听诊心音信号的处理方法以及听诊装置的制作方法

专利名称：听诊心音信号的处理方法以及听诊装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及听诊心音信号的处理方法以及听诊装置。
背景技术：
在日本国内因心脏病而导致的死亡率较高，在1985年超过脑中风而 成为第二位。心脏病中被称为心机能不全和缺血性心脏疾病的心肌梗塞 较多，其它的原因不明的急性死亡占三成。如心血管障碍那样的生活方 式病由于病情的变化緩慢，因此不经过长时间的定量的疗程观察则不能 正确地诊断，据说有很多未被发现的事例。
近年来，人们一直在进行在家庭或公司进行健康管理及诊断的系统 的开发，听诊器作为听诊心音、呼吸音等的器具，与体重计、体温计、 血压计等一起逐渐得到普及，然而还不能说非常正确地利用了听诊器。 其原因是，听诊音的诊断需要熟练，因此困难增加了。由于接触听诊器 的部位对听诊有较大的影响，熟练的医师是一边改变接触听诊器的部位 一边在最能听清心音的部位进行心音正常还是异常的辨别。像这样需要 熟练的听诊技术，对于熟练度较低的一般用户来说掌握起来是很困难 的。
单纯的听诊器是用听筒听取检测出的心音，辨别心音的正常或异常 的，然而作为用于更精确地检查心音的听诊装置，是用探测器(probe) 检测出心音，并将检测出的心音信号作为心音数据进行收录。检测出的 心音或者进一步收录的心音是利用听筒来听取的，另外，对于收录的心 音数据，通过对其进行解析处理，被用于进行心音正常或异常的辨别。 另外，也利用如下的方式，即，将所收录的心音信号通过线路进行传送， 由位于远距离位置的专家来进行心音的检查。
为了听取所收录的心音，并且为了对心音信号进行精度较高的解析 处理，对心音的收录音量水平(level)进行适当的设定很重要。从重放 的音质方面来看，提高收录音量水平是有利的，然而，即使是那样收录 的心音信号，在专家听诊时，因声音信号中含有噪声而难于听取的情况
6也较多。即使采取一般的消除或者降低噪声的方法，也与医师通常听惯 了的声音不同，或者消除了有用的信息。
除了听取所收录的心音信号以外，还使用计算机辅助方法，进行针 对心音数据的心音解析，辅助进行心脏疾病诊断。作为使用了这样的心 音解析的心脏疾病诊断系统，面向专家的专用系统是大规模的系统，对 于一般用户来说是难于利用的。另外，针对一般用户的更简单且小规模 的装置，难于正确地辨别心音异常。
关于听诊器或者听诊装置，已被以下这样的专利文献所公开。
专利文献l:日本特开2005 - 52521号〃〉才艮 专利文献2:日本特表平10 - 504748号7〉才艮 专利文献3:日本特开昭61 - 2卯936号 专利文献4:日本特开平5 - 30卯75号
在专利文献l中记载了电子听诊器，其以以下方式来设定均衡器的
频率特性将由麦克风取得的声音转换为电信号，并选择性地增强该电 信号中与心音相对应的频率范围的信号及与呼吸音相对应的频率范围
的信号，并选择性地衰减其他频率范围的信号。
由于在该电子听诊器中，心音数据的特性存在某种程度的个体差 异，因此，根据情况不同，有时会对作为心音本应该增强的信号进行衰 减，还会发生不只是有效地减少噪声的情况。
在专利文献2中记载了电子听诊器，其具备数字过滤器，用于预加 重(preemphasis )、听力损失的补偿等，并具有图案识别单元，用于抑 制所观测的信号中的重复信号，并去除杂音。
然而，在这些电子听诊器中，由于具备使脉冲传递函数随机化的过 滤单元、用于进行预加重的图案识别单元等要素，因此装置变得复杂， 且心音的个体差异有时也使得通过过滤单元、图案识别单元不能有效地
减少噪声。
专利文献3中公开了一种心音计，其在信号转换装置中对由心音检 测探测器检测出的心音波形信号进行增益调整，并进行AD转换，将其作为通用个人电脑的输入信号，利用通用的计算机进行与目的相适应的
运算处理。专利文献3所示的心音计，作为家庭用的面向一般用户的心 音计，使用了通用个人电脑，能以简单的结构来利用心音波形的信号。 然而，在由心音探测器检测出的心音中含有噪声，在心音转换装置中进 行某种程度的增益调整来听取所发出的心音时，或者在发送、接收心音 数据并进行解析处理时会给可靠性带来较大的影响，然而，在专利文献 3中，对于在进行心音解析时对所检测出的心音波信号怎样进行增益调 整好这样的问题未加以考虑，因此在准确地进行心音解析方面是不充分 的。
在专利文献4中公开了心音解析装置，其为了在不设置判定标准的 情况下准确地判定心音数据，与经过时间一起存储心音的振幅，并绘出 所存储的振幅中规定部位的特征，并且基于该结果由神经网络进行规定 的识别，输出识别的程度，显示心音的异常程度。
通过该心音解析装置，完成了在心脏诊查的初诊中所寻求的精确诊 查必要性的判断中的界限设定，然而由于使用了神经网络，因此结构不 够简单，因而对一般用户来讲是不易于利用的装置。
另外，对于 一般用户所使用的以简单结构即可以进行心音诊断的数 字听诊解析系统的发明，本发明人申请了在先的专利申请(日本专利申 请2005-80720号)。该在先发明中的心音的解析手法，是使用鼓膜的振 动模型根据所测定的心音数据求出振动响应，并通过解析、评价成为峰 的I音及II音的时间宽度，来检测心音的异常。该心音解析手法，通过 解析、评价从振动响应所得到的时间宽度，来确i人心音的异常性，然而， 由于心音数据、振动响应的形状随心音异常的种类、特征的不同而变得 多种多样，因此根据该解析手法，对于多种多样的心音异常特性，有时 不能准确地把握心音异常。
