基于双曲调频的胶囊内视镜的通信感知一体化设计方法

1.本发明涉及超声探测、体内通信技术领域，具体涉及一种基于双曲调频的胶囊内视镜的通信感知一体化设计方法。


背景技术：

2.胶囊内视镜是一种做成胶囊形状的内镜，用于检查人体肠胃道的仪器。它能进入人体，用于窥探人体肠胃和食道部位的健康状况。胶囊内视镜的实质是把摄像机缩小，植入食用胶囊，检测者吞服后，胶囊随胃肠肌肉运动沿消化方向运行，拍摄图像，再把图像传至检测者系于腰间的数据传输装置。在整个过程中，胶囊在体内的实时通信和定位尤为重要，这有利于确认异常部位的准确位置和预测胶囊在体内停留的时间。
3.为了提高检测者在检查时的舒适度，保证健康安全，提高装置的集成度能够减小设备体积，共用硬件资源能够降低设备复杂度，实现低功耗。近几年来，通信感知一体化系统的研究逐渐引起关注，该系统将原本独立的感知与通信系统集成到一起，共用一套硬件设备，实现目标探测与信息传输，相比于传统的感知与通信相互独立的系统，具有节约平台空间、降低平台能耗的优点。如果将通信和感知功能一体化技术运用到胶囊内视镜中，在将异常部位图片作为通信数据传回的同时携带感知信息，且二者共用相同的发送端和接收机，可以最大程度地减小设备体积，并且实现同时获得胶囊拍摄下的异常部位信息及其对应时刻在体内的实时位置和速度信息的功能，多普勒因子的估计值还可以对接收信号进行多普勒补偿，提升系统的通信性能。
4.目前用于胶囊内镜的位置感知方式有基于磁场的跟踪定位，例如：一种基于传感信号的胶囊内视镜姿态和位置感知设计；以及视觉定位技术，例如：一种基于深度网络模型的胶囊内镜位置信息获取的设计；以及基于射频的跟踪定位技术。利用磁场进行定位跟踪是目前较为常见的一种定位技术，但缺点是容易受到周围环境中其他磁场或者是其他磁性物体的干扰，适用的定位范围也比较小；视觉定位技术需要处理大量的图像信息，对于不同的场景要求不同的技术，算法复杂，所以定位的速度较慢，而且对技术的要求也很高；射频信号定位技术存在着在人体信道中吸收率高，功率过小，增大发射功率又会带来辐射危害、组织过热等问题。


技术实现要素：

5.本发明的目的是为了解决现有技术中的上述缺陷，提供一种基于双曲调频的胶囊内视镜的通信感知一体化设计方法，基于hfm信号的探测性能，设计全共享波形，实现高空间利用率、低能耗的胶囊内视镜实时体内通信及其在体内的位置、速度信息的同步感知。
6.本发明的目的可以通过采取如下技术方案达到：
7.一种基于双曲调频的胶囊内视镜的通信感知一体化设计方法，采用感知、通信一体化波形，发送信号在通信数据传输的同时携带胶囊的感知信息，接收机同时完成胶囊的位置、速度信息获取和通信数据的解调，感知结果对接收信号的到达时间进行纠正，所述通
信感知一体化设计方法包括以下步骤：
8.s1、生成发端一体化波形：由两路同频段、相互类正交的上、下扫频hfm信号分别作为通信信号和感知信号，其中通信信号采用连续发送的方式，感知信号则采用稀疏发送的方式，二者相互叠加后形成通信感知一体化波形后发出，实现通信感知一体化功能；其中，双曲调频(hyperbolic frequency modulation)信号简称hfm信号；
9.s2、分离接收机感知信号：对接收信号与本地下扫频hfm信号构造的匹配滤波器进行脉冲压缩处理，获取脉冲压缩输出的相关峰值，获得对应时刻的感知信息，实现感知信号分离；
10.s3、获取目标速度信息：利用hfm信号特有的相关峰值时间偏移量δt和多普勒因子η之间的确定性关系，通过获取接收信号与下扫频hfm本地信号进行匹配滤波的相关峰值时间偏移量，经公式计算得到多普勒估计值即得到了胶囊在体内的速度信息，实现速度感知；
