CN107961032B - 基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法 - Google Patents

基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法 Download PDF

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Abstract

基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，属于肠鸣音听诊信号处理技术领域。本发明是为了解决现有肠鸣音提取方法复杂度高，并且会对肠鸣音信号的原始波形造成破坏，影响诊断结果的问题。它根据近场声学模型特征设计听诊器阵列拓扑结构；然后校正各个通道的等效噪声电平；再计算获得听诊器阵列各个通道的基准测试信号平均幅度偏移特征；最后利用校正后的听诊器阵列采集肠鸣音信号，将各个通道的肠鸣音信号分帧；再利用获得的基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号，并完成肠鸣音信号的提取。本发明用于获取肠鸣音信号并进行提取。

Description

基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法
技术领域
本发明涉及基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，属于肠鸣音听诊信号处理技术领域。
背景技术
肠鸣音是肠道蠕动时，肠内容物与肠道摩擦产生的一种间断的隆隆声、咕噜声。人体在不同的生理状态下，会产生特征各异的肠鸣音。听诊肠鸣音是临床中诊断肠道疾病的主要手段。但是，因为肠鸣音信号响度小、规律性弱并且随机性强，肠鸣音信号的有效提取一直都是医学信号处理领域的难点。
目前，听诊肠鸣音常见的问题有：
1.人工听诊无法同时听取多个部位，容易误诊。
临床上，医生通过听诊器听取患者的肠鸣音，只能通过单个通道听取，无法同时听取多个部位，不利于分析和对比，且易产生漏听的现象。
2.人工听诊主观性强，耗时长，浪费宝贵医疗资源。
人工听诊多凭借医生个人经验，主观性很强。针对同样的肠鸣音，不同的医生可能做出不同的诊断。并且，医生从开始听诊到做出诊断往往需要1到5分钟的时间。尤其对于肠梗阻患者，由于肠活动性很低，术后数小时都不会有肠鸣音，诊断时间还要更长。因此，这种诊断方式不仅耗时，长时间听诊造成的听诊疲劳，还容易造成误诊。
3.现有肠鸣音提取方法复杂度高，不适合临床紧急情况使用。
现有肠鸣音信号提取的方法多采用自适应滤波、小波变换和高阶级累积量等复杂度较高的算法，一方面不适合在紧急的临床诊断中应用，另一方面，这些算法对肠鸣音信号的原始波形造成了一定程度上的破坏，会对诊断结果的正确性产生不利影响。
发明内容
本发明是为了解决现有肠鸣音提取方法复杂度高，并且会对肠鸣音信号的原始波形造成破坏，影响诊断结果的问题，提供了一种基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法。
本发明所述基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，它包括以下步骤：
步骤一：根据近场声学模型特征设计听诊器阵列拓扑结构；
步骤二：采用听诊器阵列采集远场室内环境音信号，对远场室内环境音信号进行处理，获得听诊器阵列各个通道的等效噪声电平；调节听诊器阵列前端采集电路的放大参数，使各个通道的等效噪声电平相一致；
步骤三：构建等长度变频测试信号，并计算获得听诊器阵列各个通道的基准测试信号平均幅度偏移特征；
步骤四：利用步骤二中校正后的听诊器阵列采集肠鸣音信号，将各个通道的肠鸣音信号分帧；再利用步骤三中获得的基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号，并完成肠鸣音信号的提取。