如上述那样，在以往技术的听诊装置中，在以下方面还不充分，存 在装置复杂、价格昂贵的难点。即、对于具有多种多样的特性的心音信 号，高效率地有效地去除噪声、提高音质，以便易于听取；以及适当地 调整心音的收录水平，以便高精度地进行所收录的心音的听取、辨别， 进而传送到远距离的位置心音信号来加以利用。
为此，希望通过廉价的方法、装置，提高心音听诊音的音质，得到噪声少的易于听取的心音听诊音，适当地设定心音信号的收录水平，另 外，进行心音信号的解析处理，以便可以高精度地定量地辨别心音的正 常或异常。此外，还希望将检测出的心音信号调节至适当的音量，以便 进行心音的听取、心音信号的处理、解析。

发明内容
本发明就是为了解决上述的课题而完成的，本发明的听诊心音信号的 处理方法，用于进行用于异常心音检测的心音解析，该心音解析包括以下
步骤设定振动模型的模型参数；检测出心音，并由此得到心音数据；针 对所得到的心音数据，在所设定的模型M下生成特征值波形数据；针对 阈值(THV),求出表示上述特征值波形数据的峰的时间宽度及时间间隔 的评价指数；根据该评价指数求出使用模糊元(fuzzy member)函数(Wi, j)规定的数据集合的中心(Vi);根据评价指数以及数据集合的中心求出 表示评价指数的^t状况的评价函数Jm(W， V);通过反复计算，以该评 价函数成为最小的方式来决定数据集合的中心；求出最小评价函数值Jm 对规定范围的THV的依赖性，并在该范围内选定Jm成为最小的THV; 显示针对选定的THV求出的评价指数以及数据集合的中心的分布状态。
上述评价指数为针对THV的、特征值波形数据中的I音及II音的时 间宽度(T1、 T2)和时间间隔(Tll、 T12)，设W-(Wj,J、 V={Vi}，设 di, j = II Vi, - zk， j II为数据集合的中心和数据位置之间的欧几里德距离， 则上述函数可以用下式来表示。
mi + ci + Ax = S ..........(1)
将式(1)的两边除以m，进而设心音信号输入值为[算式2]
<formula>formula see original document page 15</formula>
设固有振动频率为p，将衰减比系数设为g,则式(l)成为 [算式3] 一
<formula>formula see original document page 15</formula>..........(2)
由此设定了固有振动频率p及衰减比系数g时，由式(2)可以求出鼓膜的 振动响应x，且该固有振动频率p及衰减比系数g，作为模型M表示振动 模型的特征。振动模型也可以不用由等效质量m、机械减震器Ch、弹簧常 数Kh构成的机械振动系，而采用由电感L、电阻R、电容C构成的电振 动系。
(B)用于异常心音检测的心音信号的解析处理
图2 (a)表示基于在(A)中说明了的鼓膜的振动模型，根据正常心 音求出振动响应x的结果，图2 (b)是表示基于鼓膜的振动模型，根据二 尖瓣关闭不全心音求出振动响应的结果。心音数据是4吏用市面销售的心音 听诊训练教材所收录的数据，式(3)的Mp为10Hz， g为0.707。在图 2 (a)、 (b)中，灰色的波形为心音S的原波形。实线的波形为表示振动 响应的波形，且将表示该振动响应的波形称为特征值波形。图2 (a)的波 形表示听到"冬、咚"的正常心音，图2 (b)表示听到"咕、咕"的二尖瓣 关闭不全的心音。图2 (a)、 (b)的波形为具有正负振幅的特征值波形， 然而不管是正负哪一侧的波形部分，只要能够进行解析即可。
图3 U)表示在进行特征值波形的解析时，正的振幅的特征值波形部 分。 一般来讲，对于正常心音的波形，反复出现被称为I音及II音的峰， 这已为人们所知。该I音是因二尖瓣及三尖瓣的关闭而产生的，II音是因 主动脉瓣及肺动脉瓣的关闭以及紧张而产生的，因此人们认为为了判断心 音的正常、异常，对I音及II音的持续时间(峰的时间宽度)进行解析、 评价是有效的。
在图3 (a)中，纵轴表示心音的强度，横轴表示时间，并示出了测定 时间中的2秒钟，I音峰48及n音峰49各被提取出两个。在图3(a)中， 将最大强度的50%作为阈值，并根据该阈值线与特征值波形相交叉的点， 求出I音峰48及II音峰49的持续时间(时间宽度)，并分别作为评价指数Tl、 T2。另外，考虑到因心脏瓣的关闭不全等而将在I音及II音之间出现 持续的杂音，因此将从I音峰48的开始到与其相接的II音峰49的结束为 止的持续时间作为评价指数T12，此外，考虑到I音间的间隔因心律不齐 和心搏紊乱而发生变化，因此将从II音峰48的开始到下一个I音峰48的 开始为止的持续时间作为评价指数Tll。在心音解析中将这些评价指数 Tl、 T2、 T12、 Tll进行适当组合来使用。
对I音峰48及II音峰49的每一组规定一组评价指数T1、 T2、 T12、 Tll，并绘制关于多组的评价指数。图3 (b)是将横轴作为T1、 Tll，将 纵轴作为T2、 T12,绘制了表示(Tl， T2)、 (Tll, T12)的点的图，根 据该图>^视觉上判断心音的正常、异常。即，对于正常的心音，如图3(b) 所示，评价指lt^示的点，存在分别集中于由虚线所包围的范围中的倾向。 由此，可以判断在评价指lt^示的点落入正常值范围的区域的情况下，心 音为正常，而未落入该区域的情况下，心音为异常。然而，由于心音数据 存在个体差异，因此希望正常值的范围，通过取得针对多数健康者的数据 来以统计方式决定。
