hào)，圖5 (b) 是經(jīng)過(guò)以上小波去噪處理后的小波系數(shù)，可見(jiàn)母親心電P波、T波的影響基本被濾除。(3-2)對(duì)經(jīng)過(guò)小波閾值去噪處理后的系數(shù)進(jìn)行差分閾值限定，可得到母親心電波群以及未混疊的胎兒心電波群的精確定位；如圖6所示，圖6(a)是經(jīng)過(guò)小波去噪后的小波系數(shù)，圖6(b)和圖6(c)分別是采用差分閾值限定后母親心電波群的定位(可能混疊著胎兒心電)和未混疊的胎兒心電波群的定位(3-3)結(jié)合胎心音信號(hào)可以估計(jì)出混疊在母親QRS波群的胎兒心電的大致范圍， 把混疊的胎兒心電標(biāo)記出來(lái)，如圖7所示，圖7(a)是原信號(hào)經(jīng)過(guò)小波閾值處理后的小波系數(shù)，圖7(b)是母親心電QRS波群區(qū)域限定，圖7(c)胎心音所確定的胎兒心電波群區(qū)域限定，圖7(d)是母親心電波群與胎兒心電波群疊加的結(jié)果，可以看出混疊的區(qū)域。(3-4)對(duì)混疊的胎兒心電在限定區(qū)域內(nèi)采用窮舉法逐點(diǎn)運(yùn)用斜投影方法對(duì)原信號(hào)進(jìn)行盲分離，由產(chǎn)生的一系列誤差e中選取最小誤差所在的位置，即為與母體心電R波混疊的胎兒心電的位置。
min||EHi(Sl+S2)^H0| , c={i xi⑷人力+i),L ,iBXi(g+i-i)}
S1GC S1^S2其中似表示從觀測(cè)信號(hào)χ截取的一段需要進(jìn)行胎兒心電波群搜索定位的母親心電和胎兒心電混合信號(hào)。在這段信號(hào)中必須包括一個(gè)已知的未重疊母親心電信號(hào)波群以確定母親心電信號(hào)模板θ和與之對(duì)應(yīng)的移位矩陣H，以及一個(gè)已知的未重疊的胎兒心電信號(hào)波群φ2和與之對(duì)應(yīng)的移位矩陣&。如果包含一個(gè)未重疊母親心電信號(hào)波群不能滿(mǎn)足，則需要事先用相干平均法等方法從觀測(cè)信號(hào)中估計(jì)母親心電波群的信號(hào)模板θ和移位矩陣 H ；自變量S1表示被母親心電信號(hào)波群混疊的胎兒心電信號(hào)波群可能的位置所對(duì)應(yīng)的移位矩陣，這里采用類(lèi)似滑窗的形式從集合C確定S1的取值；斜投影算子^lls表示，沿子空間 S = SJS2平行的方向，到子空間H上的投影；可行域?yàn)榧螩，它表示搜索窗口滑動(dòng)時(shí)Sji 應(yīng)的移位矩陣的集合；Inxk(q)表示nXk的移位矩陣，單位矩陣Ikxk從第q行開(kāi)始；k表示經(jīng)胎心音信號(hào)粗略定位的胎兒心電信號(hào)波群的寬度；待搜索的腹部觀測(cè)信號(hào)窗口的長(zhǎng)度為 L_l，k和L需要事先確定。圖8(a)是對(duì)圖5中截取的一段信號(hào)，結(jié)合Ml，M2，F(xiàn)l，F(xiàn)2的定位信息，用窮舉法對(duì) F3進(jìn)行搜索的結(jié)果，圖8 (b)是利用傳統(tǒng)的多通道匹配濾波得到的F3的真實(shí)位置，可見(jiàn)當(dāng)χ =1035時(shí)斜投影分離算法的誤差最小，這與F3的真實(shí)位置相吻合。如圖9所示，所述步驟4)具體包括如下步驟(4-1)經(jīng)過(guò)所述步驟2、的預(yù)處理和步驟幻的定位的一段單通道觀測(cè)信號(hào)用χ表
示，則
權(quán)利要求
1.一種基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，包括有單通道心電信號(hào)采集模塊(1)、多普勒胎兒心音采集模塊O)、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊(3)、微處理器G)、用于信號(hào)分離和顯示的PC上位機(jī)(5)，其中用于采集混疊心電信號(hào)的單通道心電信號(hào)采集模塊(1)的轉(zhuǎn)入端與心電圖導(dǎo)聯(lián)電纜(6)相連接，用于采集胎兒的心音信號(hào)的多普勒胎兒心音采集模塊O)的輸入端與超聲探頭(7)相連接，單通道心電信號(hào)采集模塊(1)和多普勒胎兒心音采集模塊(2)的轉(zhuǎn)出端分別與模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊(3)的模擬輸入端相連，模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊⑶的數(shù)據(jù)輸出端口與微處理器⑷相連，微處理器⑷與PC上位機(jī)(5)相連。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述微處理器⑷通過(guò)串口線與PC上位機(jī)(5)相連。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述單通道心電信號(hào)采集模塊(1)包括前置放大電路(11)、工頻陷波電路(12)、帶通濾波電路 (13)、后級(jí)放大電路(14)、定標(biāo)信號(hào)電路(15)和定標(biāo)控制電路(16)，其中用于接收模擬混疊心電信號(hào)的前置放大電路(11)與心電圖導(dǎo)連線電連接，前置放大電路(11)的輸出端與工頻陷波電路(1 電連接，工頻陷波電路(1 的輸出信號(hào)通過(guò)帶通濾波電路(13)，后經(jīng)后級(jí)放大電路(14)放大，最后輸入到模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊(3)，接收微處理器(4)傳來(lái)的定標(biāo)信號(hào)的定標(biāo)信號(hào)電路(15)與微處理器電連接。