CN114040704A - 用于在电神经调节期间对生理信号去噪的系统和方法 - Google Patents

Abstract

描述了用于从生物或生理参数信号或波形中去噪或滤除不希望的噪声或干扰的系统和方法，该信号或波形例如由在被配置为获得生物或生理参数信号的传感器附近施加电磁能量(例如，电刺激)引起的ECG信号。

Description

用于在电神经调节期间对生理信号去噪的系统和方法

优先权申请

本申请要求于2019年5月6日提交的美国临时申请第62/843,772号的优先权，其全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开总体上涉及用于从生理信号(例如，从ECG、EEG、EKG传感器获得的生物信号)的显示中去噪(例如，去除不需要的噪声或干扰)的方法和系统。这样的去噪可以在施加电磁能(例如，对神经的电刺激)期间执行。技术领域还涉及用于促进对心脏或其他器官或组织中和心脏或其他器官或组织周围的一个或多个神经进行电刺激而不显著影响患者监视器的正常操作(例如，在不施加电刺激的时间期间)的方法和系统。

背景技术

急性心力衰竭是一种心脏状况，其中，心脏的结构或功能的问题削弱了其供应足够血流以满足身体需要的能力。这种状况会损害生活质量，并且是西方世界住院和死亡的主要原因。治疗急性心力衰竭通常旨在消除诱发因素、预防心脏功能恶化和控制患者的充血状态。

还需要监视患者生命体征以确保患者安全。常规的患者监视器使用具有将监视器连接到患者的电线的一个或多个传感器。

发明内容

重症监视病房(ICU)或危症监视病房(CCU)中的患者可能需要连续监视ECG和经常监视其他生理信号(例如侵入性或非侵入性血压、脉搏血氧饱和度、呼吸或CO₂水平等)。这些信号通过患者监视器中其各自的电子信号通道进行处理，并且随着每个信号经历不同类型的信号处理可能具有不同量的时间延迟或时延。信号之间的任何时间延迟差都被考虑在内并被纠正，使得一旦信号被显示在患者监视器上，它们就会全部正确对齐。

消除或减少刺激伪影的一种方法是通过在ECG信号进入患者监视器之前向ECG信号添加附加滤波。在某些情况下，这可能是一种可行的方法，但在患者监视器外部应用的任何信号滤波都将引入一定量的时间延迟，导致显示的ECG迹线与其他显示的生理信号不对齐。显示屏上可能不会注意到少量延迟，但较大的延迟会导致ECG与其他信号明显不对齐，并可能导致对患者状况的混淆或误解。通常，应用的滤波范围越广或越复杂，产生的信号时延就越大，并且ECG迹线在屏幕上的不对齐也越大。

在一些配置中，预滤波可以包括应用陷波滤波器或自适应滤波器，其适于从ECG信号或其他生物信号滤除50Hz和/或60Hz噪声(例如，一般的50Hz和/或60Hz、50Hz-60 Hz或其他线路频率分量)。预滤波可以有利地提供对要应用去噪过程(例如，消隐和滤波)的信号的平滑。

如果诸如频率、幅度、充电和再充电脉冲宽度以及波形形态的刺激参数是固定的，则可以设计具有可接受性能的滤波器以满足伪影衰减和时延要求，因为这些滤波器可以定制为非常特定的信号特性。然而，在实际应用中，这些参数并不总是固定的，并且信号特性也并不总是可预测的。例如，施加在ECG信号上的刺激伪影幅度并不总是可预测的，甚至是在已知范围内。如果伪影与ECG幅度之比超过滤波器的能力，则大多数滤波器要么性能下降，要么变得无效。如果伪影幅度使ECG信号通道饱和，则尤其如此，而这可能会定期发生。

患者监视器上的ECG波形可由合格的医务人员查看和解释，或者由患者监视器中的算法自动处理以识别或检测波形的特定特征或特性。一个基本的提取特性是心率。其他可以是检测某些心律失常，如果发生这些心律失常则会自动触发警报。例如，室性心动过速或心室颤动可能是致命的心律失常，需要医务人员立即干预。他们依靠患者监视器的心律失常检测能力来提醒他们注意这些情况。

患者监视器用于向临床医生提供关于实时患者健康的反馈。患者监视器被配置为显示与患者的实时生理参数或生命体征相关的输出。临床专业人员监视显示输出以确定患者的当前健康状态并诊断当前患者状况。除了视觉显示之外，如果被监视的特定生理参数或生命体征落在阈值范围之外，则患者监视器还可以被配置为产生可听输出(例如，警报)，以警告临床专业人员可能需要医疗帮助或注意的不安全状况。

通常被监视并显示在患者监视器上的生理参数的一个示例是心跳。心跳可以作为心电机图或心电图波形(ECG或EKG)显示在患者监视器上，其指示心脏中的电活动。临床专业人员可以监视ECG波形，以确定是否出现可以指示可能需要立即医疗注意或治疗的不安全和潜在危及生命的状况(例如，心房颤动、室性心动过速、心脏病、心脏骤停)的任何偏差或异常。ECG波形可用于评估心率、节律和其他心脏异常并进行诊断。

因此，希望在患者监视器上显示的ECG波形是干净和未破坏的，以免产生假警报或提示没有必要的并且可能对患者造成伤害的医学治疗。此外，干净的ECG可以确保对患者状况的准确诊断。ECG波形是从位于患者身体各种位置(例如，胸部、躯干、颈部、背部、腿部和/或手臂)上的患者皮肤上的多个传感器(例如，电极或导联)获得的。传感器将心脏的电活动传输到ECG处理设备或系统。ECG处理设备或系统产生表示心脏电活动的波形或其他输出以供显示(例如，在患者监视器上)。

不幸的是，从ECG传感器附近的其他电磁能量源产生的电磁能的存在会导致在患者监视器上显示的ECG波形上出现不希望的干扰或噪声，特别是如果ECG波形的频率内容(例如、心脏产生的电信号)和/或其他干扰源重叠。这种干扰或噪声可能使经培训成对ECG信号的任何异常警惕的临床专业人员被警告，并可能使ECG信号难以或无法阅读、破译或解释。此外，该干扰或噪声可能导致自动“假”警报或警告的产生，因为干扰或噪声可能导致被监视的参数落在正常、预期状况或值的阈值范围之外。假警报的增加可能导致警报疲劳。

ECG波形上的一种干扰或噪声源可能是组织调节系统，该系统被配置为向患者心脏内和患者心脏周围的一个或多个神经或心脏周围血管(例如肺动脉、肺静脉)内或心脏周围血管周围的一个或多个神经提供电调节(例如，电刺激)，以治疗急性失代偿性心力衰竭患者。例如，具有刺激元件(例如，电极)的导管可以暂时插入心脏周围的血管中或插在邻近心脏周围的血管外部或插入心脏腔室中以递送电刺激(例如，电流或电脉冲)以刺激神经(例如，肺动脉周围的自主神经纤维)。当施加刺激时，这些导管还可能对ECG波形或信号造成干扰或噪声。在一些实施方式中，植入式刺激器(例如，植入心脏的起搏器)、患者附近的荧光灯或其他电磁能量发射设备或结构(例如，50Hz和/或60Hz线路、50Hz-60 Hz或其他线路频率噪声源、磁共振成像机器、扬声器)可能是施加电刺激(例如，神经刺激)时对ECG波形的干扰源。

除了与用于治疗急性失代偿性心力衰竭的患者的神经调节(例如，神经刺激)系统结合使用之外，其他应用也可以受益于本文所述的几种去噪技术和系统。例如，去噪技术和系统可以与适于执行以下任何一项或多项的系统结合使用：脊髓神经调节、用起搏器起搏、用植入式除颤器或体外除颤系统除颤、脉冲电烙术、神经刺激治疗尿失禁或大便失禁、肌肉刺激、前列腺刺激、大脑和其他神经刺激、迷走神经刺激、成骨细胞刺激、治疗骨科疾病的关节刺激疗法、离子电渗疗法、确定组织接触刺激、电解剖标测、其他非心脏相关功能等。

解决电磁能(例如，神经刺激器)设备干扰问题的方法可以根据多种因素而异。大多数设备可以暂时关闭，以记录短持续时间ECG。如果患者可以忍受，则其他过程(例如成像、电生理学或肌力测试)可能需要设备停用更长时间段。如果某些设备的刺激伪影(例如，由电刺激设备或系统引起的ECG波形上的噪声或干扰)可以通过前端ECG仪器或系统内的滤波(例如，低通滤波器、带通滤波器、陷波滤波器或其他滤波器)充分衰减，则这些设备可以继续操作。

本公开的若干示例提供了对生理参数信号或波形(例如，生物电势、生物信号、ECG、EKG)进行实时去噪(例如，从其去除噪声或干扰)的系统和方法(例如，具有小于100ms的最小时延)。噪声或干扰可例如由在获取生理参数信号的传感器(例如电极或导联)附近施加电刺激能量引起(例如刺激伪影)。去噪系统可以接收来自ECG传感器的信号。如果没有施加电刺激，则去噪系统可以被旁路并且不执行任何去噪方法、算法或过程，并且可以输出ECG波形用于正常显示(例如，直接显示到患者监视器或间接地通过遥测单元显示，该单元将ECG波形传输到其他显示设备和/或中央监视站)，以便有利地尽可能少地影响(例如，破坏或影响)ECG波形以提高保真度。如果正在施加电刺激或其他调节(例如，由去噪系统根据信号或通过自动处理算法或技术确定)，则在ECG波形输出以供显示之前，去噪系统执行算法、方法或技术以去除由电刺激或其他调节引起的噪声或干扰(例如，刺激伪影)。

在一些示例中，去噪系统包括滤波器子系统或组件或替代地基本上由滤波器子系统或组件组成，该滤波器子系统或组件被配置为与被配置为监测受试者的ECG导联通信。滤波器子系统可以包括数字信号处理系统，该系统被配置为产生噪声滤波的信号，该信号包括来自ECG导联的信号减去来自神经调节系统的噪声，并将噪声滤波的信号通过遥测单元(例如，无线)发送到患者监视器或中央监视系统或其他显示器。例如，滤波器子系统可以包括适于在执行去噪过程的其他步骤之前和/或之后从ECG信号中去除50Hz和/或60Hz、50Hz-60Hz或其他线路频率分量的滤波器，以提高在去噪过程中执行的内插技术的保真度和准确性。去噪系统替代地可以包括一个或多个模拟级(例如，单位增益放大器、采样保持电路)以在模拟域而不是数字域中处理ECG信号。

在一些实施方式中，提供了一种用于从生物(例如，人或动物)的数字化生物电势(例如，ECG波形或信号)中去除瞬态噪声(例如，临时或瞬态噪声)的装置。瞬态噪声可以与生物体的一部分(例如心脏或心脏周围的血管，例如肺动脉或静脉)的电刺激同步产生。该装置包括一个或多个处理器，该处理器被配置为：在执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令时，从电刺激系统(例如，神经刺激器)接收指示电刺激的定时的同步信号(例如，消隐脉冲信号)，基于接收的同步信号从数字化生物电势中去除瞬态噪声，并在在数字化生物电势中产生的间隙上内插以创建没有(或基本上没有)瞬态噪声的数字化生物电势。瞬态噪声可以仅在同步信号期间(例如，当同步信号指示施加到身体部分的电刺激时)被去除。在一些实施方式中，在接收同步信号之后直到0到5(例如，1到5)毫秒之前(例如，由于时间滞后或延迟)，在对应于0到5(例如，1-5)毫秒的时间内去除瞬态噪声。在间隙上内插可涉及使用线性、曲线或三次样条内插方法中的一种或多种。内插可能包括替换去除的数据点或用新值修改现有数据点。例如，内插可以基于在从数字化生物电势中去除瞬态噪声的时间段之前和/或之后的已知良好值。

根据若干实施方式，用于从生物的生物电势(例如，ECG波形)去除瞬态噪声的装置被配置为从电刺激系统接收指示电刺激定时的同步脉冲并使用基于模拟的方法基于接收的同步脉冲从生物电势去除所述瞬态噪声。例如，单位增益放大器(或具有其他增益值的放大器)可以应用于生物电势(例如，ECG波形)并且可以在同步脉冲期间(例如，当同步脉冲处于指示由电刺激系统施加的刺激的状态时)采样和保持ECG波形(或其信号)的电压电平。

根据若干实施方式，提供了一种去噪系统，用于对ECG信号去噪，该ECG信号包括由电刺激设备施加电刺激而引起的瞬态噪声。该去噪系统(或被配置为)通信地耦接到被配置为从患者获得ECG信号的ECG电极阵列(例如，多个ECG电极或传感器)。该去噪系统包括一个或多个处理器(例如，微控制器、信号处理电路)，其被配置为在执行非暂时性计算机可读介质上存储的指令时，检测ECG信号的包括噪声的部分，并对检测到包括噪声的ECG信号的部分去噪。在该实施方式中，对ECG信号的检测到的部分去噪包括消隐检测到的包括瞬态噪声的ECG信号的部分(例如，在确定的“消隐窗口”期间)和修改(例如，重构、内插)消隐的部分以产生具有降低的噪声(例如，没有或基本没有噪声)的重构ECG信号。

