朱 甬 周國輝 鄔小玫，2#*

1(復旦大學信息科學與工程學院電子工程系，上海 200433)2(上?？祻推餍倒こ碳夹g研究中心，上海 200093)

消除醫(yī)學信號采集中呼吸干擾的呼吸同步信號提取方法研究

朱 甬1周國輝1鄔小玫1，2#*

1(復旦大學信息科學與工程學院電子工程系，上海 200433)2(上?？祻推餍倒こ碳夹g研究中心，上海 200093)

在多種現(xiàn)代醫(yī)學信號采集過程中，呼吸活動會給采集信號帶來不易消除的干擾。本研究提出一種呼吸同步信號提取方法，可以有效地解決這一問題。通過同步采集呼吸信號及待同步的醫(yī)學信號，用呼吸同步算法判斷每拍呼吸信號的峰、谷值，并結合精度要求在呼吸信號的峰/谷值兩側設置采樣窗口，設置合適的同步模式，得到最優(yōu)的同步信號。對于提取得到的呼吸同步信號，分別進行準確度和效率的分析。提取得到的呼吸同步信號的準確度達到99.88%，不同同步模式及閾值下呼吸同步信號的高電平占空比在16.15%～39.70%之間。所提出的方法可簡單有效地減小呼吸對醫(yī)學信號采集的影響，測量精度高，但會一定程度降低測量效率。測量精度和效率可根據(jù)要求通過調節(jié)采樣窗口平衡，達到最佳效果。

同步；呼吸；可選閾值

引言

在多種現(xiàn)代醫(yī)學信號的采集中，由于呼吸活動所造成的軀體振動和胸腔阻抗變化，會對被采集信號造成不易消除的干擾。如在臨床應用越來越廣泛的介入式診斷和治療中，需要解決的一個關鍵問題是對進入人體的導管電極等醫(yī)療器械進行定位[1]，其中電場定位是常用的定位手段之一。而人體胸腔內的器官位置會隨著呼吸運動不斷變化，整個胸腔的電場分布也隨之改變，進而會影響到電場跟蹤和定位的精度[2]。又如，CT、MRI等現(xiàn)代醫(yī)學成像技術被廣泛應用于心臟[3]、肺部[4-5]、肝臟[6]等臟器疾病的診斷和治療中，而在成像過程中，呼吸活動會不可避免地使得到的圖像產(chǎn)生生理偽影[7-8]，從而影響到成像的效果?？梢?，在定位和成像等醫(yī)學應用中，呼吸活動會明顯地降低定位的準確程度以及成像質量，進而影響到診斷和治療的效果。因此，在醫(yī)學信號的采集過程中，需要通過一定的方式對呼吸活動進行補償，以消除其對被采集信號造成的干擾。

傳統(tǒng)消除呼吸活動干擾的方法，是在信號采集過程中，操作者通過監(jiān)視呼吸動態(tài)指導患者在適當時機屏氣，以避免呼吸引起干擾。但操作者不能主動控制患者呼吸運動，造成患者配合不理想；同時在采集過程中也容易引起患者不適；對于兒童、心肺功能差以及意識不清等依從性差的患者，更加不適用[9]。因此，又提出了一些不影響患者正常呼吸活動且能夠自動消除或者減少呼吸干擾的方法，主要分為呼吸門控和呼吸補償兩大類[10]。門控的一種方法是對采集得到的呼吸信號進行差分放大延時并相減，得到門控信號[11]；另一種方法為用特征值對采集到的呼吸信號進行周期性的標記，根據(jù)特征值的標記門控采集其他醫(yī)學信號[12]。上述門控方法簡單有效，可以在一定程度上消除呼吸活動帶來的影響；但是由于人體呼吸信號不同節(jié)拍間具有差異性，因此得到的門控信號并不十分準確，門控信號提取時的閾值和寬度也不能夠根據(jù)每一呼吸節(jié)拍的不同而準確控制。呼吸補償則是一種使用呼吸波形對被采集信號進行相位重排的技術[10]，能夠有效地抑制呼吸偽影[13]，但方法往往較為復雜，且只針對某些特定的醫(yī)學信號，不具備普適性。

