[發(fā)明專利]基于線性預(yù)測的膈肌肌電實時處理方法及存儲介質(zhì)

在審

• 申請?zhí)枺?/td>: 202210401590.3
• 申請日: 2022-04-18
• 公開（公告）號: CN114969637A
• 公開（公告）日: 2022-08-30
• 發(fā)明（設(shè)計）人: 莫鴻強(qiáng);陳凌希;徐遠(yuǎn)達(dá);桑嶺;許釗祥
• 申請（專利權(quán)）人: 華南理工大學(xué);廣州呼吸健康研究院（廣州呼吸疾病研究所）
• 主分類號: G06F17/15
• 分類號: G06F17/15;A61B5/389
• 代理公司: 廣州市華學(xué)知識產(chǎn)權(quán)代理有限公司 44245
• 代理人: 顧思妍

1.一種基于線性預(yù)測的膈肌肌電實時處理方法，其特征在于：

設(shè)置線性預(yù)測模型，該線性預(yù)測模型作為利用歷史時刻心電干擾的測量值來預(yù)測當(dāng)前及未來時刻心電干擾值的膈肌肌電濾波器；

采用膈肌肌電濾波器對被心電干擾的膈肌肌電信號進(jìn)行卷積運(yùn)算，對卷積后信號作超閾值置零處理，得到信號y(k)；

求取含心電的膈肌肌電片段，計算該片段的線性預(yù)測模型系數(shù)，利用該模型系數(shù)自適應(yīng)調(diào)整膈肌肌電濾波器系數(shù)；

對信號y(k)依次進(jìn)行二階高通濾波和M_conv階低通濾波，得到降噪后膈肌肌電信號z(k)；對降噪后膈肌肌電信號z(k)進(jìn)行包絡(luò)計算，得到降噪后膈肌肌電信號的包絡(luò)信號z_e(k)，實現(xiàn)實時處理膈肌肌電信號；其中，k為當(dāng)前時刻。

2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的基于線性預(yù)測的膈肌肌電實時處理方法，其特征在于：包括以下步驟：

S1、參數(shù)初始化：設(shè)定時間序號k＝0，心電峰值序號j＝0，初始化心電周期t_ECG(0)、心電片段長度t_p(0)和膈肌肌電濾波器系數(shù)w_i(0)，i＝0，...，M_conv-1；

其中，M_conv為濾波器階數(shù)；

S2、確定心電峰值x_P及其搜索方式，設(shè)定置零閾值初始值Th(0)：

以采樣頻率f_s采集被心電干擾的膈肌肌電信號x(k)，搜索連續(xù)N秒內(nèi)x(k)的最大值和最小值，其中最大值和最大值時刻分別記為x_max和k_max，最小值和最小值時刻分別記為x_min和k_min；若x_max＞|x_min|，則令心電峰值x_P＝x_max，且設(shè)置心電峰值搜索方式標(biāo)志flag＝1；否則令心電峰值x_P＝|x_min|，且設(shè)置心電峰值搜索方式標(biāo)志flag＝0；N的取值應(yīng)保證期間至少包括3個心電周期；

設(shè)定置零閾值的初始值為Th(0)∈[0.3x_P，0.7X_P]；

S3、以采樣頻率f_s采集被心電干擾的膈肌肌電信號x(k)；

S4、若k＜M_conv-1，則k＝k+1，并跳轉(zhuǎn)S3；否則，采用膈肌肌電濾波器w_i(j)，i＝0，...，M_conv-1對信號x(k)作卷積運(yùn)算，卷積后的信號記為計算公式為：

其中K_conv為卷積放大倍數(shù)；膈肌肌電濾波器階數(shù)M_conv≥2，卷積放大倍數(shù)K_conv∈[1，30]；

S5、閾值處理：對進(jìn)行超閾值置零處理，所得信號記為y(k)，并自適應(yīng)更新置零閾值；

對進(jìn)行超閾值置零處理，所得信號記為y(k)，計算公式為：

自適應(yīng)更新置零閾值的計算公式為：

Th(j+1)＝α_Th·Th(j)+(1-α_Th)·y(k)

其中，α_Th為閾值調(diào)節(jié)因子；閾值調(diào)節(jié)因子α_Th∈[0.9，0.98]；

S6、定位心電峰值時刻：

若flag＝1，則判斷當(dāng)前時刻k是否滿足條件x(k-1)≥x(k-2)且x(k-1)≥x(k)且|x(k-1)-x_P|＜δ；

若flag＝0，則判斷當(dāng)前時刻k是否滿足條件x(k-1)≤x(k-2)且x(k-1)≤x(k)且|x(k-1)+x_P|＜δ；

若滿足則：

記錄并保存k_p(j)＝k-1；

若j＞0，則更新心電周期t_ECG(j)與心電片段長度t_p(j)，計算公式為：

t_p2p＝k_p(j)-k_p(j-1)

t_ECG(j)＝α_ECG·t_ECG(j-1)+(1-α_ECG)·t_p2p

其中，為四舍五入取整運(yùn)算，α_ECG為心電周期調(diào)節(jié)因子，α_p為心電片段在整個心電周期中的時間占比；

更新心電峰值序號j+1→j；

δ∈[0.01x_P，0.2x_P]，α_ECG∈[0.9，0.98]，α_p∈[0.5，0.7]；

S7、判斷當(dāng)前時刻是否滿足若滿足則：

記含心電的膈肌肌電片段為計算s(j)的線性預(yù)測模型系數(shù)

若j＞0，則更新膈肌肌電濾波器系數(shù)w_i(j)，計算公式為：

其中，α_w為濾波器系數(shù)調(diào)節(jié)因子；

線性預(yù)測模型系數(shù)的求解采用自相關(guān)法實現(xiàn)；

S8、對y(k)依次進(jìn)行截止頻率為f_HPc的二階高通濾波和截止頻率為f_LPc的M_conv階低通濾波，濾波結(jié)果記為z(k)；

S9、對z(k)進(jìn)行包絡(luò)計算，得到包絡(luò)信號z_e(k)：

對z(k)的絕對值進(jìn)行對數(shù)運(yùn)算，運(yùn)算結(jié)果記為v(k)，計算公式為：

v(k)＝ln(|z(k)|+ξ)

對v(k)作截止頻率為f_LPe的M₂階低通濾波，濾波結(jié)果記為o(k)；

對o(k)進(jìn)行指數(shù)運(yùn)算，運(yùn)算結(jié)果即為包絡(luò)信號z_e(k)，計算公式為：

z_e(k)＝e^o(k)

其中，ξ為一很小的正數(shù)，ξ＝0.001；M₂≥2；

S10、分別輸出S8帶通濾波后的信號z(k)(即降噪后膈肌肌電信號)及S9的包絡(luò)信號z_e(k)(即降噪后膈肌肌電信號的包絡(luò))；更新時間序號k+1→k，并跳轉(zhuǎn)至S3。