一个或多个处理器还可以被配置为数字化检测到的包括噪声的ECG信号的部分。一个或多个处理器还可以被配置为使用数字或模拟域中的滤波来改善重构的ECG信号以创建去噪的ECG信号，该数字或模拟域中的滤波例如线性相位滤波器(例如，40Hz低通滤波器、带通滤波器)、有限脉冲响应(FIR)滤波器、无限脉冲响应(IIR)滤波器、巴特沃斯滤波器和/或切比雪夫滤波器。在一些实施方式中，一个或多个处理器还被配置为输出重构的ECG信号或去噪的ECG信号以供显示。在一些实施方式中，一个或多个处理器还被配置为将去噪的ECG信号转换成模拟信号以促进在显示器上输出。该系统可以包括患者监视器，该患者监视器包括被配置为显示输出的显示器。该系统还可包括ECG电极阵列。去噪系统可以包括完全集成的系统，除了执行去噪的部件之外，该系统包括电刺激设备、患者监视器或其他显示器和/或ECG前端系统(例如，ECG电极阵列、导联线、分立电部件和/或集成芯片)，或者可以包括被配置为连接到电刺激设备、患者监视器或显示器和/或ECG前端系统的单独系统。在一些实施方式中，消隐步骤包括暂时去除存储在与检测到的包括噪声的ECG信号的部分对应的存储位置处的值，并且修改(例如，重构、内插)步骤包括计算修改的值以替换存储位置中的去除的值。例如，修改的值可以至少部分地基于在信号的一部分被消隐之前和/或之后(例如，在消隐窗口之前和/或之后)在ECG信号的存储位置处获得的已知良好值。在一些实施方式中，消隐步骤包括抽取ECG信号的检测到的部分以去除数据点(例如，使用下采样技术)，然后在修改(例如，重构、内插)步骤期间重新插入数据点。

根据若干实施方式，一种用于对包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声的ECG信号去噪的系统包括一个或多个处理器(例如，微控制器、信号处理电路)，该处理器被配置为通信地耦接到被配置为从患者获得ECG信号的ECG电极阵列(例如，多个ECG电极或传感器)，该一个或多个处理器被配置为在执行在非暂时性计算机可读介质上存储的指令时检测数字化ECG信号的包括噪声的部分，并对数字化ECG信号的检测到包括噪声的部分去噪。对数字化ECG信号的检测到的部分去噪可以包括通过下述方式消隐ECG信号的具有噪声的检测到的部分：暂时去除与ECG信号的具有噪声的检测到的部分对应的存储位置处的值并用修改值替换被去除值，该修改值通过修改(例如，重构、内插)数字化ECG信号的包括噪声的检测到的部分以将ECG信号重构为具有降低的噪声(例如，没有瞬态噪声或基本没有瞬态噪声)的经去噪ECG信号来确定。一个或多个处理器进一步被配置为使用数模转换器将经去噪ECG信号转换为模拟信号，以促进经去噪ECG信号在显示器上的显示。

该系统还可包括包含显示器的患者监视器。该系统还可包括ECG电极阵列和/或前端ECG监视系统或中心(hub)。一个或多个处理器可以可选地进一步配置为通过以下方式改善经去噪ECG信号：在消隐和/或修改(例如，重构、内插)之前和/或之后，应用进一步滤波来平滑经去噪ECG信号(例如，使用50Hz和/或60Hz或50Hz-60 Hz陷波滤波器、巴特沃斯陷波滤波器或自适应噪声消除滤波器，以最大限度地减少可能由完全与信号路径串联的较传统的线性时间不变滤波器添加的信号时延)，从而去除50Hz、60Hz、50Hz-60 Hz或其他线路频率噪声以平滑ECG信号。可选的进一步滤波可以在数字和/或模拟域中执行并且可以包括应用线性相位滤波器(例如，低通滤波器、带通滤波器、陷波滤波器)、FIR滤波器、IIR滤波器、巴特沃斯滤波器(例如巴特沃斯陷波滤波器)和/或切比雪夫滤波器。可以使用具有线性相位响应但不是经典线性时不变模拟滤波器的数字FIR或IIR滤波器。在一些实施方式中，ECG电极阵列或前端ECG监视系统包括带通滤波器以改善经去噪ECG信号，使得不需要单独的可选的进一步滤波。

根据若干实施方式，提供了一种对从患者获得的包括由位于患者内或邻近患者的电磁能量源(例如，电刺激系统或设备)施加电磁能量引起的瞬态(例如，暂时或瞬态)噪声的生理信号(例如，心脏相关信号(例如，ECG信号、从直接放置在心脏上或心脏附近的导联获取的心内电图)、血压信号)进行去噪的方法。例如，该源可以是定位于心脏周围的血管(例如，肺动脉或静脉)内或心脏腔室内的神经刺激器。该方法包括检测生理信号的包括瞬态噪声的部分，消隐生理信号的包括瞬态噪声的检测到的部分，以及修改(例如，重构、内插)生理信号的包括瞬态噪声的检测到的部分以将生理信号重构为重构的生理信号。检测、消隐和修改(例如，重构、内插)可由一个或多个处理器(例如，微控制器、信号处理电路)执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令来执行。可以使用基于数字或基于模拟的方法来执行消隐和修改(例如，重构、内插)。消隐可以包括暂时去除对应于生理信号的具有瞬态噪声的检测到的部分的存储位置处的值，并且修改(例如，重构、内插)可以包括在消隐窗口期间用修改值替换被去除值。例如，修改值可以至少部分地基于与执行消隐的消隐窗口之前和/或之后的时间对应的生理信号的已知良好值。根据至少若干实施例，去噪的方法可以不涉及应用小波变换(例如，离散小波变换、二次样条小波)并且可以不仅滤除异步噪声。

在一些实施方式中，检测生理信号的包括瞬态噪声的部分的步骤基于从电组织调节系统接收的同步脉冲(例如，消隐脉冲)，该电组织调节系统可能在生理信号上产生瞬态噪声。消隐脉冲可以在电组织调节系统发起电神经调节治疗之前接收，或者大致与电神经调节系统发起电神经调节治疗同时被接收。在一些实施方式中，在电神经调节治疗的整个持续时间内，消隐脉冲连续地处于指示治疗被施加的状态(例如，“开”状态)。该方法还可以包括在消隐生理信号的具有瞬态噪声的检测到部分之前使用模数转换器对生理信号的具有瞬态噪声的部分进行数字化。该方法还可以包括使用数模转换器将经去噪生理信号转换成模拟信号以促进经去噪生理信号在显示器上的输出。在其他实施方式中，生理信号的该部分不被数字化并且消隐是使用基于模拟的方法通过下述方式执行的：使信号传递通过单位增益放大器(或具有其他增益值的放大器)，然后在消隐脉冲处于指示施加治疗的状态时采样并保持处于恒定电平的电压。模拟经去噪信号可以输出到显示器。显示器可以是患者监视器或临床设施的中央监视系统上的显示器。

在一些实施方式中，该方法还包括确定生理信号的生理参数是否落在阈值范围之外并且如果生理信号的生理参数落在阈值范围之外则产生警告。该方法还可以可选地包括改善重构的生理信号以平滑重构的生理信号从而创建没有瞬态噪声的经去噪生理信号。在各种实施方式中，经去噪生理信号的信号重构质量(例如，由本文提供的QSR等式定义)大于95％(例如，大于96％、大于97％、大于98％、约99％)。

根据若干实施方式，一种对包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声的ECG信号去噪的方法包括：检测ECG信号的包括瞬态噪声的部分，去除对应于ECG信号的包括瞬态噪声的检测到的部分的存储位置处的值，并且通过修改(例如，重构、内插)ECG信号的包括瞬态噪声的检测到部分用修改值替换被去除值以将ECG信号重构为重构的ECG信号。检测、去除和修改(例如，重构、内插)步骤可以由一个或多个处理器(例如，微控制器、信号处理电路)执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令来执行。

该方法还可以可选地包括用滤波器对重构的ECG信号进行改善以平滑重构的ECG信号以创建经去噪的ECG信号，其中，滤波器是线性相位滤波器、巴特沃斯滤波器、FIR滤波器、IIR滤波器和/或切比雪夫滤波器。在一些实施方式中，该方法包括在去除对应于ECG信号的检测到的部分的存储位置处的值之前放大ECG信号。该方法还可包括使用至少两个ECG导联线(例如，具有两个导联线的单个导联/通道、具有两个矢量的双通道ECG输入、具有单个导联、3个电极和3个导联线的单通道ECG)从受试者获得ECG信号。在一些实施方式中，检测ECG信号的包括瞬态噪声的部分的步骤可以有利地基于从电刺激设备接收的消隐脉冲信号。该方法可以包括在去除对应于ECG信号的具有瞬态噪声的检测到的部分的存储位置处的值之前，使用模数转换器对ECG信号的具有瞬态噪声的部分(例如，在确定的消隐窗口期间的ECG信号的部分)进行数字化。该方法还可以包括使用数模转换器将经去噪ECG信号转换成模拟信号以促进经去噪ECG信号在显示器上的输出。该方法还可以包括将模拟信号输出到显示器，该显示器可以在患者监视器或中央监视系统上。

在一些实施方式中，该方法包括确定ECG信号的生理参数是否落在阈值范围之外或者是否指示异常心律。该方法可以包括如果ECG信号的生理参数落在阈值范围之外或者指示异常心律，则产生警告，其中，该警告是可听警告和视觉警告中的至少一个。警告可以被配置为终止由电刺激设备提供的电刺激。

根据若干实施方式，一种对从患者获得的ECG波形去噪的方法，其中ECG波形包括由位于患者内或邻近患者的电刺激系统施加电刺激引起的瞬态噪声，该方法包括：从电刺激系统接收指示电刺激系统发起刺激的同步脉冲并使用基于模拟的方法基于接收的同步脉冲从ECG波形中去除瞬态噪声。基于模拟的方法可以包括将单位增益放大器(或具有其他增益值的放大器)应用于输入模拟ECG信号，在对应于接收的同步脉冲的第一时间实例对输入模拟ECG信号的电压电平进行采样，以及保持在该电压电平直到同步脉冲转变到指示电刺激系统刺激终止的状态。术语“同步脉冲”和“消隐脉冲”在本文中可以互换使用。

根据若干实施方式，一种用于对指示患者参数的生理信号进行去噪的系统被配置为确定由一个或多个处理器接收的生理信号(或生理信号的至少一些部分)是否包括瞬态噪声。如果确定生理信号包括瞬态噪声，则系统被配置为对生理信号(或生理信号被确定为包括瞬态噪声的至少那些部分)去噪。对生理信号去噪可以包括去除与生理信号的具有瞬态噪声的部分对应的存储位置中的值并修改(例如，重构、内插)生理信号的具有瞬态噪声的部分以基于所述修改(例如，重构、内插)用修改值替换被去除值，从而将生理信号重构为经去噪生理信号。如果确定生理信号(或生理信号的至少一些部分)不包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声，则去噪系统被配置为使生理信号(或生理信号的被确定为不包括瞬态噪声的那些部分)被输出以进行显示而不修改生理信号。该系统可以包括一个或多个处理器(例如，微控制器、数字信号处理电路)，其被配置为在执行非暂时性计算机可读介质上存储的指令时执行所述步骤。在一些实施方式中，一些步骤可替代地使用模拟电路或级(例如，单位增益放大器和采样保持电路)来执行。

生理信号可以包括以下至少之一：心脏相关信号例如从直接放置在心脏上的导联获取的ECG信号或心内电图、血压信号和呼吸率信号。经去噪生理信号可具有大于95％的信号重构质量(例如，大于95％、大于96％、大于97％、大于98％、约99％)。去噪系统可以被配置为基于接收的指示电刺激设备施加电刺激的消隐脉冲信号来确定生理信号是否包括瞬态噪声。消隐脉冲信号可由电刺激设备产生并通过物理电连接或通过无线连接传输到系统(例如，系统的一个或多个处理器)。在一些实施方式中，去噪系统被配置为基于生理信号(例如，ECG信号)的特性来确定生理信号是否包括噪声。修改(例如，重构、内插)可以包括使用以下一项或多项：线性、曲线和三次样条内插。该系统还可以包括被配置为将生理信号数字化的模数转换器和被配置为将经去噪生理信号转换为模拟信号的数模转换器。该系统可以可选地包括线性相位滤波器，该线性相位滤波器被配置为在内插之后平滑重构的生理信号。可以替代地使用其他非线性相位滤波器。该系统还可以包括患者监视器，该患者监视器包括被配置为显示经去噪ECG信号的显示器。该系统可以可选地包括警告产生子系统，该警告产生子系统被配置为如果生理信号的特性在阈值范围之外则产生警报事件。