本发明的优点：本发明为一种医学信号处理方法，基于通道预校正实现肠鸣音时域信号的提取。它在肠鸣音信号无接触听诊的基础上，提供了一种客观高效的肠道信号处理手段。采用多通道同时采集信号，有利于减少肠鸣音漏诊、误诊的可能，例如可以通过反复播放多通道采集的肠鸣音数据，对比不同通道的数据的差别，验证肠鸣音信号的存在。再通过有效的肠鸣音提取方法将肠鸣音信号提取出来，本发明能够实现复杂噪声环境下肠鸣音信号的获取。
本发明方法中设计的听诊器阵列的拓扑结构，能够保证采集到的肠鸣音信号满足近场声学模型，利用远场信号进行了通道的预校正并得出通道的偏移特征，根据偏移特征门限，实现了时域肠鸣音信号提取。本发明方法能够保证采集的肠鸣音信号完整可靠，并且信号提取方式简单，有利于提高信号提取效率。
附图说明
图1是本发明所述基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法的流程图；
图2是近场声学模型的原理示意图；
图3是听诊器阵列拓扑结构的示意图；
图4是实施例中构建的测试信号的时域波形图；
图5是与图4对应的语谱图；
图6是以构建的测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号的流程图。
具体实施方式
下面结合图1至图6说明本实施方式，本实施方式所述基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，它包括以下步骤：
步骤一：根据近场声学模型特征设计听诊器阵列拓扑结构；
步骤二：采用听诊器阵列采集远场室内环境音信号，对远场室内环境音信号进行处理，获得听诊器阵列各个通道的等效噪声电平；调节听诊器阵列前端采集电路的放大参数，使各个通道的等效噪声电平相一致；
步骤三：构建等长度变频测试信号，并计算获得听诊器阵列各个通道的基准测试信号平均幅度偏移特征；
步骤四：利用步骤二中校正后的听诊器阵列采集肠鸣音信号，将各个通道的肠鸣音信号分帧；再利用步骤三中获得的基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号，并完成肠鸣音信号的提取。
结合图1所示，本实施方式步骤一中，基于场声学模型特征和听诊器阵列构建方法，设计听诊器阵列拓扑结构；步骤二中，利用采集的远场室内环境音信号数据中的无语音段的幅度得出听诊器阵列各个通道的等效噪声电平；通过调节听诊器阵列前端采集电路放大参数的方式校正听诊器阵列的各个通道，来使等效噪声电平一致；
本实施方式中，听诊器阵列拓扑结构可以包括四个采集通道。
步骤四中还结合局部最大值作为判据判定肠鸣音信号。
步骤一中听诊器阵列拓扑结构的设计方法为：
根据近场声学模型计算获得相邻听诊器头之间的阵元间距d，完成听诊器阵列拓扑结构的设计；
所述近场声学模型为：
Figure BDA0001539295370000031
式中dth为近场距离阈值，L＝nd，n为听诊器阵列的听诊器头个数，d为相邻听诊器头之间的阵元间距，λmin为肠鸣音信号的最小波长值，fmax为肠鸣音信号的最大频率值，v为肠鸣音信号的声速，当肠鸣音声源与听诊器阵列中心的距离s小于或者等于近场距离阈值dth时，则为近场，取s最大值为dth，通过dth计算获得阵元间距d。
近场声学模型的示意图如图2所示，若声源与阵列中心的距离s大于dth，则为远场；s小于dth，则为近场。可以通过计算dth求得阵元间距，从而完成阵列设计。
步骤三中，所述的等长度变频测试信号由变频正弦波信号和白噪声信号构成；所述变频正弦波信号的长度为正弦波预定长度，并且频率恒定，其频谱从100Hz等间距递增至2000Hz，间距为100Hz；所述白噪声信号的长度为白噪声预定长度，等长度变频测试信号的开头和结尾处均为白噪声信号；变频正弦波信号和白噪声信号的信噪比超过5dB；
听诊器阵列通道j的基准变频正弦波信号平均幅度Mj为：
Figure BDA0001539295370000041
其中
Figure BDA0001539295370000042