在图3 (c)中，将横轴作为评价指数的种类，将纵轴作为测定时间为 10秒钟的各评价指数的频度，并用柱状图来表示，由此，可以对各评价指 数的出现频度进行比较。例如，如果评价指数T2明显比T1少，则II音峰 49欠缺，可能存在未被观察到的心律不齐，另外，在T11由多个柱表示的 情况下，从视觉上可以判断该评价指数的值存在偏差。
在在先专利申请的发明中，使用这样的评价指数来判断心音的异常， 并根据需要对模型参数p、；进行变更，然而如图2 ( a )、 ( b )所示的波形， 由于心音异常的种类的不同而成为各种各样的形状，因此异常的种类、程
度的不同，导致有时m^准确地判断心音的异常。
考虑到这一点，在在先专利申请(日本专利申请2005-80720号)的发 明中，^iJl定评价指数Tl、 T2、 Tll、 T12时的阈值(THV)为50%,除 该THV以外未予考虑。然而，进一步研究可知，在心音异常的判断时， 其结果较大地依赖于阈值的设定，且THV的设定成为心音解析的重要因 素，阈值的设定因听诊器硬件和录音时的条件、测量对象者的个体差异等 而受到较大的影响。原理上是，阈值可以在0~100%的范围内进行设定， 然而根据实际的状况，10~70%的范围是妥当的。图4 (a)表示分别使THV为15%、 30%、 60%时的心音特征值波形 和THV的关系，图4 (b )、 ( c)为，针对每个THV求出的评价指数(Tl, T2)、(T11， T12)表示的点的分布图。在图4(b)、(c)中，在THV=15% (用口表示)、THV=60% (用O表示)的情况下，可以看到(Tl, T2) 或者(Tll， T12)的分布相当广泛，然而在THV-30。/。(用A表示)的 情况下是集中的。这可以认为是与以下情况相关联，在以图4(a)来看 的情况下，THV-30。/n的阈值线与所有心音特征值波形的峰相交叉，与 此相对，THV-60。/。时存在与一部分的峰波形不交叉的部分，而 THV-15。/。时存在与特征值波形的下侧的噪声部分相交叉的部分。
这样，即使在对相同心音的特征值波形进行解析时，评价指数表示的 点的分布的集中程度也会因THV的设定而不同，在该例中，可以说 THV-30。/。好于THV=15%、 THV=60%。然而，这种状况应如下考虑 由于特征值波形因心音异常的种类的不同而成为各种各样的形状，因此 对心音解析较好的THV,最好根据这些不同情况进行设定。
对于图4(a)那样的特征值波形，如图4 (b)、 (c)所示，评价指数 的分布随THV的设定的不同而不同，但是，为了更好地判断心音异常， 可以认为，对于相同的特征值波形，评价指数的离散程度较小为好。由此， 在本发明中，作为数据组合的方法，使用模糊C均值(FCM)数据聚类方 法。FCM是已提出的各种数据聚类方法中的一个，简要介绍如下。
例如，数据的集合
<formula>formula see original document page 17</formula>
聚集为C个组。此时将聚集为第i个的组的中心位置Vi定义为算式5。 [算式5]<formula>formula see original document page 18</formula>
在此，Wi，j为满足算式6的0和l之间的模糊元函数。 [算式6]
<formula>formula see original document page 18</formula>
另外，mE [1， w)被称为等待指数(waitingexponent), —般地可以设 定m == 2。将第i个聚类中心位置Vi和第j个数据位置zk， j之间的欧几里德 距离di, j定义为
<formula>formula see original document page 18</formula>
用于FCM聚类的评价函lt^示为算式7。 [算式7]<formula>formula see original document page 18</formula>
在此，W^Wi,J、 V={Vi}。评价函数Jm(W， V)表示数据的离散状态， 可以说评价函数Jm(W, V)越小离散程度越小。为了使数据的离散程 度最小，以通过反复计算使评价函数变为最小的方式，决定聚类的中心
位置(VJ。具体而言，首先根据模糊理论设定元函数矩阵(Wi，J的初始值， 并通过式(4)计算聚类的中心位置(Vi!。通过式6求出欧几里德距离 di,i，并带入式(7)。当评价函数不是最小时，则使用在前一阶段计算得出 的欧几里德距离di，j，以如下的方式再次计算Wi, j。<formula>formula see original document page 19</formula>由于FCM聚类方法依赖于元函数Wi， j的初始值，因此最好使用初始 值不同的元函数执行上述的算法。
将这样的FCM聚类方法应用于心音解析算法，然而，此时，将才艮据 心音特征值波形求出的数据集合[T1， T2， Tll， T12]j作为式(3)中的 数据集合[ Zi Z2 Z3， Z4 ]i，来应用FCM聚类算法。