根据若干实施例，一种用于对ECG波形去噪的系统包括被配置为从患者获得ECG信号的ECG电极阵列和被配置为通信地耦接到ECG电极阵列的一个或多个处理器。一个或多个处理器被配置为在执行在非暂时性计算机可读介质上存储的指令时确定从ECG电极阵列接收的ECG信号是否包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声。如果确定ECG信号包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声，则一个或多个处理器被配置为使用模数转换器数字化ECG信号并对数字化的ECG信号去噪。对数字化ECG信号去噪可以包括去除与数字化ECG信号的具有瞬态噪声的部分对应的存储位置中的值，并修改(例如，重构、内插)数字化ECG信号的具有瞬态噪声的部分，以基于所述内插用修改值替换被去除值，从而将ECG信号重构为重构的ECG信号。一个或多个处理器还被配置为使用线性相位滤波器(例如，低通滤波器、带通滤波器和陷波滤波器)改善重构的ECG信号以创建经去噪ECG信号，使用数模转换器将经去噪ECG信号转换为模拟信号，并输出经去噪ECG信号以在患者监视器上显示。如果确定ECG信号不包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声，则一个或多个处理器被配置为使ECG信号被输出以在患者监视器上显示而不修改ECG信号。非线性相位滤波器(例如，巴特沃斯滤波器和/或切比雪夫滤波器)也可用于改善重构的ECG信号。

该去噪系统可以包括刺激检测子系统，该刺激检测子系统被配置为确定ECG信号是否包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声。刺激检测子系统可以被配置为基于接收的指示电刺激设备施加电刺激的消隐脉冲信号来做出该确定。消隐脉冲信号可由电刺激设备产生并通过物理电连接或无线连接传输至去噪系统。刺激检测子系统可以被配置为基于ECG信号的特性(例如，ECG信号的相继R波之间的R-R间隔)做出该确定。该系统可以包括包含显示器的患者监视器。该系统可以可选地包括警告产生子系统，该警告产生子系统被配置为如果ECG信号的特性在阈值范围之外则产生警告。在一些实施方式中，去噪系统包括一个或多个开关，其被配置为基于从ECG电极阵列接收的ECG信号是否包括瞬态噪声的确定来打开和关闭。

根据若干实施方式，一种治疗系统包括电刺激系统，该电刺激系统被配置为向患者心脏内或邻近患者心脏的血管周围的神经施加电刺激。该治疗系统还包括去噪系统，该去噪系统被配置为通过消隐、修改(例如重构、内插)，并可选地改善ECG信号以构建经去噪ECG信号，从通过耦接到患者的一个或多个ECG导联(例如电极和导联线)接收的ECG信号去除由电刺激系统引起的噪声伪影。消隐和/或内插可由一个或多个处理器以数字方式执行或使用模拟电路执行。该治疗系统还包括生理参数确定子系统，该生理参数确定子系统包括一个或多个处理器，该处理器被配置为在执行非暂时性计算机可读介质上存储的指令时，至少部分地基于从耦接到患者或定位在患者内的一个或多个传感器接收的指示生理参数的信号确定被监视的生理参数是否在阈值范围之外。当生理参数确定子系统确定生理参数在阈值范围之外时，终止电刺激系统施加电刺激并且旁路去噪系统。当生理参数确定子系统确定生理参数在阈值范围内时，电刺激系统继续施加电刺激，并由去噪系统处理ECG信号。耦接到患者或定位在患者内的一个或多个传感器可包括定位在心脏腔室内和/或肺动脉内的一个或多个压力传感器。生理参数可以是心率。

在一些实施方式中，当生理参数确定子系统确定生理参数在阈值范围之外时，生理参数确定子系统产生要发送到电刺激系统的刺激终止信号和/或警告。该警告可以是可听的和/或可见的(例如，输出在患者监视器的显示器上)。警告可以附加地或替代地被传输到患者护理设施的中央监视站。在一些实施方式中，警告通过通信网络(例如，无线网络、电信网络、寻呼网络、蜂窝网络)被传输到一个或多个临床专业人员的移动通信设备。

本发明的若干实施例是特别有利的，因为它们包括以下好处中的一个、几个或全部：(i)从生物或生理参数信号中去除不希望的或不想要的噪声伪影或干扰；(ii)减少处理或计算时间；(iii)确定性算法，而不是预测性或反应性算法；(iv)保留原始波形的保真度和形态；(v)减少假警报或警报疲劳；(vi)确保患者诊断的准确性；(vii)提高患者安全性；(viii)能够提供连续几天的治疗和监视；(ix)考虑到滞后时间要求，与其他数字技术相比，数字信号处理系统的“实时”行为(尤其是在存储器中)得到改进，和/或(x)由于同步而产生的更简单的解决方案。

以上概括并在下面进一步详细阐述的方法描述了从业医生采取的某些动作；然而，应当理解，它们也可以包括另一方进行这些动作的指示。因此，诸如“定位电极”的动作包括“指示对电极定位”。

为了总结本发明和可以实现的优点，本文描述了某些目的和优点。不一定需要根据任何特定示例来实现所有这些目的或优点。在一些示例中，本发明可以以能够实现或优化一个优点或一组优点而不必实现其他目的或优点的方式来体现或实施。

本文公开的示例旨在落入本文公开的实施例的范围内。根据以下参考附图的详细描述，这些和其他示例将是显而易见的，实施例不限于任何特定公开的示例。参考一些示例描述的可选和/或优选特征可以与其他示例组合并且并入到其他示例中。

附图说明

图1示意性地示出了一种系统，该系统可用于对受试者心脏内和心脏周围的一个或多个神经施加电刺激。

图2示意性地示出了示例心电图。

图3A示出了当刺激系统没有施加电刺激时的ECG信号的示例。

图3B示出了当刺激系统正在施加电刺激时的ECG信号的示例。

图4示意性地示出了去噪系统的示例。

图5A和5B示出了消隐脉冲信号和刺激脉冲信号的定时图的示例。

图6示意性地示出了当刺激系统正在施加电刺激时对ECG信号去噪的示例方法。

图7A示意性地示出了去噪系统的旁路信号路径和示例级。

图7B示意性地示出了去噪系统的示例部件。

图8A示意性地示出了未被神经刺激的施加破坏的示例ECG波形。

图8B示意性地示出了因向活的受试者的身体的一部分施加刺激而被破坏的示例ECG波形。

图8C示意性地示出了在去噪系统执行消隐之后的图8B的示例ECG波形。

图8D示意性地示出了在去噪系统执行的内插和可选的改善之后的图8C的示例ECG波形。

图9A和9B分别示出了图8A和8B的对应ECG波形的一些部分的特写分解图。

图9C和9D示意性地示出了在去噪系统执行消隐(图9C)及内插和可选的改善(图9D)之后的图9B的示例ECG波形的部分。

图10A和10B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间的正常窦性心律ECG波形。

图11A和11B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示二联律的ECG波形。

图12A和12B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示心房颤动的ECG波形。

图13A和13B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示心室颤动的ECG波形。

图14是示例组织调节系统(例如，神经刺激系统)的前视图。

具体实施方式

患者监视器用于向医院、疗养院和其他患者护理机构中的临床医生提供关于实时患者健康的反馈。患者监视设备被配置为显示与患者的实时生理参数或生命体征相关的输出。临床专业人员监视显示输出以确定患者健康的当前状态，并可以基于当前状态提高给予患者的医疗护理水平。临床专业人员可以基于监视的生理参数、生物电势或生命体征来诊断患者状况或疾病或开出治疗方案。除了与生理参数、生物电势或生命体征对应的文本、数字或图形信息或数据的视觉显示之外，如果被监视的特定生理参数、生物电势或生命体征落在阈值范围(例如，安全限制)之外，则患者监视器还可以被配置为产生视觉或可听输出(例如，警告或警报事件)，以警告临床专业人员可能需要医疗帮助或注意的不安全状况。因此，确保由患者监视器显示和监视的生理参数(或指示生理参数的输出)准确和可靠以减少警报疲劳并确保准确诊断可能是有利的。

生理参数可以包括心率、血压、体温等。通常在患者监视器上监视和显示的生理参数的一个示例是心跳。心跳可以作为心电机图或心电图波形(ECG或EKG)显示在患者监视器上，其指示心脏中的电活动。临床专业人员可以监视ECG波形，以确定是否出现可以指示可能需要立即医疗注意或治疗的不安全和潜在危及生命的状况(例如，心房颤动、室性心动过速、心脏病、心脏骤停)的任何偏差或异常。ECG波形可用于评估心率、节律和其他心脏异常并进行诊断。

因此，希望在患者监视器上显示的ECG波形是干净和未破坏的，以免产生假警报或提示没有必要的并且可能对患者造成伤害的医学治疗。此外，被噪声破坏的ECG波形可能会导致从业医生错过异常事件或发生(例如，心律失常)并停止不应当停止的治疗。ECG波形从定位于患者身体不同位置处的患者皮肤上的多个传感器(例如，电极和/或导联或导联线)的信号或测量导出。传感器将心脏的电活动传输到ECG处理设备或系统。ECG处理设备或系统产生表示心脏跳动和电活动的波形或其他输出以供显示(例如，在患者监视器的显示器上)。

不幸的是，从ECG传感器附近的其他电磁能量源产生的电磁能量的存在会导致不希望的干扰或噪声出现在患者监视器上显示的ECG波形上，特别是如果ECG波形的频率内容(例如，心脏产生的电信号)和其他干扰源重叠。这种干扰或噪声可能使经培训成对ECG信号的任何异常警惕的临床专业人员被警告，并可能使ECG信号难以或无法阅读、破译或解释。此外，该干扰或噪声可能导致自动“假”警报或警告的产生，因为干扰或噪声可能导致被监视的参数落在正常、预期状况或阈值范围(例如安全限制)之外。假警报的增加可能导致警报疲劳。

暂时的、瞬时的或暂态的干扰或噪声的一种来源可以包括组织调节系统，该系统被配置为向患者心脏内和心脏周围的一个或多个神经或心脏周围血管(例如肺动脉、肺静脉)内或周围的一个或多个神经提供电调节(例如，电刺激、电消融、电去神经支配)，以治疗急性失代偿性心力衰竭患者。具有刺激元件(例如刺激电极)的导管可以暂时插入心脏周围的血管或心脏的腔室中或者定位在邻近心脏周围的血管或心脏的腔室的外部以递送电刺激(例如电流或电脉冲)从而刺激神经(例如肺动脉周围的自主神经纤维)。当导管的刺激元件施加刺激时，这些导管还可能导致干扰或噪声(例如，刺激伪影)出现在ECG波形上。干扰程度取决于刺激电极的位置和刺激波形的特性。作为另一示例，当正在施加刺激(例如，电流或电脉冲)时，植入心脏附近的起搏器或其他植入式刺激器可能在ECG波形的显示上引起干扰(例如，刺激伪影)。

除了与用于治疗急性失代偿性心力衰竭的患者的神经调节(例如，神经刺激)系统结合使用之外，其他应用也可以受益于本文所述的几种去噪技术和系统。例如，本文描述的去噪技术和系统可以与适于执行以下任何一项或多项的系统结合使用：脊髓神经调节、用起搏器起搏、用植入式除颤器或体外除颤系统除颤、脉冲电烙术、刺激神经治疗尿失禁或大便失禁、肌肉刺激、前列腺刺激、大脑或其他中枢或外周神经刺激、迷走神经刺激、成骨细胞刺激、治疗骨科疾病的关节刺激疗法、离子电渗疗法、刺激以确定组织接触、成像、电解剖标测或电生理记录、肌力测试等。

图1示意性地示出了示例组织调节系统100，其可用于将电调节施加到受试者心脏内和周围的组织(例如，包括一个或多个神经)，当施加电调节时其可能在ECG波形上产生干扰或噪声。在一个实施方式中，组织调节系统100包括旨在治疗急性失代偿性心力衰竭患者的心肺神经刺激(CPNS)系统。CPNS系统可能导致电干扰(例如，刺激伪影)出现在生物电势(例如由临床医生或从业医生监视的显示器上的ECG波形)上。

在一些实施方式中，CPNS系统的电极的位置旨在靠近心脏，心脏也是ECG信号的来源，并且CPNS系统的刺激波形具有与ECG信号的频率分量重叠的频率分量。因此，由CPNS系统引起的ECG信号上刺激伪影的存在使得ECG波形难以被训练有素的从业医生准确解释并且使得ECG患者监视器上的自动心律失常检测功能无效。

