一種核磁下腦電噪聲處理方法
【專(zhuān)利摘要】本發(fā)明公開(kāi)了一種核磁下腦電噪聲處理方法，參考電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，另一端接入第一差分放大器的一端，信號(hào)電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，另一端接入第一差分放大器的另一端，采集得到帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)；模擬參考電極一端與模擬阻抗相連接，另一端連接到第二差分放大器，模擬信號(hào)電極一端與模擬阻抗相連接，另一端連接到第二差分放大器，采集得到干擾信號(hào)；所述參考電極與所述模擬參考電極電氣絕緣，所述信號(hào)電極與所述模擬信號(hào)電極電氣絕緣。本發(fā)明能夠?qū)崿F(xiàn)實(shí)時(shí)準(zhǔn)確采集噪聲模板，解決了之前利用信號(hào)處理方法所估計(jì)的噪聲模型不準(zhǔn)確的問(wèn)題；噪聲處理算法可實(shí)時(shí)輸出處理后結(jié)果，便于實(shí)時(shí)觀測(cè)實(shí)驗(yàn)情況。
【專(zhuān)利說(shuō)明】
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及一種噪聲處理方法，特別是涉及一種核磁下腦電噪聲處理方法。 -種核磁下腦電噪聲處理方法

【背景技術(shù)】
[0002] 隨著核磁兼容腦電采集技術(shù)的發(fā)展與成熟，同步記錄腦電與功能核磁共振信號(hào)， 并進(jìn)行聯(lián)合分析的方法在神經(jīng)科學(xué)研究與臨床上得到了廣泛的應(yīng)用。由于核磁共振強(qiáng)磁場(chǎng) 環(huán)境會(huì)給腦電信號(hào)帶來(lái)極強(qiáng)的電磁干擾，如何避免這些干擾對(duì)腦電信號(hào)的影響，是該技術(shù) 所面臨的最大挑戰(zhàn)。
[0003] 核磁環(huán)境所引入的噪聲分為兩類(lèi)：梯度場(chǎng)噪聲和心臟搏動(dòng)噪聲。梯度場(chǎng)噪聲由核 磁共振掃描過(guò)程中梯度場(chǎng)變化在腦電上所產(chǎn)生的噪聲，由于噪聲波形在每個(gè)核磁掃描周期 之間變化不大，可以將每個(gè)掃描周期的噪聲波形疊加平均作為噪聲模板，利用自適應(yīng)偽跡 相減的方法去除。心臟搏動(dòng)噪聲是由于心臟搏動(dòng)造成血管的運(yùn)動(dòng)，導(dǎo)致靠近血管的腦電電 極在強(qiáng)磁場(chǎng)內(nèi)運(yùn)動(dòng)所產(chǎn)生的偽跡。由于心臟每次搏動(dòng)的強(qiáng)度與時(shí)間都有所變化，心臟搏動(dòng) 噪聲在每個(gè)心動(dòng)周期之間雖具有一定的重復(fù)性，但也存在較大的變動(dòng)。同時(shí)心臟搏動(dòng)噪聲 的時(shí)間過(guò)程和空間分布與腦電信號(hào)十分相似，這給噪聲的去除帶來(lái)了很大的挑戰(zhàn)。目前廣 泛應(yīng)用的去除心臟搏動(dòng)噪聲的方法為按照心動(dòng)周期對(duì)噪聲進(jìn)行疊加平均作為噪聲模板，并 相減去除；另外也有利用心臟搏動(dòng)噪聲在空間分布上的特點(diǎn)，利用獨(dú)立成分分析的方法提 取噪聲成分并去除。
[0004] 總而言之，目前處理同步記錄核磁腦電噪聲的方法，都是在得到包含噪聲的原始 信號(hào)后，通過(guò)信號(hào)處理的方法識(shí)別噪聲成分，并將其從原始信號(hào)中去除。這樣的方法存在以 下兩個(gè)主要問(wèn)題：
[0005] 1.在噪聲波形變動(dòng)性較大時(shí)效果不佳。例如在心臟搏動(dòng)噪聲在每個(gè)心動(dòng)周期之間 存在著一定的差異，很難利用一個(gè)統(tǒng)一的噪聲模板將其去除。
[0006] 2.容易在去除噪聲的同時(shí)丟失一定的腦電成分。例如在利用空間分布特征提取并 去除心臟搏動(dòng)噪聲時(shí)，會(huì)將具有類(lèi)似空間分布特征的腦電成分也一應(yīng)去除，對(duì)之后的腦電 分析噪聲影響。
[0007] 由于以上問(wèn)題的存在，影響了噪聲處理的效果，對(duì)之后的腦電分析造成了很大的 影響。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0008] 本發(fā)明針對(duì)目前核磁下腦電采集過(guò)程中的噪聲問(wèn)題，提出了一套噪聲采集與處理 方案。本發(fā)明對(duì)核磁兼容腦電采集系統(tǒng)的采集電極做了改進(jìn)，使其能夠采集不包含腦電的 梯度場(chǎng)與心臟搏動(dòng)噪聲，并通過(guò)特定的信號(hào)處理方法，將噪聲從包含腦電的原始信號(hào)中去 除。
[0009] 解決上述問(wèn)題的技術(shù)方案為：一種核磁下腦電噪聲處理方法：
[0010] 參考電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，所述參考電極另一端接入第一差分放 大器的一端，信號(hào)電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，所述信號(hào)電極另一端接入第一差 分放大器的另一端，采集得到帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)；
