專利名稱：聽診心音信號的處理方法以及聽診裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及聽診心音信號的處理方法以及聽診裝置。
背景技術(shù)：
在日本國內(nèi)因心臟病而導(dǎo)致的死亡率較高，在1985年超過腦中風(fēng)而 成為第二位。心臟病中被稱為心機能不全和缺血性心臟疾病的心肌梗塞 較多，其它的原因不明的急性死亡占三成。如心血管障礙那樣的生活方 式病由于病情的變化緩慢，因此不經(jīng)過長時間的定量的療程觀察則不能 正確地診斷，據(jù)說有很多未被發(fā)現(xiàn)的事例。
近年來，人們一直在進行在家庭或公司進行健康管理及診斷的系統(tǒng) 的開發(fā)，聽診器作為聽診心音、呼吸音等的器具，與體重計、體溫計、 血壓計等一起逐漸得到普及，然而還不能說非常正確地利用了聽診器。 其原因是，聽診音的診斷需要熟練，因此困難增加了。由于接觸聽診器 的部位對聽診有較大的影響，熟練的醫(yī)師是一邊改變接觸聽診器的部位 一邊在最能聽清心音的部位進行心音正常還是異常的辨別。像這樣需要 熟練的聽診技術(shù)，對于熟練度較低的一般用戶來說掌握起來是很困難 的。
單純的聽診器是用聽筒聽取檢測出的心音，辨別心音的正常或異常 的，然而作為用于更精確地檢查心音的聽診裝置，是用探測器(probe) 檢測出心音，并將檢測出的心音信號作為心音數(shù)據(jù)進行收錄。檢測出的 心音或者進一步收錄的心音是利用聽筒來聽取的，另外，對于收錄的心 音數(shù)據(jù)，通過對其進行解析處理，被用于進行心音正?；虍惓５谋鎰e。 另外，也利用如下的方式，即，將所收錄的心音信號通過線路進行傳送， 由位于遠(yuǎn)距離位置的專家來進行心音的檢查。
為了聽取所收錄的心音，并且為了對心音信號進行精度較高的解析 處理，對心音的收錄音量水平(level)進行適當(dāng)?shù)脑O(shè)定很重要。從重放 的音質(zhì)方面來看，提高收錄音量水平是有利的，然而，即使是那樣收錄 的心音信號，在專家聽診時，因聲音信號中含有噪聲而難于聽取的情況
6也較多。即使采取一般的消除或者降低噪聲的方法，也與醫(yī)師通常聽?wèi)T 了的聲音不同，或者消除了有用的信息。
除了聽取所收錄的心音信號以外，還使用計算機輔助方法，進行針 對心音數(shù)據(jù)的心音解析，輔助進行心臟疾病診斷。作為使用了這樣的心 音解析的心臟疾病診斷系統(tǒng)，面向?qū)＜业膶Ｓ孟到y(tǒng)是大規(guī)模的系統(tǒng)，對 于一般用戶來說是難于利用的。另外，針對一般用戶的更簡單且小規(guī)模 的裝置，難于正確地辨別心音異常。
關(guān)于聽診器或者聽診裝置，已被以下這樣的專利文獻(xiàn)所公開。
專利文獻(xiàn)l:日本特開2005 - 52521號〃〉才艮 專利文獻(xiàn)2:日本特表平10 - 504748號7〉才艮 專利文獻(xiàn)3:日本特開昭61 - 2卯936號 專利文獻(xiàn)4:日本特開平5 - 30卯75號
在專利文獻(xiàn)l中記載了電子聽診器，其以以下方式來設(shè)定均衡器的
頻率特性將由麥克風(fēng)取得的聲音轉(zhuǎn)換為電信號，并選擇性地增強該電 信號中與心音相對應(yīng)的頻率范圍的信號及與呼吸音相對應(yīng)的頻率范圍
的信號，并選擇性地衰減其他頻率范圍的信號。
由于在該電子聽診器中，心音數(shù)據(jù)的特性存在某種程度的個體差 異，因此，根據(jù)情況不同，有時會對作為心音本應(yīng)該增強的信號進行衰 減，還會發(fā)生不只是有效地減少噪聲的情況。
在專利文獻(xiàn)2中記載了電子聽診器，其具備數(shù)字過濾器，用于預(yù)加 重(preemphasis )、聽力損失的補償?shù)?，并具有圖案識別單元，用于抑 制所觀測的信號中的重復(fù)信號，并去除雜音。
然而，在這些電子聽診器中，由于具備使脈沖傳遞函數(shù)隨機化的過 濾單元、用于進行預(yù)加重的圖案識別單元等要素，因此裝置變得復(fù)雜， 且心音的個體差異有時也使得通過過濾單元、圖案識別單元不能有效地
減少噪聲。
專利文獻(xiàn)3中公開了一種心音計，其在信號轉(zhuǎn)換裝置中對由心音檢 測探測器檢測出的心音波形信號進行增益調(diào)整，并進行AD轉(zhuǎn)換，將其作為通用個人電腦的輸入信號，利用通用的計算機進行與目的相適應(yīng)的
運算處理。專利文獻(xiàn)3所示的心音計，作為家庭用的面向一般用戶的心 音計，使用了通用個人電腦，能以簡單的結(jié)構(gòu)來利用心音波形的信號。 然而，在由心音探測器檢測出的心音中含有噪聲，在心音轉(zhuǎn)換裝置中進 行某種程度的增益調(diào)整來聽取所發(fā)出的心音時，或者在發(fā)送、接收心音 數(shù)據(jù)并進行解析處理時會給可靠性帶來較大的影響，然而，在專利文獻(xiàn) 3中，對于在進行心音解析時對所檢測出的心音波信號怎樣進行增益調(diào) 整好這樣的問題未加以考慮，因此在準(zhǔn)確地進行心音解析方面是不充分 的。
在專利文獻(xiàn)4中公開了心音解析裝置，其為了在不設(shè)置判定標(biāo)準(zhǔn)的 情況下準(zhǔn)確地判定心音數(shù)據(jù)，與經(jīng)過時間一起存儲心音的振幅，并繪出 所存儲的振幅中規(guī)定部位的特征，并且基于該結(jié)果由神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)進行規(guī)定 的識別，輸出識別的程度，顯示心音的異常程度。
通過該心音解析裝置，完成了在心臟診查的初診中所尋求的精確診 查必要性的判斷中的界限設(shè)定，然而由于使用了神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，因此結(jié)構(gòu)不 夠簡單，因而對一般用戶來講是不易于利用的裝置。
另外，對于 一般用戶所使用的以簡單結(jié)構(gòu)即可以進行心音診斷的數(shù) 字聽診解析系統(tǒng)的發(fā)明，本發(fā)明人申請了在先的專利申請(日本專利申 請2005-80720號)。該在先發(fā)明中的心音的解析手法，是使用鼓膜的振 動模型根據(jù)所測定的心音數(shù)據(jù)求出振動響應(yīng)，并通過解析、評價成為峰 的I音及II音的時間寬度，來檢測心音的異常。該心音解析手法，通過 解析、評價從振動響應(yīng)所得到的時間寬度，來確i人心音的異常性，然而， 由于心音數(shù)據(jù)、振動響應(yīng)的形狀隨心音異常的種類、特征的不同而變得 多種多樣，因此根據(jù)該解析手法，對于多種多樣的心音異常特性，有時 不能準(zhǔn)確地把握心音異常。
如上述那樣，在以往技術(shù)的聽診裝置中，在以下方面還不充分，存 在裝置復(fù)雜、價格昂貴的難點。即、對于具有多種多樣的特性的心音信 號，高效率地有效地去除噪聲、提高音質(zhì)，以便易于聽??；以及適當(dāng)?shù)?調(diào)整心音的收錄水平，以便高精度地進行所收錄的心音的聽取、辨別， 進而傳送到遠(yuǎn)距離的位置心音信號來加以利用。