组织调节系统100可以被配置为通过暂时放置在靠近心脏的上胸腔中的导管以连续或间歇的双相脉冲串的形式递送神经刺激。接受治疗的患者通常在医院内的重症监视病房(ICU)或心脏监视病房(CCU)内被治疗，并被保持长达五天的连续体表心电图(ECG)监视。

根据若干实施方式，处理CPNS产生的干扰比处理其他神经刺激器设备的干扰更具挑战性，原因如下：(1)神经刺激器提供治疗，并且因此在患者监视期间不能关闭，(2)神经刺激治疗可以被递送很长的连续持续时间(例如，长达五天)，同时全程需要患者监视，(3)CPNS电极可以直接与ECG矢量对齐，导致大振幅干扰伪影，和/或(4)干扰频谱通常与ECG频谱重叠，从而排除对ECG仪器滤波器的使用。

系统100包括第一部件102和第二部件104。第一部件102可以定位在肺动脉(例如，如图1所示的右肺动脉、左肺动脉和/或肺动脉干)中。例如，从诸如颈静脉(例如，颈内静脉，如图1所示)、轴向锁骨下静脉、股静脉或其他血管的远程位置通过脉管系统引导，第一部件102可以通过微创、经皮、经皮手术在血管内定位。这样的方法可以是附导线(over-the-wire)、使用Swan-Ganz浮动导管、它们的组合等。在一些示例中，例如在常规手术(例如，心脏直视手术)、放置另一设备(例如，冠状动脉搭桥、起搏器、除颤器等)期间或作为独立程序，第一部件可以被侵入性地定位。如本文进一步详细描述的，第一部件包括神经调节器(例如，电极、换能器、药物、消融设备、超声、微波、激光、冷冻疗法、它们的组合等)并且可以可选地包括支架或框架、锚固系统和/或其他部件。第一部件102可以被急性地定位在肺动脉中24至120小时。在一些示例中，第一部件102神经调节心丛内的终末分支，这可以增加左心室和/或右心室收缩力和/或舒张。由于收缩力增加引起的心室心输出增加可能在没有相应的心率增加的情况下发生，或者可能大于(例如，基于百分比变化)仅由于心率增加而引起的心室心输出增加。在一些示例中，除了刺激诸如神经的组织之外或代替刺激组织，第一部件102可以适于消融包括神经的组织。

第一部件102(例如，经由通过导管引导的导线或导电元件，例如如图1所示，和/或无线地)电耦接到第二部件104。第二部件104可以在体外定位(例如，如图1所示绑到受试者的手臂，绑到受试者的另一部位(例如，腿、颈部、胸部)，放置在床边架上等)。在一些示例中，第二部件104可以暂时植入受试者中(例如，血管中、另一体腔中、胸部中等)。第二部件104包括被配置为操作第一部件102中的电极的电子设备(例如，脉冲发生器)。第二部件104可以包括电源或可以从外部源(例如，墙上插座、单独的电池等)接收电力。第二部件104可以包括被配置为接收传感器数据的电子设备。

系统100可以包括一个或多个传感器(例如，压力传感器)。(多个)传感器可以定位于肺动脉(例如右肺动脉、左肺动脉和/或肺动脉干)、心房(例如右和/或左心房)、心室(例如、右和/或左心室)、腔静脉(例如，上腔静脉和/或下腔静脉)和/或其他心血管位置中的一个或多个中。(多个)传感器可以是第一部件102的一部分、导管的一部分和/或与第一部件102分离(例如，心电图胸部监视器、脉搏血氧计等)。(多个)传感器可以与第二部件104通信(例如，有线和/或无线)。第二部件104可以基于来自(多个)传感器的信息启动、调整、校准、停止神经调节等。从(多个)传感器(例如，压力传感器)获得的测量可用于确定患者状况是否在“安全”或可接受的范围内，在该范围内可以施加刺激(和去噪过程)。否则，可以停止刺激并旁路去噪系统以提高患者安全性并减少处理时间和复杂性。

系统100可以包括“一体式”系统，其中第一部件102与靶向导管是一体的或整体式的。例如，第一部件102可以是插入颈内静脉、轴向锁骨下静脉、股静脉等并且导航到目标位置(例如肺动脉)的导管的一部分。然后可以从导管部署第一部件102。

系统100可以包括伸缩式和/或附导线系统，其中第一部件102不同于靶向导管。例如，靶向导管(例如，Swan-Ganz导管)可以插入颈内静脉、轴向锁骨下静脉、股静脉等并且导航到诸如肺动脉的目标位置(例如，通过漂浮)。导丝可以通过目标导管插入到近侧毂(hub)中到达目标位置(例如，具有离开目标导管远端的最硬的部分)，并且作为与目标导管不同的单独导管的一部分的第一部件102可以通过导丝或使用诸如其他导丝、引导导管等的伸缩系统被跟踪到目标位置。然后可以从单独的导管部署第一部件102。这样的系统为介入心脏病学家所熟知，因此多次交换可能没有什么问题。这样的系统可以允许定制某些特定功能。这样的系统可以减小总导管直径，这可以增加可跟踪性，和/或允许添加附加特征，例如因为并非所有功能都集成到一个导管中。这样的系统可以允许使用多个导管(例如，去除第一单独的导管并定位第二单独的导管而不必重新定位整个系统)。例如，可以根据需要定位和去除具有不同类型传感器的导管。系统100可以是可操纵的(steerable)(例如，包括可操纵的导管)而没有Swan-Ganz尖端。一些系统100可以与一种或多种所述类型的系统兼容(例如，具有用于Swan-Ganz漂浮物的可选可膨胀球囊的可操纵导管、可在导丝上伸缩和/或通过导管的可操纵导管等)。

图2示意性地示出了示例心电机图或心电图(ECG或EKG)波形的一部分。ECG波形包括P波、Q波、R波、S波和T波，它们各自指示健康受试者(例如，患者)的单次心跳期间的不同事件。P波表示心房去极化，其导致左心房和右心房将血液分别推入左心室和右心室。直到Q波的平坦时段、“PR段”和P波开始到Q波开始是“PR间隔”。Q波、R波和S波，一起为“QRS波群”，表示心室去极化，其导致右心室将血液推入肺动脉并流向肺部，并导致左心室将血液推入主动脉以分配到身体。T波表示左心室和右心室的复极化。直到T波的平坦时段是“ST段”，在此期间心室被去极化，并且QRS波群、ST段和T波统称为“QT间隔”。相继的R波或峰值之间的持续时间是“R-R间隔”。一些ECG在T波之后还有U波。各种波、段、间隔和复合波的定时、幅度、相对幅度等可用于诊断心脏的各种状况。

来自组织调节系统(例如本文所述的系统)或来自位于一个或多个ECG导联或导联线附近区域中的其他电磁能量产生系统或设备(例如，射频能量递送系统、超声能量递送系统、微波能量递送系统、激光设备、植入式刺激器、经皮电刺激设备、起搏器、除颤器、成像设备、照明设备、电生理记录或标测设备)的电调节(例如刺激)可能会干扰对“干净”的真实ECG波形的显示(例如，导致显示失真，或噪声出现在显示上)。图3A示出了当刺激系统没有施加电刺激时干净ECG波形的示例部分，使得显示的波形上不存在干扰或噪声(例如，刺激伪影)。图3B示出了当刺激系统施加电刺激时ECG波形的示例部分。从图3B中可以看出，刺激源产生的干扰或噪声使得很难区分正常的ECG波形(例如，指示心跳的特征)和噪声或干扰(例如，刺激伪影)。在一些示例中，即使正在对患者施加电调节(例如，电刺激)(例如，通过神经刺激系统)时，ECG波形的该部分可以被修改以考虑(例如，去除、滤除、抑制、抵消)这样的干扰或噪声(例如，刺激伪影)并显示ECG波形的真实或准确的部分(例如，不损害原始形态的高保真波形)。

ECG波形(例如，ECG波形的一个或多个部分)可以在刺激时段期间人为地扁平线化或被忽略，并且临床专业人员可以依靠替代的生理参数或生命体征来在刺激时段期间确保患者安全性。然而，许多临床专业人员可能对没有准确显示真实ECG波形的时间段感到不舒服。此外，如前所述，人为的扁平线化或“消隐”的时段可能会产生假警报，给患者或临床医生带来不必要的担忧或压力，或者甚至引发对患者造成伤害或甚至死亡的自发的、无端的医疗行为。因此，本文描述的若干实施方式通过在特定时间实例修改或替换ECG波形值而不是将值清零或去除在那些时间实例的值而不用替代值替换它们来对ECG波形去噪。因此，去噪前后的数据集大小可以相同。

图4示意性地示出了示例治疗和患者监视系统400，其包括去噪系统405，去噪系统405被配置为有利地去除(例如，滤除)刺激系统410产生的不需要的噪声或干扰(例如，刺激伪影)同时保留显示在患者监视器或其他显示设备415上的ECG波形的保真度和形态。治疗和患者监视系统400包括控制器或控制单元412，该控制器或控制单元412被配置为控制刺激系统410对活体受试者(例如，患者)402的治疗递送。控制器或控制单元412可以包括计算设备(例如，计算机、膝上型计算机、平板计算机、智能电话)，其包括一个或多个处理设备(例如，微控制器)和被配置为执行一个或多个存储的程序或算法的电路(例如，以产生期望模式和持续时间的电刺激脉冲)。控制单元412可以包括被配置为允许用户通过与显示在屏幕上的图形用户界面交互来提供用户输入的触摸屏显示器。显示器还可以被配置为显示刺激系统数据和从一个或多个传感器接收的刺激治疗数据。

刺激系统410可以包括例如神经刺激系统，其包括具有如本文所述的电极结构等的导管。其他组织调节系统，包括用于治疗心力衰竭以外的其他适应症，也是可能的。例如，本文描述的去噪技术和系统可以与适于执行以下任何一项或多项的系统结合使用：脊髓神经调节、用起搏器起搏、用植入式除颤器或体外除颤系统除颤、脉冲电烙术、刺激神经治疗尿失禁或大便失禁、肌肉刺激、前列腺刺激、大脑刺激、迷走神经刺激、成骨细胞刺激、治疗骨科疾病的关节刺激疗法、离子电渗疗法、组织接触感测刺激、电解剖标测、电生理记录等。去噪技术和系统也可以与采用马达、泵、压电致动器和/或其他部件的系统或设备结合使用。可同步的或周期性的干扰源可使用本文描述的技术和系统进行滤波或去噪。

刺激系统410可以被配置为产生可编程刺激波形以经由一个或多个电极或其他刺激元件施加到受试者402的神经。刺激系统410还可以可选地包括传感器(例如，导管上的传感器)以感测压力(例如，肺动脉压力和右心室压力)并接收指示感测的压力的信号(如图4中示意性所示)。系统410还可包括直接感测电活动(例如心电图或神经活动)的传感器。如本文所讨论的，对受试者402施加电刺激可能影响受试者402的ECG读数。受试者402还根据标准操作程序连接到ECG系统420的导联或导联线来测量心跳的速率和节律。有时，可以可选地使用ECG放大器(未示出)来放大来自ECG系统420的输入信号。

图4中所示的系统400包括在ECG系统输入420(例如，电极、导联、导联线和/或处理中心(hub))和患者监视器415之间的去噪系统405。代替ECG系统输入420的患者监视器导联线组422直接连接到患者402，ECG输入420(例如，转换为32位无符号整数原始ECG的双通道24位800Hz ECG系统输入)通过患者监视器导联线组422连接到去噪系统415的输入并且患者监视器415然后连接到去噪系统405的导联线组424输出。去噪系统405被配置为在将来自ECG系统输入420的数据发送到可选的ECG放大器或发送到患者监视器415进行显示之前从ECG系统输入420捕获并操纵这样的数据。在一些实施方式中，去噪系统405包括一个或多个滤波器(例如，50Hz陷波滤波器、60Hz陷波滤波器、50Hz-60Hz陷波滤波器、巴特沃斯陷波滤波器、使用微控制器的自适应滤波器)以在去噪过程期间的修改(例如，重构、内插)之前，从接收自ECG系统输入420或其他模拟前端ECG系统的ECG信号预滤除典型的50Hz线路和/或60Hz线路或50Hz-60 Hz或其他线路频率分量噪声(和可能的谐波)，以便就在消隐和/或内插之前和之后的值是已知的良好值，不包括50Hz和/或60Hz或50Hz-60Hz噪声频率分量(例如，50Hz和/或60Hz或50Hz-60 Hz或其他线路伪影或尖峰)，从而进一步提高信号保真度。一个或多个滤波器可以包括带通滤波器(例如，具有被转换为具有±6.25mV的动态范围的有符号16位整数的0.05至40Hz的3dB截止的线性相位有限脉冲响应滤波器)。去噪系统405可以使用一个或多个处理器(例如，计算机电路或计算电路)执行存储的指令或算法，以执行一个过程或一组处理步骤，以对生成并输出供显示的ECG信号或波形进行去噪。去噪系统405可以包括两个信号输出，一个是模拟的，一个是数字的。模拟输出向患者监视器415提供去噪的ECG信号以供显示。模拟输出可以具有单位增益或其他增益值。数字输出向神经调节系统405提供去噪的ECG信号。去噪系统405还可以检测ECG的QRS复合波并将相应的标记传递给神经调节系统410用于心率计算、刺激同步和/或其他功能。患者监视器导联线组422可以用连接到除患者监视器415之外的其他显示和/或处理设备(例如中央监视系统)的其他类型的导联组代替。