針對現(xiàn)有方法存在的問題，筆者提出一種新的呼吸同步信號提取方法。該方法將呼吸周期中的特定時相，作為其他信號采樣的時間窗，可用于消除多種醫(yī)學信號采集中的呼吸干擾，具有普適性。且可以根據(jù)實際需要，通過調整閾值準確控制同步信號寬度，或選擇在呼吸波峰值或谷值處進行同步。相對于現(xiàn)有的補償技術，同步信號提取算法計算量較小，簡單有效地消除了醫(yī)學信號采集中呼吸活動帶來的干擾。

1 方法

本研究提出的呼吸同步信號提取方法結構如圖1所示，分為三大部分：信號的預處理、呼吸同步信號的提取以及最終利用同步信號消除呼吸干擾。經(jīng)呼吸傳感器采集得到的呼吸信號，首先經(jīng)過預處理模塊進行放大濾波；經(jīng)過預處理的呼吸信號，通過呼吸同步算法處理后，提取得到方波形式的呼吸同步信號；將呼吸同步信號作為待同步醫(yī)學信號采樣的時間窗，并根據(jù)實際的需要，選擇合適的閾值和同步模式，最終消除醫(yī)學信號中的呼吸干擾。

圖1 呼吸信號提取方法結構Fig.1 Structure block diagram of the respiratory synchronization signal extraction method

1.1 呼吸信號的預處理

經(jīng)呼吸傳感器采集得到的呼吸信號往往幅度較小，且含有工頻干擾、高頻噪聲、肌電干擾、基線漂移等[14]，因此在對信號進一步分析處理之前，要先濾除這些干擾，并對信號作放大處理。本方法中信號的預處理主要通過硬件電路實現(xiàn)。呼吸預處理模塊中包括放大器和一個通頻帶為0.1～10 Hz的帶通濾波器。經(jīng)過放大濾波預處理后，濾除了工頻干擾、高頻噪聲、肌電干擾，并在一定程度上改善了基線漂移，得到的呼吸信號的峰-谷值保持在2 V左右，用以在呼吸同步算法中進一步分析處理。

1.2 呼吸同步信號的提取

典型的呼吸波形能夠反映出呼吸頻率、潮氣量、每分鐘通氣量等多個參數(shù)，可有效描述人體的呼吸活動[15]。在呼吸峰值和谷值處，分別代表呼吸達到吸氣最大時刻和呼氣最大時刻。因此提出的呼吸同步算法選取在峰值和谷值附近提取同步信號，以保證在相似的呼吸狀態(tài)下進行其他醫(yī)學信號的采集。呼吸同步算法的流程如圖2所示，輸入信號為經(jīng)過硬件電路放大濾波預處理的呼吸信號。

圖2 呼吸同步算法流程Fig.2 The flow chart of respiratory synchronization algorithm

預處理后的呼吸信號具有類似正弦波的形狀，但每一呼吸節(jié)拍在幅值和頻率上存在差異性，并且仍存在一定程度的基線漂移，以及呼吸過程中可能出現(xiàn)的由于機械干擾或電干擾等因素產(chǎn)生的“偽峰”。每一呼吸節(jié)拍在幅值和頻率上的差異性決定了整個過程中同步信號提取的閾值并非固定不變。要準確地得到每一節(jié)拍的閾值，需要得到每一個呼吸節(jié)拍的峰值和谷值。此外，基線漂移和“偽峰”會對最終的提取結果產(chǎn)生影響，因此在提取過程中要排除它們的干擾。由于預處理后的呼吸信號具有類似正弦波的形狀，因此可以通過判斷極值點條件的方法來劃分峰值和谷值可能存在的區(qū)間。而判斷極值點條件，可以通過求取信號的一階差分和二階差分來實現(xiàn)。此外，求取一階差分可以有效地消除基線漂移帶來的影響。