11.s4、补偿多普勒偏移和解调通信信号：基于步骤s3中获得的多普勒估计值对接收信号进行重采样，实现对接收信号的多普勒补偿，将补偿后的接收信号与切比雪夫ii型加权的通信信号失配滤波器进行脉冲压缩处理，获取输出峰值实现通信信号解扩，再经门限判决实现通信数据解调；
12.s5、获取目标位置信息：基于步骤s3中得到的时间偏移量对接收信号的到达时间进行补偿，采用接收信号到达时间纠正的到达时差(time difference of arrival,tdoa)定位方法，测量发送信号从胶囊到其中两个体外接收机之间信号传输的准确时间差，从而得到胶囊到该两个接收机之间的准确固定距离差，再借助multi-lateration方法解出目标的空间坐标，即实现胶囊的位置感知。
13.进一步地，所述步骤s1发端一体化波形生成中，选择hfm信号作为感知和通信的载体，以同参数的上扫频hfm信号为通信信号波形、下扫频hfm信号为感知信号的波形，反之亦可，上扫频hfm信号的复指数形式为其中，为上、下扫频hfm信号的调频率,定义t为时间宽度，f0和f1分别为起始和终止频率；
14.下扫频hfm信号复指数形式为
[0015][0016]
叠加合成的全共享波形通常采用两种相互正交的波形来分别实现目标探测与信息传输功能，而经理论推导，两路hfm信号相互类正交，互不干扰，相关系数推导如下
[0017][0018]
式中，c(
·
)与s(
·
)为fresnel积分项。
[0019]
进一步地，所述步骤s2接收机感知信号分离中，构造感知信号的匹配滤波器：
[0020][0021]
其中，s
*
(t)表示对s(t)进行取共轭运算；
[0022]
感知信号的脉冲压缩输出表示如下
[0023][0024]
其中，r(ω)是接收信号的傅里叶变换，是感知信号匹配滤波器的传递函数，ifft(
·
)表示逆傅里叶变换。
[0025]
进一步地，所述步骤s3获取目标速度信息中，利用hfm信号的相关峰值时间偏移量δt和多普勒因子η之间的确定性关系来估计胶囊的运动速度，关系式如下：
[0026]
其中，多普勒因子v为胶囊的运动速度，c为超声波在人体组织中的传播速度；
[0027]
由时间偏移量δt即可得到目标的多普勒估计值：
[0028][0029]
即得到胶囊运动速度的估计值：
[0030]
进一步地，所述步骤s4补偿多普勒偏移和解调通信数据中，基于步骤s3中得到的多普勒估计值对接收信号进行重采样，实现接收信号的多普勒补偿，补偿的实现过程由下式表示
[0031][0032]
其中，r1(t)和r(t)分别为补偿前、后的接收信号；
[0033]
构造通信信号的匹配滤波器：
[0034]
以切比雪夫ii型窗函数对通信信号的匹配滤波器加权，获得更低的脉冲压缩输出峰值副瓣比，构造失配滤波器如下
[0035]h′
up
(t)＝conv(ω(t),h
up
(t))；
[0036]
其中，ω(t)为切比雪夫ii窗，conv(x,y)表示信号x与y进行卷积运算；
[0037]
将多普勒补偿后的接收信号r1(t)与构造的通信信号失配滤波器进行脉冲压缩处理，实现通信信号解扩，脉冲压缩输出如下
[0038][0039]
其中，r1(ω)是接收信号r1(t)的傅里叶变换，是通信信号失配滤波器的传递函数。
[0040]
进一步地，所述步骤s5目标位置信息获取中，借助步骤s3得到的时间偏移量对接收信号的到达时间进行纠正，结合到达时间纠正的基于到达时差(tdoa)的定位方法，实现对目标三维空间坐标的获取；
[0041]
令多个时钟完全同步的接收机同时接受来自同一个目标发出的信号，得到不同的接收信号到达时间(toas,time of arrivals)，利用步骤s3中所得到的第i个接收机的时间偏移量δti对当前时刻第i个接收机的信号到达时间ti进行补偿，得到纠正的第i个接收机的信号到达时间ti′
，测量发送信号从目标到第i和j两个接收机之间信号传输的时间差值t