去噪系统405可以处理多个ECG输入通道(例如，2、3、4、5、6、7、8、9、10或超过10个通道)并且可以支持多种ECG配置。并非所有通道都需要被使用。在一些示例中，刺激系统410或ECG系统420可以包括去噪系统405(例如，去噪系统405可以是刺激系统410或ECG系统420的部件或子系统)。在一些实施方式中，去噪系统405是与刺激系统410或ECG系统420分离的独立部件或模块。去噪系统405可以抑制或防止神经刺激波形和/或神经刺激对ECG信号的影响破坏ECG信号或其一些部分。

去噪系统405可以从神经调节系统410接收刺激定时信息或数据(例如，在其间施加刺激的时间)以促进去噪过程(例如，促进ECG信号或其他生理信号或生物电势的包括噪声或刺激伪影或可能包括噪声(例如刺激伪影)的部分的检测或识别)。在一些实施方式中，例如，由电刺激系统引起的噪声或刺激伪影包括与随机或连续类型的噪声不同的周期性脉动类型噪声。刺激定时信息可以包括消隐脉冲信号(例如，同步脉冲信号)502，其与电刺激脉冲的发起同时传输到去噪系统405。消隐脉冲信号502的脉冲可以有利地与刺激脉冲信号504的脉冲同步，如图5A中示意性所示。消隐脉冲信号502的第一脉冲可以向去噪系统405指示刺激即将开始或正在开始，因此对应于接收消隐脉冲之后的时间的ECG信号的部分可能具有由施加电刺激或其他电磁能量或场引起的暂时的或暂态的噪声或干扰(例如，刺激伪影)，并且那些部分应当通过去噪系统405去噪。消隐脉冲可以被连续递送(例如，处于指示“开”或“激活”状况的状态)持续电刺激的持续时间(例如，在电刺激治疗时段期间发生的每个脉冲周期的持续时间，其可以持续例如几分钟、几小时、几天或几周)。

消隐脉冲信号502的脉冲可用于识别或检测刺激脉冲信号504的脉冲的开始和持续时间。这在原理上是正确的，但在实际使用中可能需要修改。例如，在一些实施方式中，由于在ECG波形上的刺激伪影之前或之后的扰动，可能需要调整消隐脉冲的前沿和后沿的定时。图5B示出了具有修改的前沿和后沿的消隐脉冲信号502’。在若干实施方式中，消隐脉冲信号502’的第一“开”脉冲的前沿被编程或配置为在刺激脉冲信号504的第一“开”脉冲开始之前的短时间发生，以允许去噪系统405的ECG信号路径和消隐脉冲信号路径中固有的数据获取和处理时间。该前偏移值可以由内部去噪系统405信号延迟的特性确定是固定的或是可调整的以适应其他遇到的延迟变量。例如，当消隐脉冲的前沿先于刺激脉冲的前沿短时间段(例如，1-10ms、1-5ms、6-10ms、1ms、2ms、3ms、4ms、5ms、6ms、7ms、8ms、9ms、10ms)，去噪系统405和/或过程600、605可以最佳地工作。

消隐脉冲信号502’的后沿也可以有利地延伸超过刺激脉冲信号504的后沿，以考虑到当刺激伪影出现在ECG波形上时可能对刺激伪影发生的失真。植入的刺激电极和表面ECG电极之间通过身体的电传递函数可能很复杂，不仅会导致幅度变化，还会导致ECG波形上的刺激伪影(例如，由刺激引起的尖峰)相对于刺激脉冲的时间延迟。在一些实施方式中，整个刺激伪影被延迟(包括伪影的开始和伪影的结束)。伪影结束时的时间延迟导致伪影后沿以很小的量使刺激脉冲后沿滞后。如果同步脉冲(例如，消隐脉冲)的脉冲宽度没有扩展以补偿这种影响，则在去噪过程期间可能不会消隐整个伪影，从而使得一些伪影尖峰“泄漏”通过。与同步脉冲(例如，消隐脉冲)前沿一样，后沿偏移可以使用固定值或可调整以适应伪影失真的变化。可调整的同步脉冲(例如，消隐脉冲)前沿或后沿可以作为由用户手动控制的功能(例如，基于在去噪的ECG信号的基线中观察到的伪影)来实现，或者由去噪系统405或过程600、605内的方法或算法自动确定。根据若干实施方式，因为去噪系统405预先接收关于作为刺激定时信息(例如，同步脉冲)的接收的结果何时发生刺激的指示，所以去噪系统405和过程600、605可以有利地是确定性的并且需要较少的处理速度和/或计算资源。与现有方法相比，还可以减少信号时延。去噪过程和方法可以实时执行(例如，以小于100ms的最小时延)，使得临床专业人员甚至不会意识到去噪正在被执行。此外，去噪系统405和过程600、605可以有利地在噪声伪影时段期间不需要线性电路操作，这使得它在那些时间耐受信号饱和。

图4所示的系统400还可以可选地包括生理参数确定子系统或模块。生理参数确定子系统或模块可以是独立的子系统或模块，或者可以是神经调节系统410或去噪系统405的子部件。生理参数确定子系统或模块可以被配置为在一个或多个处理器执行存储在计算机可读介质上的指令时，确定被监视的生理参数(例如，心率或其他心脏相关参数、心脏相关血管或腔室(例如肺动脉或心室)内的压力)是否在阈值范围外。阈值范围可以对应于不引起警报或不需要医疗注意的预定可接受安全范围。生理参数值可基于从耦接到患者组织(例如，根据从耦接到患者皮肤的ECG导联接收的信号确定的R-R间隔)或定位在患者的管腔或腔内(例如，根据定位于血管或心脏腔室内的压力传感器确定的压力值)的一个或多个传感器接收的信号来确定。

如果生理参数确定子系统或模块确定生理参数在阈值范围之外，则生理确定子系统或模块可以使神经调节系统410停止或终止对患者施加神经调节，并且可以使去噪系统410被旁路，以便不影响由于神经调节已经终止而不再需要去噪的ECG信号。在一些实施方式中，生理确定子系统或模块产生发送到神经调节系统410和/或去噪系统410的控制信号。生理参数确定子系统或模块还可以包括警告产生子系统或模块，其被配置为当确定生理参数在范围之外时产生警告或警报事件。警告可以是输出到显示器(例如，在患者监视器上或在患者护理设施中的中央监视系统的显示器上)的视觉警报。该警告可以附加地或替代地包括可听警告或警报。警告可以产生文本消息、电子邮件消息、寻呼或其他警告消息到健康护理设施的中央监视系统的显示器或一个或多个个体护理人员的移动通信设备(例如，寻呼机、智能电话)。警告可以通过有线连接或无线地传输(例如，通过蓝牙或蜂窝数据通信协议或通信网络上的系统)。如果生理参数确定子系统或模块确定生理参数在阈值范围内，则不采取动作并且神经调节系统410和去噪系统405可以继续正常操作。

参考图6，示意性地示出了由去噪系统405执行的对ECG信号或波形去噪的算法或过程600的示例。去噪系统405可以使用一个或多个处理器(例如，计算机电路或计算电路)来执行存储的指令或算法以执行过程600。在框602处，直接从ECG传感器或从ECG系统输入420接收各种ECG信号。在决定框604处，去噪系统405确定当前是否正在施加刺激或其他电磁能量。根据若干实施方式，过程600有利地不对整个ECG波形应用滤波(例如，消隐和修改(例如，重构、内插))。而是，过程600仅对ECG波形的可能具有刺激伪影的部分应用滤波，从而使那些没有(或基本上没有)刺激伪影的部分不受影响和不被修改。在一些示例中，当神经调节系统410正通过物理电连接施加神经刺激时，去噪系统405可以从神经调节系统410接收信号(例如，上述消隐脉冲信号502)。去噪系统405可以被配置为将指示施加神经刺激治疗或其他调节或电磁能量的信号的接收时间与ECG信号的定时相关，从而了解ECG信号的哪些部分包括或可能包括噪声或干扰(例如，刺激伪影)。

在一些实施方式中，可以不使用同步消隐脉冲信号，并且去噪系统405基于分析ECG波形以预测或确定是否正在施加刺激和/或产生同步(例如，消隐)脉冲信号或指示刺激被施加的信号，独立地确定是否正在施加刺激。同步(例如，消隐)脉冲信号可以直接从刺激破坏的ECG信号产生，从而消除对单独的同步脉冲(例如，消隐脉冲)的需要。由于刺激信号并且因此伪影是周期性的，因此可以使用一种或多种时钟提取技术(例如自相关)或通过使用锁相环(PLL)从原始ECG信号提取它们。可以采用其他方法来确定正确的消隐脉冲宽度和与刺激信号一起使用的最佳相位关系。一旦这些值被确定，它们就可以被保存并快速重新应用于相继的刺激脉冲。如果刺激参数改变，则去噪系统405可以再次确定要应用的正确去噪参数。例如，在将去噪功能应用于最初并非设计为提供同步消隐脉冲信号的系统的情况下，这种“提取的消隐脉冲”技术可能很有用。

作为另一示例，峰值检测器(例如，20Hz峰值检测器)可以与其他方法或技术结合使用以检测由神经调节系统410引起的噪声的存在，作为在当前时间电刺激或其他调节是否正被施加的指示符。在各种实施方式中，可以使用不同的无线同步(包括光链路)、有线同步或同步产生技术。例如，也可以使用诸如蓝牙的无线连接或许多其他方式来代替物理电连接。

如果在决定框604处确定正在施加刺激，则去噪系统405发起去噪子过程605。例如，来自神经调节系统410的消隐脉冲信号502可以打开电路以中断ECG系统420和患者监视器415之间的直接连接，并转而将原始被破坏的ECG信号引导到去噪系统405。如果在决定框604处确定没有施加刺激，则在框610处ECG波形可以被输出进行显示作为正常的，而不经过去噪子过程605。当没有从神经调节系统410接收指示施加刺激的信号时，可以重新关闭ECG系统420和ECG放大器425之间的电路并且去噪系统405可以被旁路。换句话说，ECG信号不被引导通过去噪系统405，并且不经过去噪系统405的处理被处理。去噪系统405可以包括多个取决于是否正在应用刺激(以及因此，是否应当旁路去噪系统405)的确定而可以被触发(在打开和关闭之间改变状态)的开关。例如，当ECG输入信号旁路去噪级时，每个ECG通道输入和对应通道输出之间的常闭开关可用于将ECG信号直接传递到去噪系统405的输出而不进行任何滤波或信号修改。当去噪子过程605激活时，可以改变开关的状态以将ECG输入信号引导到去噪电路级。

在产生消隐或其他同步脉冲信号的实施方式中，去噪过程500可被视为系统级操作，因为神经调节系统410不仅产生刺激治疗信号而且还产生促进去噪600(例如，去噪子过程605)的同步脉冲信号。简要地转到图7A，其中旁路去噪子过程605的至少主要级(例如，ECG模拟前端级，其可以包括模数转换器和/或放大器；执行去噪子过程的微控制器；和模拟输出级，其可以包括数模转换器和/或放大器)的旁路路径的示例。

回到图6，去噪子过程605可以包括多个处理步骤。在框606处，在刺激期间可能包括伪影尖峰或干扰噪声的ECG波形或信号的部分(如由基于刺激定时信息或从神经调节系统410接收的数据确定、或检测或识别的)可以从ECG波形或信号中“消隐”(例如，在确定的消隐期间或窗口)。可以同时对被识别或检测为具有噪声的ECG波形或信号的所有部分或分量(例如，在每个刺激或其他调节脉冲周期的持续时间期间)执行去噪子过程的组件(例如，同时)或可以分别(例如，顺序)对每个部分执行。