将[T1， T2, Tll， T12]j分为(Tl， T2)j和(T11， T12)j，将它 们表示为^t图时，成为图5(a)、 (b)那样。根据式(4)分別求出(Tl， T2)表示的点的分布中心(Vl， v2),和(Tll， T12)表示的点的分布中 心(v3， v4)，并将这些中心分别表示为〈A〉、 〈B〉。另外，对于正常的心 音，将根据所得到的数据求出的阈值(THV)、评价函数Jm (W， V)的 最小函数值L、数据集合的中心[Vl， v2， v3， v4]的值表示于表l，表 1中的最小表函数值Jm随THV如图5 (c)所示那样变化。在THV在 10%到70%的范围内以1(T/。增加的情况下，在THV为30%~60%的 范围内，最小评价函数值Jm变为特别小的值，在该范围内，如图5(c) 所示，成为谷底状态。另外，将THV在10%到70%的范围内以10% 进行增加时分别得到的(Tl， T2)、 (Tll， T12)的分布表示于图6 (a)、 (b)，对于在30% ~60%的范围内求出的数据表示于图6(c)、 (d)。 THV 在10% ~70%的范围内的数据相当分軟，然而THV在30。/。 ~60%的范围 内的数据，偏差较小，可知是凑在一起。这样，錄l及图6(a) ~ (d) 来判断，可以说在表l中J,卜于O.Ol的THV (30% ~60% )为有效值。
对于数据集合的中心Vp v2、 V3、 V4和最小评价函数值Jm对THV的
依赖性，对于正常的心音也有某种程度的不同，THV的有效阈值的范围也 有若干不同，然而一般来讲，在正常心音的情况下，存在Jm的值成为极小， 或者如图7那样成为谷底状态的THV的范围，可以该在该范围内，Jm变 为O.Ol左右非常小的值。
接着，对于异常心音的数据，考虑应用了 FCM聚类方法的情况。图7 分别表示最小评价函数值(Jm)对根据心房颤动和心房朴动(AF,心律不 齐)、二尖瓣狭窄症(MS)、主动脉关闭不全症(AR)的心音数据得到的阈值(THV)的依赖性(a~c)，和数据集合的中心[Vl， v2， v3， v4]对 THV的依赖性(d~f)。由于在该图中最小评价函数值Jm变小，因此，对 于图7 (a)的AF，有效阈值范围是16% ~46%，对于图7 (b)的MS， 有效阈值范围是45% ~66%，对于图7 (c)的AR，有效阈值范围是IO % ~22%。
基于图7的结果，对于AF、 MS、 AR的情况，对将THVi殳定为有效 阈值范围内的值而求得的评价指数(T1， T2)、 (Tll, T12)表示的点进 行描绘，成为图8那样。在图8中，(a)、 (b)示出了 AF情况下的(Tl， T2)、 (Tll， T12)的分布，(c)、 (d)示出了 MS情况下的(Tl， T2 )、 (Tll， T12)的分布，(e)、 (f)示出了 AR情况下的(Tl， T2 )、 (Tll， T12)的分布。可知，图8中的AF、 MS、 AR情况下的评价指lt^示的点 的分布，与图6 (c)、 (d)所示那样的正常心音的情况明显不同，根据由 这样的评价指数表示的点的分布图，可以高精度地辨别心音的正常或异 常。
这样，基于最小评价函数值Jm、数据集合的中心[v" v2, v3, v4〗、 将阈值设定在有效阈值的范围内而求出的评价指数[T1， T2， Tll， T12] 表示的点的分布状况，可以辨别正常心音和异常心音。在正常心音的情况 下，在有效阈值中，；为低于0.02的值，数据集合的中心、评价指M示 的点的分布位于某种程度的范围内，然而，在异常心音的情况下，在这些 值中，至少有一个以上与正常心音的情况相比具有极高的值。例如，AF 和MS的情况下，这些数据集合的中心和正常心音的情况是同程度的，然 而，有效阈值范围内的最小评价函数L为0.4，与正常心音的情9t4目比， 为20倍左右，另夕卜，在AR的情况下，有效阈值的范围内的Jm的值较小，
然而，表示数据集合的中心的值与正常心音的情;;U目比，为非常大的值。
无论在正常心音、异常心音的哪一种的情况下，都存在最小评价函数
值Jm成为极小或者为谷底状态的有效阈值的范围，为了进行心音解析，可
以适当选定有效阈值的范围内的一个THV值。
以上本发明的使用FCM聚类方法的心音解析，以图9的流程表示的 方式来进行。
(1)设定模型参数(g、 p)。(2) 检测心音并由此得到心音数据。
(3) 针对所得到的心音数据，在所设定的模型^t下生成特征值波形数 据。
(4) 针对THV,求评价指数T1、 T2、 Tll、 T12。
(5) 根据评价指数T1、 T2、 Tll、 T12,求出使用元函,定的数据集 合的中心Vp v2， v3， v4。
(6) 根据评价指数以及数据集合的中心求出表示评价指数的*状况的
评价函数Jm (W， V)。
(7) 通过反复计算以评价函数变为最小的方式来决定数据集合的中 心。
(8) 求最小评价函数值(Jm)对规定范围的THV的依赖性，并在该 范围内选定Jm成为最小的THV。
(9) 显示针对所选定的THV求出的评价指数以及数据集合的中心的 分布状况。
在此，在(8)中，Jm成为最小并不局限于一点THV，存在在某个 范围内实质上成为最小的情况(在THV的某个范围为谷底的情况)，在 此种情况下，只要选定THV的范围，并从该范围内适当地选定THV 即可。
根据像这样使用了 FCM聚类方法的心音解析的结果，可以以筒单 的结构，高精度地进行心音的正常、异常的辨别。
(C)用于提高听诊中的音质的心音信号处理
在听取心音信号并辨别心音的正常或异常时，为了减少所收录的信号 的噪声，使之成为易于听取的信号，另外，为了在将所收录的心音信号传 送至i^巨离的位置来利用时减少心音信号的劣化，进行使用了基于在(A) 中说明的振动模型而得到的特征值波形的信号处理。振动模型的转换电路 使用数字电路是有利的，听诊心音最好在输入到该转换电路之前首先进行 A/D转换，预先成为被数字信号化了的心音信号。另外，>^信号处理的效 率化方面来看，优选，进行用对最大值的比来表示信号的值的归一化。

图10示出了对振动模型提供心音信号而求出振动响应x的结果，与图 3是一样的。横轴表示时间，对于时间t，，以釆样周期At为基准来表示， 作为t-iAt，用离散变量i表示时间，并将心音信号表示为Y (i),将振 动响应表示为x(i)。纵轴表示信号的强度。
