JP2015188525A - Cardiac murmur determination device, program, medium, and cardiac murmur determination method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、心雑音判定装置、プログラム、媒体及び心雑音判定方法に関する。 The present invention relates to a cardiac noise determination device, a program, a medium, and a cardiac noise determination method.
心音に含まれる心雑音の種類を判定する技術が知られている（例えば、特許文献１参照）。
特許文献１ 特開２０１３−３４６７０号公報
非特許文献１ 沢山俊民著、「CDによる聴診トレーニング〈心音編〉」、改訂第２版、南江堂、１９９４年２月
A technique for determining the type of heart noise included in a heart sound is known (see, for example, Patent Document 1).
Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2013-34670 Non-Patent Document 1 Toshimi Sawayama, “Auscultation Training by CD <Heart Sound Edition”, Revised Second Edition, Nanedo, February 1994
上述の技術では、心雑音を所定時間で分割した各フレームの微分係数を結んで得られる音量推移の導関数に基づいて、心雑音の形状を非特許文献１に記載の形状に沿って判定している。例えば、上述の技術では、心雑音の導関数の９０％以上が正である場合、漸増型と判定する。しかしながら、心雑音を導関数のみで判定した場合、心雑音の形状を正確に判定できないといった課題がある。 In the above-described technique, the shape of the heart noise is determined along the shape described in Non-Patent Document 1 based on the derivative of the volume transition obtained by connecting the differential coefficients of each frame obtained by dividing the heart noise by a predetermined time. ing. For example, in the above-described technique, when 90% or more of the derivative of the heart noise is positive, it is determined as a gradual increase type. However, when the heart noise is determined only by the derivative, there is a problem that the shape of the heart noise cannot be accurately determined.
本発明の第１の態様においては、生体の心音の心雑音データを取得する心音データ取得部と、前記心雑音データの時間的なパワー推移を算出するパワー推移算出部と、時系列上の前記パワー推移の分布から前記パワー推移の多次のモーメントを算出するモーメント算出部と、前記多次のモーメントに基づいて、前記生体の心雑音の種類を判定する判定部と、を備える心雑音判定装置、プログラム、媒体及び心雑音判定方法を提供する。 In the first aspect of the present invention, a heart sound data acquisition unit that acquires heart noise data of a heart sound of a living body, a power transition calculation unit that calculates a temporal power transition of the heart noise data, and the time series A cardiac noise determination apparatus comprising: a moment calculation unit that calculates a multi-order moment of the power transition from a distribution of power transition; and a determination unit that determines a type of cardiac noise of the living body based on the multi-order moment. , A program, a medium, and a method for determining cardiac noise.
なお、上記の発明の概要は、本発明の特徴の全てを列挙したものではない。また、これらの特徴群のサブコンビネーションもまた、発明となりうる。 The summary of the invention does not enumerate all the features of the present invention. In addition, a sub-combination of these feature groups can also be an invention.
以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は特許請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。 Hereinafter, the present invention will be described through embodiments of the invention, but the following embodiments do not limit the invention according to the claims. In addition, not all the combinations of features described in the embodiments are essential for the solving means of the invention.
図１は、心疾患判定システム１００の全体構成図である。心疾患判定システム１００は、心音に含まれる心雑音の種類、例えば、心雑音の波形の形状を判定して、当該心雑音が正常か否かを判定する。心疾患判定システム１００は、心音センサ１０２と、入力信号処理部１０４と、心雑音判定装置１０と、表示部１０６とを備える。 FIG. 1 is an overall configuration diagram of a heart disease determination system 100. The heart disease determination system 100 determines the type of heart noise included in the heart sound, for example, the shape of the heart noise waveform, and determines whether or not the heart noise is normal. The heart disease determination system 100 includes a heart sound sensor 102, an input signal processing unit 104, a heart noise determination device 10, and a display unit 106.
心音センサ１０２は、生体ＢＤの胸部を伝播する心音振動を検出する。心音センサ１０２は、検出した心音振動を電気信号の心音データに変換する。心音センサ１０２は、マイクロフォン型、加速度センサ型、圧力センサ型等の振動に応じた電気信号を出力できるセンサを適用できる。心音センサ１０２は、入力信号処理部１０４へ心音データを出力する。 The heart sound sensor 102 detects a heart sound vibration that propagates through the chest of the living body BD. The heart sound sensor 102 converts the detected heart sound vibration into heart sound data of an electrical signal. As the heart sound sensor 102, a sensor that can output an electrical signal corresponding to vibration, such as a microphone type, an acceleration sensor type, or a pressure sensor type, can be applied. The heart sound sensor 102 outputs heart sound data to the input signal processing unit 104.
入力信号処理部１０４は、心音センサ１０２が検出した心音データに対して所定の信号処理を行って心音データを心雑音判定装置１０へ出力する。例えば、入力信号処理部１０４は、フィルタ回路、増幅器およびＡ／Ｄ変換器を有する。フィルタ回路は、心音データに含まれるＤＣ周波数成分、および、心音解析に不要な周波数成分を取り除く。また、増幅器は、Ａ／Ｄ変換器の入力レンジに合わせて心音信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅器が増幅した心音データをデジタル信号に変換して、心雑音判定装置１０へ出力する。 The input signal processing unit 104 performs predetermined signal processing on the heart sound data detected by the heart sound sensor 102 and outputs the heart sound data to the heart noise determination device 10. For example, the input signal processing unit 104 includes a filter circuit, an amplifier, and an A / D converter. The filter circuit removes DC frequency components included in the heart sound data and frequency components unnecessary for heart sound analysis. The amplifier amplifies the heart sound signal in accordance with the input range of the A / D converter. The A / D converter converts the heart sound data amplified by the amplifier into a digital signal and outputs the digital signal to the heart noise determination device 10.
心雑音判定装置１０の一例は、入力信号処理部１０４を介して、心音センサ１０２から心音データを取得して信号処理等を実行するコンピュータである。心雑音判定装置１０は、心音センサ１０２、入力信号処理部１０４及び表示部１０６とデータを送受信可能に接続されている。心雑音判定装置１０は、制御部１２と、記憶部１４とを備える。尚、心雑音判定装置１０は、心音センサ１０２、入力信号処理部１０４及び表示部１０６を有していてもよい。 An example of the heart noise determination apparatus 10 is a computer that acquires heart sound data from the heart sound sensor 102 via the input signal processing unit 104 and executes signal processing and the like. The heart noise determination device 10 is connected to the heart sound sensor 102, the input signal processing unit 104, and the display unit 106 so as to be able to transmit and receive data. The cardiac noise determination device 10 includes a control unit 12 and a storage unit 14. The heart noise determination device 10 may include a heart sound sensor 102, an input signal processing unit 104, and a display unit 106.
制御部１２の一例は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等を含む演算処理装置である。制御部１２は、心音データ取得部２０と、パワー推移算出部２２と、モーメント算出部２４と、判定部２６とを備える。制御部１２は、記憶部１４またはネットワークから判定用プログラムを読み込み実行することによって、心音データ取得部２０、パワー推移算出部２２、モーメント算出部２４、及び、判定部２６として機能するように構成してもよい。心音データ取得部２０、パワー推移算出部２２、モーメント算出部２４及び判定部２６の一部または全部を回路等のハードウェアとして構成してもよい。 An example of the control unit 12 is an arithmetic processing device including a CPU (Central Processing Unit) and the like. The control unit 12 includes a heart sound data acquisition unit 20, a power transition calculation unit 22, a moment calculation unit 24, and a determination unit 26. The control unit 12 is configured to function as a heart sound data acquisition unit 20, a power transition calculation unit 22, a moment calculation unit 24, and a determination unit 26 by reading and executing a determination program from the storage unit 14 or the network. May be. Part or all of the heart sound data acquisition unit 20, the power transition calculation unit 22, the moment calculation unit 24, and the determination unit 26 may be configured as hardware such as a circuit.
