用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方法

專利名稱：用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方法
技術領域：
本發明涉及用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方法。
背景技術：
在醫療領域中，通常使用聽診器來實施肺部聽診，以便獲得與患者的肺部和呼吸 道的生理和病理有關的信息。醫生搜尋特定的聲音(稱為標記(marker))，尤其是公知為飛 箭音、捻發音等的聲音，以便診斷諸如哮喘或慢性阻塞性肺病之類的病理。盡管使用聽診器 的常規聽診是主觀的且難于共享，但是電子呼吸音捕捉與分析系統應當使輔助醫生進行主 觀的及時診斷成為可能，而這歸功于該系統的更高的靈敏度和優良的結果再現能力。創建這種系統給檢測呼吸周期帶來了問題；更確切地說，需要檢測對應于吸入階 段的時間間隔，和對應于呼出階段的另一時間間隔，所述兩個間隔由不呼吸(呼吸暫停)間 隔分隔。吸入階段和呼出階段二者都被進一步細分為三個部分前期(該階段的前三分之 一)、中期(該階段的中間三分之一)和末期(該階段的后三分之一)。自動呼吸周期檢測 對于確定捻發音相對于呼吸周期的位置和捻發音的數量以及監測睡眠呼吸暫停而言是尤 其有用的。可以借助于聲音傳感器來檢測呼吸音，該聲音傳感器包括薄膜(諸如，聽診器)和 麥克風，并且放置在患者的口腔、氣管或肺部。以此方式檢測到的呼吸音在下文中將稱為聽 診器音或聽診器信號。應當區分在肺部檢測的肺音和在氣管檢測的氣管音。聽診器音的特征在于廣譜，其平均頻率取決于聲音檢測點。通常假設肺音的頻率 落在50Hz-2500Hz頻帶內，而氣管音的頻率可以高達4000Hz。因此，可以使用8KHz的采樣 頻率。假設氣管音針對吸入的頻譜在60Hz-600Hz，而針對呼出的頻譜在60Hz-700Hz。很多噪聲與醫生感興趣的標記重疊。具體而言，心臟產生噪聲心音的頻譜在用于 基本信號的20Hz-100Hz范圍內，但其也包括用于公知為哨聲的聲音的更高頻率(500Hz及 更高)。在氣管處，正常的呼吸音受到包含高頻分量的噪聲的影響，這些噪聲在吸入階段和 呼出階段都能聽到。在胸腔處，正常的呼吸音在吸氣期間受到輕微噪聲的影響，而在呼出階 段期間受到非常容易聽見的噪聲的影響。呼吸信號不是固定的，因為肺部的容量持續改變，并且其因患者的年齡、體重和呼 吸條件而發生變化。所有這些因素都使得難以自動檢測呼吸周期。各種呼吸周期檢測系統 已經經過測試，并且大部分這樣的系統同時利用-氣管音，以確定吸入階段和呼出階段，-若干肺音，-以及測量呼出氣體的容量。這些已知的系統是實驗性系統，其對于在醫生中普遍使用而言過于復雜，因為它 們同時使用多個聲音傳感器和肺活量計。而且，它們不能針對家庭遠程醫療的目的而由醫 生獨自使用。此外，這些已知系統執行的呼吸周期檢測通常受到影響所捕獲信號的噪聲的 干擾。
文獻DE 10. 2006. 017. 279A1描述了一種用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方 法，以便區分呼吸階段和不呼吸階段，包括針對每個聽診器信號采樣執行下述步驟-諸如在200ms的時段內，基于濾波后的信號的采樣序列的值，計算濾波后的信號 的每個采樣的能量值，-在持續幾十秒的滑動窗口中計算參考值，其是濾波后的信號的平均能量，-繼而，基于為該采樣計算的能量與參考值之間的差值來決定是呼吸還是不呼吸。該方法僅使得區分呼吸階段和不呼吸階段成為可能。其不能區分吸入和呼出。其 目的在于研究睡眠呼吸暫停。對于檢測呼吸暫停而言是夠用的。在區分吸入和呼出之前， 其能夠可靠地用于實施檢測呼吸階段的第一步。然而，已經發現，在實現吸入和呼出之間的 可靠區分時，檢測呼吸階段的該第一步便不那么可靠了。

發明內容