虽然心音信号Y (i)具有正负值，然而，在，见M动的作用时，可以 将取Y (i)的绝对值的S (i) (S (i) = I Y (i) I )作为心音数据来考 虑。另外，根据与式(1)、 (2)的关系，以下改S (i) /m为S。在图10 中灰色的波形是被输入的心音数据S (i)的原波形。另外，实线的波形表 示振动响应x (i)的波形，并将该波形称为特征值波形数据。
对于图10中的心音数据波形S (i)、特征值波形数据x (i)，表现为峰 的部分相当于心音，峰间的值较低的部分含有噪声。特别是在最初得到的 心音信号中，包含的高频成分的噪声较多，因此优选为，求出Sw(i)，并 将其作为心音数据来使用，该Sw (i)是通过子波(wavelet)分析从心音 数据Y (i)中提取并删除了 5kHz以上或者2.5kHz以上的高频成分而得 到的。
在本发明中认为，对于心音数据S (i)和特征值波形数据x (i)，通过 使峰彼此一致并取它们的乘积，来减弱心音数据中的噪声，强调心音本身， 由此最终将得到噪声较少的心音数据。
然而，图10中的特征值波形数据x (i )，相对于心音数据Sw (i)有相 位延迟(k)。为此，需要求出相位延迟k，并使x (i)的波形相位错开该 相位延迟量，即，需要在使之与Sw(i)的相位一致之后取乘积。对于相 位延迟k,根据算式9，求出p (i)最大时的i的值，作为相位差k。
在此，p (i)为互相关函数的数列，SWavg、 Xavg分别表示平均值。将
该k作为数列p (i)成为最大时的i的值来使用。在运算上，可以使用k 来实质上消除相位差。当使特征值波形数据X (i)的波形错开相位延迟k的量时，如图11所
示，心音数据波形Sw (0和特征值数据波形x (i)的峰部分实质上重合。 在此基础上进行转换，该转换为，取心音数据波形Sw (i)与和特征值数 据波形i](i)错开了相位延迟量的x(k + l)的乘积。在将Sw(i)和x(i) 分别像
S (i) = [S (l)S (2)….S (N—k)]
www w
x(k+i) = [ x(k+l)x(k+2)…'x(N)] 这样用矩阵表示的情况下，心音数据Sw (i)和使相位错开了的特征值波
形数据x (k+l)的乘积的转换，作为矩阵运算用下式表示。
TS(i)=S (i)'x(k+i)T
w
其中，在上式中X (k+l) T为转置矩阵。
这样得到的TS (i)的输出心音数据，相对于原来的心音数据，峰部 分的心音被强调，而减弱了噪声部分，因此重放时成为易于听取的音质， 另夕卜，对于心音的解析也可高精度地进行。这样，将根据本发明强调心音、 减弱噪声的心音信号的处理方法作成流程图来表示时，如图12所示。
(D)心音收录音量的自动调整
在听诊装置中，利用将心音转换为电信号的麦克风转换为心音信号， 并利用听筒听取该心音信号来辨别心音的正常或异常，另外，作为在(B)、 (C)中说明的心音信号的处理，有进行心音解析，或者进行提高心音的 音质的处理这样的方式，这样在利用心音信号时，在最初收录心音的阶段 将心音的音量调整为适当的水平是;f艮重要的。
在自动音量调整收录部中对利用探测器收录的心音信号进行音量调整 并收录，进而进行发送这样的听诊系统中，有如下调整心音收录音量的方 法。
(i)使置于探测器的胸部听诊头(chestpiece)中的麦克风的放大音量为 最大，使用数字控制型声频衰减器衰减至适当的水平。(ii)检测出置于探测器的胸部听诊头中的麦克风的音量，并通过增益可 调整放大器放大至适当的水平。
(i)的方法适用于心音特征数值解析，然而，由于是降低音量来设置 为适当水平的，因此不能放大。(ii)的方法，可以提高和降低音量，然而
当输入信号较小时，根据A/D转换后的数据来决定音量7JC平是很困难的。
在本发明中，根据A/D转换后的数据来进行心音信号的放大率的控制， 另外，由于想对所得到的心音数据进行心音解析，因此使用(i)的方法。 即，设定为使探测器中的放大率最大后，发送至音量调整部。
本发明的心音收录音量的调整方法的基本想法为，在最初的比较短的
时间Ta期间取得用于增益调整的数据，并将其用于对其后的更长的时间
Tb期间的心音信号进行适当的放大。这样，在将所利用的心音放大之前的 较短时间，通过设定将心音的信号放大到何种程度，完成适当的增益调整。 取得用于增益调整的数据的时间L为1 ~3秒左右，2秒左右是最合适的。 这是由于，通常的心搏周期为0.8~1秒，如果可以收集到两个周期左右的 心音，则认为可以用作用于增益调整的数据。放大所利用的心音的时间Tb 为4~12秒左右。这是由于，在心音特征值波形解析中，如果有大约十个 周期的数据，则可以得到合适的解析结果，因此标准上，特别是8~10秒 左右是合适的。
基于这样的关于心音收录音量的调整方法的基本想法，通过如下的顺 序来进行心音的收录音量的调整。对于对检测出的心音信号进行了 AD转 换后的信号，该音量的调整是通过微机的动作，以如下的顺序来完成的。 此时，预先设定取得用于上述的增益调整的数据的时间Ta (1 ~3秒)以及 放大所利用的心音的时间Tb (4~12秒)，另外，将根据用于增益调整而 取得的数据对所利用的心音进行放大时所需的放大增益，预先设定为增益 参照表。
〈心音的收录音量的调整顺序〉
(1) 对检测出的心音信号进行信号调整，并且用A/D转换器转换为8比 特(也可以是IO比特、12比特)的数字数据，在时间Ta期间取入该数字 数据。