其中j表示听诊器阵列的第j个通道，fn为变频正弦波信号的总段数，i表示变频正弦波信号的号段数，ln表示变频正弦波信号段内的采样点总数，yj,i(n)表示第j个通道、第i个信号段、第n个采样点的幅度值；
选择一个听诊器阵列通道作为参考通道，参考通道的变频正弦波信号平均幅度为M，则第j个通道的平均幅度偏移比Tj为：
Figure BDA0001539295370000043
用听诊器阵列对基准测试信号进行N次重复测量，获得各个通道的基准测试信号平均幅度偏移比Tj’：
Figure BDA0001539295370000044
其中i表示第i次测量，N表示测量总次数。
肠鸣音信号的频率范围为100Hz至2000Hz。进一步地，为方便肠鸣音的采集和后续肠鸣音的判别，可以设计听诊器阵列的结构如图3所示。其中1为腹带，4为背向腹部放置的听诊器头，2和3为朝向腹部的听诊器头，其中阵元数目可以根据实际需要增加或者减少。听诊器头的间距d主要根据近场声学模型来确定。
本发明的一个具体实施例可以选择听诊器头为4个，即阵元为4个，声速v＝340m/s，fmax＝2000Hz。根据医学常识，取dth＝0.1m，即认为肠鸣音信号发生的位置距离听诊器阵列中心的距离s不超过0.1米，那么肠鸣音信号对听诊器阵列来说，将一直都是近场信号。代入近场模型公式，则有：
Figure BDA0001539295370000045
则听诊器阵列间距d取0.024米。
利用步骤一中设计的听诊器阵列采集远场室内环境音信号，为了各个通道的一致性，此时需要将图3中背向腹部放置的听诊器头4翻转过来。为了确保测得的等效噪声电平是稳定的，采集环境音信号的时间要足够长。将采集的数据处理后，计算每个通道的远场室内环境音信号的非语音段的的等效噪声电平。
等效噪声电平又称内部噪声。麦克风的内部噪声在无声音信号输入状态时可来自以下若干个方面，例如：
1)供给麦克风电源的电压波动(偏置电压)引起的电子噪音；
2)内部材质电阻(热噪声)；
3)外部射频发射器的干扰等(比如手机、信号源等)。
根据每个通道等效噪声电平的差异，调节放大器的增益使得通道的等效噪声电平一致。接着，再次用听诊器阵列采集远场室内环境音信号，并得出非语音段的等效噪声电平，验证各个通道的等效噪声电平是否一致。如果一致则完成等效噪声电平校正，否则继续调节放大增益直至等效噪声电平一致为止。
构建等长度变频测试信号，并通过测试信号算出四个通道的平均幅度偏移特征。测试信号构建的要求如下：
A.测试信号由变频正弦波信号和白噪声信号构成；
B.每个变频正弦波信号的长度是确定的，在该时间内信号的频率不变；
C.正弦波信号的频谱从100Hz等间距递增至2000Hz，间距为100Hz；
D.白噪声信号的长度也为确定的，测试信号的开始和结尾都为白噪声；
E.正弦波信号和白噪声信号的信噪比超过5dB。
本发明的一个实例构造的测试信号时域波形如图4所示，测试信号从白噪声开始也从白噪声结束。图5为测试信号的语谱图，可以发现正弦波段的频率从100Hz递增到2000Hz。整个测试信号的长度为92秒，整个频率正弦波的长度为2秒，白噪声的长度也为2秒，正弦波信号与白噪声的信噪比为7.3dB。
根据测试信号正弦波时段和白噪声时段的时间长度，计算各个通道的平均幅度偏移。
以图3中最左侧的听诊器头所对应的通道为通道1，从左至右依次为通道1、通道2、通道3和通道4。令通道3为参考通道，则有M＝M3，其中M为参考通道中多个正弦波信号段的平均幅度。则可以计算获得每个通道的平均幅度偏移比。
接下来，利用校正后的听诊器阵列采集肠鸣音信号，并根据判据提取肠鸣音信号，基于平均幅度判据的肠鸣音信号提取流程如图5所示。具体方式是：被测试者平躺在处置台上，将图3中的听诊器阵列(通道3为背向腹部的听诊头，用于采集环境音)通过腹带的粘扣固定在被试者肚脐周围，采集数据并存储。
步骤四中，可以根据预定帧长和预定帧移，基于窗函数对肠鸣音信号分帧。
肠鸣音长度为50ms至200ms左右。选择合适的帧长、帧移和窗函数对听诊器阵列采集的数据进行分帧处理，使得在一帧信号中，既可以保持短时平稳特性，又不会因为帧长过长影响肠鸣音信号的检测。在本发明的一个具体实例中，帧长可以选为200，帧移可以为80，窗函数选择海宁窗。根据某一帧信号中的性质完成肠鸣音信号的提取。