本發明的目的在于公開一種用于自動檢測呼吸周期的方法和系統，從而針對寄生 信號(諸如，心臟噪聲、傳感器摩擦皮膚或衣服的噪聲、環境噪聲、醫生的話音等)實現更可 靠且更魯棒的檢測。本發明的目的是一種用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方法，以便區分呼吸階 段和不呼吸階段，該方法包括針對每個聽診器信號采樣執行以下步驟-基于信號采樣的序列的值，計算每個聽診器信號采樣的能量值Eh，-計算該信號的平均能量Eh_moy，-繼而基于針對該采樣的差值Eh-Eh_moy，來決定是呼吸還是不呼吸；其特征在于，所述方法包括在針對聽診器信號的每個采樣計算能量值Eh以及計算該信號的平 均能量Eh_moy之前，使用高通濾波器對聽診器信號進行濾波；以及截止頻率在400Hz-500Hz之間。實驗表明，以此方式為特征的方法實現了更可靠的呼吸/不呼吸區分，因為其消 除了干擾噪聲(和部分呼吸音)，而同時允許足夠的呼吸音通過，以便支持呼吸/不呼吸之 間的可靠區分，以及在稍后步驟中支持吸入/呼出之間的可靠區分。在優選實施方式中，本發明的方法包括以下特征中的一個或多個。為了計算該濾波后的信號的平均能量Eh_moy，該方法包括從所述濾波后的信號的 起點開始考慮所有能量值Eh。為了針對采樣Ei做出經平滑的決定，該方法包括-考慮一系列時間窗Fj，j從1變到n，n是偶數。時間窗Fj對應于n個連續采樣 Ei-n+j+1............, Ei,..........., Ei+j-針對每個窗口Fj，j從1變到n，在窗口內對針對其做出的臨時決定是呼吸的采 樣的數量Rj進行計數，以及將該數量與包含在窗口 Fj內的每個采樣相關聯，尤其是采樣 Ei,-針對j= 1到n，將分別與時間窗Fj的采樣Ei相關聯的值Rj相加，其中j從1 變到n，以便獲得值
RT=(∑j=nRJ)/n-繼而將值RT與n/2進行比較，以及如果RT> n/2,則隨后推導出采樣Ei屬于呼 吸階段，否則推導出其屬于不呼吸階段。根據一個優選實施方式，該方法進一步包括平滑不確定階段的步驟，與呼吸階段 或不呼吸階段的典型持續時間相比，所述不確定階段的持續時間不可忽略，其特征在于，為 了平滑給定不確定階段，該方法包括-通過檢查下述條件而測試假設其是呼吸階段的第一假設，所述假設僅在所有下 述條件都滿足的情況下才通過驗證 V>, k，能量(aj)彡能量(rk) | 能量(ri+2)-能量(ri_2) | < e2 | 能量(ri+1)_ 能量(rH) | < ￡l | 能量(ri)_ 能量(ri+2) | < e2 | 能量(ri)_ 能量(ri_2) | < e 2其中aj是不呼吸階段，而rk是呼吸階段，其中￡l，￡2是兩個固定值，以及其中巧是不確定階段，ri+1和ri+2是緊隨其后的兩個呼吸階段，而r"和巧_2 是緊接在其前面的兩個呼吸階段；-以及如果第一假設未通過驗證，則通過檢查下述條件測試假設其是不呼吸階段 的第二假設，所述假設僅在所有下述條件都滿足的情況下才通過驗證 Vy ，k，能量(aj)彡能量(rk) V/, | 能量( )-能量(aj) | < b o | 能量(巧_2)-能量(r,) | < e2 | 能量(rH)-能量(ri+1) | < ￡l其中…是不呼吸階段，而 是不呼吸階段，以及rk是呼吸階段，其中ri是不確定階段，ri+1是緊隨其后的呼吸階段，而！“㈠和ri_2是緊接在其前面 的兩個呼吸階段，以及￡(1，￡l，￡2是三個固定值。根據一個實施方式，為了驗證假設，該方法進一步包括測量不確定階段的持續時 間并將其與對應于所述假設的典型值進行比較。根據一個實施方式，為了驗證假設，該方法進一步包括測量不確定階段的持續時 間并將其與其類型與所述假設定義的相同的其他階段的持續時間的平均值進行比較。根據一個實施方式，為了區分呼吸階段內的吸入/呼出，該方法進一步包括-從信號的起點開始，計算偶數編號的呼吸階段的采樣的總能量，-從信號的起點開始，計算奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，_將這兩個總能量進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的采樣的 總能量大于奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，則偶數編號的呼吸階段是吸入階段，反 之亦然。