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊C3)采用多路14位高精度的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊(3)由兩路分別用于心電信號(hào)和心音信號(hào)采集的高精度AD轉(zhuǎn)換器構(gòu)成。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述多普勒胎兒心音采集模塊( 包括前置放大電路、放大檢波電路0 和脈沖形成電路 (23)，其中前置放大電路的輸入端與超聲探頭電連接，前置放大電路的輸出端與放大檢波電路0 電連接，放大檢波電路0 輸出端與脈沖形成電路的輸入端電連接，脈沖形成電路的輸出端將信號(hào)送至模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊( 進(jìn)行數(shù)模轉(zhuǎn)換。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置，其特征在于上述微處理器(4)采用ARM芯片；上述ARM通過(guò)專(zhuān)用的SPI 口與AD轉(zhuǎn)換電連接，進(jìn)行通信和數(shù)據(jù)傳輸。
8.一種根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置的分離方法， 其特征在于包括以下步驟1)利用單通道信號(hào)采集裝置在母親腹部采集母親和胎兒心電相互混疊的母親胎兒混合心電信號(hào)，同時(shí)用多普勒超聲探頭在相應(yīng)位置采集胎心音信號(hào)；2)對(duì)采集到的腹部混疊心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，包括采用中值濾波去除基線漂移以及 IIR數(shù)字濾波器進(jìn)行50Hz工頻陷波；3)采用基于斜投影的方法并結(jié)合采集到的胎心音對(duì)經(jīng)過(guò)預(yù)處理的母親胎兒混合心電信號(hào)中的母親心電和胎兒心電信號(hào)分別進(jìn)行定位；4)采用以斜投影算子為基礎(chǔ)的盲源分離算法從母親胎兒混合心電信號(hào)中將母親心電信號(hào)和胎兒心電信號(hào)分離出來(lái)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的分離方法，其特征在于上述步驟3)中，基于斜投影的母親心電和胎兒心電QRS波的定位方法采用斜投影技術(shù)，利用信號(hào)幅度較大的母親心電QRS波群和與母親心電波群未重疊的胎兒心電QRS波群，檢測(cè)相鄰的與母親心電QRS波群重疊的胎兒心電QRS波群的位置，具體包括如下步驟31)對(duì)經(jīng)過(guò)預(yù)處理的混合信號(hào)用小波去噪進(jìn)一步剔除母親心電的P波和T波成分，得到的信號(hào)中僅僅包含母體心電的QRS波與胎兒心電波群；32)采用差分閾值限定法對(duì)母親心電的QRS波以及未混疊的胎兒心電進(jìn)行精確定位；33)結(jié)合胎心音對(duì)混疊在母體心電QRS波中的胎兒心電進(jìn)行區(qū)域限定；34)對(duì)混疊的胎兒心電在限定區(qū)域內(nèi)采用窮舉法逐點(diǎn)運(yùn)用斜投影方法對(duì)原信號(hào)進(jìn)行盲分離，由產(chǎn)生的一系列誤差e中選取最小誤差所在的位置，即為與母體心電R波混疊的胎兒心電的位置；
10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的分離方法，其特征在于上述步驟4)具體包括如下步驟41)將經(jīng)過(guò)步驟幻的定位的一段單通道觀測(cè)的母親胎兒混合心電信號(hào)用χ表示，而
全文摘要
本發(fā)明是一種基于斜投影的單通道胎兒心電盲分離裝置及分離方法。本發(fā)明的分離裝置包括單通道心電信號(hào)采集模塊、多普勒胎兒心音采集模塊、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、微處理器、用于信號(hào)分離和顯示的PC上位機(jī),其中用于采集混疊心電信號(hào)的單通道心電信號(hào)采集模塊的轉(zhuǎn)入端與心電圖導(dǎo)聯(lián)電纜相連接，用于采集胎兒的心音信號(hào)的多普勒胎兒心音采集模塊的輸入端與超聲探頭相連接，單通道心電信號(hào)采集模塊和多普勒胎兒心音采集模塊的轉(zhuǎn)出端分別與模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊的模擬輸入端相連，模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊的數(shù)據(jù)輸出端口與微處理器相連，微處理器與PC上位機(jī)相連。本發(fā)明的分離方法包括基于斜投影的胎兒心電QRS波群的定位方法和基于斜投影的單通道胎兒心電信號(hào)的盲分離，本發(fā)明的分離裝置設(shè)計(jì)合理，方便實(shí)用；本發(fā)明的分離方法方便實(shí)用。
文檔編號(hào)A61B5/0444GK102525452SQ20111032002
公開(kāi)日2012年7月4日 申請(qǐng)日期2011年10月19日 優(yōu)先權(quán)日2011年10月19日
發(fā)明者周郭許, 張偉強(qiáng), 李卓妮, 李帥旗, 蔡坤, 謝勝利 申請(qǐng)人:廣東工業(yè)大學(xué)