[0011] 模擬參考電極一端與模擬阻抗相連接，所述模擬參考電極另一端連接到第二差分 放大器，模擬信號(hào)電極一端與模擬阻抗相連接，所述模擬信號(hào)電極另一端連接到第二差分 放大器，采集得到干擾信號(hào)；
[0012] 從所述帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)中去除所述干擾信號(hào)即得到理想腦電信號(hào)；
[0013] 所述參考電極與所述模擬參考電極電氣絕緣，所述信號(hào)電極與所述模擬信號(hào)電極 電氣絕緣。
[0014] 所述帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)采集與所述干擾信號(hào)的采集同時(shí)進(jìn)行。
[0015] 將采集到的腦電信號(hào)、干擾信號(hào)輸入到自適應(yīng)濾波器中，得到濾波效果理想的腦 電信號(hào)。
[0016] 所述第一差分放大器與所述第二差分放大器的參數(shù)一致。
[0017] 所述參考電極與所述模擬參考電極相連接，所述信號(hào)電極與所述模擬信號(hào)電極相 連接。
[0018] 本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)在于能夠?qū)崿F(xiàn)實(shí)時(shí)準(zhǔn)確采集噪聲模板，解決了之前利用信號(hào)處理方 法所估計(jì)的噪聲模型不準(zhǔn)確的問(wèn)題；噪聲處理算法可實(shí)時(shí)輸出處理后結(jié)果，可直接顯示無(wú) 噪聲的腦電信號(hào)，便于實(shí)時(shí)觀測(cè)實(shí)驗(yàn)情況。
[0019] 下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)描述。

【專(zhuān)利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0020] 圖1為核磁下腦電噪聲產(chǎn)生機(jī)制原理圖；
[0021] 圖2為本發(fā)明原理圖；
[0022] 圖3為自適應(yīng)濾波器去除噪聲原理圖。

【具體實(shí)施方式】
[0023] 為了加深對(duì)本發(fā)明的理解，下面將結(jié)合實(shí)施例和附圖對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳述，該 實(shí)施例僅用于解釋本發(fā)明，并不構(gòu)成對(duì)本發(fā)明保護(hù)范圍的限定。
[0024] 參見(jiàn)圖1-3所示，本發(fā)明提供一種核磁下腦電噪聲處理方法：參考電極的一端通 過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，參考電極另一端接入第一差分放大器的一端，信號(hào)電極的一端通 過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，信號(hào)電極另一端接入第一差分放大器的另一端，采集得到帶有干 擾信號(hào)的腦電信號(hào)；
[0025] 模擬參考電極一端與模擬阻抗相連接，模擬參考電極另一端連接到第二差分放大 器，模擬信號(hào)電極一端與模擬阻抗相連接，模擬信號(hào)電極另一端連接到第二差分放大器，采 集得到干擾信號(hào)；
[0026] 從帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)中去除干擾信號(hào)即得到理想腦電信號(hào)。
[0027] 帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)采集與干擾信號(hào)的采集同時(shí)進(jìn)行。
[0028] 其中，第一差分放大器與所述第二差分放大器的參數(shù)一致。
[0029] 參考電極與模擬參考電極在機(jī)械上牢固連接且非常接近，信號(hào)電極與模擬信號(hào)電 極在機(jī)械上牢固連接且非常接近。
[0030] 參考電極與模擬參考電極電氣絕緣，信號(hào)電極與模擬信號(hào)電極電氣絕緣。
[0031] 下面結(jié)合實(shí)施例，進(jìn)一步詳述：
[0032] 如圖1所示，腦電采集系統(tǒng)將信號(hào)電極與參考電極接入差分放大器的兩端，所得 到的兩個(gè)電極之間的差異信號(hào)即為帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)。由于電極導(dǎo)線與人體形成了 一個(gè)導(dǎo)電環(huán)路，該環(huán)路在磁場(chǎng)中會(huì)由于磁場(chǎng)變化而產(chǎn)生感應(yīng)電動(dòng)勢(shì)，從而形成磁場(chǎng)干擾信 號(hào)。其中，梯度場(chǎng)噪聲是由于核磁掃描過(guò)程中梯度場(chǎng)的變化作用于導(dǎo)電環(huán)路所產(chǎn)生的干擾； 心臟搏動(dòng)噪聲是由于心臟搏動(dòng)造成該環(huán)路在磁場(chǎng)中運(yùn)動(dòng)所產(chǎn)生的干擾。