心音データ取得部２０は、入力信号処理部１０４を介して、心音センサ１０２から生体、例えば、人間の心音の心音データを取得する。心音データは、心音の強度と時刻とを関連付けたデータである。心音データ取得部２０は、取得した心音データから心雑音の心雑音データを抽出して取得する。心音データ取得部２０は、抽出した心雑音データをパワー推移算出部２２へと出力する。尚、心音データ取得部２０は、心音センサ１０２及び入力信号処理部１０４から心音データを直接取得する代わりに、予め測定されて、外部の記憶装置等に記憶された複数の心音データを取得してもよい。 The heart sound data acquisition unit 20 acquires heart sound data of a living body, for example, a human heart sound, from the heart sound sensor 102 via the input signal processing unit 104. The heart sound data is data in which the intensity of the heart sound is associated with the time. The heart sound data acquisition unit 20 extracts and acquires heart noise data of heart noise from the acquired heart sound data. The heart sound data acquisition unit 20 outputs the extracted heart noise data to the power transition calculation unit 22. The heart sound data acquisition unit 20 acquires a plurality of heart sound data measured in advance and stored in an external storage device or the like instead of directly acquiring the heart sound data from the heart sound sensor 102 and the input signal processing unit 104. Also good.
パワー推移算出部２２は、心音データ取得部２０から心雑音データを取得する。パワー推移算出部２２は、心雑音データの時間的なパワー推移を算出する。例えば、パワー推移算出部２２は、心雑音データのパワー推移の一例であるパワースペクトルを算出する。パワー推移算出部２２は、算出したパワースペクトルをモーメント算出部２４へと出力する。 The power transition calculation unit 22 acquires heart noise data from the heart sound data acquisition unit 20. The power transition calculation unit 22 calculates the temporal power transition of the cardiac noise data. For example, the power transition calculation unit 22 calculates a power spectrum that is an example of a power transition of cardiac noise data. The power transition calculation unit 22 outputs the calculated power spectrum to the moment calculation unit 24.
モーメント算出部２４は、パワー推移算出部２２からパワースペクトルを取得する。モーメント算出部２４は、時系列上のパワースペクトルの分布からパワースペクトルの多次のモーメントを算出する。例えば、モーメント算出部２４は、パワースペクトルを、その各時刻を変数とする度数分布と見なして、多次のモーメントを算出する。例えば、モーメント算出部２４は、パワースペクトルの３次のモーメントである歪度を算出する。または、モーメント算出部２４は、パワースペクトルの４次のモーメントである尖度を算出する。モーメント算出部２４は、算出した多次のモーメントを判定部２６へと出力する。 The moment calculation unit 24 acquires a power spectrum from the power transition calculation unit 22. The moment calculator 24 calculates a multi-order moment of the power spectrum from the power spectrum distribution on the time series. For example, the moment calculator 24 regards the power spectrum as a frequency distribution with each time as a variable, and calculates a multi-order moment. For example, the moment calculator 24 calculates the degree of distortion, which is the third moment of the power spectrum. Alternatively, the moment calculator 24 calculates kurtosis, which is a fourth-order moment of the power spectrum. The moment calculation unit 24 outputs the calculated multi-order moment to the determination unit 26.
判定部２６は、モーメント算出部２４から多次のモーメントを取得する。判定部２６は、多次のモーメントに基づいて、生体の心雑音の種類を判定する。例えば、判定部２６は、３次のモーメントまたは４次のモーメントに基づいて、生体の心雑音の波形の形状を判定する。また、判定部２６は、心雑音の形状から生体の心雑音が有害性か無害性かを判定してもよい。判定部２６は、判定した結果を画像情報として表示部１０６へと出力する。判定部２６は、判定結果を記憶部１４へ出力して記憶させてもよい。 The determination unit 26 acquires a multi-order moment from the moment calculation unit 24. The determination unit 26 determines the type of cardiac noise in the living body based on the multi-order moment. For example, the determination unit 26 determines the waveform shape of the heart noise of the living body based on the third-order moment or the fourth-order moment. The determination unit 26 may determine whether the heart noise of the living body is harmful or harmless from the shape of the heart noise. The determination unit 26 outputs the determination result to the display unit 106 as image information. The determination unit 26 may output the determination result to the storage unit 14 and store it.
記憶部１４は、心音データ取得部２０、パワー推移算出部２２、モーメント算出部２４、及び、判定部２６が判定処理に必要なデータを記憶する。例えば、記憶部１４は、判定処理用のプログラムを記憶する。また、記憶部１４は、判定処理用のプログラムの実行に必要な閾値を記憶する。尚、閾値は、ネットワークを介して、取得してもよい。 The storage unit 14 stores data necessary for the determination process by the heart sound data acquisition unit 20, the power transition calculation unit 22, the moment calculation unit 24, and the determination unit 26. For example, the storage unit 14 stores a program for determination processing. Further, the storage unit 14 stores a threshold value necessary for executing the program for determination processing. The threshold value may be acquired via a network.
表示部１０６は、判定部２６から取得した画像情報に基づいて、判定結果等を示す画像及びテキストの少なくとも一方を表示する。 The display unit 106 displays at least one of an image and a text indicating the determination result based on the image information acquired from the determination unit 26.
次に、人間の心臓２００及び心音のＩ音及びＩＩ音について説明する。図２は、人間の心臓２００を正面から見た概略図である。図３は、心音の波形である。図３において、横軸は時刻、縦軸は強度を示す。図３の上図は、一心拍以上の心音の波形である。図３の下図は、ＩＩ音近傍の心音の波形である。 Next, the human heart 200 and heart sounds I and II will be described. FIG. 2 is a schematic view of the human heart 200 as viewed from the front. FIG. 3 shows a heart sound waveform. In FIG. 3, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents intensity. The upper diagram of FIG. 3 shows a heart sound waveform of one heartbeat or more. The lower diagram of FIG. 3 shows the waveform of the heart sound near the II sound.
図２に示すように、人間の心臓２００は、右心室２０２と、左心室２０４と、右心房２０６と、左心房２０８と、肺動脈弁２１０と、大動脈弁２１２と、三尖弁２１４と、僧帽弁２１６とを有する。肺動脈弁２１０は、右心室２０２と肺動脈２１８との間に開閉可能に設けられている。大動脈弁２１２は、左心室２０４と大動脈２２０との間に開閉可能に設けられている。三尖弁２１４は、右心室２０２と右心房２０６との間に開閉可能に設けられている。僧帽弁２１６は、左心室２０４と左心房２０８との間に開閉可能に設けられている。 As shown in FIG. 2, the human heart 200 includes a right ventricle 202, a left ventricle 204, a right atrium 206, a left atrium 208, a pulmonary valve 210, an aortic valve 212, a tricuspid valve 214, a monk. And a cap valve 216. The pulmonary valve 210 is provided between the right ventricle 202 and the pulmonary artery 218 so as to be opened and closed. The aortic valve 212 is provided between the left ventricle 204 and the aorta 220 so as to be opened and closed. The tricuspid valve 214 is provided between the right ventricle 202 and the right atrium 206 so as to be opened and closed. The mitral valve 216 is provided between the left ventricle 204 and the left atrium 208 so as to be opened and closed.