針對在同步信號提取過程中可能產(chǎn)生影響的“偽峰”，算法中引入一個不應期的概念。這里的不應期類似于心肌電活動中的不應期，在峰/谷值標記過程中，不應期長度內的數(shù)據(jù)點不會再被標記為新的峰值或者谷值，這樣可以有效避免“偽峰”的干擾。為達到最佳的效果，在標記峰/谷值區(qū)間之前，需要選取合適的不應期長度Lres。Lres不可太小，但也不能夠超過呼吸周期的1/4。當受檢者平靜呼吸時(12～20次/min)，可選取Lres長度為0.15～0.25 s。利用在前述計算中得到的呼吸信號的一階差分和二階差分，以及選取的不應期長度Lres，可以進行峰/谷值區(qū)間的標記。首先利用呼吸信號的一階差分和二階差分來判斷當前數(shù)據(jù)點是否滿足極值點條件。對于滿足極大/極小值條件的點，其前后Lres長度內的點均會被標記落入峰/谷值區(qū)間，再判斷其是否已落在不應期內。若已落在前一峰/谷值區(qū)間不應期內，則視為仍落在與前一峰/谷值相同的區(qū)間內；若未落在前一峰/谷值區(qū)間的不應期內，則標記為一個新的峰/谷值區(qū)間。根據(jù)上述規(guī)則，完成對峰/谷值區(qū)間的標記，每個連續(xù)的峰值區(qū)間都被標記上一個唯一的正整數(shù)，每個連續(xù)的谷值區(qū)間都被標記上一個唯一的負整數(shù)，得到了峰/谷值區(qū)間標記信號。

利用峰/谷值區(qū)間標記信號，可以求到每一個峰/谷值區(qū)間的最大/小值，并且得到相應的峰/谷值及其在時間軸上的位置。根據(jù)求得的最新的4組峰/谷值在時間軸上的位置，通過取平均的方式計算可以得到當前的呼吸頻率。根據(jù)當前的呼吸頻率，選取合適的時間窗寬Wres，用以在得到最終同步信號時與峰值進行比較。一般時間窗寬Wres選取為當前呼吸周期長度的1/4時，可以滿足與峰值比較時全部的閾值需要。當閾值選取百分比較高時，也可以根據(jù)需要適當減少Wres。

根據(jù)實際需要，由操作者設置閾值(該可選閾值為峰-谷值的百分比，如95%、90%等，系統(tǒng)默認閾值為峰-谷值的90%)，得到合適寬度的同步信號。對一組對應的峰值和谷值，記峰值為Ap、谷值為Av，選取的可選閾值為η。對于峰值點左右Wres長度內的點，若對應信號值高于Av+η(Ap-Av)，則同步信號中相應位置取為1；對于谷值點左右Wres長度內的點，若對應信號值低于Ap-η(Ap-Av)，則同步信號中相應位置取為-1；其他點在同步信號中相應位置取為0。經(jīng)過可選閾值的限定，得到并輸出呼吸同步信號。

1.3 利用同步信號消除呼吸干擾

在得到呼吸同步信號后，將同步信號作為待同步醫(yī)學信號采樣的時間窗，以消除醫(yī)學信號中的呼吸干擾。根據(jù)實際需要，可以選擇不同的同步模式，在呼吸信號峰值處或谷值處進行同步。在峰值處同步則使得最終保留的醫(yī)學信號均在吸氣最大時刻采集得到，而在谷值處同步則使得最終保留的醫(yī)學信號均在呼氣最大時刻采集得到。