ij
＝tj′‑
ti′
，从而取得从目标到第i和第j个接收机之间的固定距离差值d
ij
＝t
ij
*c；
[0042]
对于四个独立分布的体外接收机，得到三组固定距离差值，借助multi-lateration数学方法，解出胶囊在人体腹腔内的三维空间坐标。
[0043]
进一步地，所述步骤s5中对于四个独立分布的体外接收机，得到三组固定距离差值，借助multi-lateration数学方法，解出胶囊在人体腹腔内的三维空间坐标的过程如下：
[0044]
假设包括四个以上的接收机，定位目标到各接收机之间的距离表示为
[0045][0046]
其中，x、y、z分别代表目标的三维坐标，xi,yi,zi分别代表第i个接收机的三维坐标，r1、r2、r3、r4分别代表四个接收机到发射端之间的距离。
[0047]
构造关于目标坐标的方程组：
[0048][0049]
在c已知的情况下，通过求解上式即可对目标进行定位。
[0050]
进一步地，考虑到人体信道的特征，选择宽频的超声hfm信号作为上、下扫频hfm信号，以保证信号的大时带积和医疗安全性，在此条件下的hfm信号具有更好的脉冲压缩性能，能有效区分多径和对抗多普勒。
[0051]
本发明相对于现有技术具有如下的优点及效果：
[0052]
(1)本发明采用感知、通信一体化波形，旨在实现病灶图片信号传输的同时携带胶囊的感知信息，在通信解调的同时可以获得目标的位置和速度信息；所选用的两路hfm信号比线性调频(lfm，linear frequency modulation)信号具有更低的信号相关性，有效避免感知信号与通信信号之间的相互干扰；一体化设计提高系统的集成度，减小设备体积，通信与感知模块实现资源共享，具有更低的设备复杂度，有利于实现低功耗。
[0053]
(2)本发明采用上扫频双曲调频信号进行扩频通信，能够有效对抗密集多径和多普勒频偏的干扰，相对于脉冲调制而言，系统的稳定性更强且具抗多普勒性能，适用于存在体内相对运动的胶囊内视镜的数据传输。
[0054]
(3)本发明采用下扫频双曲调频信号作为速度、位置感知的探测信号，hfm信号匹配滤波输出的相关峰值时间偏移量与目标速度之间存在确定性关系，由此关系计算得到目标的多普勒估计值，利用此时间偏移量对感知信号的到达时间进行纠正，提升定位精度；利用此多普勒估计值对接收信号进行多普勒补偿，降低通信误码率。
附图说明
[0055]
图1是本发明公开的基于双曲调频的胶囊内视镜的通信感知一体化设计方法的系统框图；
[0056]
图2是本发明中通信、感知信号波形选择的结构图；
[0057]
图3是本发明中图像数据调制流程图；
[0058]
图4是本发明中接收机信号处理流程图；
[0059]
图5是本发明中tdoa定位算法的示例图；
[0060]
图6是本发明中位置信息获取的流程图；
[0061]
图7是本发明中一体化感知系统的体外节点设置的结构图。
具体实施方式
[0062]
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
[0063]
实施例
[0064]
在胶囊内视镜人体肠胃道检查中，胶囊沿着人体肠胃道移动时实时的位置和方向信息尤为重要，这有利于准确找到异常部位的位置及确定异常部位的大小，而现使用的胶囊内视镜并不能有效解决这个问题。
[0065]
胶囊的定位需要经过人体组织，信号在体内组织中会产生不同程度的衰减，体内多径分布密集，且存在肠胃蠕动，这些因素均会影响胶囊在体内的定位精度，导致无法准确得到胶囊内镜拍摄下的异常部位图片信息所对应的准确位置。
[0066]