図３に示すように、心臓２００は、一心拍内において、Ｉ音とＩＩ音とを発生させる。Ｉ音は、右心室２０２及び左心室２０４の血液を身体と肺とに送り出す収縮開始時に、右心室２０２と右心房２０６とを隔てる三尖弁２１４と、左心室２０４と左心房２０８とを隔てる僧帽弁２１６とが閉鎖するときに発生する。ＩＩ音は、身体及び肺から右心室２０２及び左心室２０４に血液を貯めこむ拡張開始時に、右心室２０２と肺動脈２１８とを隔てる肺動脈弁２１０と、左心室２０４と大動脈２２０とを隔てる大動脈弁２１２とが閉鎖するときに発生する。 As shown in FIG. 3, the heart 200 generates I sound and II sound within one heartbeat. The I sound separates the tricuspid valve 214 that separates the right ventricle 202 and the right atrium 206 from the left ventricle 204 and the left atrium 208 at the start of contraction to send blood of the right ventricle 202 and the left ventricle 204 to the body and lungs. Occurs when the mitral valve 216 closes. The II sound is a pulmonary valve 210 that separates the right ventricle 202 and the pulmonary artery 218 and an aortic valve 212 that separates the left ventricle 204 and the aorta 220 at the start of dilation in which blood is stored in the right ventricle 202 and the left ventricle 204 from the body and lungs. Occurs when and closes.
ここで、弁の狭窄症や閉鎖不全症、心室（房）中隔欠損などの疾患がある心臓内部では、 血液の逆流及び乱流など異常な血行動態が発生しているため、Ｉ音及びＩＩ音の心音に加えて心雑音が聴かれる。具体的には、Ｉ音とＩＩ音との間の収縮期に発生する心雑音を収縮期心雑音という。また、ＩＩ音とＩ音との間の拡張期に発生する心雑音を拡張期心雑音という。尚、心雑音は、生体が異常の場合のみならず、正常な場合であっても発生する。これらの心雑音は、聴診による心疾患診断では有用な判断材料となる。聴診法では、心雑音を疾患別に時相・音量・形状・音調の４つの特徴で分類している。本実施形態では、心雑音データの特徴を多次のモーメントによって数値化して、心雑音の種類を判定する。 Here, because abnormal hemodynamics such as blood regurgitation and turbulence occur inside the heart with diseases such as valve stenosis, insufficiency, and ventricular (atrial) septal defect, I sound and II In addition to the heartbeat of the sound, a heart murmur is heard. Specifically, the heart murmur that occurs during the systole between the I and II sounds is called systolic murmur. In addition, the heart noise that occurs in the diastole between the II sound and the I sound is called diastole heart noise. Note that the cardiac noise occurs not only when the living body is abnormal but also when it is normal. These heart noises are useful judgment materials in diagnosis of heart disease by auscultation. In the auscultation method, heart noise is classified according to four characteristics of time phase, volume, shape, and tone by disease. In the present embodiment, features of cardiac noise data are digitized by multi-order moments to determine the type of cardiac noise.
図４は、心雑音判定装置１０による判定処理のフローチャートである。図５は、一心拍内の心音データを示す。図６は、図５の心音データをバンドパスフィルタによって処理した心音データを示す。図７は、心音データに含まれる心雑音データを示す。図８は、心雑音のパワースペクトルを示す。図９は、心雑音の形状を示す。尚、図９においては、各形状に隣接して心雑音の典型的な例の波形を示す。図１０は、心雑音の形状の判定の根拠を示す。図１１は、心雑音の形状と、疾患名とを関連付けた表である。制御部１２は、記憶部１４に記憶された判定処理用のプログラムを読み込むことによって判定処理を開始する。 FIG. 4 is a flowchart of the determination process performed by the cardiac noise determination apparatus 10. FIG. 5 shows heart sound data within one heartbeat. FIG. 6 shows heart sound data obtained by processing the heart sound data of FIG. 5 using a bandpass filter. FIG. 7 shows cardiac noise data included in the heart sound data. FIG. 8 shows the power spectrum of heart noise. FIG. 9 shows the shape of the heart noise. In FIG. 9, a waveform of a typical example of cardiac noise is shown adjacent to each shape. FIG. 10 shows the basis for determining the shape of the heart noise. FIG. 11 is a table in which the shape of the heart murmur and the disease name are associated with each other. The control unit 12 starts the determination process by reading the determination processing program stored in the storage unit 14.
判定処理では、心音データ取得部２０が、図５に示すように、心音センサ１０２及び入力信号処理部１０４から生体の心音の強度と時刻とを関連付けた心音データを取得する（Ｓ１０）。例えば、心音センサ１０２は、生体の心音振動を加速度センサの心音センサ１０２で検出して電気信号に変換した心音データを入力信号処理部１０４へ出力する。入力信号処理部１０４は、１００Ｈｚから５００Ｈｚの周波数成分を通過するバンドパスフィルタによって当該心音データをフィルタ処理した後、２ｋＨｚでサンプリング処理して、１６ビットでデジタル化処理する。これにより、図６に示すように、入力信号処理部１０４は、１００Ｈｚから５００Ｈｚの心雑音が強調された心音データを生成する。心音データ取得部２０は、心雑音が強調された心音データを入力信号処理部１０４から取得する。尚、入力信号処理部１０４は、フィルタ処理、サンプリング処理、及び、デジタル化処理の順序を適宜変更してよい。また、心音データ取得部２０が、フィルタ処理、サンプリング処理、及び、デジタル化処理の一部または全部を実行してもよい。 In the determination process, the heart sound data acquisition unit 20 acquires heart sound data associating the intensity of the heart sound of the living body with the time from the heart sound sensor 102 and the input signal processing unit 104 as shown in FIG. 5 (S10). For example, the heart sound sensor 102 detects heart sound vibration of the living body with the heart sound sensor 102 of the acceleration sensor and outputs heart sound data converted into an electrical signal to the input signal processing unit 104. The input signal processing unit 104 filters the heart sound data with a bandpass filter that passes a frequency component of 100 Hz to 500 Hz, and then performs sampling processing at 2 kHz and digitization with 16 bits. Thereby, as shown in FIG. 6, the input signal processing unit 104 generates heart sound data in which heart noise of 100 Hz to 500 Hz is emphasized. The heart sound data acquisition unit 20 acquires heart sound data in which heart noise is emphasized from the input signal processing unit 104. Note that the input signal processing unit 104 may appropriately change the order of the filter process, the sampling process, and the digitization process. The heart sound data acquisition unit 20 may execute part or all of the filtering process, the sampling process, and the digitizing process.
心音データ取得部２０は、心音データから、心雑音の強度と時刻とを関連付けた心雑音データを抽出して取得する（Ｓ１２）。例えば、心音データ取得部２０は、心雑音が強調された心音データから、複数の極大点を抽出して、当該極大点からＩ音及びＩＩ音の極大点を抽出する。更に、心音データ取得部２０は、Ｉ音とＩＩ音との時間間隔と、ＩＩ音とＩ音との時間間隔との違いからＩ音とＩＩ音とを識別する。心音データ取得部２０は、Ｉ音とＩＩ音との間及びＩＩ音とＩ音との間の少なくとも一方の心雑音データを抽出する。これにより、心音データ取得部２０は、図７に示す心雑音データを取得して、パワー推移算出部２２へと出力する。尚、心音データ取得部２０は、ネットワークを介して、心音データまたは心雑音データを外部装置から取得してもよい。 The heart sound data acquisition unit 20 extracts and acquires heart noise data in which heart noise intensity is associated with time from heart sound data (S12). For example, the heart sound data acquisition unit 20 extracts a plurality of maximum points from the heart sound data in which heart noise is emphasized, and extracts the maximum points of the I sound and the II sound from the maximum points. Furthermore, the heart sound data acquisition unit 20 identifies the I sound and the II sound from the difference between the time interval between the I sound and the II sound and the time interval between the II sound and the I sound. The heart sound data acquisition unit 20 extracts at least one heart noise data between the I sound and the II sound and between the II sound and the I sound. As a result, the heart sound data acquisition unit 20 acquires the heart noise data shown in FIG. 7 and outputs it to the power transition calculation unit 22. The heart sound data acquisition unit 20 may acquire heart sound data or heart noise data from an external device via a network.