(2) 求表示时间Ta期间中的N个心音的大小的x (i)的平均值Y (Y=E,/N )。
(3) 将Y的值与增益参照表进行对比，决定放大增益。
(4) 对控制放大器设置增益，并通过所设置的放大增益来放大接着时间 L的时间Tb期间的心音的信号，作为适当的音量it行收录。
然而，在(2)中，求平均值Y时，不包括噪声部分是恰当的，对于 心音的大小x (i)，最好预先规定阈值xo，使在时间i;期间x (i) >乂0的 x (i)的个数为N来取平均。
将以上的(1) ~ (4)的顺序至少进行一次，通常，最好反复进行多 次(2~5次)。(1) ~ (4)的顺序中的心音收录音量的自动调整是由 23的控制来完成的。微机23存储有这样的控制所需的程序、增益参照表 等。
图13是表示通过(1) ~ (4)的顺序收录心音时的心音信号的状态的 图。在图13中，(a)表示原来的心音波形信号，(b)表示用于计算出增 益的时间i;期间的心音波形信号，(c)表示(a)的心音波形信号中利用 由(b)的信号得出的放大增益，在接着时间Ta的时间Tb期间进行放大并 收录的心音波形信号。这样基于在收录心音之前的时间L期间取入的心音 信号来决定放大增益，据此将心音信号放大至适当的音量，因此在图13 的(c)阶段所收录的心音成为适当的音量。
图14是表示将以下两种情况的N/S比进行对比的图，这两种情况为 通过(l) ~ (4)的顺序自动调整了心音的收录音量的情况，和未进行这 样的心音的收录音量的自动调整而收录了音量的情况。横轴表示第几次的 心音收录。在图14中，分别表示了如下的情况O是完全未进行心音的收 录音量的自动调整的情况，口是以TflO秒进行了 (1) ~ (4)的顺序的 心音的自动调整的情况，令是以Tb-12秒进行了 (1) ~ U)的顺序的心 音的自动调整的情况。通过像这样进行(l) ~ (4)的顺序的心音的自动 调整，提高了N/S比，有利于监控听诊音，在进行心音解析时可高精度地 完成。
(E)听诊装置的形式
图15对本发明的听诊装置的形式进行了概略的表示，从整体上看，听诊装置具有听^^探测器a，其用于检测心音；自动音量调整收录部b， 将利用探测器a检测出的心音信号的音量调整至适当的大小并收录心音信 号；心音信号处理部c,对由自动音量调整收录部b进行了音量调整并收 录的心音信号，进行心音的强调，降低噪声的处理；心音解析处理部d， 对由自动音量调整收录部b进行了音量调整并收录的心音信号，进行心音 解析处理，并生成用于心音的正常或异常的辨别的数据；以及接收部e。
由自动音量调整收录部b进行了音量调整并且被收录的心音信号，或 者进而由心音信号处理部c完成了心音的强调、噪声降低的处理的心音信 号，可以通ill&控单元进行听取，另外，可通it^L送单元发送至i^巨离的 位置。在心音解析处理部d中对由自动音量调节部b进行了音量调整并且 被收录的心音信号进行解析处理的结果，通过监控器来显示，或者通it^ 送单元来发送作为解析处理的结果的数据。在接收部e中，可以接收所发 送的心音信号和进行了解析处理的数据，并用于心音的正常或异常的辨
别，或者进一步对所接收的信号、数据进行处理。图15表示的是构成形式 的一例，除了探测器a以外，可以是根据需要而进行了组合的形式。以下， 对于图15的装置形式中的要素部分单独进行说明
〈自动音量调整收录部〉
图16表示了图15的听诊装置中的听诊探测器a、自动音量调整收录 部b、接收部e的要素部分。此时，对进行了音量调整并收录的心音信号 进行发送，并利用接收部e来接收，可考虑采用如下的形式，即，在通过 图15中的心音信号处理部c进行了心音的强调、噪声降低的处理之后发送 的形式，或者在接收部e中接收了所发送的心音之后再通过心音信号处理 部c，进行心音的强调、噪声降低的处理的形式。
在图16中，听诊探测器a具有胸部听诊头ll，其中装入了检测心音 信号并转换为电信号的麦克风；放大部12，用于放大检测出的心音信号； 耳麦13，用于听取抝故大了的心音。放大部12包括前置放大器、滤波 器、功率放大器，被放大为适当水平后，心音信号被发送至音量自动调整 发送模块10。
自动音量调整收录部b具有信号调整部21、 A/D转换部22、微机 23、高通滤波器24、放大调整部25、发送器26。信号调整部21包括高 通滤波器24和信号调整电路，调整从听诊探测器a的放大部12接受的心音的信号，发送至A/D转换部22，另外，通过高通滤波器24送至放大部 25。放大调整部25包括控制放大器、信号调节器、高通滤波器，接受来 自微机的指令，对从信号调整部21的信号调节器，经由高通滤波器24发 送出的心音信号，以达到适当的增益的方式进行放大。
被传送到A/D转换部22的心音信号，被转换为8比特(也可以为10 比特、12比特)的数字数据，并通过微机23进行处理，在微机23上，基 于此，如上述那样进行心音信号的放大控制。即、预先设定取得用于增益 调整的数据的时间Ta (1~3秒)和放大所利用的心音的时间Tb (4~12 秒)，另外，在微机23中预先存储提供放大时的放大增益的参照表。
控制部，在基于由听诊探测器a得到的心音信号的时间Ta期间的平均强度， 放大心音的信号时，为了达到适当的音量而从参照表中求出放大增益，进 行心音信号的放大控制；接受该微机控制部的控制，按照上述求得的放大 增益，放大接着上述时间Ta的时间Tb期间的心音信号，并暂时收录于存 储器27，并且取出心音信号通过听筒听取，另外，在放大调整部25中， 可以进行放大、调整，并由发送器26进行发送。