根據另一個實施方式，為了區分呼吸階段內的吸入/呼出，該方法進一步包括-計算偶數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-計算奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-將這兩個平均進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的持續時間 的平均大于奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，則偶數編號的呼吸階段是呼出階段， 反之亦然。


在以下描述和附圖的輔助下，將更好地理解本發明，并且其他特征將變得明顯-圖1描述了本發明方法的一個示例性實施方式的步驟。-圖2描述了在四個呼吸周期期間、于肺部處檢測的聽診器信號的值的圖形。-圖3描述了在高通濾波之后、此聽診器信號的值的圖形。-圖4描述了同一濾波后的聽診器信號的能量的圖形。-圖5描述了同一濾波后的聽診器信號的能量和同一濾波后的聽診器信號的平均 能量之間的差的圖形。-圖6描述了用于同一濾波后的聽診器信號的、臨時呼吸/不呼吸決定的圖形。-圖7描述了在平滑了短暫錯誤之后、針對同一濾波后的聽診器信號的呼吸/不呼 吸決定的圖形。-圖8描述了在呼吸階段期間、針對同一濾波后的聽診器信號的吸入/呼出決定的 圖形。
具體實施例方式針對每個聲音采樣，在兩個連續步驟中檢測呼吸周期的階段1)區分呼吸階段(或者是吸入或者是呼出)和不呼吸階段(僅噪聲)。2)針對第一區分步驟確定的每個呼吸階段，區分吸入和呼出。圖1的流程圖描述了本發明方法的一個示例性實施方式的步驟。-步驟70在肺部捕捉呼吸音，以及繼而以8KHz的頻率將該呼吸音數字化。在一 個實施方式中，可以在氣管處捕捉呼吸音。-步驟71利用高通濾波器對信號進行數字濾波，該高通濾波器的截止頻率在 400Hz-500Hz之間，優選地在500Hz，以便減輕干擾呼吸周期檢測的噪聲，尤其是醫生的話
音產生的噪聲。-步驟72基于濾波后的信號的N個采樣的序列的值，計算濾波后的信號的每個采 樣的能量值Eh。-步驟73在優選地從起始處開始的時間間隔之上，計算濾波后的聽診器信號的 平均能量Eh_moy。-步驟74:計算針對濾波后的聽診器信號的采樣而計算的能量Eh與濾波后的聽診 器信號的平均能量Eh_moy之間的差。基于此差值來做出是呼吸還是不呼吸的臨時決定如果(Eh-Eh_moy) >0，則是呼吸階段。否則，是不呼吸階段。
-步驟75平滑如下錯誤，該錯誤的持續時間相對于呼吸或不呼吸階段的持續時 間而言是短暫的。這使得可以消除關于孤立采樣或幾個孤立采樣的錯誤決定。-步驟76平滑不確定階段。不確定階段是這樣的間隔，與呼吸階段或不呼吸階段 的典型持續時間相比，其持續時間不可忽略，并且其在少量經平滑的“不呼吸”決定和少量 經平滑的“呼吸”決定之間交替。此交替并不由步驟75平滑，因為該步驟要處理太多采樣。 其在檢測呼吸階段或不呼吸階段時引起一個或多個中斷。-步驟77在每個呼吸階段期間，使用下述方法區分吸入/呼出。高通濾波器71的截止頻率在400Hz-550Hz之間，因為已經發現，其值較低時，錯誤 決定的比率會快速上升。例如，此濾波可以通過二階Butterworth濾波器實現。為了達到 500Hz的截止頻率，算法如下 其中a(i)和b(i)是Butterworth濾波器系數。在此實施方式中b(0) = 0.7571b(l) = -1. 5142b (2) = 0.7571a(l) = -1. 4542a (2) = 0.5741計算(72)與濾波后的聽診器信號的每個采樣相關聯的能量Eh是使用常規方法進 行的。在考慮包含位于給定采樣之前的240個采樣的窗口的情況下，針對該給定采樣進行 計算。計算時段由此等于采樣時段。在離散域中的信號的能量E使用公式^二！^、1)來計算，其中x(i)是信號的第