可以对于刺激的整个长度(例如，消隐脉冲处于指示刺激“开”或“激活”的状态的整个时间)或刺激的一部分执行去噪子过程605。在实际刺激之前出现的消隐脉冲的时间(全部或部分时间)期间，可以执行或可以不执行去噪子过程605。例如，如果在实际刺激之前4ms接收第一消隐脉冲，则去噪子过程605可以在4ms之后或小于4ms的时间(例如，2ms、3ms、1ms)之后开始。在一个实施方式中，“消隐”可以涉及应用一个或多个抽取滤波器以在刺激期间永久消除数据点(例如，通过执行下采样)，从而导致小于原始数据集的大小的数据集。在这些实施方式中可以不替换被消除的数据点(例如，数据值和某些存储位置)。然而，抽取的数据点可以重新插入新的数据点，其值是在随后的内插步骤期间计算的。在这种方法下，最终数据集将再次变得更大，并与抽取前原始数据集的大小相匹配。在另一实施方式中，在消隐步骤期间，在不同间隔(例如，存储位置)处的数据点不被永久消除，而是被保留，并且在随后的内插步骤期间数据点处的值被修改或替换为不同的值(例如，在前或在后存储位置的值，或在前和/或在后存储位置的值的平均，或在前和/或在后存储位置的值之间的值)。因为去噪子过程605通过消隐去除刺激伪影，甚至可以成功去除或修改使模拟通道饱和的伪影，而不会不利地影响基础ECG波形。消隐可以包括ECG信号的压缩、饱和或削波部分。ECG信号可以在框606之前或在框606处使用数字化电路(例如模数转换器(ADC))被数字化。数字化的ECG信号也可以被放大。

在框607处，可以执行内插或其他修改或重构以填充由在框606处执行的消隐产生的间隙(例如，插入直线或曲线段以连接点)。在一些实施方式中，内插涉及在消隐之前取最后一个已知的良好值，并在消隐窗口期间在所有数据点复制该值。内插可以涉及取消隐之前的最后一个已知良好值和消隐之后的第一个已知良好值并在这两个值之间进行内插，以在消隐期间在数据点或存储位置处插入内插值。在一些实施方式中，内插可以简单地涉及在消隐之前插入最后一个已知的良好值并在消隐期间在所有存储位置中插入相同的值。如果在消隐步骤中执行抽取，则抽取的位置(例如，数据点)可以重新插入新的数据点，其值是使用内插滤波器或技术计算的。如果在消隐步骤中未执行抽取，则可以使用内插滤波器或技术简单地替换现有数据点处的值。在这两种实施方式中，最终数据集可以与初始数据集大小相同——不同之处在于，如果执行抽取，则添加新数据点以替换抽取期间被去除的数据点(这可涉及下采样)，而如果不执行抽取，则不添加新数据点)。内插滤波器和数字滤波技术可用于执行内插(包括有限脉冲响应(FIR)滤波器或自适应滤波器)。内插可以包括上采样(例如，如果在消隐步骤期间执行抽取)。然后可以在框608处可选地应用改善滤波技术以平滑最终波形(或保留一般的原始波形外观)以供显示。在一些实施方式中，改善包括应用线性相位滤波器。在一个示例中，使用线性相位FIR滤波器执行带通滤波，该滤波器具有0.05Hz至40Hz的3dB截止，并转换为具有+/-6.25mV动态范围的有符号16位整数。在一些实施方式中，使用40Hz低通滤波器。在一些实施方式中，去噪子过程605可以涉及将数字化ECG信号分解成不同域(例如，时域和频域)中的子分量。框608处的可选附加滤波还可包括检测R波。R波检测可以被发送到神经调节系统410。在框608处或之后(例如，使用数模转换器)并且在框510处输出用于显示之前，可以将信号从数字信号转换为模拟信号。

在一些实施方式中，去噪子过程605中涉及的滤波器引入轻微的信号延迟(例如，5-20ms、10-20ms、15-25ms、15-17ms、其重叠范围，或所述范围内的任何值)。使用可选的数模转换器可能会增加更多的时延。根据若干实施方式，总延迟和时延小于100ms(例如，小于90ms、小于80ms、小于70ms、小于60ms、小于50ms、小于40ms、小于30ms、小于25ms)。上文结合图5B描述的对消隐脉冲信号502的定时的修改可有助于考虑到去噪子过程605的时延和延迟。

在一些实施方式中，过程600包括附加的子过程。在一些实施方式中，如果测量的参数(例如，R-R间隔或由神经调节系统410的压力传感器确定的相关血管或腔室压力)被确定为在可接受的安全范围之外，则神经调节系统410进行的电调节的刺激或递送被暂停，并且去噪子过程605被旁路。例如，过程600可以包括阈值初步子过程(其可以由上文结合图4描述的生理参数确定子系统或模块执行)，其分析输入ECG波形或信号并确定R-R间隔(单个R-R间隔或平均R-R间隔)。如果确定R-R间隔太短或太长(例如，低于或高于指示心动过速、心动过缓或其他异常心律状况的阈值)，则过程600可通过警告产生子系统或模块产生控制信号，其被发送到神经调节系统410以出于安全原因自动终止调节(例如，刺激)。替代地，可以产生警告(例如，可听、可见警告或警报事件)以提示临床医生手动终止刺激。如果确定R-R间隔在可接受的“安全”范围内，则过程600可以继续到去噪子过程605。医院监视器的第一级检测可以基于不受本文所述的去噪过程影响(不受显著影响)的R-R间隔。

可以在去噪子过程605之前执行的另一可选子过程包括检测ECG波形或信号上的起搏器脉冲。该子过程可以涉及在去噪子过程605之后剥离起搏器脉冲并将它们重新插入ECG波形中。在一些实施方式中，过程600可以涉及触发如果阻抗测量在阈值范围之外则会产生“导联断开”条件的错误的导联断开检测模块或子过程的执行。错误可能会导致使用警告产生子系统或模块产生出现了可能需要注意的错误的警告。在一些实施方式中，警告可以包括传感器与组织之间或调节系统410的刺激电极与组织之间失去接触的指示(例如，基于阻抗和/或力测量)或基于调节系统410的部件(例如，导管尖端、刺激电极、传感器)的确定的实时位置的导管迁移的指示。这样的警报可以基于检测到刺激伪影特性变化。这里描述的各种警告可以是可听的和/或可见的。警告可以产生文本消息、电子邮件消息、寻呼或其他警告消息到健康护理设置的中央监视系统的显示器或一个或多个个体护理人员的移动通信设备(例如，寻呼机、智能电话)。该警告可以通过有线连接或无线地传输(例如，通过蓝牙或蜂窝数据通信协议或通信网络上的系统)。过程600的另一子过程可以包括使用神经调节系统410通过向神经施加电刺激来治疗急性心力衰竭来对患者进行实际治疗。

在一些配置中，可以可选地在去噪子过程605之前或噪子过程605期间执行预滤波子过程。可以在框606之前或框606期间执行预滤波子过程。预滤波子过程可能包括应用陷波滤波器或自适应滤波器，其适用于从ECG信号或去噪系统405接收的或其他生物信号中滤除50Hz和/或60Hz噪声(例如，一般的50Hz和/或60Hz线路频率或50Hz-60 Hz频率分量)。预滤波子过程可以有利地提供“消隐”窗口周围(例如，消隐窗口之前和/或之后)的信号的平滑，以在去噪子过程605期间进一步增强由于在消隐窗口期间不存在50Hz和/或60Hz噪声伪影(否则在信号或波形上存在)的内插。在一些实施方式中，预滤波子过程包括在消隐窗口之前和/或之后应用移动平均窗口以平滑传递到消隐和内插子过程的信号的部分。

图7B示意性地示出了去噪系统405的示例部件。去噪系统405包括一个或多个输入/输出接口、端口或模块。输入/输出接口可以包括一个或多个输入接口703和一个或多个输出接口706。输入接口703可以包括通过其接收来自ECG系统420(例如，包括传感器和导联以及处理中心)的信号的ECG导联输入接口和/或通过其从神经调节系统410接收刺激定时信息或数据的刺激定时输入接口。去噪系统405可以可选地包括刺激检测器模块或子系统714，其被配置为确定是否正在施加会在ECG波形上造成不希望的干扰或噪声(例如，刺激伪影)的刺激或其他调节。如上所述，刺激检测器模块或子系统714可以基于接收的消隐脉冲信号或基于对ECG信号或波形的分析而不接收消隐脉冲信号来检测刺激。在一些实施方式中，消隐脉冲信号502作为逻辑电平信号经由微型USB连接器和光隔离器从神经调节系统410接收。去噪系统405可以提供R波的实时检测并且通过微型USB连接器将对应于R波峰值的逻辑电平信号传送到神经调节系统410。去噪系统405还可包括模数转换器(ADC)709，其将接收的模拟ECG信号数字化以用于信号处理目的，以及数模转换器(DAC)712，其将经处理和滤波的数字信号转换回模拟信号。图7A的ECG模拟前端级70可以包括(多个)输入接口703、刺激检测器714、导联断开检测器716和ADC 709中的一个或多个。滤波器子系统715可以包括图7A的微控制器713和/或刺激检测器714。图7A的模拟输出级711可以包括DAC 712和(多个)输出接口706中的一个或多个。

去噪系统405还包括滤波器子系统715，其执行各种信号处理功能以从ECG波形中去除噪声。滤波器子系统715可以包括消隐子系统或模块和内插子系统或模块，并且可以可选地包括附加的改善滤波器子系统或模块(例如在本文描述的消隐和/或内插之前去除典型的50Hz和/或60Hz线路或50Hz-60 Hz频率分量的预滤波子系统或模块)。消隐子系统或模块被配置为在执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令时，消隐对应于在其间施加过或正在施加刺激的时间的数字化信号的选择部分的选择数据值。在一些实施方式中，选择的存储位置处的数据值被保留并被修改为在后续内插期间替换暂时被去除的数据值的新数据值。在一些实施方式中，消隐子系统或模块被配置为执行抽取，由此消除(例如，下采样)与被识别为具有瞬态噪声(例如，刺激伪影)的数字化信号的部分对应的选择数据点，然后执行上采样以用选择值的新数据点填补。消隐子系统或模块被配置为降低数字化ECG信号的采样率(例如，降低计算复杂度)以在任一方法中减少识别或检测到的刺激时段期间的数据点数量。消隐子系统或模块可以执行抗混叠滤波并且可以包括具有特定截止频率的低通滤波器。内插子系统或模块被配置为填充在刺激时段期间由消隐产生的间隙。例如，在一些实施方式中，内插子系统或模块在消隐之前捕获最后一个数据点(例如，最后已知的良好值)和在消隐之后捕获第一个数据点(例如，第一个已知良好值)，然后在这两个数据点之间进行内插。在一些实施方式中，内插子系统或模块可以在消隐之前复制最后一个已知良好数据点的值，并在消隐时段或窗口期间在所有数据点复制该值。内插子系统或模块可以增加数字化信号的采样率以回添(例如，填补)在抽取期间被去除的样本，或者用基于内插的新修改值填充在消隐期间保留的数据点处的数据值，以使信号更准确和平滑。内插可以包括执行线性、曲线和三次样条内插以及其他内插技术中的一种或多种。

尽管去噪子过程605(例如，消隐和内插技术)已经被描述为在数字域中使用数字信号处理技术来实现，但是去噪子过程605也可以在模拟域中被实现有类似的有用结果。例如，一种这样的方法涉及使用单位增益放大器(或具有其他增益值的放大器)，然后去噪系统405被配置为在接收消隐脉冲信号502时采样并保持在稳定或固定的电压电平，然后当不再接收消隐脉冲信号502(例如不再处于指示施加刺激的激活状态)时返回到单位增益或其他增益值。作为结果可能发生的瞬态可以被滤波以提供平滑。根据若干实施方式，一种对从患者获得的ECG波形去噪的方法，其中，ECG波形包括由位于患者内或患者附近的电刺激系统施加电刺激引起的瞬态噪声，该方法包括：从电刺激系统接收指示由电刺激系统发起刺激的同步脉冲(例如，消隐脉冲)，并使用基于模拟的方法基于接收的同步脉冲从ECG波形中去除瞬态噪声。该基于模拟的方法可以包括将单位增益放大器(或具有其他增益值的放大器)应用于输入模拟ECG信号，在对应于接收的同步脉冲的第一时间实例对输入模拟ECG信号的电压电平进行采样，以及保持在该电压电平直到同步脉冲转变到指示电刺激系统刺激终止的状态。

可选的附加改善滤波子系统或模块可以包括线性相位滤波器(例如，使用有限脉冲响应滤波器实现)。线性相位滤波器可以有利地使重新创建原始ECG输入信号的波形成为可行的(例如，使得ECG波形的形态不受去噪系统405和过程的显著影响)。在一个实施方式中，带通滤波是使用线性相位FIR滤波器执行的，该滤波器具有0.05Hz至40Hz的3dB截止，并转换为具有+/-6.25mV动态范围的有符号16位整数。在一个实施方式中，附加的滤波子系统或模块在被路由到去噪系统输出导联线424之前可以包括40Hz低通滤波器，从而提供到患者监视器415的连接点。但是，可以根据需要和/或要求使用数字和/或模拟域中的其他滤波器或滤波技术。例如，在某些实施方式中可以使用巴特沃斯滤波器。切比雪夫滤波器或其他滤波器或滤波技术(例如，维纳滤波器、形态滤波器)也可以根据需要和/或要求使用。在一些实施方式中，在内插或其他修改或重构之后不需要附加的滤波。例如，ECG监视系统本身可以在前端包括带通滤波器，该滤波器可以消除内插后的任何残余瞬态噪声(例如，刺激伪影)。附加的滤波器子系统或模块可包括陷波滤波器或自适应滤波器，以在消隐和/或内插之前去除50Hz和/或60Hz或50Hz-60Hz频率分量或噪声。