由此，本实施例提出了一种基于双曲调频的胶囊内视镜无线通信感知一体化方法，该方法能够实现有效对抗多径和多普勒频偏的实时数据传输及其目标位置信息的同步获取。通过建立全共享通信感知一体化波形，设计了能将通信设备与感知设备集成到一起的一体化方法，该方法可以直接从接收信号中同步分离出体内图像通信数据及其同时段对应的目标感知信息，通信信号同于传输图片信息，感知信号则用于探测，实现目标定位和得到多普勒估计值。
[0067]
本实施例公开的一种基于双曲调频信号，针对体内环境下的胶囊内视镜实时通信感知一体化方法，包括以下步骤：
[0068]
s1、发端一体化波形设计。发端(胶囊)以一定的时间间隔将拍摄到的图像数据经过数据调制后，生成通信信号，叠加上预设的感知信号后发出。为保证通信的传输速率，图像数据采用时域连续发送的方式；而由于胶囊的运动速度相对较小，对进行定位和感知的频率要求较低，为了避开由体内多径引起的符号间串扰，感知信号采用稀疏发送的方式。
[0069]
该步骤具体包括以下具体步骤：
[0070]
s1.1、确定通信信号和感知信号的波形结构：通信与感知信号先独立产生，然后叠加合成为全共享波形，具体结构如图2所示。
[0071]
叠加合成的全共享波形通常采用两种相互正交的波形来分别实现目标探测与信息传输功能，hfm信号具有高时间分辨率和多普勒不变性，且经理论推导，上下扫频的hfm信
号之间具有类正交性，即相关系数ρ接近于0，两路信号叠加后经时域自相关能够被区分开。
[0072]
选择同参数的上扫频和下扫频的hfm信号分别作为通信和感知的信号载体，反之亦可。上扫频hfm信号的复指数形式为：
[0073][0074]
其中,两路hfm信号的调频率时间宽度t，参数t0定义为
[0075][0076]
f0和f1分别为信号的起始和终止频率。下扫频hfm信号复指数形式为
[0077][0078]
根据体内信道的特征，在医学超声换能器的频率范围内，选用频率参数f0＝3mhz，带宽b＝2mhz的hfm信号作为通信和感知的载体，调频率k＝75，为保证一定的时带积，设置时间宽度t＝10us，在[0,t]区间内两路信号功率均为
[0079]
根据泰勒展开，推导两路hfm信号之间的相关系数表示如下：
[0080][0081]
式中，c(x)与s(x)为fresnel积分项。
[0082]
同参数的上、下扫频的lfm信号之间的相关系数表达式如下
[0083][0084]
在上述的频率参数及时间宽度下，上、下扫频两路lfm信号的相关系数为0.1566，而上、下扫频hfm信号的相关系数为0.3226
×
10-3
，两路hfm信号之间的相关性更低，更接近正交，彼此之间的干扰更小，适合作为合成通信感知一体化波形的信号。
[0085]
在此参数下，时间分辨率tr＝1/b＝0.5us，以文献：吕涛.面向胶囊内镜的超声波定位算法研究[d].西北大学,2021.中给出的最佳声速c＝1465.1m/s为参考，在本实施例参数下基于hfm时延估计的距离分辨率为0.7325mm，远小于文献中给出的基于fmcw的距离分辨率7.28cm，能够满足体内定位的需求。
[0086]
s1.2、调制图像信号：发送端(胶囊)将在体内拍摄到的图像数据转换为二进制数据源，经过基于hfm扩频的二进制通断键控(on-off keying,ook)调制形成通信信号，并发送到体外，即将原始二进制数据源与扩频信号——上扫频hfm信号相乘来实现扩频调制，流程如图3所示。调制后信号表示为
[0087]
x(t)＝avm(t)s
up
(t),0《t《t
[0088]
其中，x(t)即为通信信号，a为它的幅度，υm(t)是需要发送的二进制图像数据。
[0089]
为了保证体内通信的安全性，a的确定需要受到发送信号功率的限制。被fda批准