パワー推移算出部２２は、心音データ取得部２０から取得した心雑音データから、心雑音の時間的なパワー推移としてパワースペクトルを算出する（Ｓ１４）。例えば、パワー推移算出部２２は、心雑音データを所定の時間幅の窓で分割して、当該窓の心音の強度から心雑音のパワーを算出する。心雑音のパワーは、心音の強度の二乗である。尚、心雑音のパワーに代えて、心雑音の強度の絶対値を用いてもよい。従って、心雑音のパワーは、正の値となる。窓の所定の時間幅の一例は、３０ｍ秒である。パワー推移算出部２２は、各時間におけるパワーの和を窓毎に算出して、時系列に配列することによってパワースペクトルを生成する。これにより、パワー推移算出部２２は、図８に示すパワースペクトルを算出して、モーメント算出部２４へと出力する。 The power transition calculation unit 22 calculates a power spectrum as a temporal power transition of heart noise from the heart noise data acquired from the heart sound data acquisition unit 20 (S14). For example, the power transition calculation unit 22 divides the heart noise data by a window having a predetermined time width, and calculates the power of the heart noise from the intensity of the heart sound in the window. The power of heart noise is the square of the intensity of heart sounds. Instead of the heart noise power, the absolute value of the heart noise intensity may be used. Therefore, the power of the heart noise is a positive value. An example of the predetermined time width of the window is 30 milliseconds. The power transition calculation unit 22 generates a power spectrum by calculating the sum of power in each time for each window and arranging them in time series. Thereby, the power transition calculation unit 22 calculates the power spectrum shown in FIG. 8 and outputs it to the moment calculation unit 24.
モーメント算出部２４は、時系列上のパワースペクトルの分布からパワースペクトルの多次のモーメントを算出する（Ｓ１６）。例えば、モーメント算出部２４は、パワースペクトルを、その各時刻を変数とする度数分布と見なして、３次のモーメントである歪度γ、及び、４次のモーメントである尖度βを算出する。具体的には、モーメント算出部２４は、次の式（１）から歪度γを算出する。
次に、モーメント算出部２４は、次の式（２）から尖度βを算出する。尚、式（２）は、正規分布の尖度を０とした場合である。
判定部２６は、モーメント算出部２４から取得した多次のモーメントに基づいて、生体の心雑音の種類を判定する（Ｓ１８）。生体の心雑音の種類の一例は、心雑音の時間波形における形状の種類で表される。心雑音の形状は、図９に示すように、漸増型、漸減型、尖状型、ダイヤモンド型、正規分布型、及び、プラトー型（即ち、均等振幅型）等に大別することができる。漸増型は、パワースペクトルの後半にピークが存在する型である。漸減型は、パワースペクトルの前半にピークが存在する型である。ダイヤモンド型は、心雑音の波形が略菱型となる型である。尖状型は、ダイヤモンド型よりも尖りが鋭い型である。プラトー型は、ダイヤモンド型よりも尖りが緩く平坦に近い型である。ダイヤモンド型及び正規分布型は、漸増漸減型の一例である。尚、判定部２６は、測定された心雑音をいずれかの形状に分類するための各閾値を記憶部１４から取得してもよく、ネットワークから取得してもよい。例えば、判定部２６は、３次のモーメントである歪度γに基づいて、心雑音の形状が漸増型、漸減型、または、他の型のいずれかであるかを判定する。また、判定部２６は、４次のモーメントである尖度βに基づいて、心雑音の形状がダイヤモンド型、尖状型、及び、プラトー型、または、他の型のいずれかであるかを判定する。 The determination unit 26 determines the type of cardiac noise of the living body based on the multi-order moment acquired from the moment calculation unit 24 (S18). An example of the type of biological heart noise is represented by the type of shape in the temporal waveform of the cardiac noise. As shown in FIG. 9, the shape of the heart noise can be roughly classified into a gradually increasing type, a gradually decreasing type, a pointed type, a diamond type, a normal distribution type, a plateau type (that is, a uniform amplitude type), and the like. The gradually increasing type is a type in which a peak exists in the latter half of the power spectrum. The gradual reduction type is a type in which a peak exists in the first half of the power spectrum. The diamond type is a type in which the waveform of the heart noise is approximately a diamond shape. The pointed type is a type having a sharper point than the diamond type. The plateau type is a flat type with a sharper point than the diamond type. The diamond type and the normal distribution type are examples of a gradually increasing and decreasing type. The determination unit 26 may acquire each threshold value for classifying the measured heart noise into any shape from the storage unit 14 or may be acquired from a network. For example, the determination unit 26 determines whether the shape of the heart noise is a gradual increase type, a gradual decrease type, or another type based on the skewness γ that is a third moment. Further, the determination unit 26 determines whether the shape of the heart noise is a diamond type, a pointed type, a plateau type, or another type based on the kurtosis β that is a fourth-order moment. To do.
判定部２６は、歪度γが漸減用閾値より大きい場合、心雑音の形状を、図９の右側に示す漸減型と判定する。尚、判定部２６は、尖度βが略０であって、且つ、歪度γが漸減用閾値より大きい場合、心雑音の形状を漸減型と判定してもよい。漸減用閾値は、正の値である。この判定は、図１０の右上に示すように、漸減型は、歪度γが正になる傾向が強いことに基づく。 When the skewness γ is larger than the threshold for gradual decrease, the determination unit 26 determines the shape of the heart noise as the gradual decrease type shown on the right side of FIG. The determination unit 26 may determine that the shape of the heart noise is a gradual decrease type when the kurtosis β is substantially 0 and the skewness γ is larger than the threshold for gradual decrease. The gradual decrease threshold is a positive value. This determination is based on the tendency that the gradual decrease type has a strong tendency to become positive as shown in the upper right of FIG.
例えば、判定部２６は、歪度γが漸増用閾値より小さい場合、心雑音の形状を、図９の左側に示す漸増型と判定する。尚、判定部２６は、尖度βが略０であって、且つ、歪度γが漸増用閾値より小さい場合、心雑音の形状を漸増型と判定してもよい。漸増用閾値は、負の値である。この判定は、図１０の左上に示すように、漸増型は、歪度γが負になる傾向が強いことに基づく。 For example, when the skewness γ is smaller than the threshold for gradual increase, the determination unit 26 determines the shape of the heart noise as the gradual increase type shown on the left side of FIG. The determination unit 26 may determine that the shape of the heart noise is a gradual increase type when the kurtosis β is substantially 0 and the skewness γ is smaller than the gradual increase threshold. The threshold for gradual increase is a negative value. This determination is based on the fact that the gradual increase type has a strong tendency for the skewness γ to become negative, as shown in the upper left of FIG.
判定部２６は、歪度γが漸減用閾値以下且つ漸増用閾値以上である場合、心雑音の形状を、図９の中央に示すダイヤモンド型と判定する。尚、判定部２６は、尖度βが略０であって、且つ、歪度γが漸減用閾値以下且つ漸増用閾値以上である場合、心雑音の形状をダイヤモンド型と判定してもよい。この判定は、図１０の左下に示すように、ダイヤモンド型は、歪度γ及び尖度βがともに略０になる傾向が強いことに基づく。 When the skewness γ is equal to or less than the threshold for gradual decrease and equal to or greater than the threshold for gradual increase, the determination unit 26 determines that the shape of the heart noise is a diamond shape shown in the center of FIG. The determination unit 26 may determine that the shape of the heart noise is a diamond shape when the kurtosis β is approximately 0 and the skewness γ is equal to or less than the threshold for gradual decrease and equal to or greater than the threshold for gradual increase. This determination is based on the fact that the diamond type has a strong tendency for both the skewness γ and the kurtosis β to be substantially zero as shown in the lower left of FIG.