[0033] 本發(fā)明在電極上加裝了噪聲采集環(huán)路。噪聲采集環(huán)路從腦電信號(hào)電極與參考電極 中引出，通過(guò)模擬阻抗相連接，與腦電電極絕緣，并通過(guò)與腦電電極相同的線路引至腦電采 集系統(tǒng)，接入與腦電信號(hào)相獨(dú)立的采集放大單元，這樣就形成了一個(gè)與腦電信號(hào)相互隔離， 但具有相同磁場(chǎng)干擾引入環(huán)路的噪聲采集環(huán)路，如圖2所示。噪聲采集環(huán)路能夠記錄與腦 電信號(hào)采集電極相同的磁場(chǎng)噪聲，同時(shí)不會(huì)記錄任何腦電信號(hào)，因此可以通過(guò)噪聲采集環(huán) 路記錄到純凈的干擾噪聲。其中，帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)采集與干擾信號(hào)采集同時(shí)進(jìn)行。 [0034] 將噪聲采集環(huán)路采集到的噪聲模板，和帶噪聲的腦電信號(hào)一起，輸入到自適應(yīng)濾 波器中，濾除噪聲。
[0035] 如圖3所示，s (η)為真實(shí)腦電信號(hào)，隊(duì)(η)為磁場(chǎng)噪聲，在核磁環(huán)境下所采集到的 腦電信號(hào)為：
[0036] d (n) =s (η) +Ν〇 (η)
[0037] 噪聲采集系統(tǒng)所采集到的信號(hào)χ (η)中只包含所采集到的磁場(chǎng)噪聲& (η)，將χ (η) 通過(guò)濾波器w(n)后得到噪聲模板y (η)，從原始信號(hào)中去除噪聲即可得到無(wú)噪聲腦電信號(hào) e(n)
[0038] e (n) =d (n) -y (η)
[0039] 其中
[0040] y (n) =wT (η) χ (η)
[0041] 通過(guò)實(shí)時(shí)優(yōu)化更新w(n)濾波器系數(shù)，可以得到理想的腦電信號(hào)。
[0042] 綜上，本發(fā)明針對(duì)目前核磁下腦電采集過(guò)程中的噪聲問(wèn)題，提出了一套噪聲采集 與處理方案。本發(fā)明對(duì)核磁兼容腦電采集系統(tǒng)的采集電極做了改進(jìn)，使其能夠采集不包含 腦電的梯度場(chǎng)與心臟搏動(dòng)噪聲，并通過(guò)特定的信號(hào)處理方法，將噪聲從包含腦電的原始信 號(hào)中去除。能夠?qū)崿F(xiàn)實(shí)時(shí)準(zhǔn)確采集噪聲模板，解決了之前利用信號(hào)處理方法所估計(jì)的噪聲 模型不準(zhǔn)確的問(wèn)題；噪聲處理算法可實(shí)時(shí)輸出處理后結(jié)果，可直接顯示無(wú)噪聲的腦電信號(hào)， 便于實(shí)時(shí)觀測(cè)實(shí)驗(yàn)情況。
[〇〇43] 以上所述僅為本發(fā)明的較佳實(shí)施例而已，并不用以限制本發(fā)明，凡在本發(fā)明的精 神和原則之內(nèi)，所作的任何修改、等同替換、改進(jìn)等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護(hù)范圍之內(nèi)。
【權(quán)利要求】
1. 一種核磁下腦電噪聲處理方法，其特征在于： 參考電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，所述參考電極另一端接入第一差分放大器 的一端，信號(hào)電極的一端通過(guò)導(dǎo)電膏與人腦相連接，所述信號(hào)電極另一端接入第一差分放 大器的另一端，采集得到帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)； 模擬參考電極一端與模擬阻抗相連接，所述模擬參考電極另一端連接到第二差分放大 器，模擬信號(hào)電極一端與模擬阻抗相連接，所述模擬信號(hào)電極另一端連接到第二差分放大 器，采集得到干擾信號(hào)； 從所述帶有干擾信號(hào)的腦電信號(hào)中去除所述干擾信號(hào)即得到理想腦電信號(hào)； 所述參考電極與所述模擬參考電極電氣絕緣，所述信號(hào)電極與所述模擬信號(hào)電極電氣 絕緣。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的核磁下腦電噪聲處理方法，其特征在于：所述帶有干擾信號(hào) 的腦電信號(hào)采集與所述干擾信號(hào)的采集同時(shí)進(jìn)行。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的核磁下腦電噪聲處理方法，其特征在于：將采集到的腦電信 號(hào)、干擾信號(hào)輸入到自適應(yīng)濾波器中，得到濾波效果理想的腦電信號(hào)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的核磁下腦電噪聲處理方法，其特征在于：所述第一差分放大 器與所述第二差分放大器的參數(shù)一致。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的核磁下腦電噪聲處理方法，其特征在于：所述參考電極與所 述模擬參考電極相連接，所述信號(hào)電極與所述模擬信號(hào)電極相連接。
【文檔編號(hào)】A61B5/055GK104095632SQ201310117717
【公開(kāi)日】2014年10月15日 申請(qǐng)日期:2013年4月7日 優(yōu)先權(quán)日:2013年4月7日
【發(fā)明者】胥紅來(lái), 黃肖山 申請(qǐng)人:常州博?？悼萍加邢薰? 江南現(xiàn)代工業(yè)研究院