的体内超声通信能量上限为720mw/cm2，以市面常用的胶囊内镜为例，直径不超过13mm，发射面积不超过1.327cm2。考虑超声发射探头的发射功率，设置x(t)的幅度a＝800mv，以1s内连续发送通信数据为例，计算x(t)的功率为241.1mw/cm2，假设同时段内叠加等能量的感知信号发出，则发送信号总功率为482.2mw/cm2，远小于标准值。
[0090]
s2、接收机感知信号分离。接收机将接收信号与本地下扫频hfm信号进行脉冲压缩处理：以时间反转的下扫频hfm本地信号副本的复共轭，构造感知信号的匹配滤波器，令接收信号经过感知信号匹配滤波器并获取匹配输出峰值，获得对应时刻的感知信息，分离出感知信号。
[0091]
该步骤具体包括以下具体步骤：
[0092]
s2.1、构造感知信号匹配滤波器：匹配滤波器是输出端的信号瞬时功率与噪声平均功率的比值最大的线性滤波器，其传递函数形式是目标信号频谱的复共轭。
[0093]
对于感知信号的分离，构造用于匹配滤波的信号副本如下：
[0094][0095]
s2.2、感知信号脉冲压缩：hfm信号具有良好的脉冲压缩性能，接收信号经过匹配滤波器可获得峰值明显的窄脉冲，窄脉冲的宽度与信号带宽有关，此步骤在频域进行可减少运算量。
[0096]
对于感知信号的分离，接收信号与感知信号匹配滤波器进行脉冲压缩的输出表示为
[0097][0098]
其中，r(ω)是接收信号的频谱，是感知信号匹配滤波器的传递函数，ifft(
·
)表示逆傅里叶变换。
[0099]
在前文给出的hfm信号频率参数下，脉冲压缩输出的主瓣宽度为在前文给出的hfm信号频率参数下，脉冲压缩输出的主瓣宽度为远小于它的时间宽度t，此时脉冲压缩输出功率是输入功率的bt＝20倍，能量全部压缩在主瓣宽度以内，在此条件下系统的抗多径能力强，主峰明显，通过获取输出峰值即可分离出感知信号。
[0100]
s3、目标速度信息的获取：已有的研究成果表明，hfm信号相关峰值的时间偏移量δt和多普勒因子η之间存在确定性关系。利用此特有的关系，在实际信号处理中，只要知道了接收信号的相关输出峰值位置的偏移量，就能推算出对应的目标速度。
[0101]
确定hfm信号的相关峰值时间偏移量δt和多普勒因子η的关系式：
[0102][0103]
其中，多普勒因子v为胶囊的运动速度，c为超声波在人体组织中的传播速度。
[0104]
由时间偏移量δt即可得到目标的多普勒估计值
[0105]
即得到目标运动速度的估计值
[0106]
在上文给出的hfm信号参数下，设置运动速度不大于5m/s的范围内，该运动速度值远大于人体内肠胃蠕动、人体外肢体运动会带来的相对运动速度值。由该关系式得到的多普勒估计值相对误差范围在9.9315
×
10-5
以内，速度估计值的相对误差范围在1.32％以内，能够满足基本的胶囊速度感知的精度需求。
[0107]
s4、补偿多普勒偏移和解调通信信号：基于步骤s3中获得的多普勒估计值对接收信号进行重采样，实现对接收信号的多普勒补偿；将经过补偿后的接收信号与切比雪夫ii型加权的通信信号失配滤波器进行脉冲压缩处理，并获取输出峰值，实现通信信号解扩，再经门限判决实现通信数据解调，流程如图4所示。
[0108]
该步骤具体包括以下具体步骤：
[0109]
s4.1、补偿接收信号多普勒：将步骤s3中得到的多普勒因子估计值用于接收信号的重采样，实现系统的多普勒补偿，补偿过程由下式表示
[0110][0111]
其中，r1(t)和r(t)分别为补偿前后的接收信号。
[0112]
s4.2、构造通信信号失配滤波器：对于通信信号的解调，构造用于匹配滤波的信号副本如下：
[0113][0114]
hfm信号的脉冲压缩输出会存在旁瓣，旁瓣的幅值过大则会影响判决。在体内环境中，密集多径对接收信号的脉冲压缩输出影响尤为明显，在仿真建模中，得到体内信道的最大多径时延在60-80us之间，该数值远大于前文设置的hfm信号的时间宽度t，且通信信号以连续的方式发送，必然会产生码间串扰。