在同一時刻開始采集呼吸信號及待同步的醫(yī)學信號，并保持兩路信號在時間軸上一致。在采集信號的同時對呼吸信號采用呼吸同步算法進行處理，得到相應呼吸同步信號。在同步信號中高電平處，相應時間點采集得到的待同步醫(yī)學信號予以保留；反之，在同步信號中低電平處，相應時間點采集得到的待同步醫(yī)學信號予以舍棄，抑或在該時間點不進行信號采集。這樣，保留下來的醫(yī)學信號均在相同或相近的呼吸狀態(tài)下采集得到，消除了呼吸活動帶來的干擾，可用作進一步的分析處理。例如，在電場標測時只保留同步信號中高電平處對應時間點采集的定位信息，其余時間點采集的定位信息予以舍棄，這樣最后保留下來的定位數(shù)據(jù)均在相同或相近的呼吸狀態(tài)下采集得到，可用作體內導管定位、器官組織模型重建等，且不受呼吸活動干擾。

測試系統(tǒng)的操作界面如圖3所示，操作者可以根據(jù)需要選擇合適的呼吸同步閾值以及同步模式。界面中可實時顯示當前呼吸頻率，坐標圖動態(tài)顯示當前同步信號的提取，幫助操作者進行判斷，選取較為合適的模式和閾值，以消除呼吸活動對其他醫(yī)學信號采集帶來的影響。

圖3 測試系統(tǒng)的操作界面Fig.3 The operating interface of test system

1.4 實驗方法

對于通過任意方法采集得到的呼吸信號，均可使用本方法進行呼吸同步信號的提取。本研究采用熱敏電阻型呼吸信號采集放大電路，得到用于測試的呼吸信號數(shù)據(jù)[15]。采集到的呼吸信號經(jīng)硬件放大濾波處理，設置采樣率為360 Hz，用LabVIEW的myDAQ模塊采集進入計算機用作分析處理，用Matlab實現(xiàn)呼吸同步算法，得到的呼吸同步信號用于測試。對采用呼吸同步算法提取得到的呼吸同步信號，進行準確度和效率的分析。實驗選取了20段時長為5 min的呼吸信號用作測試，采樣率為360 Hz，總計216萬個數(shù)據(jù)點。準確度分析中可選閾值設定為90%，進行測試。

表1 呼吸同步信號提取準確度的測試結果

在效率分析中，選取準確度測試中檢測準確率為100%的、總計時長為60 min的呼吸信號數(shù)據(jù)段對應的同步信號進行效率分析。同步信號中的高電平點數(shù)代表了最終指導其他醫(yī)學信號采集的時間窗寬度，通過計算同步信號中平均每分鐘的高電平點數(shù)，及相應高電平占空比，可以反映同步信號的效率。實驗采用的呼吸信號采樣率為360 Hz，因此在一分鐘內總采樣點個數(shù)為21 600。由此，相應占空比的計算公式為

高電平的占空比=

通過比較不同的同步模式和閾值下同步信號平均每分鐘高電平點數(shù)和高電平占空比，反映同步模式和閾值選擇對效率的影響。

2 結果

呼吸同步算法提取得到呼吸同步信號如圖4所示。圖4(a)為硬件放大濾波預處理后的呼吸信號，作為呼吸同步算法的輸入，圖4(b)(c)分別為呼吸信號的一階及二階差分信號。經(jīng)過呼吸同步算法處理后，得到初步的呼吸同步信號，見圖4(d)。根據(jù)實際需要，可以選擇在峰值處(見圖4(e))或者谷值處(見圖4(f))進行同步，得到最終的同步信號，為一方波狀門控信號。

圖4 呼吸同步信號的提取。(a)預處理后呼吸信號；(b)呼吸信號的一階差分信號；(c)呼吸信號的二階差分信號；(d)初步的呼吸同步信號；(e)在呼吸信號峰值處同步的同步信號；(f)在呼吸信號谷值處同步的同步信號Fig.4 Extraction of respiratory synchronization signal. (a)Preprocessed respiratory signal; (b) First-order difference of respiratory signal; (c) Second-order difference of respiratory signal; (d) Initial Respiratory synchronization signal; (e) Synchronization signal synchronized at respiratory signal peaks; (f) Synchronization signal synchronized at respiratory signal valleys