また、判定部２６は、尖度βがプラトー用閾値よりも小さい場合、心雑音の形状を、図９の下側に示す平坦なプラトー型と判定する。尚、判定部２６は、歪度γが略０であって、且つ、尖度βがプラトー用閾値よりも小さい場合、心雑音の形状をプラトー型と判定してもよい。プラトー用閾値は、負の値である。この判定は、図１０の右下に示すように、プラトー型は、尖度βが負になる傾向が強いことに基づく。 Further, when the kurtosis β is smaller than the plateau threshold, the determination unit 26 determines that the shape of the heart noise is a flat plateau type shown on the lower side of FIG. Note that the determination unit 26 may determine that the shape of the cardiac noise is a plateau type when the skewness γ is approximately 0 and the kurtosis β is smaller than the plateau threshold. The plateau threshold is a negative value. This determination is based on the fact that the plateau type has a strong tendency for the kurtosis β to become negative, as shown in the lower right of FIG.
判定部２６は、尖度βが尖状用閾値よりも大きい場合、心雑音の形状を、図９の上側に示す尖った尖状型と判定する。尚、判定部２６は、歪度γが略０であって、且つ、尖度βが尖状用閾値よりも大きい場合、心雑音の形状を尖状型と判定してもよい。尖状用閾値は、正の値である。 When the kurtosis β is larger than the cusp threshold, the determination unit 26 determines that the shape of the heart noise is a pointed cusp type shown on the upper side of FIG. Note that the determination unit 26 may determine that the shape of the heart noise is a cusp type when the skewness γ is substantially 0 and the kurtosis β is larger than the cusp threshold. The cusp threshold is a positive value.
判定部２６は、標準偏差σが１であって、尖度βがプラトー用閾値以上、且つ、尖状用閾値以下である場合、心雑音の形状を正規分布型と判定する。 When the standard deviation σ is 1 and the kurtosis β is equal to or greater than the plateau threshold and equal to or less than the cusp threshold, the determination unit 26 determines that the shape of the heart noise is a normal distribution type.
判定部２６は、更に、判定した心雑音の形状から疾患名を判定してもよい。例えば、判定部２６は、図１１に示すように、収縮期の心雑音の形状が漸増型、漸減型またはプラトー型のいずれかであった場合、逆流性の僧帽弁閉鎖不全、三尖弁閉鎖不全、及び、心室中隔欠損のいずれかであると判定する。また、判定部２６は、拡張期の心雑音の形状が漸減型またはダイヤモンド型であった場合、大動脈弁閉鎖不全、または、肺動脈弁閉鎖不全であると判定する。 The determination unit 26 may further determine a disease name from the determined heart noise shape. For example, as shown in FIG. 11, when the shape of the cardiac noise during systole is any one of a gradually increasing type, a gradually decreasing type, and a plateau type, the determination unit 26 performs a reflux mitral regurgitation, a tricuspid valve. It is determined that the patient has either a regurgitation or a ventricular septal defect. Further, the determination unit 26 determines that the aortic valve insufficiency or pulmonary valve insufficiency is obtained when the shape of the diastolic heart noise is a gradual decrease type or a diamond type.
判定部２６は、判定した判定結果を画像情報及びテキストに変換して表示部１０６へ出力するとともに、判定結果を記憶部１４へ出力して記憶させる（Ｓ２０）。尚、判定部２６は、心雑音の形状、及び、疾患名を１つに特定することなく複数の可能性ある形状及び疾患名の全てを判定結果として表示部１０６へと出力してもよい。 The determination unit 26 converts the determined determination result into image information and text and outputs the image information and text to the display unit 106, and outputs and stores the determination result to the storage unit 14 (S20). Note that the determination unit 26 may output all of a plurality of possible shapes and disease names to the display unit 106 as determination results without specifying the shape of the heart noise and the disease name as one.
上述したように、心雑音判定装置１０では、多次のモーメントに基づいて、心雑音の形状を判定するので、精度を向上させることができる。心雑音判定装置１０では、高次統計量である３次のモーメントの歪度γ及び４次のモーメントの尖度βによって、心雑音の波形の局所的な滑らかさ及び鋭さも判定することができる。 As described above, since the cardiac noise determination device 10 determines the shape of the cardiac noise based on the multi-order moment, the accuracy can be improved. The heart noise determination device 10 can also determine the local smoothness and sharpness of the waveform of the heart noise based on the skewness γ of the third-order moment and the kurtosis β of the fourth-order moment, which are higher-order statistics. .
次に、導関数によって心雑音の形状を判定した比較形態と本実施形態とを比較して、本実施形態の心雑音判定装置１０による心雑音の形状の判定の精度向上について説明する。図１２、図１３、及び、図１４は、心雑音のパワースペクトルの形状を示す。 Next, the comparison form in which the shape of the heart noise is determined by the derivative is compared with the present embodiment, and the improvement in accuracy of the determination of the shape of the heart noise by the heart noise determination device 10 of the present embodiment will be described. FIGS. 12, 13, and 14 show the shape of the power spectrum of heart noise.
図１２の左図に示す形状の心雑音の導関数と、右図に示す形状の心雑音の導関数は、ともにほぼ同じ正負の割合となり、ゼロ交差回数もほぼ同じになる。従って、導関数による比較形態では、左右の心雑音の形状の違いを判定できない。一方、本実施形態の心雑音判定装置１０では、左図に示す心雑音の形状の尖度βよりも右図に示す心雑音の形状の尖度βが増加する。従って、心雑音判定装置１０は、例えば、左図の形状をダイヤモンド型または正規分布型の心雑音と判定することができ、右図の形状を尖状型の心雑音と判定することができる。更には、心雑音判定装置１０は、尖度βの大きさに応じて、尖りの程度を判定することができる。 The heart noise derivative having the shape shown in the left diagram of FIG. 12 and the heart noise derivative having the shape shown in the right diagram both have substantially the same positive / negative ratio, and the number of zero crossings is also substantially the same. Therefore, in the comparison form based on the derivative, the difference in the shape of the left and right heart noises cannot be determined. On the other hand, in the cardiac noise determination device 10 of the present embodiment, the kurtosis β of the heart noise shape shown in the right figure is larger than the kurtosis β of the heart noise shape shown in the left figure. Therefore, the cardiac noise determination device 10 can determine, for example, the shape of the left figure as a diamond-type or normal distribution type heart noise, and can determine the shape of the right figure as a cusp-shaped heart noise. Furthermore, the cardiac noise determination apparatus 10 can determine the degree of sharpness according to the magnitude of the kurtosis β.
図１３の左図に示す心雑音の導関数と、右図に示す形状の心雑音の導関数は、ともにほぼ同じ正負の割合となり、ゼロ交差回数もほぼ同じになる。従って、導関数による比較形態では、左右の心雑音の形状の違いを判定できない。一方、本実施形態の心雑音判定装置１０では、左図に示す心雑音の形状の歪度γよりも右図に示す心雑音の形状の歪度γが増加する。従って、心雑音判定装置１０は、例えば、左図の形状を漸増型及び漸減型の心雑音と判定することができ、右図の形状を漸増型の心雑音と判定でき、左図の形状を漸減型と判定することができる。更には、心雑音判定装置１０は、歪度γの大きさに応じて、歪みの程度を判定するともに、心雑音のピークが時間的にＩ音に近いか、ＩＩ音に近いかを判定することができる。 The heart noise derivative shown in the left diagram of FIG. 13 and the heart noise derivative shown in the right diagram both have approximately the same positive / negative ratio, and the number of zero crossings is also substantially the same. Therefore, in the comparison form based on the derivative, the difference in the shape of the left and right heart noises cannot be determined. On the other hand, in the cardiac noise determination device 10 of the present embodiment, the skewness γ of the heart noise shape shown in the right figure is larger than the skewness γ of the heart noise shape shown in the left hand figure. Accordingly, the cardiac noise determination device 10 can determine, for example, the shape of the left figure as gradually increasing and gradually decreasing heart noise, the right figure as the gradually increasing heart noise, and the shape of the left figure as It can be determined as a gradually decreasing type. Furthermore, the cardiac noise determination device 10 determines the degree of distortion according to the magnitude of the degree of distortion γ, and determines whether the peak of the cardiac noise is temporally close to the I sound or the II sound. be able to.