為此，希望通過廉價的方法、裝置，提高心音聽診音的音質(zhì)，得到噪聲少的易于聽取的心音聽診音，適當(dāng)?shù)卦O(shè)定心音信號的收錄水平，另 外，進行心音信號的解析處理，以便可以高精度地定量地辨別心音的正 常或異常。此外，還希望將檢測出的心音信號調(diào)節(jié)至適當(dāng)?shù)囊袅?，以?進行心音的聽取、心音信號的處理、解析。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明就是為了解決上述的課題而完成的，本發(fā)明的聽診心音信號的 處理方法，用于進行用于異常心音檢測的心音解析，該心音解析包括以下
步驟設(shè)定振動模型的模型參數(shù)；檢測出心音，并由此得到心音數(shù)據(jù)；針 對所得到的心音數(shù)據(jù)，在所設(shè)定的模型M下生成特征值波形數(shù)據(jù)；針對 閾值(THV),求出表示上述特征值波形數(shù)據(jù)的峰的時間寬度及時間間隔 的評價指數(shù)；根據(jù)該評價指數(shù)求出使用模糊元(fuzzy member)函數(shù)(Wi, j)規(guī)定的數(shù)據(jù)集合的中心(Vi);根據(jù)評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心求出 表示評價指數(shù)的^t狀況的評價函數(shù)Jm(W， V);通過反復(fù)計算，以該評 價函數(shù)成為最小的方式來決定數(shù)據(jù)集合的中心；求出最小評價函數(shù)值Jm 對規(guī)定范圍的THV的依賴性，并在該范圍內(nèi)選定Jm成為最小的THV; 顯示針對選定的THV求出的評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心的分布狀態(tài)。
上述評價指數(shù)為針對THV的、特征值波形數(shù)據(jù)中的I音及II音的時 間寬度(T1、 T2)和時間間隔(Tll、 T12)，設(shè)W-(Wj,J、 V={Vi}，設(shè) di, j = II Vi, - zk， j II為數(shù)據(jù)集合的中心和數(shù)據(jù)位置之間的歐幾里德距離， 則上述函數(shù)可以用下式來表示。
mi + ci + Ax = S ..........(1)
將式(1)的兩邊除以m，進而設(shè)心音信號輸入值為[算式2]
<formula>formula see original document page 15</formula>
設(shè)固有振動頻率為p，將衰減比系數(shù)設(shè)為g,則式(l)成為 [算式3] 一
<formula>formula see original document page 15</formula>..........(2)
由此設(shè)定了固有振動頻率p及衰減比系數(shù)g時，由式(2)可以求出鼓膜的 振動響應(yīng)x，且該固有振動頻率p及衰減比系數(shù)g，作為模型M表示振動 模型的特征。振動模型也可以不用由等效質(zhì)量m、機械減震器Ch、彈簧常 數(shù)Kh構(gòu)成的機械振動系，而采用由電感L、電阻R、電容C構(gòu)成的電振 動系。
(B)用于異常心音檢測的心音信號的解析處理
圖2 (a)表示基于在(A)中說明了的鼓膜的振動模型，根據(jù)正常心 音求出振動響應(yīng)x的結(jié)果，圖2 (b)是表示基于鼓膜的振動模型，根據(jù)二 尖瓣關(guān)閉不全心音求出振動響應(yīng)的結(jié)果。心音數(shù)據(jù)是4吏用市面銷售的心音 聽診訓(xùn)練教材所收錄的數(shù)據(jù)，式(3)的Mp為10Hz， g為0.707。在圖 2 (a)、 (b)中，灰色的波形為心音S的原波形。實線的波形為表示振動 響應(yīng)的波形，且將表示該振動響應(yīng)的波形稱為特征值波形。圖2 (a)的波 形表示聽到"冬、咚"的正常心音，圖2 (b)表示聽到"咕、咕"的二尖瓣 關(guān)閉不全的心音。圖2 (a)、 (b)的波形為具有正負(fù)振幅的特征值波形， 然而不管是正負(fù)哪一側(cè)的波形部分，只要能夠進行解析即可。
圖3 U)表示在進行特征值波形的解析時，正的振幅的特征值波形部 分。 一般來講，對于正常心音的波形，反復(fù)出現(xiàn)被稱為I音及II音的峰， 這已為人們所知。該I音是因二尖瓣及三尖瓣的關(guān)閉而產(chǎn)生的，II音是因 主動脈瓣及肺動脈瓣的關(guān)閉以及緊張而產(chǎn)生的，因此人們認(rèn)為為了判斷心 音的正常、異常，對I音及II音的持續(xù)時間(峰的時間寬度)進行解析、 評價是有效的。
在圖3 (a)中，縱軸表示心音的強度，橫軸表示時間，并示出了測定 時間中的2秒鐘，I音峰48及n音峰49各被提取出兩個。在圖3(a)中， 將最大強度的50%作為閾值，并根據(jù)該閾值線與特征值波形相交叉的點， 求出I音峰48及II音峰49的持續(xù)時間(時間寬度)，并分別作為評價指數(shù)Tl、 T2。另外，考慮到因心臟瓣的關(guān)閉不全等而將在I音及II音之間出現(xiàn) 持續(xù)的雜音，因此將從I音峰48的開始到與其相接的II音峰49的結(jié)束為 止的持續(xù)時間作為評價指數(shù)T12，此外，考慮到I音間的間隔因心律不齊 和心搏紊亂而發(fā)生變化，因此將從II音峰48的開始到下一個I音峰48的 開始為止的持續(xù)時間作為評價指數(shù)Tll。在心音解析中將這些評價指數(shù) Tl、 T2、 T12、 Tll進行適當(dāng)組合來使用。
對I音峰48及II音峰49的每一組規(guī)定一組評價指數(shù)T1、 T2、 T12、 Tll，并繪制關(guān)于多組的評價指數(shù)。圖3 (b)是將橫軸作為T1、 Tll，將 縱軸作為T2、 T12,繪制了表示(Tl， T2)、 (Tll, T12)的點的圖，根 據(jù)該圖>^視覺上判斷心音的正常、異常。即，對于正常的心音，如圖3(b) 所示，評價指lt^示的點，存在分別集中于由虛線所包圍的范圍中的傾向。 由此，可以判斷在評價指lt^示的點落入正常值范圍的區(qū)域的情況下，心 音為正常，而未落入該區(qū)域的情況下，心音為異常。然而，由于心音數(shù)據(jù) 存在個體差異，因此希望正常值的范圍，通過取得針對多數(shù)健康者的數(shù)據(jù) 來以統(tǒng)計方式?jīng)Q定。
在圖3 (c)中，將橫軸作為評價指數(shù)的種類，將縱軸作為測定時間為 10秒鐘的各評價指數(shù)的頻度，并用柱狀圖來表示，由此，可以對各評價指 數(shù)的出現(xiàn)頻度進行比較。例如，如果評價指數(shù)T2明顯比T1少，則II音峰 49欠缺，可能存在未被觀察到的心律不齊，另外，在T11由多個柱表示的 情況下，從視覺上可以判斷該評價指數(shù)的值存在偏差。