接收部e具有接收器31，其接^自动音量调整收录部b的发送器 26发送的心音信号；以及调整部32、放大部33，从调整部32送出的心音 信号，利用听筒来监听，或者，被用于通过计算机进行心音解析处理。此 外，也可以由放大部进行放大，作为模拟输出而取出。从自动音量调整收 录部b侧向接收部e侧的发送，可以通过天线进行无线发送，或者，通过 线缆来发送。
〈心音信号处理部>
图17 (a)、 (b)为表示心音信号处理部c的构成的图。图17 (a)从 整体上表示了心音信号处理部，由听诊探测器a的心音检测部得到后，由 自动音量调整收录部b的A/D转换部转换为数字信号的信号Y (i),被 输入到心音信号处理部c。心音信号处理部c包括信号调整部43，取A /D转换后的心音信号Y(i)的绝对值，进行归一化等处理；振动模型44, 输入来自信号调整部43的信号S (i )，形成特征值波形x (i);过滤部45， 从来自信号调整部43的信号中除去高频成分的噪声，作为心音数据Sw (i) 进行输出；转换电路部46，用于输入来自过滤部45的心音数据和来自振 动模型44的特征值波形数据，并ii行信号处理，输出为强调了心音、减弱 了噪声的心音数据Ts (i)。在此，将来自信号调整部S (i)的信号S (i)输入到振动模型44，然而也可以在过滤部45中形成为去除了高频成分的 噪声的心音数据Sw (i)之后，输入到振动模型14。此时，将相同的心音 数据SW (i)也输入到转换电路部46。 47是^设定部，用于设定振动 模型44中的参数。
图17 (b )是更详细地表示了图17 (a)中的转换电路部46的一部分 的图。转换电路部46构成为相位延迟运算部51和乘法转换部22。心音 数据Sw (i)和特征值波形数据x (i)，分别输入到相位延迟运算部51和 乘法转换部52这两者，在相位延迟运算部51中求出的相位延迟k的值被 输入到乘法转换部52。在乘法转换部52中，使x (i)错开相位延迟k的 量，将其作为x (k+i),对x (k+i)与Sw (i)的乘积进行运算并输出。
图17 (a)、 (b)示出的心音信号处理部，包括在A/D转换部12中 处理数字化后的信号的部分和收录心音信号的存储器，构成为小恥漠的数 字电路，可以采用"听诊装置内的形式，另外，也可以形成为用所收录 的心音信号来处理信号的独立的装置。
<心音解析处理部>
图18表示了心音解析处理部d的构成。a是心音检测部，b是自动音 量调整收录部，其对利用心音检出部a检测出的心音信号进行A/D转换， 并进行音量调整。进行了 A/D转换并进行了音量调整的心音数据被输入到 心音处理解析处理部d。
心音解析处理部d具有参数设定部61,用于设定振动模型的模型参 数；特征值波形生成单元62，在所设定的模型M下，生成心音数据的特 征值波形数据；针对阈值(THV)求评价指数的单元63;根据评价指数， 求使用元函IU^定的数据集合中心的单元64;根据评价指数及数据集合中 心求评价函数的单元65;通过反复计算以评价函数成为最小的方式来决定 数据集合中心的单元66;针对规定范围的THV决定最小评价函数值(Jm) 成为最小的THV的单元67;将针对所选定的THV的评价指数、数据集 合的中心等显示数据发送到显示部70的单元68。 62~67的部分，是根据 所设定的参数对所输入的数据进行运算处理的部分，可以形成为进行这些 运算处理的包含存储器的专用电路，还可以为采用通过个人电脑来执行的 形式，该个人电脑具备用于进行图9的流程中的运算处理的程序。显示部70显示作为心音解析的结果而得到的数据，最好使用液晶面板 等具有画面的装置。显示内容，是将评价指数、数据集合中心的分布状况 用数值或者柱状图来显示。通过这样的心音数据的显示，可以高精度、定 量地把握心音的正常或异常。通过心音解析处理部d的运算处理所得到的 结果，除了作为显示数据显示于显示部70以夕卜，也可以由发送单元向位于 i^巨离的接收部进行发送.
在心音解析处理部d中，需要存储解析心音数据所需要的定义式等必 要事项的单元。此外，由于具备将由心音解析而实际得到的实际数据进行 数据库化iM!"储的单元，因此也可以作为进行新的心音解析时的比较数据 来利用。
产业可利用性
本发明，可以将心音收录音量的自动调整、心音信号音质的提高、心 音信号的解析处理分别以独自i^行的方式加以利用，另外，也可以用作对 它们进行了组合的方式的听诊装置。
权利要求
1.一种听诊心音信号的处理方法，其特征在于，用于进行用于异常心音检测的心音解析，该心音解析由以下步骤构成设定振动模型的模型参数；检测心音，并由此得到心音数据；针对所得到的心音数据，在所设定的模型参数下生成特征值波形数据；针对阈值(THV)，求出表示上述特征值波形数据的峰的时间宽度及时间间隔的评价指数；根据该评价指数求出使用模糊元函数(Wi，j)规定的数据集合的中心(Vi)；根据评价指数以及数据集合的中心求出表示评价指数的分散状况的评价函数Jm(W，V)；通过反复计算以该评价函数成为最小的方式来决定数据集合的中心；求出最小评价函数值(Jm)对规定范围的THV的依赖性，并在该范围内选定Jm成为最小的THV；以及显示针对选定的THV求出的评价指数以及数据集合的中心的分布状态。
2. 根据权利要求l所述的听诊心音信号的处理方法，其特征在于， 上述评价指数为针对THV的、特征值波形数据中的I音及II音的时间宽度(Tl、 T2)和时间间隔(Tll、 T12)， i殳W={Wi,j}、 V={Vi}， i殳 di, j = II Vi, - zk, j II为数据集合的中心和数据位置之间的欧几里德距离，则 上述函数可以用下式来表示。 [算式7<formula>formula see original document page 2</formula>7)