n個采樣的值。將240采樣窗口納入考慮(即，對于采樣頻率是8kHz的信號來說為30ms)。因此 其中x(i)是使用16位進行編碼的，并且這些值在-215到216之間變化。因此，能 量E是在0至240 * 231之間的值上取得的。為了獨立于所討論的窗口大小而獲得結果，將獲得的值E除以窗口中的采樣數 量，N = 240。另外，為了簡化實現，切換到對數坐標圖。這減小了動態性，但是不會影響獲得的 結果。最后，每個采樣的能量Eh的公式為 在步驟73中，在優選地從其起始處開始的時間間隔期間之上，計算濾波后的聽診 器信號的平均能量Eh_moy，以便消除依賴于患者的變化以及消除寄生噪聲的影響。當醫生 開始聽診時，他將聽診器罩施加到患者皮膚上，并移動該聽診器罩。此移動會產生摩擦噪 聲。同時，他會說話，諸如，他會說“深呼吸”。接著，他關注于聽到的內容，并在一個地方等 待一段時間，隨后繼續在患者的皮膚上移動聽診器罩。在固定時段(無論多長)上計算平均能量Eh_moy不能保證該計算不是在一段不 好的時段(在聽診器罩移動時)上進行的。從信號的起點開始計算平均值可以得益于這樣 的事實，即，移動的總時間遠小于不移動的總時間。由此，該平均值更接近于理想平均值，其 只會考慮沒有由聽診器罩移動和醫生話音引起的寄生噪聲的時段。圖2示出了在四個呼吸周期之上捕獲的聽診器信號(約180，000個采樣)的值V 的圖形。在醫生要求患者完全吸氣或呼氣時，每個周期通常持續4-7秒。每個周期包括吸 入階段、不呼吸階段、呼出階段和第二個不呼吸階段。在不呼吸階段，沒有空氣流動，意味著 不會產生聲音，但是傳感器會捕獲噪聲。該圖示出了在吸入階段期間的音量遠大于在呼出 階段的音量。在兩個不呼吸階段期間的噪聲音量通常遠小于在呼出階段期間的呼吸音量， 但是與呼吸音量相比，其不能被忽略。此外，噪聲有時大于呼吸音量，尤其是在醫生向患者 說話時的聲音噪聲(該圖的后半部分)。圖3描繪了在高通濾波(截止頻率為500Hz)之后的同一聽診器信號的值Vh的圖 形。已經發現，噪聲(尤其是聲音噪聲)與圖2所示原始信號相比要小得多。圖4在其上部描繪了同一濾波后的聽診器信號的能量Eh的圖形，該同一濾波后的 聽診器信號在下部描繪。圖5描繪了同一濾波后的聽診器信號的能量Eh與該同一濾波后的聽診器信號的 平均能量Eh_moy之間的差(Eh-Eh_moy)的圖形。基于此數據，通過實施以下測試，可以做 出臨時呼吸/不呼吸決定如果Eh-Eh_moy > 0，則是呼吸階段。否則，是不呼吸階段。減去作為參考的此滑動平均值Eh_moy，使得可以持續地調整有區別的狀況以適應 噪聲電平的變化和有用信號電平的變化，這些電平特別地因患者而異。圖6描繪了在四個呼吸周期之上、針對同一濾波后的聽診器信號的臨時呼吸/不 呼吸決定的圖形。此濾波后的信號的圖形是重疊的。平滑短暫錯誤(步驟75)對于每個采樣，在步驟74中，做出臨時決定-如果(Eh-Eh_moy)> 0，則呼吸(簡稱為 “r，，)-或者如果(Eh-Eh_moy)<或=0，則不呼吸(簡稱為“a”)理想狀況下，會獲得以下形式的一系列決定rrrrrrrrrrrrrrrraaaaaaaarrrrrrrrrrrrraaaaaaa然而，針對一個采樣或若干連續采樣，可能發生錯誤決定。為了消除這些錯誤決 定，對短暫錯誤進行平滑。這些決定在下文中將稱為“經平滑的決定”。考慮給定的采樣Ei，已針對其做出了臨時決定DPi，而針對其應當確定經平滑的 決定DLi。將使用臨時決定DPi和針對緊接在給定采樣Ei之前n個采樣做出的臨時決定。基于這n+1個臨時決定，此經平滑的決定DLi是通過在計算臨時決定DPi之后的某個時間 實施的計算而確定的。考慮滑動時間窗，其大小對應于n個采樣，n是固定偶數。采樣周期稱為T。此時 間窗針對每個新采樣移位一個采樣周期T，從而獲得一系列窗口 F0、F1、F2、F3...。針對單 個采樣的臨時決定和最終決定之間的時間移位等于Tn或更大，并且是固定的。這使得可以 具有n+1個臨時決定DPi-n、DPi-n+1.，DPi-1, DPi,以便做出經平滑的決定DLi。在時刻t0處，時間窗F0對應于給定的采樣Ei和其之前的n-1個采樣Ei_n+l，. ............................................,Ei-1, Ei。在時刻tl = tO+T處，新的時間窗F1對應于采樣Ei-n+2.....................