在在先專利申請的發(fā)明中，使用這樣的評價指數(shù)來判斷心音的異常， 并根據(jù)需要對模型參數(shù)p、；進行變更，然而如圖2 ( a )、 ( b )所示的波形， 由于心音異常的種類的不同而成為各種各樣的形狀，因此異常的種類、程
度的不同，導(dǎo)致有時m^準(zhǔn)確地判斷心音的異常。
考慮到這一點，在在先專利申請(日本專利申請2005-80720號)的發(fā) 明中，^iJl定評價指數(shù)Tl、 T2、 Tll、 T12時的閾值(THV)為50%,除 該THV以外未予考慮。然而，進一步研究可知，在心音異常的判斷時， 其結(jié)果較大地依賴于閾值的設(shè)定，且THV的設(shè)定成為心音解析的重要因 素，閾值的設(shè)定因聽診器硬件和錄音時的條件、測量對象者的個體差異等 而受到較大的影響。原理上是，閾值可以在0~100%的范圍內(nèi)進行設(shè)定， 然而根據(jù)實際的狀況，10~70%的范圍是妥當(dāng)?shù)摹D4 (a)表示分別使THV為15%、 30%、 60%時的心音特征值波形 和THV的關(guān)系，圖4 (b )、 ( c)為，針對每個THV求出的評價指數(shù)(Tl, T2)、(T11， T12)表示的點的分布圖。在圖4(b)、(c)中，在THV=15% (用口表示)、THV=60% (用O表示)的情況下，可以看到(Tl, T2) 或者(Tll， T12)的分布相當(dāng)廣泛，然而在THV-30。/。(用A表示)的 情況下是集中的。這可以認(rèn)為是與以下情況相關(guān)聯(lián)，在以圖4(a)來看 的情況下，THV-30。/n的閾值線與所有心音特征值波形的峰相交叉，與 此相對，THV-60。/。時存在與一部分的峰波形不交叉的部分，而 THV-15。/。時存在與特征值波形的下側(cè)的噪聲部分相交叉的部分。
這樣，即使在對相同心音的特征值波形進行解析時，評價指數(shù)表示的 點的分布的集中程度也會因THV的設(shè)定而不同，在該例中，可以說 THV-30。/。好于THV=15%、 THV=60%。然而，這種狀況應(yīng)如下考慮 由于特征值波形因心音異常的種類的不同而成為各種各樣的形狀，因此 對心音解析較好的THV,最好根據(jù)這些不同情況進行設(shè)定。
對于圖4(a)那樣的特征值波形，如圖4 (b)、 (c)所示，評價指數(shù) 的分布隨THV的設(shè)定的不同而不同，但是，為了更好地判斷心音異常， 可以認(rèn)為，對于相同的特征值波形，評價指數(shù)的離散程度較小為好。由此， 在本發(fā)明中，作為數(shù)據(jù)組合的方法，使用模糊C均值(FCM)數(shù)據(jù)聚類方 法。FCM是已提出的各種數(shù)據(jù)聚類方法中的一個，簡要介紹如下。
例如，數(shù)據(jù)的集合
<formula>formula see original document page 17</formula>
聚集為C個組。此時將聚集為第i個的組的中心位置Vi定義為算式5。 [算式5]<formula>formula see original document page 18</formula>
在此，Wi，j為滿足算式6的0和l之間的模糊元函數(shù)。 [算式6]
<formula>formula see original document page 18</formula>
另外，mE [1， w)被稱為等待指數(shù)(waitingexponent), —般地可以設(shè) 定m == 2。將第i個聚類中心位置Vi和第j個數(shù)據(jù)位置zk， j之間的歐幾里德 距離di, j定義為
<formula>formula see original document page 18</formula>
用于FCM聚類的評價函lt^示為算式7。 [算式7]<formula>formula see original document page 18</formula>
在此，W^Wi,J、 V={Vi}。評價函數(shù)Jm(W， V)表示數(shù)據(jù)的離散狀態(tài)， 可以說評價函數(shù)Jm(W, V)越小離散程度越小。為了使數(shù)據(jù)的離散程 度最小，以通過反復(fù)計算使評價函數(shù)變?yōu)樽钚〉姆绞?，決定聚類的中心
位置(VJ。具體而言，首先根據(jù)模糊理論設(shè)定元函數(shù)矩陣(Wi，J的初始值， 并通過式(4)計算聚類的中心位置(Vi!。通過式6求出歐幾里德距離 di,i，并帶入式(7)。當(dāng)評價函數(shù)不是最小時，則使用在前一階段計算得出 的歐幾里德距離di，j，以如下的方式再次計算Wi, j。<formula>formula see original document page 19</formula>由于FCM聚類方法依賴于元函數(shù)Wi， j的初始值，因此最好使用初始 值不同的元函數(shù)執(zhí)行上述的算法。
將這樣的FCM聚類方法應(yīng)用于心音解析算法，然而，此時，將才艮據(jù) 心音特征值波形求出的數(shù)據(jù)集合[T1， T2， Tll， T12]j作為式(3)中的 數(shù)據(jù)集合[ Zi Z2 Z3， Z4 ]i，來應(yīng)用FCM聚類算法。
將[T1， T2, Tll， T12]j分為(Tl， T2)j和(T11， T12)j，將它 們表示為^t圖時，成為圖5(a)、 (b)那樣。根據(jù)式(4)分別求出(Tl， T2)表示的點的分布中心(Vl， v2),和(Tll， T12)表示的點的分布中 心(v3， v4)，并將這些中心分別表示為〈A〉、 〈B〉。另外，對于正常的心 音，將根據(jù)所得到的數(shù)據(jù)求出的閾值(THV)、評價函數(shù)Jm (W， V)的 最小函數(shù)值L、數(shù)據(jù)集合的中心[Vl， v2， v3， v4]的值表示于表l，表 1中的最小表函數(shù)值Jm隨THV如圖5 (c)所示那樣變化。在THV在 10%到70%的范圍內(nèi)以1(T/。增加的情況下，在THV為30%~60%的 范圍內(nèi)，最小評價函數(shù)值Jm變?yōu)樘貏e小的值，在該范圍內(nèi)，如圖5(c) 所示，成為谷底狀態(tài)。另外，將THV在10%到70%的范圍內(nèi)以10% 進行增加時分別得到的(Tl， T2)、 (Tll， T12)的分布表示于圖6 (a)、 (b)，對于在30% ~60%的范圍內(nèi)求出的數(shù)據(jù)表示于圖6(c)、 (d)。 THV 在10% ~70%的范圍內(nèi)的數(shù)據(jù)相當(dāng)分軟，然而THV在30。/。 ~60%的范圍 內(nèi)的數(shù)據(jù)，偏差較小，可知是湊在一起。這樣，錄l及圖6(a) ~ (d) 來判斷，可以說在表l中J,卜于O.Ol的THV (30% ~60% )為有效值。
對于數(shù)據(jù)集合的中心Vp v2、 V3、 V4和最小評價函數(shù)值Jm對THV的