去噪系统405还可以包括导联断块检测器模块或子系统716，其被配置为监视接触阻抗测量并基于监视的接触阻抗测量检测何时ECG导联中的一个未正确附接或连接(并且因此不产生准确数据)。去噪系统405还可以包括适于为去噪系统405的部件供电的电源718。电源718可以包括电池、电容器或其他能量存储设备。电源718可以是可再充电的。

图8A-8D帮助示意性地示出在去噪过程的各个步骤(例如本文描述的那些步骤)对ECG波形的影响。图8A示出了示例干净的ECG波形，其没有任何噪声(例如，当没有施加电刺激时)。图8B示出了相同的ECG波形，但是在电刺激期间当由电刺激引起的噪声或干扰(例如，刺激伪影)在ECG波形上可见时的某个时间。图8C示意性地示出了在去噪系统405执行消隐步骤之后图8B的ECG波形。从图8C中可以看出，已经从ECG波形中去除了由刺激引起的尖峰。图8D示意性地示出了在由去噪系统405执行内插和附加滤波步骤之后的图8C的示例ECG波形。

去噪子过程605的消隐和内插步骤的准确性通过具有刺激伪影的波形的多部分的放大视图被更好地说明。图9A-9D示出了图8A-8D的对应ECG波形的一部分的特写分解图。图9A-9D中的ECG波形的部分是由叠加在图8B右端波形上的矩形指示的部分。该部分表示与单次心跳周围的时间段相关的ECG波形的一部分。例如，图9A显示了没有任何噪声(例如，当未施加电刺激时)的干净ECG波形的一部分，其仅包括单个QRS复合波。图9B示出了在施加电刺激期间，当由电刺激引起的噪声或干扰在ECG波形上可见时，与图9A中的ECG波形的相同部分如何出现。由电刺激引起的QRS波群周围的刺激尖峰在图9B中清晰可见。图9C和9D示意性地示出了在由去噪系统405执行的消隐或抽取(图9C)以及内插和附加滤波(图9D)步骤之后图9B的示例ECG波形的相同部分。图9C示出了QRS波群的初始前导部分可以如何被消隐，然后在图9D中使用内插和附加滤波被重新创建，而不会影响原始ECG波形的保真度或形态。

本文描述的去噪过程和系统可以有利且成功地用于对ECG信号去噪，不仅当心脏处于正常窦性心律时而且当心脏经历异常心律或心率(例如，心律失常、二联律、三联律、心房颤动、心室颤动、心动过速、心动过缓等)时。因此，即使在执行去噪过程时，也可以有利地进行准确的患者诊断。对于复杂的心跳(例如，室性早搏(PVC)、二联律等)，可以使用其他ECG信号操纵。进行基准测试以评估本文描述的去噪过程的保真度和性能。从动物刺激测试(例如，使用绵羊动物模型)期间获得的表面记录中提取刺激尖峰。这些提取的刺激尖峰叠加在来自数据库的存储的人ECG波形上。比较原始ECG波形和应用本文描述的去噪处理之后经去噪的ECG波形。发现去噪方法对ECG波形的形态或保真度没有可感知的影响，例如，如图10A-13B所示。图10B、11B、12B和13B显示了各种心律的原始ECG波形与经去噪的ECG波形的比较。例如，对于经去噪的ECG波形(例如，对于整个波形或信号，对于QRS波，和/或对于P-T波)，信号重构的平均质量(QSR)会大于或等于95％(大于或等于：95％,96％,97％,98％,99％)，其中，QSR由以下等式确定：

其中，ECG_Clean是刺激脉冲干扰之前的数据集，并且其中ECG_Filtered是去噪过程600之后刺激破坏的数据集。对正常节律的数据集和包括上述二联律、心房颤动和心室颤动的心律失常的数据集的测试导致QSR值在99.16％和99.63％之间。

图10A和10B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下施加神经刺激期间的正常窦性心律ECG波形。如图所示，明显的T波和P波没有受到去噪过程的影响(或没有显著影响)。图10B中的S_peak线指示去噪前来自图10A的原始刺激伪影或瞬态噪声尖峰的位置。

图11A和11B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示二联律的ECG波形。同样，图11B中的S_peak线指示去噪前来自图11A的原始刺激伪影或瞬态噪声尖峰的位置。

图12A和12B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示心房颤动的ECG波形。同样，图12B中的S_peak线指示去噪之前来自图12A的原始刺激伪影或瞬态噪声尖峰的位置。图13A和13B分别示出了在没有去噪和有去噪的情况下在施加神经刺激期间指示心室颤动的ECG波形。

本文描述的去噪过程和系统还可用于当电磁能量或脉冲(例如，电刺激脉冲)被施加到肺动脉周围的神经以外的组织时，对ECG信号或其他生物信号或生理信号(例如，与心动周期相关的其他心脏相关信号、生物物理信号、血压信号、呼吸率信号或任何其他电或电化学信号)去噪。例如，当其他形式的组织调节或电能施加或其他治疗正在发生或正在执行时(例如，脊髓神经调节、用起搏器起搏、用植入式除颤器或体外除颤系统除颤、脉冲电烙术、神经刺激治疗尿失禁或大便失禁、肌肉刺激、前列腺刺激、大脑刺激、迷走神经刺激、成骨细胞刺激、关节刺激疗法治疗骨科疾病、离子电渗疗法、射频组织消融等)，本文所述的去噪过程和系统也可用于对信号进行去噪。在各种实施方式中，本文描述的去噪过程和系统可用于对从多个不同源获得的多个波形或信号去噪。

图14是示例刺激系统1400(例如，神经调节系统410)的前视图。刺激系统1400包括外壳1402、包括电连接器1406的导管连接器1404、显示器1408，和输入按钮1410以允许用户提供关于显示器1408的输入。外壳1402可以包含刺激电子设备，包括用于电极刺激的开关矩阵。在一些示例中，刺激矩阵的最小输出是25mA、多达8ms和100Hz。其他最小值、最大值和指定参数(例如，极性数量、脉冲模式、幅度、相位、电压、持续时间、脉冲间间隔、占空比、停留时间、序列、波形等)也是可能的。计算设备1420(例如，联网计算机终端、台式机、膝上型计算机、平板计算机、智能电话、智能手表等)可以经由有线或无线系统通信地耦接到刺激系统1400。计算设备1420可以是图4的示意图中的控制器或控制单元412。在一些示例中，平板计算机可以经由USB连接1422(例如，如图14所示)连接到刺激系统1400。计算设备1420可以包括提供图形用户界面的显示器(例如，触摸屏显示器)，其被配置为设置刺激参数、呈现传感器数据、查看波形、存储数据等。计算设备1420可以联网到其他计算设备、网络、互联网(例如，通过安全的、符合HIPAA的协议)等。刺激系统还可以包括电连接器(未示出)，其可以被配置为与来自ECG导联(例如，来自皮肤ECG贴片的三个或更多个导联)的电连接器连接。刺激系统1400可包括不用于连接到当前导管但可提供更新系统以用于将来开发的能力的附加电连接器。刺激系统1400、计算设备1420和/或另一计算设备可以包括用于刺激和/或感测的嵌入式程序。刺激系统1400、计算设备1420和/或另一计算设备可以包括安全警报器，该安全警报器被配置为在刺激系统1400、计算设备1420和/或另一计算设备处警告用户警报事件，例如本文描述的那些。

在一些实施方式中，系统包括作为单个特征(与多个特征相对)存在的各种特征。例如，在一个实施方式中，系统包括单个ECG设备、单个去噪子系统和单个神经调节子系统。还可以包括单个压力传感器。该系统可包括如本文所述的单个患者监视器或显示器。在替代实施方式中提供了多个特征或部件。

在一些实施方式中，该系统包括以下中的一个或多个：用于组织调节的装置(例如，包括刺激脉冲发生器的电刺激系统、具有一个或多个电极和/或传感器的导管)、用于从生物或生理参数信号或波形去除刺激伪影的装置(例如，去噪系统包括以下一个或多个：ADC、DAC、放大器、包括在硬件和/或软件中实现的多个不同滤波器的多域信号处理子系统)等。

前面的描述和示例仅被阐述以说明本公开而不意在限制。本公开的所公开的方面和示例中的每一个可以被单独考虑或与本公开的其他方面、示例和变体组合考虑。此外，除非另有说明，否则本公开的方法的步骤不限于任何特定的执行顺序。本领域技术人员可以想到结合本公开的精神和实质的所公开示例的修改，并且这样的修改在本公开的范围内。

虽然本文描述的方法和装置可以存在各种改型和替代形式，但是其特定例子在附图中已示出并且在本文中得到了详细描述。然而，应该理解，本发明并不限于所公开的特定形式或方法，相反，本发明将覆盖落在所描述的各个示例和所附权利要求书的精神和范围内的所有改型、等效物和替代物中。此外，与一个示例结合的任何特定特征、方面、方法、特性、性质、特质、属性、元素等的本文的公开可以用在本文阐述的所有其他示例中。本文公开的任何方法不需要按照记载的顺序执行。根据示例，本文所描述的算法、方法或者过程中任一个的一个或多个动作、事件或功能可以按照不同顺序执行，可以添加、合并在一起或者省略掉(例如，对于算法的实施而言，不是所有描述的动作或事件都是需要的)。在一些示例中，动作或者事件可以例如通过多线程处理、中断处理、或者多处理器或多处理器核或者在其他并行架构上同时执行，而不是顺序执行。此外，没有元件、特征、块或步骤或者元件、特征、块或步骤的组对于每个示例必须的或者必不可少的。此外，系统、方法、特征、元件、模块、块等的所有可能的组合、子组合和再布置落在本公开的范围内。除非另有声明或者在上下文中另有理解，否则诸如“然后”、“接着”、“之后”、“随后”等的顺序或者时间先后顺序的词语的使用通常旨在方便于文本的流畅，并不旨在限制执行的操作的顺序。因此，一些示例可以使用本文所描述的操作的顺序执行，而其他示例可以遵循不同的操作顺序执行。

与本文公开的示例结合描述的各种示出的逻辑功能块、模块、过程、方法和算法可以实现为电子硬件、计算机软件或者其组合。为了清楚地示出硬件和软件的可互换性，各种示出的部件、功能块、模块、操作和步骤在上面已经大致就其功能性来说进行了描述。在一些实施方式中，模块是用于处理数据的模块，其中，模块存储在存储器中。模块可以包括算法或机器可读指令形式的软件。这样的功能性是以硬件还是软件实施取决于特定应用和在整个系统上施加的设计约束。所描述的功能性对于每个具体应用可以用不同方式实施，但是这种实施决定不应该被理解成导致与本公开的范围的背离。

与本文所公开的示例结合描述的各种示出的逻辑块和模块可以通过机器实施或执行，所述机器例如通用处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或者其他可编程逻辑器件、离散门或者晶体管逻辑、离散硬件部件或者设计成执行本文所描述的功能的其任何组合。通用处理器可以是微处理器，但是替代地，处理器可以是控制器、微控制器、状态机、或其组合等。处理器还可以实施成计算装置的组合，例如，DSP和微处理器的组合、多个微处理器、与DSP核结合的一个或多个微处理器或者任何其他这样的配置。

与本文所公开的示例结合的所描述的方法、过程或算法的块、操作、步骤可以直接实施在硬件中、在处理器执行的软件模块中或者在二者的结合中。软件模块可以驻存在RAM存储器、闪存、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器、寄存器、硬盘、可移动盘、光盘(例如，CD-ROM或DVD)或者本领域已知的任何其他形式的易失性或非易失性计算机可读存储介质中。存储介质可以耦接到处理器，以使得处理器可以从存储介质读取信息以及将信息写入到存储介质。替代地，存储介质可以集成到处理器。处理器核存储介质可以驻存在ASIC中。ASIC可以驻存在用户终端中。替代地，处理器和存储介质可以驻存为用户终端中的离散部件。

除非特别地另有声明，或者在上下文中另有理解，否则诸如特别是“能够”、“可能”、“可以”、“例如”等的本文中所使用的条件性用语通常旨在传达一些示例包括而其他示例不包括某些特征、元件和/或状态。因此，这样的条件性用语通常不旨在暗示特征、元件、块和/或状态对于一个或多个示例无论如何是需要的，或者一个或多个示例必须包括在有或没有作者输入或者提示的情况下决定这些特征、元件和/或状态是否被包括在任何具体示例中或者在任何具体示例中执行的逻辑。