3. —种听诊装置，其特征在于，具备心音解析处理部，该心音解析 处理部进行用于异常心音检测的心音信号解析，由以下单元构成设定振动模型的模型参数的单元； 用于检测心音并由此得到心音数据的心音检测单元； 针对所得到的心音数据，在所设定的模型参数下生成特征值波形数据 的单元；针对阈值(THV)，求出表示上述特征值波形数据的峰的时间宽度及 时间间隔的评价指数的单元；根据上述评价指数求出使用模糊元函数(Wi,j)规定的数据集合的中 心(Vi)的单元；根据上述评价指数以及数据集合的中心求出表示评价指数的分散状 况的评价函数Jm (W， V)的单元；通过反复计算以该评价函数成为最小的方式来决定数据集合的中心 的单元；求出上述评价函数成为最小的最小评价函数值Jm的单元；求出Jm对规定范围的THV的依赖性，并在该范围内选定(Jm)成为最小的THV的单元；以及显示针对上述选定的THV求出的评价指数以及数据集合的中心的分 布状态的单元。
4.根据权利要求3所述的听诊装置，其特征在于， 上述评价指数为针对THV的、特征值波形数据中的I音及II音的时 间宽度(Tl、 T2)和时间间隔(Tll、 T12),设W={Wi, j}、 V={Vi}，设 di, j = II Vi, - zk, j II为数据集合的中心和数据位置之间的欧几里德距离，则 上述函数可以用下式来表示。
5. —种听诊心音信号的处理方法，其特征在于，用于进行用于提高 听诊中的音质的心音信号处理，该心音信号处理由以下步骤构成 设定振动模型的模型参数，形成振动模型； 检测心音并得到心音信号；将所得到的心音信号提供给上述振动模型而得到输出的特征值波形 数据；将上述心音信号或者从上述心音信号中去除了高频成分的噪声而得 到的信号作为心音数据，取上述心音数据和上述特征值波形数据的互相 关，计算出相位延迟，并使上述特征值波形数据的相位错开该相位延迟的 量，使得上述心音数据和上述特征值波形数据之间实质上没有相位差；算式7取上述心音数据与使相位错开了上^目位延迟的量的特征值波形数据 的乘积，得出输出心音数据。
6. 根据权利要求5所述的听诊心音信号的处理方法，其特征在于， 在将上述心音信号提供给上述振动模型之前对上述心音信号进行归一化。
7. —种听诊装置，其特征在于，具备心音信号处理部，该心音信号 处理部进行用于异常心音检测的心音信号处理，包括振动模型，通过输入由心音检测单元检测出的心音信号或者由过滤单 元从该心音信号中去除了高频成分的噪声而得到的信号，将其作为心音数 据，而输出与该心音数据相对应的特征值波形数据；相位延迟计算部，取由该振动模型输出的特征值波形数据和上述心音 数据的互相关，来计算特征值波形数据相对于心音数据的相位延迟；乘法转换部，取特征值波形数据与上述心音数据的乘积，该特征值波 形数据是使相位错开了上i^目位延迟的量，以使上述心音数据和上述特征 值波形数据之间实质上没有相位差而得到的数据。
8. 根据权利要求7所述的听诊装置，其特征在于，还可以具有归一化单元，该归一化单元用于在输入到上述振动模型之 前对心音信号进行归一化。
9. 一种听诊装置，其特征在于，具有 探测器，其将心音转换为电信号；以及自动音量调整收录部，其进行由该探测器得到的心音信号的调整及 放大，并收录心音；上述自动音量调整收录部具备心音收录音量的自动调整单元，该心 音收录音量的自动调整单元包括微机控制部，在基于由上述探测器得到的心音信号的时间Ta期间的平均速度，放大心音信号时，求出放大增益以达到适当的音量，并进 行心音信号的放大控制；放大调整部，接受该微机控制部的控制，按照上述求出的放大增益， 对接着上述时间L的时间Tb期间的心音信号进行放大，并且将放大后 的信号作为要收录的心音取出。
10. 根据权利要求9所述的听诊装置，其特征在于，上述微机控制部，预先将用于放大至适当的音量的放大增益的大小 与上述计算出的心音信号的平均强度的关系存储为表，并参照该表将心 音信号放大至适当的音量。
11. 根据权利要求9或10的任意一项所述的听诊装置，其特征在于， 上述时间L为1~3秒的范围内的时间，上述时间Tb为4~12秒的范围内的时间。
12. 根据权利要求11所述的听诊装置，其特征在于， 上述时间Tb为8~10秒的范围内的时间。
13. —种听诊装置，其特征在于，将权利要求9~12的任意一项所述的心音收录音量的自动调整单元 构成为发送侧单元，使放大后的心音信号可发送到接收侧单元。
全文摘要
本发明提供一种听诊心音信号的处理方法以及听诊装置。对于心音数据，将检测出的心音信号调整为适当的音量，可高精度、定量地进行心音信号的解析，进行提高心音信号的音质的处理，从而成为易于听清的心音信号。在心音的解析处理中，对使用心音数据和振动模型得到的心音特征值波形数据求评价指数，以使表示评价指数的分散状况的评价函数最小的方式来决定数据集合的中心，求针对阈值的评价指数、数据集合中心的分布状况。为了提高心音的音质，对于心音信号和心音特征值波形，在实质上消除了相位差之后取它们的乘积，将其作为输出心音数据。在心音信号的音量调整中，基于检测出的心音信号的时间(T_a)期间的平均强度，使用参照表求出放大增益，放大接着该时间(T_a)的时间(T_b)期间的心音信号并收录。
文档编号A61B7/04GK101291628SQ20068003907
公开日2008年10月22日 申请日期2006年10月20日 优先权日2005年10月21日
发明者崔三晋, 江钟伟 申请人:国立大学法人山口大学