依賴性，對于正常的心音也有某種程度的不同，THV的有效閾值的范圍也 有若干不同，然而一般來講，在正常心音的情況下，存在Jm的值成為極小， 或者如圖7那樣成為谷底狀態(tài)的THV的范圍，可以該在該范圍內(nèi)，Jm變 為O.Ol左右非常小的值。
接著，對于異常心音的數(shù)據(jù)，考慮應(yīng)用了 FCM聚類方法的情況。圖7 分別表示最小評價函數(shù)值(Jm)對根據(jù)心房顫動和心房樸動(AF,心律不 齊)、二尖瓣狹窄癥(MS)、主動脈關(guān)閉不全癥(AR)的心音數(shù)據(jù)得到的閾值(THV)的依賴性(a~c)，和數(shù)據(jù)集合的中心[Vl， v2， v3， v4]對 THV的依賴性(d~f)。由于在該圖中最小評價函數(shù)值Jm變小，因此，對 于圖7 (a)的AF，有效閾值范圍是16% ~46%，對于圖7 (b)的MS， 有效閾值范圍是45% ~66%，對于圖7 (c)的AR，有效閾值范圍是IO % ~22%。
基于圖7的結(jié)果，對于AF、 MS、 AR的情況，對將THVi殳定為有效 閾值范圍內(nèi)的值而求得的評價指數(shù)(T1， T2)、 (Tll, T12)表示的點進 行描繪，成為圖8那樣。在圖8中，(a)、 (b)示出了 AF情況下的(Tl， T2)、 (Tll， T12)的分布，(c)、 (d)示出了 MS情況下的(Tl， T2 )、 (Tll， T12)的分布，(e)、 (f)示出了 AR情況下的(Tl， T2 )、 (Tll， T12)的分布。可知，圖8中的AF、 MS、 AR情況下的評價指lt^示的點 的分布，與圖6 (c)、 (d)所示那樣的正常心音的情況明顯不同，根據(jù)由 這樣的評價指數(shù)表示的點的分布圖，可以高精度地辨別心音的正常或異 常。
這樣，基于最小評價函數(shù)值Jm、數(shù)據(jù)集合的中心[v" v2, v3, v4〗、 將閾值設(shè)定在有效閾值的范圍內(nèi)而求出的評價指數(shù)[T1， T2， Tll， T12] 表示的點的分布狀況，可以辨別正常心音和異常心音。在正常心音的情況 下，在有效閾值中，；為低于0.02的值，數(shù)據(jù)集合的中心、評價指M示 的點的分布位于某種程度的范圍內(nèi)，然而，在異常心音的情況下，在這些 值中，至少有一個以上與正常心音的情況相比具有極高的值。例如，AF 和MS的情況下，這些數(shù)據(jù)集合的中心和正常心音的情況是同程度的，然 而，有效閾值范圍內(nèi)的最小評價函數(shù)L為0.4，與正常心音的情9t4目比， 為20倍左右，另夕卜，在AR的情況下，有效閾值的范圍內(nèi)的Jm的值較小，
然而，表示數(shù)據(jù)集合的中心的值與正常心音的情;;U目比，為非常大的值。
無論在正常心音、異常心音的哪一種的情況下，都存在最小評價函數(shù)
值Jm成為極小或者為谷底狀態(tài)的有效閾值的范圍，為了進行心音解析，可
以適當(dāng)選定有效閾值的范圍內(nèi)的一個THV值。
以上本發(fā)明的使用FCM聚類方法的心音解析，以圖9的流程表示的 方式來進行。
(1)設(shè)定模型參數(shù)(g、 p)。(2) 檢測心音并由此得到心音數(shù)據(jù)。
(3) 針對所得到的心音數(shù)據(jù)，在所設(shè)定的模型^t下生成特征值波形數(shù) 據(jù)。
(4) 針對THV,求評價指數(shù)T1、 T2、 Tll、 T12。
(5) 根據(jù)評價指數(shù)T1、 T2、 Tll、 T12,求出使用元函,定的數(shù)據(jù)集 合的中心Vp v2， v3， v4。
(6) 根據(jù)評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心求出表示評價指數(shù)的*狀況的
評價函數(shù)Jm (W， V)。
(7) 通過反復(fù)計算以評價函數(shù)變?yōu)樽钚〉姆绞絹頉Q定數(shù)據(jù)集合的中 心。
(8) 求最小評價函數(shù)值(Jm)對規(guī)定范圍的THV的依賴性，并在該 范圍內(nèi)選定Jm成為最小的THV。
(9) 顯示針對所選定的THV求出的評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心的 分布狀況。
在此，在(8)中，Jm成為最小并不局限于一點THV，存在在某個 范圍內(nèi)實質(zhì)上成為最小的情況(在THV的某個范圍為谷底的情況)，在 此種情況下，只要選定THV的范圍，并從該范圍內(nèi)適當(dāng)?shù)剡x定THV 即可。
根據(jù)像這樣使用了 FCM聚類方法的心音解析的結(jié)果，可以以筒單 的結(jié)構(gòu)，高精度地進行心音的正常、異常的辨別。
(C)用于提高聽診中的音質(zhì)的心音信號處理
在聽取心音信號并辨別心音的正?；虍惓r，為了減少所收錄的信號 的噪聲，使之成為易于聽取的信號，另外，為了在將所收錄的心音信號傳 送至i^巨離的位置來利用時減少心音信號的劣化，進行使用了基于在(A) 中說明的振動模型而得到的特征值波形的信號處理。振動模型的轉(zhuǎn)換電路 使用數(shù)字電路是有利的，聽診心音最好在輸入到該轉(zhuǎn)換電路之前首先進行 A/D轉(zhuǎn)換，預(yù)先成為被數(shù)字信號化了的心音信號。另外，>^信號處理的效 率化方面來看，優(yōu)選，進行用對最大值的比來表示信號的值的歸一化。

圖10示出了對振動模型提供心音信號而求出振動響應(yīng)x的結(jié)果，與圖 3是一樣的。橫軸表示時間，對于時間t，，以釆樣周期At為基準(zhǔn)來表示， 作為t-iAt，用離散變量i表示時間，并將心音信號表示為Y (i),將振 動響應(yīng)表示為x(i)?？v軸表示信號的強度。
雖然心音信號Y (i)具有正負(fù)值，然而，在，見M動的作用時，可以 將取Y (i)的絕對值的S (i) (S (i) = I Y (i) I )作為心音數(shù)據(jù)來考 慮。另外，根據(jù)與式(1)、 (2)的關(guān)系，以下改S (i) /m為S。在圖10 中灰色的波形是被輸入的心音數(shù)據(jù)S (i)的原波形。另外，實線的波形表 示振動響應(yīng)x (i)的波形，并將該波形稱為特征值波形數(shù)據(jù)。
對于圖10中的心音數(shù)據(jù)波形S (i)、特征值波形數(shù)據(jù)x (i)，表現(xiàn)為峰 的部分相當(dāng)于心音，峰間的值較低的部分含有噪聲。特別是在最初得到的 心音信號中，包含的高頻成分的噪聲較多，因此優(yōu)選為，求出Sw(i)，并 將其作為心音數(shù)據(jù)來使用，該Sw (i)是通過子波(wavelet)分析從心音 數(shù)據(jù)Y (i)中提取并刪除了 5kHz以上或者2.5kHz以上的高頻成分而得 到的。
在本發(fā)明中認(rèn)為，對于心音數(shù)據(jù)S (i)和特征值波形數(shù)據(jù)x (i)，通過 使峰彼此一致并取它們的乘積，來減弱心音數(shù)據(jù)中的噪聲，強調(diào)心音本身， 由此最終將得到噪聲較少的心音數(shù)據(jù)。