步骤四中，利用基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号的方法为：
步骤四中采集的肠鸣音信号中第j通道、第i帧的平均幅度Ej(i)为：
Figure BDA0001539295370000061
将肠鸣音信号中第j通道、第i帧的平均幅度Ej(i)与肠鸣音信号中参考通道第i帧的平均幅度的比值，作为采集的肠鸣音信号平均幅度偏移特征Dj(i)，当
Dj(i)-Tj'＞δ时，
判定该第i帧信号中含有肠鸣音，标记该帧；其中δ为预定门限值。
结合局部最大值作为判据判定肠鸣音信号的具体方法为：
确定采集的肠鸣音信号中第j通道、第i帧为局部最大值为Fj(i)，局部最大值Fj(i)与参考通道中第i帧信号的比值为肠鸣音信号的局部最大值偏移比Gj(i)，当
Gj(i)-Tj'＞δ'时，
判定该第i帧信号中含有肠鸣音，标记该帧；其中δ'为局部最大门限值。
本实施方式中，基于局部最大值判据的肠鸣音信号获取流程与基于平均幅度判据的流程相似，只是判断和判别门限不同。
本公开中，可以利用两项判据提取肠鸣音信号，其中平均幅度Ej(i)是一帧信号能量大小的表征。在平均幅度Ej(i)的表达式中，以四通道听诊器阵列为例，依然可以选择通道3做为参考通道，将第1、第2、第4通道与第3通道的第i帧内的平均幅度做比，得到第i帧的平均幅度偏移比：
Figure BDA0001539295370000062
j＝1,2,4，
当三个通道的Dj(i)与步骤3中得出的平均幅度偏移比Tj'同时满足以下公式时：
Dj(i)-Tj'＞δ时，j＝1,2,4，
认为该帧里含有肠鸣音，标记该帧。再计算下一帧的平均幅度偏移比Dj(i+1)，运用平均幅度判据进行判别，标记含有肠鸣音的帧。直至所有帧都标记完，处理结束。将上述带有标记的帧提取出来，利用图形显示界面在时域波形中显示。
局部最大值Fj(i)也是一帧内信号的能量的表征，其特点是较平均幅度判据敏感，能够判别出持续时间较短的肠鸣音。实际处理过程中可以结合两个判据，共同判别。Fj(i)为在第i帧内，大于其他所有采样点幅度的采样点，且其波形宽度大于鸣音信号宽度阈值ε。ε的值可以根据具体肠鸣音信号波形选取。同样以通道3为参考通道，求出局部最大值偏移比：
Figure BDA0001539295370000071
当三个通道的Gj(i)与步骤3中得出的平均幅度偏移比Tj'同时满足以下公式时：
Gj(i)-Tj'＞δ'时，j＝1,2,4，
认为该帧里含有肠鸣音，标记该帧。然后计算下一帧的局部最大值偏移比Gj(i+1)，运用局部最大值判据进行判别，标记含有肠鸣音的帧，直至所有帧都标记完，处理结束。将上述带有标记的帧提取出来，利用图形显示界面在时域波形中显示。
最后，可以结合上述两种判据的判断，将经过平均幅度偏移特征判定和局部最大值判定后，均被标记的信号判定为肠鸣音信号；也可以结合具体情况进行分析，以二者的判定结果为共同依据，确定肠鸣音信号。
以上对本发明所提供的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

Claims (6)

1.一种基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，它包括以下步骤：
步骤一：根据近场声学模型特征设计听诊器阵列拓扑结构具体方法为：
根据近场声学模型计算获得相邻听诊器头之间的阵元间距d，完成听诊器阵列拓扑结构的设计；
所述近场声学模型为：
Figure FDA0002443240490000011
式中dth为近场距离阈值，L＝nd，n为听诊器阵列的听诊器头个数，d为相邻听诊器头之间的阵元间距，λmin为肠鸣音信号的最小波长值，fmax为肠鸣音信号的最大频率值，v为肠鸣音信号的声速，
当肠鸣音声源与听诊器阵列中心的距离s小于或者等于近场距离阈值dth时，则为近场，取s最大值为dth，通过dth计算获得阵元间距d；