.....,Ei, Ei+10在時刻t2 = tl+T處，新的時間窗F3對應于采樣Ei-n+3.....................
.....,Ei, Ei+1, Ei+2。在時刻t3 = t2+2T處，新的時間窗F4對應于采樣Ei-n+4.............，Ei,
Ei+1, Ei+2, Ei+3......................................................................在時刻tj = tl+j. T處，新的時間窗Fj對應于采樣Ei-n+j+1..........................................，Ei+j.........................................................在時刻tn = tl+n. T處，新的時間窗Fn對應于采樣Ei，......................
.....................,Ei+n.應當注意，每個采樣都包含在一系列彼此移位的n個窗口中。在時刻tn，可以針對 采樣Ei做出經平滑的決定DLi，因為針對包含給定的采樣Ej的所有窗口(S卩，窗口 FO-Fn) 中包含的采樣所做出的臨時決定繼而是已知的。對于每個窗口 Fj，在窗口中，對針對其做出的臨時決定是“呼吸，，的采樣的數量進 行計數。所獲得的數量Rj在0和n之間(包含0和n)。數量Rk與包含在窗口 Fj中的每 個采樣相關聯，尤其是采樣Ei，因為此數量代表在此窗口中的呼吸決定的可能性。值R0與窗口 F0中的所有采樣相關聯。值R1與窗口 F1中的所有采樣相關聯。.....................................................................值Rj與窗口 Fj中的所有采樣相關聯。.................................值Rn與窗口 Fn中的所有采樣相關聯。為了針對采樣Ei確定經平滑的決定DLi，考慮n個窗口 Fj，即，考慮對應的值Rj， j = 1到n。這些值Rj針對j = 1到n相加，以便獲得代表呼吸決定的可能性的值RT。接 著，實施以下測試
如果
則是呼吸采樣。
0139]否則，是不呼吸采樣。
0140]假設在信號起始處的采樣對于隨后的分析而言并不重要；因此，針對信號起始處 的前η個采樣，將臨時決定任意設置為不呼吸。
0141]
0142]
0143]
0144]
0145]
0146]
0147]
0148]
0149]
以下是示例，其中η = 8。 1 =決定呼吸 0 =決定不呼吸 在示例中，考慮8采樣窗口。
初始決定 0 01101000011100110101000
滑動窗口位置ι ““I
“ 1 ” 的和 33333333 滑動窗口位置卜“
和 的
1
0150]3 3 33 33 330151]3 33 33 3330152]33 33 33330153]4 44 444440154]33 3333330155]4 4444440156]44444440157]555555 50158]66666 6 60159]5555 5 5 50160]555 5 5 5 50161]55 5 5 5 50162]總和初始化階段272932343637結束階段0163]總和/窗口大小3.38 3. 634425 ^L 54.630164]最終決定001111
0165]圖7描繪了在平滑了短暫錯誤之后，針對圖1-圖6中的同一濾波后的聽診器信號 的呼吸/不呼吸決定圖形。為了更好地展示平滑的影響，圖7還描繪了平滑之前的結果和 平滑之后的結果。
0166]平滑不確定階段(步驟76)