然而，圖10中的特征值波形數(shù)據(jù)x (i )，相對于心音數(shù)據(jù)Sw (i)有相 位延遲(k)。為此，需要求出相位延遲k，并使x (i)的波形相位錯開該 相位延遲量，即，需要在使之與Sw(i)的相位一致之后取乘積。對于相 位延遲k,根據(jù)算式9，求出p (i)最大時的i的值，作為相位差k。
在此，p (i)為互相關(guān)函數(shù)的數(shù)列，SWavg、 Xavg分別表示平均值。將
該k作為數(shù)列p (i)成為最大時的i的值來使用。在運算上，可以使用k 來實質(zhì)上消除相位差。當(dāng)使特征值波形數(shù)據(jù)X (i)的波形錯開相位延遲k的量時，如圖11所
示，心音數(shù)據(jù)波形Sw (0和特征值數(shù)據(jù)波形x (i)的峰部分實質(zhì)上重合。 在此基礎(chǔ)上進行轉(zhuǎn)換，該轉(zhuǎn)換為，取心音數(shù)據(jù)波形Sw (i)與和特征值數(shù) 據(jù)波形i](i)錯開了相位延遲量的x(k + l)的乘積。在將Sw(i)和x(i) 分別像
S (i) = [S (l)S (2)….S (N—k)]
www w
x(k+i) = [ x(k+l)x(k+2)…'x(N)] 這樣用矩陣表示的情況下，心音數(shù)據(jù)Sw (i)和使相位錯開了的特征值波
形數(shù)據(jù)x (k+l)的乘積的轉(zhuǎn)換，作為矩陣運算用下式表示。
TS(i)=S (i)'x(k+i)T
w
其中，在上式中X (k+l) T為轉(zhuǎn)置矩陣。
這樣得到的TS (i)的輸出心音數(shù)據(jù)，相對于原來的心音數(shù)據(jù)，峰部 分的心音被強調(diào)，而減弱了噪聲部分，因此重放時成為易于聽取的音質(zhì)， 另夕卜，對于心音的解析也可高精度地進行。這樣，將根據(jù)本發(fā)明強調(diào)心音、 減弱噪聲的心音信號的處理方法作成流程圖來表示時，如圖12所示。
(D)心音收錄音量的自動調(diào)整
在聽診裝置中，利用將心音轉(zhuǎn)換為電信號的麥克風(fēng)轉(zhuǎn)換為心音信號， 并利用聽筒聽取該心音信號來辨別心音的正常或異常，另外，作為在(B)、 (C)中說明的心音信號的處理，有進行心音解析，或者進行提高心音的 音質(zhì)的處理這樣的方式，這樣在利用心音信號時，在最初收錄心音的階段 將心音的音量調(diào)整為適當(dāng)?shù)乃绞?f艮重要的。
在自動音量調(diào)整收錄部中對利用探測器收錄的心音信號進行音量調(diào)整 并收錄，進而進行發(fā)送這樣的聽診系統(tǒng)中，有如下調(diào)整心音收錄音量的方 法。
(i)使置于探測器的胸部聽診頭(chestpiece)中的麥克風(fēng)的放大音量為 最大，使用數(shù)字控制型聲頻衰減器衰減至適當(dāng)?shù)乃健?ii)檢測出置于探測器的胸部聽診頭中的麥克風(fēng)的音量，并通過增益可 調(diào)整放大器放大至適當(dāng)?shù)乃健?br> (i)的方法適用于心音特征數(shù)值解析，然而，由于是降低音量來設(shè)置 為適當(dāng)水平的，因此不能放大。(ii)的方法，可以提高和降低音量，然而
當(dāng)輸入信號較小時，根據(jù)A/D轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)來決定音量7JC平是很困難的。
在本發(fā)明中，根據(jù)A/D轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)來進行心音信號的放大率的控制， 另外，由于想對所得到的心音數(shù)據(jù)進行心音解析，因此使用(i)的方法。 即，設(shè)定為使探測器中的放大率最大后，發(fā)送至音量調(diào)整部。
本發(fā)明的心音收錄音量的調(diào)整方法的基本想法為，在最初的比較短的
時間Ta期間取得用于增益調(diào)整的數(shù)據(jù)，并將其用于對其后的更長的時間
Tb期間的心音信號進行適當(dāng)?shù)姆糯?。這樣，在將所利用的心音放大之前的 較短時間，通過設(shè)定將心音的信號放大到何種程度，完成適當(dāng)?shù)脑鲆嬲{(diào)整。 取得用于增益調(diào)整的數(shù)據(jù)的時間L為1 ~3秒左右，2秒左右是最合適的。 這是由于，通常的心搏周期為0.8~1秒，如果可以收集到兩個周期左右的 心音，則認(rèn)為可以用作用于增益調(diào)整的數(shù)據(jù)。放大所利用的心音的時間Tb 為4~12秒左右。這是由于，在心音特征值波形解析中，如果有大約十個 周期的數(shù)據(jù)，則可以得到合適的解析結(jié)果，因此標(biāo)準(zhǔn)上，特別是8~10秒 左右是合適的。
基于這樣的關(guān)于心音收錄音量的調(diào)整方法的基本想法，通過如下的順 序來進行心音的收錄音量的調(diào)整。對于對檢測出的心音信號進行了 AD轉(zhuǎn) 換后的信號，該音量的調(diào)整是通過微機的動作，以如下的順序來完成的。 此時，預(yù)先設(shè)定取得用于上述的增益調(diào)整的數(shù)據(jù)的時間Ta (1 ~3秒)以及 放大所利用的心音的時間Tb (4~12秒)，另外，將根據(jù)用于增益調(diào)整而 取得的數(shù)據(jù)對所利用的心音進行放大時所需的放大增益，預(yù)先設(shè)定為增益 參照表。
〈心音的收錄音量的調(diào)整順序〉
(1) 對檢測出的心音信號進行信號調(diào)整，并且用A/D轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換為8比 特(也可以是IO比特、12比特)的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，在時間Ta期間取入該數(shù)字 數(shù)據(jù)。
(2) 求表示時間Ta期間中的N個心音的大小的x (i)的平均值Y (Y=E,/N )。
(3) 將Y的值與增益參照表進行對比，決定放大增益。
(4) 對控制放大器設(shè)置增益，并通過所設(shè)置的放大增益來放大接著時間 L的時間Tb期間的心音的信號，作為適當(dāng)?shù)囊袅縤t行收錄。
然而，在(2)中，求平均值Y時，不包括噪聲部分是恰當(dāng)?shù)模瑢τ?心音的大小x (i)，最好預(yù)先規(guī)定閾值xo，使在時間i;期間x (i) >乂0的 x (i)的個數(shù)為N來取平均。
將以上的(1) ~ (4)的順序至少進行一次，通常，最好反復(fù)進行多 次(2~5次)。(1) ~ (4)的順序中的心音收錄音量的自動調(diào)整是由 23的控制來完成的。微機23存儲有這樣的控制所需的程序、增益參照表 等。