本文中描述的方法可以包括实施人员采取的某些动作，然而，这些方法还可以明确地或者暗示性地包括这些动作的任何第三方指令。例如，诸如“定位电极”的动作包括“指示电极的定位”。

本文所公开的范围还包括任何以及所有的重叠、子范围及其组合。诸如“高达”、“至少”、“大于”、“小于”、“在......之间”等的用语包括记载的数字。诸如“约”或者“大约”的术语后的数字包括记载的数字，并且应该根据情况理解(例如，在各种情况下尽可能合理地准确，例如，±5％、±10％、±15％等)。例如，“约1V”应当包括“1V”。诸如“基本上”的术语后的措辞包括记载的短语，并且应该根据情况理解(例如，在各种情况下尽可能合理地多)。例如，“基本上垂直”包括“垂直”。除非另有声明，否则所有的测量在包括温度和压力的标准条件下。短语“至少一个”旨在要求后续列表中的至少一项，而不是后续列表中的每个项的一种类型。例如，“A、B和C中的至少一个”可以包括：A、B、C；A和B、A和C、B和C；或A、B和C。

Claims (60)

1.一种去噪系统，用于对包括由刺激设备施加电磁刺激引起的瞬态噪声的ECG信号去噪，所述去噪系统通信地耦接到被配置为从患者获得ECG信号的ECG电极阵列，所述去噪系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器被配置为在执行非暂时性计算机可读介质上存储的指令时：

检测包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分；和

对检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分去噪，其中，对检测到的所述ECG信号的部分去噪包括消隐检测到的包括瞬态噪声的所述ECG信号的部分并重构被消隐部分以提供具有降低的瞬态噪声的重构的ECG信号。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述一个或多个处理器还被配置为将检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分数字化。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述一个或多个处理器还被配置为使用线性相位滤波器或数字有限脉冲响应滤波器中的至少一个来改善所述重构的ECG信号以创建经去噪的ECG信号。

4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述一个或多个处理器还被配置为：

将经去噪的ECG信号转换为模拟信号，以促进在显示器上输出；和

输出所述经去噪的ECG信号以呈现在所述显示器上。

5.根据权利要求4所述的系统，还包括：患者监视器，所述患者监视器包括被配置为显示输出的显示器；和所述刺激设备。

6.根据权利要求4所述的系统，其中，所述系统还包括数模转换器，所述数模转换器被配置为将所述经去噪的ECG信号转换为所述模拟信号。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，还包括所述ECG电极阵列。

8.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述一个或多个处理器包括至少一个微控制器和信号处理电路。

9.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述一个或多个处理器被配置为，通过识别所述ECG信号的对应于当从电刺激系统接收指示施予电刺激的同步信号时的时间段的部分，来检测包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分。

10.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述消隐包括暂时去除存储在存储位置处的、与检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分对应的值，并且其中，所述重构被消隐部分包括内插，并且其中，所述内插包括计算修改值以替换所述存储位置中被去除的值。

11.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述消隐包括暂时去除存储在存储位置处的、与检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分对应的值，并且其中，所述重构被消隐部分包括内插，并且其中，所述内插包括识别在所述消隐之前的最后一个值和在所述消隐之后的第一个值，并用所述存储位置中的所述最后一个值和所述第一个值之间的内插值替换所述存储位置中的被去除的值。

12.根据权利要求11所述的系统，还包括在所述消隐之前和所述消隐之后的时间段内滤除60Hz线路频率分量，以确保所述第一个值和所述最后一个值不受所述60Hz线路频率分量的影响。

13.根据权利要求11所述的系统，还包括在所述消隐之前和所述消隐之后的时间段内滤除50Hz线路频率分量，以确保所述第一个值和所述最后一个值不受所述50Hz线路频率分量的影响。

14.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述消隐包括暂时去除存储在存储位置处的、与检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分对应的值，并且其中，所述重构被消隐部分包括用在所述消隐之前的最后一个已知良好值替换被去除的值。

15.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，其中，所述系统包括一个或多个开关，所述一个或多个开关被配置为基于检测到包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分而打开和关闭。

16.根据权利要求1至6中任一项所述的系统，还包括生理参数确定子系统，所述生理参数确定子系统被配置为在执行在非暂时性计算机可读介质上存储的指令时，至少部分地基于指示从耦接到所述患者或定位在所述患者内的一个或多个传感器接收的生理参数的信号，确定被监视的生理参数是否在阈值范围之外，

其中，当所述生理参数确定子系统确定所述生理参数在所述阈值范围之外时，终止所述刺激设备施加电磁刺激并旁路所述去噪系统，并且

其中，当所述生理参数确定子系统确定所述生理参数在所述阈值范围内时，所述刺激设备继续施加电磁刺激，并由所述去噪系统处理所述ECG信号。

17.一种用于对指示患者参数的生理信号进行去噪的系统，所述系统包括：

一个或多个处理器，所述一个或多个处理器被配置为在执行非暂时性计算机可读介质上存储的指令时：

确定由所述一个或多个处理器接收的生理信号是否包括瞬态噪声；

如果确定所述生理信号包括瞬态噪声，

对所述生理信号去噪，其中，对所述生理信号去噪包括去除存储位置中的、与具有所述瞬态噪声的所述生理信号的部分对应的值，并且对具有所述瞬态噪声的所述生理信号的部分进行内插以使用基于所述内插的修改值替换被去除值，从而将所述生理信号重构为经去噪生理信号；和

如果确定所述生理信号不包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声，

使所述生理信号被输出以进行显示而不修改所述生理信号。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述生理信号包括以下中的至少一项：ECG信号、血压信号或呼吸率信号。

19.根据权利要求17所述的系统，其中，所述经去噪生理信号具有大于95％的信号重构质量。

20.根据权利要求17所述的系统，其中，所述一个或多个处理器被配置为基于接收的指示由所述电刺激设备施加电刺激的消隐脉冲信号来确定所述生理信号是否包括所述瞬态噪声。

21.根据权利要求20所述的系统，其中，所述消隐脉冲信号由所述电刺激设备产生并通过物理电连接传输到所述系统的所述一个或多个处理器。

22.根据权利要求17至19中任一项所述的系统，其中，所述一个或多个处理器被配置为基于所述生理信号的至少一个特性来确定所述生理信号是否包括所述瞬态噪声。

23.根据权利要求22所述的系统，其中，所述至少一个特征是ECG信号的相继R波之间的R-R间隔。

24.根据权利要求17至21中任一项所述的系统，其中，所述系统还包括：

模数转换器，被配置为将所述生理信号数字化；

数模转换器，被配置为将所述经去噪生理信号转换为模拟信号；和

线性相位滤波器，被配置为在内插之后平滑所述经去噪生理信号。

25.根据权利要求17至21中任一项所述的系统，还包括患者监视器，所述患者监视器包括被配置为显示所述经去噪生理信号的显示器。

26.根据权利要求17至21中任一项所述的系统，还包括警告产生子系统，所述警告产生子系统被配置为如果所述生理信号的特征在阈值范围之外则产生警报事件。

27.根据权利要求17至21中任一项所述的系统，其中，所述系统包括一个或多个开关，所述一个或多个开关被配置为基于对所述生理信号是否包括所述瞬态噪声的确定来打开和关闭。

28.一种对包括由电刺激设备施加电刺激引起的瞬态噪声的ECG信号去噪的方法，所述方法包括：

检测包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分；

去除存储位置处的、对应于检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分的值；和

通过内插检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分，用修改值替换被去除值，以将所述ECG信号重构为重构的ECG信号；

其中，检测、去除和内插由一个或多个处理器执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令来执行。

29.根据权利要求28所述的方法，还包括在去除存储位置处的、对应于检测到的所述ECG信号的部分的值之前放大所述ECG信号。

30.根据权利要求28所述的方法，还包括使用至少两个ECG导联线从受试者获得所述ECG信号。

31.根据权利要求28所述的方法，其中，检测包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分的步骤基于从所述电刺激设备接收的消隐脉冲信号。

32.根据权利要求28所述的方法，其中，经去噪ECG信号的信号重构质量大于95％。

33.根据权利要求28至32中任一项所述的方法，还包括在去除存储位置处的、与检测到的具有所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分对应的值之前，使用模数转换器将具有所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分数字化。

34.根据权利要求33所述的方法，还包括使用数模转换器将经去噪ECG信号转换成模拟信号以促进经去噪ECG信号在显示器上的输出。

35.根据权利要求34所述的方法，还包括将所述模拟信号输出到所述显示器。

36.根据权利要求35所述的方法，其中，所述显示器在患者监视器或中央监视系统上。

37.根据权利要求28至32中任一项所述的方法，还包括确定所述ECG信号的生理参数是否落在阈值范围之外或者是否指示异常心律。

38.根据权利要求37所述的方法，还包括如果所述ECG信号的所述生理参数落在所述阈值范围之外或所述生理参数指示异常心律，则产生警告，其中，所述警告是可听警告和视觉警告中的至少一个。

39.根据权利要求38所述的方法，其中，所述警告被配置为终止由所述电刺激设备提供的电刺激。

40.根据权利要求28至32中任一项所述的方法，还包括用滤波器对重构的ECG信号进行改善以平滑重构的ECG信号从而创建经去噪ECG信号，其中，所述滤波器是线性相位滤波器或数字有限脉冲响应滤波器中的至少一个。

41.根据权利要求28至32中任一项所述的方法，其中，通过内插检测到的包括所述瞬态噪声的所述ECG信号的部分，用修改值替换被去除值，以将所述ECG信号重构为重构的ECG信号包括：

获得所述去除之前的最后一个值和所述去除之后的第一个值；

通过在所述最后一个值和所述第一个值之间进行内插来计算所述修改值；和

用所述修改值替换所述被去除值。

42.根据权利要求28至32中任一项所述的方法，还包括在去除存储位置处的、与检测到的所述ECG信号的部分对应的值之前，滤除50Hz和/或60Hz频率分量。

43.一种对从患者获得的生理信号进行去噪的方法，所述生理信号包括由位于所述患者内或邻近所述患者的电磁能量源施加电磁能量引起的瞬态噪声，所述方法包括：

检测包括所述瞬态噪声的所述生理信号的部分；

消隐检测到的包括所述瞬态噪声的所述生理信号的部分；和

内插检测到的包括所述瞬态噪声的所述生理信号的部分，以将所述生理信号重构为重构的生理信号；

其中，检测、消隐和内插由一个或多个处理器执行存储在非暂时性计算机可读介质上的指令来执行。

44.根据权利要求43所述的方法，其中，所述生理信号是心脏相关信号。

45.根据权利要求43所述的方法，其中，所述心脏相关信号是ECG信号。

46.根据权利要求43所述的方法，其中，所述生理信号是血压信号。

47.根据权利要求43所述的方法，其中，经去噪生理信号的信号重构质量大于95％。

48.根据权利要求43至47中任一项所述的方法，其中，检测包括所述瞬态噪声的所述生理信号的部分的步骤基于从可能在所述生理信号上产生所述瞬态噪声的电组织调节系统接收的消隐脉冲。

49.根据权利要求48所述的方法，其中，在由所述电组织调节系统发起电神经调节治疗之前接收所述消隐脉冲。

50.根据权利要求48所述的方法，其中，所述消隐脉冲大致与电神经调节系统发起电神经调节治疗同时被接收。

51.根据权利要求49或50所述的方法，其中，在电神经调节治疗的整个持续时间内，所述消隐脉冲连续地处于指示治疗被施加的状态。

52.根据权利要求43至47中任一项所述的方法，还包括在消隐检测到的具有所述瞬态噪声的所述生理信号的部分之前，使用模数转换器对具有所述瞬态噪声的所述生理信号的部分进行数字化。

53.根据权利要求52所述的方法，还包括使用数模转换器将经去噪生理信号转换为模拟信号以促进所述经去噪生理信号在显示器上的输出。

54.根据权利要求53所述的方法，还包括将所述模拟信号输出到所述显示器。

55.根据权利要求54所述的方法，其中，所述显示器在患者监视器或中央监视系统上。

56.根据权利要求43至47中任一项所述的方法，还包括确定所述生理信号的生理参数是否落在阈值范围之外并且如果所述生理信号的所述生理参数落在所述阈值范围之外则产生警告。

57.根据权利要求43至47中任一项所述的方法，还包括对重构的生理信号进行改善以平滑重构的生理信号，从而创建没有所述瞬态噪声的经去噪生理信号。

58.根据权利要求43至47中任一项所述的方法，其中，所述消隐包括暂时去除存储位置处的、与检测到的具有所述瞬态噪声的所述生理信号的部分对应的值，并且其中，所述内插包括用修改值替换在所述消隐期间被去除的值。

59.根据权利要求43所述的方法，其中，所述生理信号与心脏无关。

60.根据权利要求43所述的方法，其中，所述生理信号与呼吸和/或神经状况相关。

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