図１４の左図に示す形状の心雑音の導関数は、中央部で微小な増減を繰り返すのでゼロ交差回数が多くなる。また、右図に示す心雑音の導関数は、心雑音の後半部分でノイズ等によって微小な増減を繰り返すので、ゼロ交差回数が多く（例えば、３回以上）なる。これにより、図１４の左図及び右図は、導関数のゼロ交差回数が多くなるので、プラトー型と判定される。一方、本実施形態の心雑音判定装置１０では、左図では尖度βが小さくなるのでプラトー型と判定して、右図では尖度βが大きくなるのでダイヤモンド型または尖状型等と判定できる。これにより、心雑音判定装置１０は、ノイズ等に起因する心雑音の一部の微小な凹凸に対して頑健となり、心雑音の形状を正確に判定できる。 Since the derivative of the heart noise having the shape shown in the left diagram of FIG. 14 repeats minute increases and decreases at the center, the number of zero crossings increases. Further, since the derivative of the cardiac noise shown in the right figure repeats minute increase / decrease due to noise or the like in the latter half of the cardiac noise, the number of zero crossings increases (for example, 3 times or more). Accordingly, the left and right diagrams in FIG. 14 are determined to be plateau types because the number of zero crossings of the derivative increases. On the other hand, in the cardiac noise determination device 10 of the present embodiment, the kurtosis β is small in the left figure, so it is determined as a plateau type, and the kurtosis β is large in the right figure, so it can be determined as a diamond type or a pointed type. . Thereby, the cardiac noise determination apparatus 10 is robust against a small unevenness of a part of the cardiac noise caused by noise or the like, and can accurately determine the shape of the cardiac noise.
上述の実施形態の各構成の機能、数値、及び、接続関係等は適宜変更してよい。 The functions, numerical values, connection relationships, and the like of the components of the above-described embodiments may be changed as appropriate.
判定部２６の判定方法は適宜変更してよい。例えば、判定部２６は、歪度γが予め定められた第１の閾値よりも大きく、且つ、尖度βが予め定められた第２の閾値よりも大きいことに応じて、心雑音を有害性と判定して、それ以外の場合、心雑音を無害性と判定してもよい。更に、判定部２６は、心雑音の形状が有害性であると判定した場合に、図１１に基づいて、疾患名を判定してもよい。 The determination method of the determination unit 26 may be changed as appropriate. For example, the determination unit 26 may harmful the heart noise in response to the skewness γ being larger than a predetermined first threshold and the kurtosis β being larger than a predetermined second threshold. Otherwise, the heart noise may be determined as harmless. Furthermore, when the determination unit 26 determines that the shape of the heart noise is harmful, the determination unit 26 may determine the disease name based on FIG.
また、判定部２６は、２次のモーメントである標準偏差σに基づいて、心雑音の種類を判定してもよい。例えば、判定部２６は、標準偏差σが標準偏差用閾値よりも大きい場合、心雑音の種類を有害性と判定してもよい。 Further, the determination unit 26 may determine the type of cardiac noise based on the standard deviation σ that is a second moment. For example, when the standard deviation σ is larger than the standard deviation threshold, the determination unit 26 may determine that the type of cardiac noise is harmful.
図１５は、本実施形態に係るコンピュータ１９００のハードウェア構成の一例を示す。本実施形態に係るコンピュータ１９００は、心雑音判定装置１０の一例である。コンピュータ１９００は、ホスト・コントローラ２０８２により相互に接続されるＣＰＵ２０００、ＲＡＭ２０２０、グラフィック・コントローラ２０７５、及び表示部２０８０を有するＣＰＵ周辺部と、入出力コントローラ２０８４によりホスト・コントローラ２０８２に接続される通信インターフェイス２０３０、及び、ハードディスクドライブ２０４０を有する入出力部と、入出力コントローラ２０８４に接続されるＲＯＭ２０１０、メモリドライブ２０５０及び入出力チップ２０７０を有するレガシー入出力部とを備える。 FIG. 15 shows an example of a hardware configuration of a computer 1900 according to this embodiment. A computer 1900 according to the present embodiment is an example of the cardiac noise determination device 10. The computer 1900 includes a CPU peripheral unit having a CPU 2000, a RAM 2020, a graphic controller 2075, and a display unit 2080 that are connected to each other by a host controller 2082, and a communication interface 2030 that is connected to the host controller 2082 by an input / output controller 2084. And an input / output unit having a hard disk drive 2040 and a legacy input / output unit having a ROM 2010, a memory drive 2050 and an input / output chip 2070 connected to the input / output controller 2084.
ホスト・コントローラ２０８２は、ＲＡＭ２０２０と、高い転送レートでＲＡＭ２０２０をアクセスするＣＰＵ２０００及びグラフィック・コントローラ２０７５とを接続する。ＣＰＵ２０００は、ＲＯＭ２０１０及びＲＡＭ２０２０に格納されたプログラムに基づいて動作し、各部の制御を行う。グラフィック・コントローラ２０７５は、ＣＰＵ２０００等がＲＡＭ２０２０内に設けたフレーム・バッファ上に生成する画像データを取得し、表示部２０８０上に表示させる。これに代えて、グラフィック・コントローラ２０７５は、ＣＰＵ２０００等が生成する画像データを格納するフレーム・バッファを、内部に含んでもよい。 The host controller 2082 connects the RAM 2020 to the CPU 2000 and the graphic controller 2075 that access the RAM 2020 at a high transfer rate. The CPU 2000 operates based on programs stored in the ROM 2010 and the RAM 2020 and controls each unit. The graphic controller 2075 acquires image data generated by the CPU 2000 or the like on a frame buffer provided in the RAM 2020 and displays it on the display unit 2080. Instead of this, the graphic controller 2075 may include a frame buffer for storing image data generated by the CPU 2000 or the like.
入出力コントローラ２０８４は、ホスト・コントローラ２０８２と、比較的高速な入出力装置である通信インターフェイス２０３０、ハードディスクドライブ２０４０を接続する。通信インターフェイス２０３０は、ネットワークを介して他の装置と通信する。ハードディスクドライブ２０４０は、コンピュータ１９００内のＣＰＵ２０００が使用する表示プログラム等のプログラム及びデータを格納する。 The input / output controller 2084 connects the host controller 2082 to the communication interface 2030 and the hard disk drive 2040 that are relatively high-speed input / output devices. The communication interface 2030 communicates with other devices via a network. The hard disk drive 2040 stores programs and data such as a display program used by the CPU 2000 in the computer 1900.
また、入出力コントローラ２０８４には、ＲＯＭ２０１０と、メモリドライブ２０５０、及び入出力チップ２０７０の比較的低速な入出力装置とが接続される。ＲＯＭ２０１０は、コンピュータ１９００が起動時に実行するブート・プログラム、及び／又は、コンピュータ１９００のハードウェアに依存するプログラム等を格納する。メモリドライブ２０５０は、メモリカード２０９０から例えば表示プログラム等のプログラム又はデータを読み取り、ＲＡＭ２０２０を介してハードディスクドライブ２０４０に提供する。入出力チップ２０７０は、メモリドライブ２０５０を入出力コントローラ２０８４へと接続すると共に、例えばパラレル・ポート、シリアル・ポート、キーボード・ポート、マウス・ポート等を介して各種の入出力装置を入出力コントローラ２０８４へと接続する。 The input / output controller 2084 is connected to the ROM 2010, the memory drive 2050, and the relatively low-speed input / output device of the input / output chip 2070. The ROM 2010 stores a boot program that the computer 1900 executes at startup and / or a program that depends on the hardware of the computer 1900. The memory drive 2050 reads a program or data such as a display program from the memory card 2090 and provides it to the hard disk drive 2040 via the RAM 2020. The input / output chip 2070 connects the memory drive 2050 to the input / output controller 2084, and also connects various input / output devices to the input / output controller 2084 via, for example, a parallel port, a serial port, a keyboard port, and a mouse port. Connect to.