圖13是表示通過(1) ~ (4)的順序收錄心音時的心音信號的狀態(tài)的 圖。在圖13中，(a)表示原來的心音波形信號，(b)表示用于計算出增 益的時間i;期間的心音波形信號，(c)表示(a)的心音波形信號中利用 由(b)的信號得出的放大增益，在接著時間Ta的時間Tb期間進行放大并 收錄的心音波形信號。這樣基于在收錄心音之前的時間L期間取入的心音 信號來決定放大增益，據(jù)此將心音信號放大至適當(dāng)?shù)囊袅浚虼嗽趫D13 的(c)階段所收錄的心音成為適當(dāng)?shù)囊袅俊?br> 圖14是表示將以下兩種情況的N/S比進行對比的圖，這兩種情況為 通過(l) ~ (4)的順序自動調(diào)整了心音的收錄音量的情況，和未進行這 樣的心音的收錄音量的自動調(diào)整而收錄了音量的情況。橫軸表示第幾次的 心音收錄。在圖14中，分別表示了如下的情況O是完全未進行心音的收 錄音量的自動調(diào)整的情況，口是以TflO秒進行了 (1) ~ (4)的順序的 心音的自動調(diào)整的情況，令是以Tb-12秒進行了 (1) ~ U)的順序的心 音的自動調(diào)整的情況。通過像這樣進行(l) ~ (4)的順序的心音的自動 調(diào)整，提高了N/S比，有利于監(jiān)控聽診音，在進行心音解析時可高精度地 完成。
(E)聽診裝置的形式
圖15對本發(fā)明的聽診裝置的形式進行了概略的表示，從整體上看，聽診裝置具有聽^^探測器a，其用于檢測心音；自動音量調(diào)整收錄部b， 將利用探測器a檢測出的心音信號的音量調(diào)整至適當(dāng)?shù)拇笮〔⑹珍浶囊粜?號；心音信號處理部c,對由自動音量調(diào)整收錄部b進行了音量調(diào)整并收 錄的心音信號，進行心音的強調(diào)，降低噪聲的處理；心音解析處理部d， 對由自動音量調(diào)整收錄部b進行了音量調(diào)整并收錄的心音信號，進行心音 解析處理，并生成用于心音的正常或異常的辨別的數(shù)據(jù)；以及接收部e。
由自動音量調(diào)整收錄部b進行了音量調(diào)整并且被收錄的心音信號，或 者進而由心音信號處理部c完成了心音的強調(diào)、噪聲降低的處理的心音信 號，可以通ill&控單元進行聽取，另外，可通it^L送單元發(fā)送至i^巨離的 位置。在心音解析處理部d中對由自動音量調(diào)節(jié)部b進行了音量調(diào)整并且 被收錄的心音信號進行解析處理的結(jié)果，通過監(jiān)控器來顯示，或者通it^ 送單元來發(fā)送作為解析處理的結(jié)果的數(shù)據(jù)。在接收部e中，可以接收所發(fā) 送的心音信號和進行了解析處理的數(shù)據(jù)，并用于心音的正?；虍惓５谋?br> 別，或者進一步對所接收的信號、數(shù)據(jù)進行處理。圖15表示的是構(gòu)成形式 的一例，除了探測器a以外，可以是根據(jù)需要而進行了組合的形式。以下， 對于圖15的裝置形式中的要素部分單獨進行說明
〈自動音量調(diào)整收錄部〉
圖16表示了圖15的聽診裝置中的聽診探測器a、自動音量調(diào)整收錄 部b、接收部e的要素部分。此時，對進行了音量調(diào)整并收錄的心音信號 進行發(fā)送，并利用接收部e來接收，可考慮采用如下的形式，即，在通過 圖15中的心音信號處理部c進行了心音的強調(diào)、噪聲降低的處理之后發(fā)送 的形式，或者在接收部e中接收了所發(fā)送的心音之后再通過心音信號處理 部c，進行心音的強調(diào)、噪聲降低的處理的形式。
在圖16中，聽診探測器a具有胸部聽診頭ll，其中裝入了檢測心音 信號并轉(zhuǎn)換為電信號的麥克風(fēng)；放大部12，用于放大檢測出的心音信號； 耳麥13，用于聽取抝故大了的心音。放大部12包括前置放大器、濾波 器、功率放大器，被放大為適當(dāng)水平后，心音信號被發(fā)送至音量自動調(diào)整 發(fā)送模塊10。
自動音量調(diào)整收錄部b具有信號調(diào)整部21、 A/D轉(zhuǎn)換部22、微機 23、高通濾波器24、放大調(diào)整部25、發(fā)送器26。信號調(diào)整部21包括高 通濾波器24和信號調(diào)整電路，調(diào)整從聽診探測器a的放大部12接受的心音的信號，發(fā)送至A/D轉(zhuǎn)換部22，另外，通過高通濾波器24送至放大部 25。放大調(diào)整部25包括控制放大器、信號調(diào)節(jié)器、高通濾波器，接受來 自微機的指令，對從信號調(diào)整部21的信號調(diào)節(jié)器，經(jīng)由高通濾波器24發(fā) 送出的心音信號，以達(dá)到適當(dāng)?shù)脑鲆娴姆绞竭M行放大。
被傳送到A/D轉(zhuǎn)換部22的心音信號，被轉(zhuǎn)換為8比特(也可以為10 比特、12比特)的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，并通過微機23進行處理，在微機23上，基 于此，如上述那樣進行心音信號的放大控制。即、預(yù)先設(shè)定取得用于增益 調(diào)整的數(shù)據(jù)的時間Ta (1~3秒)和放大所利用的心音的時間Tb (4~12 秒)，另外，在微機23中預(yù)先存儲提供放大時的放大增益的參照表。
控制部，在基于由聽診探測器a得到的心音信號的時間Ta期間的平均強度， 放大心音的信號時，為了達(dá)到適當(dāng)?shù)囊袅慷鴱膮⒄毡碇星蟪龇糯笤鲆妫M 行心音信號的放大控制；接受該微機控制部的控制，按照上述求得的放大 增益，放大接著上述時間Ta的時間Tb期間的心音信號，并暫時收錄于存 儲器27，并且取出心音信號通過聽筒聽取，另外，在放大調(diào)整部25中， 可以進行放大、調(diào)整，并由發(fā)送器26進行發(fā)送。
接收部e具有接收器31，其接^自動音量調(diào)整收錄部b的發(fā)送器 26發(fā)送的心音信號；以及調(diào)整部32、放大部33，從調(diào)整部32送出的心音 信號，利用聽筒來監(jiān)聽，或者，被用于通過計算機進行心音解析處理。此 外，也可以由放大部進行放大，作為模擬輸出而取出。從自動音量調(diào)整收 錄部b側(cè)向接收部e側(cè)的發(fā)送，可以通過天線進行無線發(fā)送，或者，通過 線纜來發(fā)送。
〈心音信號處理部>