0167]作為提醒，不確定階段是這樣的間隔，與呼吸階段或不呼吸階段的典型持續時間 相比，其持續時間不可忽略，并且其在少量經平滑的“不呼吸”決定和少量經平滑的“呼吸” 決定之間交替。此交替并不由步驟75平滑，其在檢測呼吸階段或不呼吸階段時引起一個或 多個中斷。 不確定階段是在發明人在實驗期間沒有碰到的狀況。然而，仍然提供了會發生這種情況的概率。在將被分析的肺部聽診信號中，呼吸周期是“吸入_不呼吸_呼出-不呼吸”。在 短暫錯誤平滑步驟后，呼吸階段應當引起連續的一系列“r”決定。在短暫錯誤平滑步驟后， 不呼吸階段應當引起連續的一系列“a”決定。從“r”到“a”的轉變應當使得可以推斷出這 是呼吸階段的結束，不呼吸階段的開始。從“a”到“r”的轉變應當使得可以推斷出這是不 呼吸階段的結束，呼吸階段的開始。理想狀態下，短暫錯誤平滑步驟應當由此得出類似于如下結果的結果........r.....I___a___|..........r..........|___
a_I.......r.......I_a_|...........r...........然而，不確定階段可能出現。不確定階段將表示為“不確定”。存在4個可能的狀 況狀況a 不確定階段出現在兩個呼吸階段之間。I........r.....I___a___|..........r..........| 不確定
.......r.......I—a—I...........r..........狀況al 不確定階段出現在兩個不呼吸階段之間。I........r.....I—a—|..........r..........|—a—| 不確定 | —
a—I...........r.........狀況b 不確定階段出現在呼吸階段和不呼吸階段之間。I........r.....I —_a— . . . . r. . . | 不確定 | _a_ |.......r.......| —
a—I........r.........狀況bl 不確定階段出現在不呼吸階段和呼吸階段之間。I........r.....I ___a___ |..........r..........| ___a___ | 不確定
...r. . . I_a_I........r.........無論是哪種情況，都用相同的方法來確定是呼吸階段還是不呼吸階段。為此，測試 以下兩種假設。如果第一個假設不正確，則檢查第二個假設。假設1 這是呼吸階段如果以下測試都給出肯定結果，則此假設正確-階段能量測試公知的是周期遵從“吸入_不呼吸_呼出-不呼吸”模胡(在 吸入和呼出之間交替)。在不呼吸階段期間之上計算的信號能量小于在呼吸階段之上計算 的信號能量。另外，在吸入階段計算之上的信號能量大于在呼出階段之上計算的信號能量。 在每個階段期間計算信號的能量，并且將偶數編號的呼吸階段的能量與奇數編號的呼吸階 段的能量進行比較。如果不符合以下條件之一，則假設1為假· Vyj,能量(aj)≤能量(rk)· I 能量(ri+2)_ 能量 Ov2) I < ε2· I 能量(ri+1)_ 能量 Ov1) I <· I 能量(ri)_ 能量(ri+2) I < ε2· I 能量(ri)_ 能量 Ov2) I < ε 2其中a」是不呼吸階段，而rk是呼吸階段，其中ε” ε 2是兩個固定值，以及其中巧 是不確定階段，ri+1和ri+2是緊隨其后的兩個呼吸階段，而ri-1和ri_2是緊接在其前面的 兩個呼吸階段。
-階段持續時間測試呼吸階段的典型持續時間在1.5秒-3. 5秒之間。不呼吸 階段的典型持續時間在0.5秒-2. 5秒之間。測量各種階段的持續時間。如果在不確定階 段的持續時間與預定典型持續時間之間檢測到較大不一致性(例如，呼吸階段持續時間等 于7秒)，則這意味著該假設不正確。在不明確的情況下，可以針對所考慮的信號(即，針對特定患者)計算吸入階段的 平均持續時間、呼出階段的平均持續時間和不呼吸階段的平均持續時間；以及將不確定階 段的持續時間與預定平均值相比較。假設2 不確定階段是不呼吸階段…。如果以下測試都給出肯定結果，則此假設正 確^mtEfiMM:在每個階段期間計算信號的能量，并且將偶數編號的呼吸階段 的能量與奇數編號的呼吸階段的能量進行比較。如果不符合以下條件之一，則假設2為假· Vy, ^fi (aj)彡能量(rk)· V/,丨能量( )-能量(Bj) I < ε 0· I 能量 Ov2)-能量(r,) I < B2· I 能量 Ov1)-能量(ri+1) I <其中aj是不呼吸階段，而 是不呼吸階段，以及rk是呼吸階段，其中ri是不確定階段，ri+1是緊隨其后的呼吸階段，而IV1和Iv2是緊接在其前面 的兩個呼吸階段，以及ε ^，E1, ε 2是三個固定值。