呼吸同步信號提取的準確度的測試結果如表1所示。可以看出，呼吸同步信號的提取達到了99.88%的檢測準確率，提取的準確度很高。

不同呼吸閾值下，在呼吸信號峰值處和谷值處同步的同步信號平均每分鐘高電平點數(shù)和高電平占空比如表2所示?？梢钥闯?，不同的呼吸閾值及同步模式下，同步信號中高電平占空比在16.15%～39.70%區(qū)間內變化。相同呼吸閾值下，在呼吸信號峰值處同步的同步信號平均每分鐘高電平點數(shù)及占空比高于在呼吸信號谷值處同步的同步信號。當呼吸閾值增大時，相應的同步信號中高電平門控會變窄，提取出的信號會更加準確，但高電平的占空比將會減小，同步信號的效率會降低。對于需要采集的醫(yī)學信號(如定位信號、圖像信號等)，為得到相同長度的經(jīng)過同步選擇的有效信號，高閾值條件下需要更長的采集時間。

表2 不同閾值及同步模式下呼吸同步信號的效率分析

3 討論和結論

總體而言，本方法提取出的呼吸同步信號具有很高的檢測準確度。在同步模式的選取上，應根據(jù)待采集的醫(yī)學信號的特點。對于更適合在吸氣最大時刻采集的醫(yī)學信號，選擇在呼吸信號峰值處進行同步；反之，選擇在呼吸信號谷值處進行同步。呼吸閾值則應根據(jù)待采集的醫(yī)學信號的特點以及對于測量精度和效率的要求進行選擇。

將本方法與較為經(jīng)典的一階差分及Hilbert變換法相結合，可用于心電同步信號提取。將體表標測心電信號經(jīng)過求取一階差分并作Hilbert變換后，引入本方法中提出的不應期及可選閾值，可以提取出心電信號中的R波，進而提取出PR段。由于心電信號的PR段對應心肌活動處于全心舒張期，因此可以選用PR段進行心電信號的同步，用以消除心臟跳動對其他醫(yī)學信號采集帶來的干擾。心電同步信號與本方法中提取得到的呼吸同步信號相結合，可以同時消除呼吸活動及心臟跳動對醫(yī)學信號采集帶來的影響，這也是本方法繼續(xù)研究的方向。

與大部分門控方法類似，由于大部分的數(shù)據(jù)點被舍棄，同步信號總體效率不高，為得到足夠長度的有效醫(yī)學信號需要更長的采樣時間。獲得很高的準確度的同時犧牲了效率，這是本方法的一大缺陷。通過選取合適的同步模式和閾值，平衡測量精度和效率，可在一定程度上得到改善。

本研究針對多種現(xiàn)代醫(yī)學信號采集過程中呼吸活動帶來的干擾問題，提出了一種呼吸同步信號提取方法，能夠準確地提取出呼吸同步信號，并可以根據(jù)實際需要通過選擇合適的閾值和同步模式準確地進行控制，得到合適的同步信號，用以指導其他醫(yī)學信號的采集，達到消除呼吸干擾的目的。

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Research on Respiratory Synchronization Signal Extraction to Eliminate Respiratory Interference during Medical Signal Acquisition

Zhu Yong1Zhou Guohui1Wu Xiaomei1，2#*

1(DepartmentofElectronicEngineering,SchoolofInformationScienceandEngineering,FudanUniversity,Shanghai200433,China)2(ShanghaiRehabilitationEquipmentEngineeringTechnologyResearchCenter,Shanghai200093,China)

synchronization; respiration; optional threshold

10.3969/j.issn.0258-8021. 2016. 05.018

2015-12-22， 錄用日期:2016-05-18

上海工程技術研究中心資助項目(15DZ2251700)；上海市科委產(chǎn)學研醫(yī)合作項目(13DZ1941802)

R318

D

0258-8021(2016) 05-0631-05

# 中國生物醫(yī)學工程學會高級會員(Senior member, Chinese Society of Biomedical Engineering)

*通信作者(Corresponding author)， E-mail:xiaomeiwu@fudan.edu.cn