圖17 (a)、 (b)為表示心音信號處理部c的構(gòu)成的圖。圖17 (a)從 整體上表示了心音信號處理部，由聽診探測器a的心音檢測部得到后，由 自動音量調(diào)整收錄部b的A/D轉(zhuǎn)換部轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號的信號Y (i),被 輸入到心音信號處理部c。心音信號處理部c包括信號調(diào)整部43，取A /D轉(zhuǎn)換后的心音信號Y(i)的絕對值，進行歸一化等處理；振動模型44, 輸入來自信號調(diào)整部43的信號S (i )，形成特征值波形x (i);過濾部45， 從來自信號調(diào)整部43的信號中除去高頻成分的噪聲，作為心音數(shù)據(jù)Sw (i) 進行輸出；轉(zhuǎn)換電路部46，用于輸入來自過濾部45的心音數(shù)據(jù)和來自振 動模型44的特征值波形數(shù)據(jù)，并ii行信號處理，輸出為強調(diào)了心音、減弱 了噪聲的心音數(shù)據(jù)Ts (i)。在此，將來自信號調(diào)整部S (i)的信號S (i)輸入到振動模型44，然而也可以在過濾部45中形成為去除了高頻成分的 噪聲的心音數(shù)據(jù)Sw (i)之后，輸入到振動模型14。此時，將相同的心音 數(shù)據(jù)SW (i)也輸入到轉(zhuǎn)換電路部46。 47是^設(shè)定部，用于設(shè)定振動 模型44中的參數(shù)。
圖17 (b )是更詳細(xì)地表示了圖17 (a)中的轉(zhuǎn)換電路部46的一部分 的圖。轉(zhuǎn)換電路部46構(gòu)成為相位延遲運算部51和乘法轉(zhuǎn)換部22。心音 數(shù)據(jù)Sw (i)和特征值波形數(shù)據(jù)x (i)，分別輸入到相位延遲運算部51和 乘法轉(zhuǎn)換部52這兩者，在相位延遲運算部51中求出的相位延遲k的值被 輸入到乘法轉(zhuǎn)換部52。在乘法轉(zhuǎn)換部52中，使x (i)錯開相位延遲k的 量，將其作為x (k+i),對x (k+i)與Sw (i)的乘積進行運算并輸出。
圖17 (a)、 (b)示出的心音信號處理部，包括在A/D轉(zhuǎn)換部12中 處理數(shù)字化后的信號的部分和收錄心音信號的存儲器，構(gòu)成為小恥漠的數(shù) 字電路，可以采用"聽診裝置內(nèi)的形式，另外，也可以形成為用所收錄 的心音信號來處理信號的獨立的裝置。
<心音解析處理部>
圖18表示了心音解析處理部d的構(gòu)成。a是心音檢測部，b是自動音 量調(diào)整收錄部，其對利用心音檢出部a檢測出的心音信號進行A/D轉(zhuǎn)換， 并進行音量調(diào)整。進行了 A/D轉(zhuǎn)換并進行了音量調(diào)整的心音數(shù)據(jù)被輸入到 心音處理解析處理部d。
心音解析處理部d具有參數(shù)設(shè)定部61,用于設(shè)定振動模型的模型參 數(shù)；特征值波形生成單元62，在所設(shè)定的模型M下，生成心音數(shù)據(jù)的特 征值波形數(shù)據(jù)；針對閾值(THV)求評價指數(shù)的單元63;根據(jù)評價指數(shù)， 求使用元函IU^定的數(shù)據(jù)集合中心的單元64;根據(jù)評價指數(shù)及數(shù)據(jù)集合中 心求評價函數(shù)的單元65;通過反復(fù)計算以評價函數(shù)成為最小的方式來決定 數(shù)據(jù)集合中心的單元66;針對規(guī)定范圍的THV決定最小評價函數(shù)值(Jm) 成為最小的THV的單元67;將針對所選定的THV的評價指數(shù)、數(shù)據(jù)集 合的中心等顯示數(shù)據(jù)發(fā)送到顯示部70的單元68。 62~67的部分，是根據(jù) 所設(shè)定的參數(shù)對所輸入的數(shù)據(jù)進行運算處理的部分，可以形成為進行這些 運算處理的包含存儲器的專用電路，還可以為采用通過個人電腦來執(zhí)行的 形式，該個人電腦具備用于進行圖9的流程中的運算處理的程序。顯示部70顯示作為心音解析的結(jié)果而得到的數(shù)據(jù)，最好使用液晶面板 等具有畫面的裝置。顯示內(nèi)容，是將評價指數(shù)、數(shù)據(jù)集合中心的分布狀況 用數(shù)值或者柱狀圖來顯示。通過這樣的心音數(shù)據(jù)的顯示，可以高精度、定 量地把握心音的正?；虍惓?。通過心音解析處理部d的運算處理所得到的 結(jié)果，除了作為顯示數(shù)據(jù)顯示于顯示部70以夕卜，也可以由發(fā)送單元向位于 i^巨離的接收部進行發(fā)送.
在心音解析處理部d中，需要存儲解析心音數(shù)據(jù)所需要的定義式等必 要事項的單元。此外，由于具備將由心音解析而實際得到的實際數(shù)據(jù)進行 數(shù)據(jù)庫化iM!"儲的單元，因此也可以作為進行新的心音解析時的比較數(shù)據(jù) 來利用。
產(chǎn)業(yè)可利用性
本發(fā)明，可以將心音收錄音量的自動調(diào)整、心音信號音質(zhì)的提高、心 音信號的解析處理分別以獨自i^行的方式加以利用，另外，也可以用作對 它們進行了組合的方式的聽診裝置。
權(quán)利要求
1.一種聽診心音信號的處理方法，其特征在于，用于進行用于異常心音檢測的心音解析，該心音解析由以下步驟構(gòu)成設(shè)定振動模型的模型參數(shù)；檢測心音，并由此得到心音數(shù)據(jù)；針對所得到的心音數(shù)據(jù)，在所設(shè)定的模型參數(shù)下生成特征值波形數(shù)據(jù)；針對閾值(THV)，求出表示上述特征值波形數(shù)據(jù)的峰的時間寬度及時間間隔的評價指數(shù)；根據(jù)該評價指數(shù)求出使用模糊元函數(shù)(Wi，j)規(guī)定的數(shù)據(jù)集合的中心(Vi)；根據(jù)評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心求出表示評價指數(shù)的分散狀況的評價函數(shù)Jm(W，V)；通過反復(fù)計算以該評價函數(shù)成為最小的方式來決定數(shù)據(jù)集合的中心；求出最小評價函數(shù)值(Jm)對規(guī)定范圍的THV的依賴性，并在該范圍內(nèi)選定Jm成為最小的THV；以及顯示針對選定的THV求出的評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心的分布狀態(tài)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的聽診心音信號的處理方法，其特征在于， 上述評價指數(shù)為針對THV的、特征值波形數(shù)據(jù)中的I音及II音的時間寬度(Tl、 T2)和時間間隔(Tll、 T12)， i殳W={Wi,j}、 V={Vi}， i殳 di, j = II Vi, - zk, j II為數(shù)據(jù)集合的中心和數(shù)據(jù)位置之間的歐幾里德距離，則 上述函數(shù)可以用下式來表示。 [算式7<formula>formula see original document page 2</formula>7)