[0115]
因此，在匹配滤波器的基础上对其进行合适的窗函数加权，能够抑制脉冲压缩输出旁瓣，获得更低的峰值副瓣比(pslr)。
[0116]
在给定的旁瓣高度下，切比雪夫窗ii型的主瓣宽度最小，具有等波动性，因此采用切比雪夫ii型对通信信号的匹配滤波器加权，得到通信信号的失配滤波函数：
[0117]h′
up
(t)＝conv(ω(t),h
up
(t))；
[0118]
其中，conv(x,y)表示信号x与y进行卷积运算，ω(t)为切比雪夫窗ii型，设置切比雪夫ii型窗函数的长度n＝128点，衰减系数β＝-100db。
[0119]
s4.3、压缩通信信号脉冲：将多普勒补偿后的接收信号r1(t)与构造的通信信号失配滤波器进行脉冲压缩处理，实现通信信号的解扩，脉冲压缩输出如下
[0120][0121]
其中，r1(ω)是r1(t)的傅里叶变换，是通信信号失配滤波器的传递函数。
[0122]
经仿真实验，得到上扫频hfm信号s
up
(t)，即通信原始信号与匹配滤波器进行脉冲压缩处理的输出峰值副瓣比为-4.6522db，而s
up
(t)与切比雪夫ii型加权的失配滤波器的脉冲压缩输出的峰值副瓣比为-48.79db，峰值副瓣比显著下降，脉冲压缩输出主瓣突出，旁瓣
干扰几乎可以忽略不计。
[0123]
s5、获取目标位置：基于到达时差(tdoa)的定位方法的原理是通过测量发送信号从目标到两个接收机之间信号传输的时间差值，取得他们之间的固定距离差值，是对toa算法的改进，单次通信数量低，定位的精度有所提升，是时域算法中首选测距估计方法，定位原理如图5所示。
[0124]
多个时钟完全同步的接收机同时接受来自同一个目标的发送信号，根据步骤s3中所得到的第i个接收机的时间偏移量δti对接收信号的到达时间进行补偿，得到纠正的第i个接收机的到达时间ti′
，测量发送信号从目标到i和j两个接收机之间信号传输的时间差值t
ij
，从而取得从目标到两个接收机之间的固定距离差值，具体流程如图6所示。
[0125]
该步骤具体包含以下步骤：
[0126]
s5.1、目标发送一组通信与感知信号叠加的全共享信号。
[0127]
s5.2、两个体外接收机接收到同一组信号，获取步骤s2中得到的感知信号脉冲压缩的输出峰值对应的时刻，得到发送信号到达接收机1的到达时间为t1，到达接收机2的到达时间为t2。
[0128]
s5.3、对接收信号的到达时间进行偏移补偿，补偿后的接收信号到达接收机1的实际到达时间为t1′
＝t
1-δt1，到达接收机2的时间为t2′
＝t
2-δt2；
[0129]
s5.4、计算他们之间的时间差t
ij
＝t2′‑
t1′
，则距离差d
ij
＝t
ij
*c；
[0130]
s5.5、对于四个独立分布的体外接收机，可以得到三组这样的两两之间的信息；
[0131]
s56、借助multi-lateration数学方法，解出胶囊在人体腹腔内的三维空间坐标。
[0132]
multi-lateration数学方法：
[0133]
由四个以上的接收机实现。定位目标到各接收机之间的距离表示为
[0134][0135]
其中，x、y、z分别代表目标的三维坐标，xi,yi,zi分别代表第i个接收机的三维坐标，r1、r2、r3、r4分别代表四个接收机到发射端之间的距离。
[0136]
构造关于目标坐标的方程组：
[0137][0138]
在c已知的情况下，通过求解上式即可对目标进行定位。
[0139]
为了满足三维空间定位的需要，设置4个体外探测器作为接收机，围绕人体腹腔布置，四个探测器以均匀的角度间隔放置，实现三维覆盖的定位功能，具体结构如图7所示。
[0140]
上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。