步骤二：采用听诊器阵列采集远场室内环境音信号，对远场室内环境音信号进行处理，获得听诊器阵列各个通道的等效噪声电平；调节听诊器阵列前端采集电路的放大参数，使各个通道的等效噪声电平相一致；
根据每个通道等效噪声电平的差异，调节放大器的增益使得通道的等效噪声电平一致，接着，再次用听诊器阵列采集远场室内环境音信号，并得出非语音段的等效噪声电平，验证各个通道的等效噪声电平是否一致，如果一致则完成等效噪声电平校正，否则继续调节放大增益直至等效噪声电平一致为止；
步骤三：构建等长度变频测试信号，并计算获得听诊器阵列各个通道的基准测试信号平均幅度偏移特征；
所述的等长度变频测试信号由变频正弦波信号和白噪声信号构成；所述变频正弦波信号的长度为正弦波预定长度，并且频率恒定，其频谱从100Hz等间距递增至2000Hz，间距为100Hz；所述白噪声信号的长度为白噪声预定长度，等长度变频测试信号的开头和结尾处均为白噪声信号；变频正弦波信号和白噪声信号的信噪比超过5dB；
听诊器阵列通道j的基准变频正弦波信号平均幅度Mj为：
Figure FDA0002443240490000012
其中
Figure FDA0002443240490000021
其中j表示听诊器阵列的第j个通道，fn为变频正弦波信号的总段数，i表示变频正弦波信号的号段数，ln表示变频正弦波信号段内的采样点总数，yj,i(n)表示第j个通道、第i个信号段、第n个采样点的幅度值；
选择一个听诊器阵列通道作为参考通道，参考通道的变频正弦波信号平均幅度为M，则第j个通道的平均幅度偏移比Tj为：
Figure FDA0002443240490000022
用听诊器阵列对基准测试信号进行N次重复测量，获得各个通道的基准测试信号平均幅度偏移比Tj’：
Figure FDA0002443240490000023
其中i表示第i次测量，N表示测量总次数；
步骤四：利用步骤二中校正后的听诊器阵列采集肠鸣音信号，将各个通道的肠鸣音信号分帧；再利用步骤三中获得的基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号，并完成肠鸣音信号的提取。
2.根据权利要求1所述的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，步骤四中还结合局部最大值作为判据判定肠鸣音信号。
3.根据权利要求1所述的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，
步骤四中，根据预定帧长和预定帧移，基于窗函数对肠鸣音信号分帧。
4.根据权利要求3所述的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，
步骤四中，利用基准测试信号平均幅度偏移特征作为判据判定肠鸣音信号的方法为：
步骤四中采集的肠鸣音信号中第j通道、第i帧的平均幅度Ej(i)为：
Figure FDA0002443240490000024
将肠鸣音信号中第j通道、第i帧的平均幅度Ej(i)与肠鸣音信号中参考通道第i帧的平均幅度的比值，作为采集的肠鸣音信号平均幅度偏移特征Dj(i)，当
Dj(i)-Tj'＞δ时，
判定该第i帧信号中含有肠鸣音，标记该帧；其中δ为预定门限值。
5.根据权利要求4所述的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，
结合局部最大值作为判据判定肠鸣音信号的具体方法为：
确定采集的肠鸣音信号中第j通道、第i帧为局部最大值为Fj(i)，局部最大值Fj(i)与参考通道中第i帧信号的比值为肠鸣音信号的局部最大值偏移比Gj(i)，当
Gj(i)-Tj'＞δ'时，
判定该第i帧信号中含有肠鸣音，标记该帧；其中δ'为局部最大门限值。
6.根据权利要求5所述的基于听诊器阵列预校正的肠鸣音时域提取方法，其特征在于，
将经过平均幅度偏移特征判定和局部最大值判定后，均被标记的信号判定为肠鸣音信号。
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