-階段持續時間測試測量各種階段的持續時間。如果在與預定典型持續時間比較時檢測到較大不一致性(例如，不呼吸階段持續 時間等于7秒)，則這意味著該假設不正確。在不明確的情況下，可以針對所考慮的信號(即，針對特定患者)計算吸入階段的 平均持續時間、呼出階段的平均持續時間和不呼吸階段的平均持續時間；以及將不確定階 段的持續時間與預定平均值相比較。區分吸入階段和呼出階段(步驟77)在區分呼吸/不呼吸時，確定了呼吸階段。這使得可以消除對應于不呼吸階段的 信號采樣。剩余信號采樣僅對應于吸入階段和呼出階段。理論上，采樣的剩余序列在吸入 階段和呼出階段之間交替。兩個情況是可能的-所有的偶數編號呼吸階段對應于吸入，在此情況下，所有的奇數編號呼吸階段對 應于呼出。-或者所有的偶數編號的呼吸階段對應于呼出，在此情況下，所有的奇數編號的呼 吸階段對應于吸入。已知的是，在吸入階段期間之上計算的信號能量通常大于在呼出階段期間之上計
算的信號能量。根據一個優選實施方式，用于區分吸入/呼出的方法包括-從信號的起點開始，計算偶數編號的呼吸階段的采樣的總能量，-從信號的起點開始，計算奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，_將這兩個總能量進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的采樣的 總能量大于奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，則偶數編號的呼吸階段是吸入階段，反之亦然。圖8描繪了在呼吸階段期間，針對同一濾波后的聽診器信號的吸入/呼出決定的 圖形。每個吸入階段描繪在圖形的靠上部分，與原始信號重疊。每個呼出階段描繪在圖形 的靠下部分。用于區分吸入/呼出的第二種方法可以包括-計算偶數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-計算奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-將這兩個平均進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的持續時間 的平均大于奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，則偶數編號的呼吸階段是呼出階段， 反之亦然。根據本發明方法的優選實施方式，用于區分吸入/呼出的第一方法用于區分吸入 和呼出，繼而第二方法用于檢查第一方法執行的區分動作的準確性。
權利要求
一種用于在聽診器信號中檢測呼吸周期的方法，以便區分呼吸階段和不呼吸階段，包括針對每個聽診器信號采樣執行的以下步驟 基于該信號采樣的序列的值，計算(72)每個聽診器信號采樣的能量值Eh， 計算(73)該信號的平均能量Eh_moy， 繼而基于針對該采樣的差值Eh Eh_moy，來決定(74)是呼吸還是不呼吸；其特征在于，所述方法包括在計算(72)所述聽診器信號的每個采樣的能量值Eh以及計算(73)該信號的平均能量Eh_moy之前，使用高通濾波器對所述聽診器信號進行濾波(71)；以及截止頻率在400Hz 500Hz之間。
2.如權利要求1的方法，其特征在于，為了計算(73)該濾波后的信號的平均能量Eh_ moy，所述方法包括從所述濾波后的信號的起點開始考慮所有能量值Eh。
3.如權利要求1的方法，其特征在于，所述方法進一步包括平緩短暫錯誤的步驟(75)， 以及為了針對采樣Ei做出經平滑的決定，所述方法包括-考慮一系列時間窗Fj，j從1變到n，n是偶數，時間窗Fj對應于n個連續采樣Ei-n+j+1............, Ei,..........., Ei+j-針對每個窗Fj，j從1變到n，在窗內對針對其做出的臨時決定是呼吸的采樣的數量 Rj進行計數，以及將該數量與包含在窗Fj內的每個采樣相關聯，尤其是采樣Ei，-針對j = 1到n，將分別與時間窗Fj的采樣Ei相關聯的所述值Rj相加，其中j從1 變到n，以便獲得值2 Rjyy=i JRT= n-繼而將值RT與n/2進行比較，以及如果RT > n/2,則隨后推導出采樣Ei屬于呼吸階 段，否則推導出其屬于不呼吸階段。