ＲＡＭ２０２０を介してハードディスクドライブ２０４０に提供されるプログラムは、メモリカード２０９０、又はＩＣカード等の記録媒体に格納されて利用者によって提供される。表示プログラム等のプログラムは、記録媒体から読み出され、ＲＡＭ２０２０を介してコンピュータ１９００内のハードディスクドライブ２０４０にインストールされ、ＣＰＵ２０００において実行される。 A program provided to the hard disk drive 2040 via the RAM 2020 is stored in a recording medium such as a memory card 2090 or an IC card and provided by a user. A program such as a display program is read from a recording medium, installed in the hard disk drive 2040 in the computer 1900 via the RAM 2020, and executed by the CPU 2000.
コンピュータ１９００にインストールされ、コンピュータ１９００を心雑音判定装置１０として機能させるプログラムは、心音データ取得モジュール、パワー推移算出モジュール、モーメント算出モジュール、及び、判定モジュールとを備える。これらのプログラム又はモジュールは、ＣＰＵ２０００等に働きかけて、コンピュータ１９００を、心音データ取得モジュール、パワー推移算出モジュール、モーメント算出モジュール、及び、判定モジュールとしてそれぞれ機能させる。 A program installed in the computer 1900 and causing the computer 1900 to function as the heart noise determination device 10 includes a heart sound data acquisition module, a power transition calculation module, a moment calculation module, and a determination module. These programs or modules work with the CPU 2000 or the like to cause the computer 1900 to function as a heart sound data acquisition module, a power transition calculation module, a moment calculation module, and a determination module.
これらのプログラムに記述された情報処理は、コンピュータ１９００に読込まれることにより、ソフトウェアと上述した各種のハードウェア資源とが協働した具体的手段である心音データ取得モジュール、パワー推移算出モジュール、モーメント算出モジュール、及び、判定モジュールとして機能する。そして、これらの具体的手段によって、本実施形態におけるコンピュータ１９００の使用目的に応じた情報の演算又は加工を実現することにより、使用目的に応じた特有の心雑音判定装置１０が構築される。 The information processing described in these programs is read by the computer 1900, whereby the heart sound data acquisition module, the power transition calculation module, the moment, which are specific means in which the software and the various hardware resources described above cooperate with each other. It functions as a calculation module and a determination module. And the specific cardiac noise determination apparatus 10 according to the intended use is constructed | assembled by implement | achieving the calculation or processing of the information according to the intended use of the computer 1900 in this embodiment by these specific means.
一例として、コンピュータ１９００と外部の装置等との間で通信を行う場合には、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０上にロードされた通信プログラムを実行し、通信プログラムに記述された処理内容に基づいて、通信インターフェイス２０３０に対して通信処理を指示する。通信インターフェイス２０３０は、ＣＰＵ２０００の制御を受けて、ＲＡＭ２０２０、ハードディスクドライブ２０４０、又はメモリカード２０９０等の記憶装置上に設けた送信バッファ領域等に記憶された送信データを読み出してネットワークへと送信し、もしくは、ネットワークから受信した受信データを記憶装置上に設けた受信バッファ領域等へと書き込む。このように、通信インターフェイス２０３０は、ＤＭＡ（ダイレクト・メモリ・アクセス）方式により記憶装置との間で送受信データを転送してもよく、これに代えて、ＣＰＵ２０００が転送元の記憶装置又は通信インターフェイス２０３０からデータを読み出し、転送先の通信インターフェイス２０３０又は記憶装置へとデータを書き込むことにより送受信データを転送してもよい。 As an example, when communication is performed between the computer 1900 and an external device or the like, the CPU 2000 executes a communication program loaded on the RAM 2020 and executes a communication interface based on the processing content described in the communication program. A communication process is instructed to 2030. Under the control of the CPU 2000, the communication interface 2030 reads transmission data stored in a transmission buffer area or the like provided on a storage device such as the RAM 2020, the hard disk drive 2040, or the memory card 2090, and transmits it to the network. The reception data received from the network is written into a reception buffer area or the like provided on the storage device. As described above, the communication interface 2030 may transfer transmission / reception data to / from the storage device by a DMA (direct memory access) method. Instead, the CPU 2000 transfers the storage device or the communication interface 2030 as a transfer source. The transmission / reception data may be transferred by reading the data from the data and writing the data to the communication interface 2030 or the storage device of the transfer destination.
また、ＣＰＵ２０００は、ハードディスクドライブ２０４０、メモリドライブ２０５０（メモリカード２０９０）等の外部記憶装置に格納されたファイルまたはデータベース等の中から、全部または必要な部分をＤＭＡ転送等によりＲＡＭ２０２０へと読み込ませ、ＲＡＭ２０２０上のデータに対して各種の処理を行う。そして、ＣＰＵ２０００は、処理を終えたデータを、ＤＭＡ転送等により外部記憶装置へと書き戻す。このような処理において、ＲＡＭ２０２０は、外部記憶装置の内容を一時的に保持するものとみなせるから、本実施形態においてはＲＡＭ２０２０および外部記憶装置等をメモリ、記憶部、または記憶装置等と総称する。本実施形態における各種のプログラム、データ、テーブル、データベース等の各種の情報は、このような記憶装置上に格納されて、情報処理の対象となる。なお、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０の一部をキャッシュメモリに保持し、キャッシュメモリ上で読み書きを行うこともできる。このような形態においても、キャッシュメモリはＲＡＭ２０２０の機能の一部を担うから、本実施形態においては、区別して示す場合を除き、キャッシュメモリもＲＡＭ２０２０、メモリ、及び／又は記憶装置に含まれるものとする。 Further, the CPU 2000 causes the RAM 2020 to read all or necessary portions from the files or databases stored in the external storage device such as the hard disk drive 2040 and the memory drive 2050 (memory card 2090) into the RAM 2020 by DMA transfer or the like. Various processes are performed on the data on the RAM 2020. Then, CPU 2000 writes the processed data back to the external storage device by DMA transfer or the like. In such processing, since the RAM 2020 can be regarded as temporarily holding the contents of the external storage device, in the present embodiment, the RAM 2020 and the external storage device are collectively referred to as a memory, a storage unit, or a storage device. Various types of information such as various programs, data, tables, and databases in the present embodiment are stored on such a storage device and are subjected to information processing. Note that the CPU 2000 can also store a part of the RAM 2020 in the cache memory and perform reading and writing on the cache memory. Even in such a form, the cache memory bears a part of the function of the RAM 2020. Therefore, in the present embodiment, the cache memory is also included in the RAM 2020, the memory, and / or the storage device unless otherwise indicated. To do.
また、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０から読み出したデータに対して、プログラムの命令列により指定された、本実施形態中に記載した各種の演算、情報の加工、条件判断、情報の検索・置換等を含む各種の処理を行い、ＲＡＭ２０２０へと書き戻す。例えば、ＣＰＵ２０００は、条件判断を行う場合においては、本実施形態において示した各種の変数が、他の変数または定数と比較して、大きい、小さい、以上、以下、等しい等の条件を満たすかどうかを判断し、条件が成立した場合（又は不成立であった場合）に、異なる命令列へと分岐し、またはサブルーチンを呼び出す。また、ＣＰＵ２０００は、記憶装置内のファイルまたはデータベース等に格納された情報を検索することができる。 In addition, the CPU 2000 performs various operations, such as various operations, information processing, condition determination, information search / replacement, etc., described in the present embodiment, specified for the data read from the RAM 2020 by the instruction sequence of the program. Is written back to the RAM 2020. For example, when performing the condition determination, the CPU 2000 determines whether the various variables shown in the present embodiment satisfy the conditions such as large, small, above, below, equal, etc., compared to other variables or constants. When the condition is satisfied (or not satisfied), the program branches to a different instruction sequence or calls a subroutine. Further, the CPU 2000 can search for information stored in a file or database in the storage device.