3. —種聽診裝置，其特征在于，具備心音解析處理部，該心音解析 處理部進行用于異常心音檢測的心音信號解析，由以下單元構(gòu)成設(shè)定振動模型的模型參數(shù)的單元； 用于檢測心音并由此得到心音數(shù)據(jù)的心音檢測單元； 針對所得到的心音數(shù)據(jù)，在所設(shè)定的模型參數(shù)下生成特征值波形數(shù)據(jù) 的單元；針對閾值(THV)，求出表示上述特征值波形數(shù)據(jù)的峰的時間寬度及 時間間隔的評價指數(shù)的單元；根據(jù)上述評價指數(shù)求出使用模糊元函數(shù)(Wi,j)規(guī)定的數(shù)據(jù)集合的中 心(Vi)的單元；根據(jù)上述評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心求出表示評價指數(shù)的分散狀 況的評價函數(shù)Jm (W， V)的單元；通過反復(fù)計算以該評價函數(shù)成為最小的方式來決定數(shù)據(jù)集合的中心 的單元；求出上述評價函數(shù)成為最小的最小評價函數(shù)值Jm的單元；求出Jm對規(guī)定范圍的THV的依賴性，并在該范圍內(nèi)選定(Jm)成為最小的THV的單元；以及顯示針對上述選定的THV求出的評價指數(shù)以及數(shù)據(jù)集合的中心的分 布狀態(tài)的單元。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的聽診裝置，其特征在于， 上述評價指數(shù)為針對THV的、特征值波形數(shù)據(jù)中的I音及II音的時 間寬度(Tl、 T2)和時間間隔(Tll、 T12),設(shè)W={Wi, j}、 V={Vi}，設(shè) di, j = II Vi, - zk, j II為數(shù)據(jù)集合的中心和數(shù)據(jù)位置之間的歐幾里德距離，則 上述函數(shù)可以用下式來表示。
5. —種聽診心音信號的處理方法，其特征在于，用于進行用于提高 聽診中的音質(zhì)的心音信號處理，該心音信號處理由以下步驟構(gòu)成 設(shè)定振動模型的模型參數(shù)，形成振動模型； 檢測心音并得到心音信號；將所得到的心音信號提供給上述振動模型而得到輸出的特征值波形 數(shù)據(jù)；將上述心音信號或者從上述心音信號中去除了高頻成分的噪聲而得 到的信號作為心音數(shù)據(jù)，取上述心音數(shù)據(jù)和上述特征值波形數(shù)據(jù)的互相 關(guān)，計算出相位延遲，并使上述特征值波形數(shù)據(jù)的相位錯開該相位延遲的 量，使得上述心音數(shù)據(jù)和上述特征值波形數(shù)據(jù)之間實質(zhì)上沒有相位差；算式7取上述心音數(shù)據(jù)與使相位錯開了上^目位延遲的量的特征值波形數(shù)據(jù) 的乘積，得出輸出心音數(shù)據(jù)。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的聽診心音信號的處理方法，其特征在于， 在將上述心音信號提供給上述振動模型之前對上述心音信號進行歸一化。
7. —種聽診裝置，其特征在于，具備心音信號處理部，該心音信號 處理部進行用于異常心音檢測的心音信號處理，包括振動模型，通過輸入由心音檢測單元檢測出的心音信號或者由過濾單 元從該心音信號中去除了高頻成分的噪聲而得到的信號，將其作為心音數(shù) 據(jù)，而輸出與該心音數(shù)據(jù)相對應(yīng)的特征值波形數(shù)據(jù)；相位延遲計算部，取由該振動模型輸出的特征值波形數(shù)據(jù)和上述心音 數(shù)據(jù)的互相關(guān)，來計算特征值波形數(shù)據(jù)相對于心音數(shù)據(jù)的相位延遲；乘法轉(zhuǎn)換部，取特征值波形數(shù)據(jù)與上述心音數(shù)據(jù)的乘積，該特征值波 形數(shù)據(jù)是使相位錯開了上i^目位延遲的量，以使上述心音數(shù)據(jù)和上述特征 值波形數(shù)據(jù)之間實質(zhì)上沒有相位差而得到的數(shù)據(jù)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的聽診裝置，其特征在于，還可以具有歸一化單元，該歸一化單元用于在輸入到上述振動模型之 前對心音信號進行歸一化。
9. 一種聽診裝置，其特征在于，具有 探測器，其將心音轉(zhuǎn)換為電信號；以及自動音量調(diào)整收錄部，其進行由該探測器得到的心音信號的調(diào)整及 放大，并收錄心音；上述自動音量調(diào)整收錄部具備心音收錄音量的自動調(diào)整單元，該心 音收錄音量的自動調(diào)整單元包括微機控制部，在基于由上述探測器得到的心音信號的時間Ta期間的平均速度，放大心音信號時，求出放大增益以達(dá)到適當(dāng)?shù)囊袅浚⑦M 行心音信號的放大控制；放大調(diào)整部，接受該微機控制部的控制，按照上述求出的放大增益， 對接著上述時間L的時間Tb期間的心音信號進行放大，并且將放大后 的信號作為要收錄的心音取出。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的聽診裝置，其特征在于，上述微機控制部，預(yù)先將用于放大至適當(dāng)?shù)囊袅康姆糯笤鲆娴拇笮?與上述計算出的心音信號的平均強度的關(guān)系存儲為表，并參照該表將心 音信號放大至適當(dāng)?shù)囊袅俊?br> 11. 根據(jù)權(quán)利要求9或10的任意一項所述的聽診裝置，其特征在于， 上述時間L為1~3秒的范圍內(nèi)的時間，上述時間Tb為4~12秒的范圍內(nèi)的時間。
12. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的聽診裝置，其特征在于， 上述時間Tb為8~10秒的范圍內(nèi)的時間。
13. —種聽診裝置，其特征在于，將權(quán)利要求9~12的任意一項所述的心音收錄音量的自動調(diào)整單元 構(gòu)成為發(fā)送側(cè)單元，使放大后的心音信號可發(fā)送到接收側(cè)單元。
全文摘要
本發(fā)明提供一種聽診心音信號的處理方法以及聽診裝置。對于心音數(shù)據(jù)，將檢測出的心音信號調(diào)整為適當(dāng)?shù)囊袅?，可高精度、定量地進行心音信號的解析，進行提高心音信號的音質(zhì)的處理，從而成為易于聽清的心音信號。在心音的解析處理中，對使用心音數(shù)據(jù)和振動模型得到的心音特征值波形數(shù)據(jù)求評價指數(shù)，以使表示評價指數(shù)的分散狀況的評價函數(shù)最小的方式來決定數(shù)據(jù)集合的中心，求針對閾值的評價指數(shù)、數(shù)據(jù)集合中心的分布狀況。為了提高心音的音質(zhì)，對于心音信號和心音特征值波形，在實質(zhì)上消除了相位差之后取它們的乘積，將其作為輸出心音數(shù)據(jù)。在心音信號的音量調(diào)整中，基于檢測出的心音信號的時間(T_a)期間的平均強度，使用參照表求出放大增益，放大接著該時間(T_a)的時間(T_b)期間的心音信號并收錄。
文檔編號A61B7/04GK101291628SQ20068003907
公開日2008年10月22日 申請日期2006年10月20日 優(yōu)先權(quán)日2005年10月21日
發(fā)明者崔三晉, 江鐘偉 申請人:國立大學(xué)法人山口大學(xué)