4.如權利要求1的方法，其特征在于，所述方法進一步包括平滑不確定階段的步驟 (76)，與呼吸階段或不呼吸階段的典型持續時間相比，所述不確定階段的持續時間不可忽 略，其特征在于，為了平滑給定的不確定階段，所述方法包括-通過檢查下述條件而測試假設其是呼吸階段的第一假設，所述假設僅在所有下述條 件都滿足的情況下才通過驗證 參力人能量(a」)彡能量(rk) I 能量(ri+2)_ 能量(ri_2) < e2 I能量(ri+1)_能量(r』< 能量(r》-能量(ri+2) < e2 I能量(r》-能量(iv2) | < e2 其中a」是不呼吸階段，而rk是呼吸階段， 其中￡2是兩個固定值，以及其中巧是不確定階段，ri+1和ri+2是緊隨其后的兩個呼吸階段，而！“㈠和ri_2是緊 接在其前面的兩個呼吸階段；“以及如果第一假設未通過驗證，則通過檢查下述條件測試假設其是不呼吸階段的第 二假設，所述假設僅在所有下述條件都滿足的情況下才通過驗證參Vy ，眾，能量(aj)彡能量(rk) V/, | 能量( )-能量(aj) | < ￡。 I 能量 Ov2)-能量(r,) | < e2 I 能量(rj-能量(ri+1) < ￡l其中a」是不呼吸階段，a,是不呼吸階段，以及rk是呼吸階段，其中ri是不確定階段，ri+1是緊隨其后的呼吸階段，而rH和ri_2是緊接在其前面的兩 個呼吸階段，以及^，h，￡2是三個固定值。
5.如權利要求4的方法，其特征在于，為了驗證假設，所述方法進一步包括測量不確定 階段的持續時間并將其與對應于所述假設的典型值進行比較。
6.如權利要求4的方法，其特征在于，為了驗證假設，所述方法進一步包括測量不確定 階段并將其與所述假設定義的同一類型的其他階段的持續時間的平均值進行比較。
7.如權利要求1的方法，其特征在于，為了區分呼吸階段內的吸入和呼出，所述方法進 一步包括-從信號的起點開始，計算偶數編號的呼吸階段的采樣的總能量，-從信號的起點開始，計算奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，-將這兩個總能量進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的采樣的總能 量大于奇數編號的呼吸階段的采樣的總能量，則偶數編號的呼吸階段是吸入階段，反之亦 然。
8.如權利要求1的方法，其特征在于，為了區分呼吸階段內的吸入和呼出，所述方法進 一步包括-計算偶數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-計算奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，-將這兩個平均進行比較，并從其推導出如果偶數編號的呼吸階段的持續時間的平 均大于奇數編號的呼吸階段的持續時間的平均，則偶數編號的呼吸階段是呼出階段，反之 亦然。
9.如權利要求1的方法，其特征在于，為了對聽診器信號進行濾波(71)，截止頻率等于 500Hz。
10.一種可編程器件，包括其中存儲有程序的存儲裝置，所述程序包括指令，在被執行 時，所述指令實現根據權利要求1-9中的一個所述的方法。
11.一種存儲裝置，其中存儲有程序，所述程序包括指令，在可編程器件中被執行時，所 述指令實現根據權利要求1-9中的一個所述的方法。
12.—種設備，包括適于執行根據權利要求1-9中的一個所述的方法的步驟的裝置。
全文摘要
為了區分呼吸階段和不呼吸階段，一種方法包括針對每個聽診器信號采樣執行以下步驟為了消除聽診器信號的低頻，對聽診器信號進行濾波(71)，截止頻率優選為500Hz；計算(72)濾波后的信號的每個采樣的能量值Eh；計算(73)該濾波后的信號的平均能量Eh_moy；繼而基于針對該采樣的差值Eh-Eh_moy，來決定(74)是呼吸還是不呼吸。
文檔編號A61B7/04GK101896122SQ200880119895
公開日2010年11月24日 申請日期2008年12月18日 優先權日2007年12月18日
發明者R·加斯, S·雷謝爾 申請人:阿爾卡特朗訊