以上に示したプログラム又はモジュールは、外部の記録媒体に格納されてもよい。記録媒体としては、メモリカード２０９０の他に、ＤＶＤ又はＣＤ等の光学記録媒体、ＭＯ等の光磁気記録媒体、テープ媒体、ＩＣカード等の半導体メモリ等を用いることができる。また、専用通信ネットワーク又はインターネットに接続されたサーバシステムに設けたハードディスク又はＲＡＭ等の記憶装置を記録媒体として使用し、ネットワークを介してプログラムをコンピュータ１９００に提供してもよい。 The program or module shown above may be stored in an external recording medium. As the recording medium, in addition to the memory card 2090, an optical recording medium such as DVD or CD, a magneto-optical recording medium such as MO, a tape medium, a semiconductor memory such as an IC card, or the like can be used. Further, a storage device such as a hard disk or RAM provided in a server system connected to a dedicated communication network or the Internet may be used as a recording medium, and the program may be provided to the computer 1900 via the network.
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。その様な変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれ得ることが、特許請求の範囲の記載から明らかである。 As mentioned above, although this invention was demonstrated using embodiment, the technical scope of this invention is not limited to the range as described in the said embodiment. It will be apparent to those skilled in the art that various modifications or improvements can be added to the above-described embodiment. It is apparent from the scope of the claims that the embodiments added with such changes or improvements can be included in the technical scope of the present invention.
特許請求の範囲、明細書、および図面中において示した装置、システム、プログラム、および方法における動作、手順、ステップ、および段階等の各処理の実行順序は、特段「より前に」、「先立って」等と明示しておらず、また、前の処理の出力を後の処理で用いるのでない限り、任意の順序で実現しうることに留意すべきである。特許請求の範囲、明細書、および図面中の動作フローに関して、便宜上「まず、」、「次に、」等を用いて説明したとしても、この順で実施することが必須であることを意味するものではない。 The order of execution of each process such as operations, procedures, steps, and stages in the apparatus, system, program, and method shown in the claims, the description, and the drawings is particularly “before” or “prior to”. It should be noted that the output can be realized in any order unless the output of the previous process is used in the subsequent process. Regarding the operation flow in the claims, the description, and the drawings, even if it is described using “first”, “next”, etc. for convenience, it means that it is essential to carry out in this order. It is not a thing.
１０ 心雑音判定装置、 １２ 制御部、 １４ 記憶部、 ２０ 心音データ取得部、 ２２ パワー推移算出部、 ２４ モーメント算出部、 ２６ 判定部、 １００ 心疾患判定システム、 １０２ 心音センサ、 １０４ 入力信号処理部、 １０６ 表示部、 ２００ 心臓、 ２０２ 右心室、 ２０４ 左心室、 ２０６ 右心房、 ２０８ 左心房、 ２１０ 肺動脈弁、 ２１２ 大動脈弁、 ２１４ 三尖弁、 ２１６ 僧帽弁、 ２１８ 肺動脈、 ２２０ 大動脈、 １９００ コンピュータ、 ２０００ ＣＰＵ、 ２０１０ ＲＯＭ、 ２０２０ ＲＡＭ、 ２０３０ 通信インターフェイス、 ２０４０ ハードディスクドライブ、 ２０５０ メモリドライブ、 ２０７０ 入出力チップ、 ２０７５ グラフィック・コントローラ、 ２０８０ 表示部、 ２０８２ ホスト・コントローラ、 ２０８４ 入出力コントローラ、 ２０９０ メモリカード DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Heart noise determination apparatus, 12 Control part, 14 Storage part, 20 Heart sound data acquisition part, 22 Power transition calculation part, 24 Moment calculation part, 26 Determination part, 100 Heart disease determination system, 102 Heart sound sensor, 104 Input signal processing part , 106 display, 200 heart, 202 right ventricle, 204 left ventricle, 206 right atrium, 208 left atrium, 210 pulmonary valve, 212 aortic valve, 214 tricuspid valve, 216 mitral valve, 218 pulmonary artery, 220 aorta, 1900 computer 2000 CPU, 2010 ROM, 2020 RAM, 2030 communication interface, 2040 hard disk drive Bed, 2050 memory drive, 2070 output chip, 2075 graphic controller, 2080 display portion, 2082 host controller 2084 output controller, 2090 a memory card
Claims (9)
前記心雑音データの時間的なパワー推移を算出するパワー推移算出部と、
時系列上の前記パワー推移の分布から前記パワー推移の多次のモーメントを算出するモーメント算出部と、
前記多次のモーメントに基づいて、前記生体の心雑音の種類を判定する判定部と、
を備える心雑音判定装置。 A heart sound data acquisition unit for acquiring heart noise data of a heart sound of a living body;
A power transition calculating unit for calculating temporal power transition of the cardiac noise data;
A moment calculation unit for calculating a multi-order moment of the power transition from the distribution of the power transition on the time series;
A determination unit for determining a type of cardiac noise of the living body based on the multi-order moment;
A cardiac noise determination apparatus comprising:
前記判定部は、前記３次のモーメントに基づいて、前記心雑音の形状を判定する請求項１に記載の心雑音判定装置。 The moment calculation unit calculates a third moment of the power transition,
The cardiac noise determination device according to claim 1, wherein the determination unit determines the shape of the cardiac noise based on the third-order moment.
前記判定部は、前記４次のモーメントに基づいて、前記心雑音の形状を判定する請求項１から３のいずれか１項に記載の心雑音判定装置。 The moment calculation unit calculates a fourth moment of the power transition,
The cardiac noise determination apparatus according to claim 1, wherein the determination unit determines the shape of the cardiac noise based on the fourth-order moment.
前記判定部は、前記３次のモーメントが第１の閾値よりも大きく、且つ、前記４次のモーメントが第２の閾値よりも大きいことに応じて、前記心雑音が有害性であると判定し、それ以外の場合に、前記心雑音が無害性であると判定する請求項１から５のいずれか１項に記載の心雑音判定装置。 The moment calculation unit calculates a third moment and a fourth moment of the power transition,
The determination unit determines that the cardiac noise is harmful in response to the third-order moment being greater than a first threshold value and the fourth-order moment being greater than a second threshold value. In any other case, the heart noise determination device according to any one of claims 1 to 5, wherein the heart noise is determined to be harmless.
前記心雑音データの時間的なパワー推移を算出するパワー推移算出部と、
時系列上の前記パワー推移の分布から前記パワー推移の多次のモーメントを算出するモーメント算出部と、
前記多次のモーメントに基づいて、前記生体の心雑音の種類を判定する判定部として、コンピュータを機能させるプログラム。 A heart sound data acquisition unit for acquiring heart noise data of a heart sound of a living body;
A power transition calculating unit for calculating temporal power transition of the cardiac noise data;
A moment calculation unit for calculating a multi-order moment of the power transition from the distribution of the power transition on the time series;
A program that causes a computer to function as a determination unit that determines the type of cardiac noise of the living body based on the multi-order moment.
前記心雑音データの時間的なパワー推移を算出すること、
時系列上の前記パワー推移の分布から前記パワー推移の多次のモーメントを算出すること、
前記多次のモーメントに基づいて、前記生体の心雑音の種類を判定すること、
を有する心雑音判定方法。 Acquiring heart murmur data of biological heart sounds,
Calculating a temporal power transition of the cardiac noise data;
Calculating a multi-order moment of the power transition from the distribution of the power transition over time,
Determining a type of heart noise of the living body based on the multi-order moment;
A method for determining cardiac noise.
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