JP2664975B2 - 心疾患検出装置 - Google Patents
心疾患検出装置Info
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
- A61B7/02—Stethoscopes
- A61B7/04—Electric stethoscopes
-
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/333—Recording apparatus specially adapted therefor
- A61B5/336—Magnetic recording apparatus
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、心疾患検出装置に関し、特に冠動脈の疾患
を検出する装置に関するものである。
を検出する装置に関するものである。
従来の技術とその課題 毎年、米国だけで55万人以上の人が心臓発作によって
死亡している。現実には、心疾患は米国における死亡原
因の第１位となっている。通常、心臓発作は、酸素や栄
養が豊富に含まれた血液を心臓に供給する働きをする冠
動脈内において、脂肪および他の物質が蓄積することに
起因して発生するものである。
死亡している。現実には、心疾患は米国における死亡原
因の第１位となっている。通常、心臓発作は、酸素や栄
養が豊富に含まれた血液を心臓に供給する働きをする冠
動脈内において、脂肪および他の物質が蓄積することに
起因して発生するものである。
最近、研究者たちの間では、心臓発作の防止法が徐々
に解明されつつある。心臓発作防止法において最も重要
な点は、危険な段階に到る前に動脈硬化症を検出するこ
とである。最近では、種々の心臓の媒介変数をモニタす
る際に、多くの方法が用いられるようになった。たとえ
ば、心弾動図検査法（ballistocardiography）、電気的
なインピーダンス測定法、超音波法、心電図検査法、お
よび振動心電図検査法（vibrocardiography）などであ
る。しかしながら、これらの検査法は、非観血的な方法
であるが、実施するための装置が複雑且つ高価となると
いう不都合があった。
に解明されつつある。心臓発作防止法において最も重要
な点は、危険な段階に到る前に動脈硬化症を検出するこ
とである。最近では、種々の心臓の媒介変数をモニタす
る際に、多くの方法が用いられるようになった。たとえ
ば、心弾動図検査法（ballistocardiography）、電気的
なインピーダンス測定法、超音波法、心電図検査法、お
よび振動心電図検査法（vibrocardiography）などであ
る。しかしながら、これらの検査法は、非観血的な方法
であるが、実施するための装置が複雑且つ高価となると
いう不都合があった。
心臓の監視については、たとえば米国特許第3,280,81
7号（ヨルゲンセン他）に記載のような、電気的に心臓
の運動を測定する方法が考えられている。しかしなが
ら、かかる方法の効果は、連続関数の時間位相に対する
主観的判断によって左右されてしまう。また、米国特許
第8,048,166号（ロッドバード）には、強度が低く且つ
周波数が高い心音を記録する方法および装置が記載され
ている。かかる方法および装置においては、高い解像度
を得るためには比較的低い速度で再生を行う必要があ
る。また、米国特許第3,762,397号（ケージ）にも、上
記「ロッドバード」に記載のものと同様の装置が記載さ
れている。この装置は、周囲から侵入するノイズを除去
して心音の鮮明な波形を得るためのものである。さら
に、米国特許第3,052,756号（セブン他）には、心臓の
電気的な波動中で異常に高い周波数を単に記録する心音
図検査装置が記載されている。しかしながら、心音図か
ら情報を読み出すための信頼性のある手段が提供されて
いないのである。
7号（ヨルゲンセン他）に記載のような、電気的に心臓
の運動を測定する方法が考えられている。しかしなが
ら、かかる方法の効果は、連続関数の時間位相に対する
主観的判断によって左右されてしまう。また、米国特許
第8,048,166号（ロッドバード）には、強度が低く且つ
周波数が高い心音を記録する方法および装置が記載され
ている。かかる方法および装置においては、高い解像度
を得るためには比較的低い速度で再生を行う必要があ
る。また、米国特許第3,762,397号（ケージ）にも、上
記「ロッドバード」に記載のものと同様の装置が記載さ
れている。この装置は、周囲から侵入するノイズを除去
して心音の鮮明な波形を得るためのものである。さら
に、米国特許第3,052,756号（セブン他）には、心臓の
電気的な波動中で異常に高い周波数を単に記録する心音
図検査装置が記載されている。しかしながら、心音図か
ら情報を読み出すための信頼性のある手段が提供されて
いないのである。
課題を解決するための第１の手段 本発明は、上述の課題を解決するため、簡単な構成か
ら成り、しかも信頼性のある非観血式の冠動脈疾患の検
出装置を提供することを目的とする。したがって、かか
る装置により、たとえば、専門の病院や医療機関以外
で、専門技術者，或いは医療に専門的知識のない人によ
って多数の人の心臓を監視する場合などには、顕著な効
果が得られる。本発明は、心臓から発生する音の特性に
基づいて心疾患を検出するものである。
ら成り、しかも信頼性のある非観血式の冠動脈疾患の検
出装置を提供することを目的とする。したがって、かか
る装置により、たとえば、専門の病院や医療機関以外
で、専門技術者，或いは医療に専門的知識のない人によ
って多数の人の心臓を監視する場合などには、顕著な効
果が得られる。本発明は、心臓から発生する音の特性に
基づいて心疾患を検出するものである。
本発明は、心血管の疾患を検出する装置を提供するこ
とを目的としている。
とを目的としている。
また、本発明は、器具や音波や電磁放射線などを体内
に直接入射させる必要のない非観血式の心疾患検出装置
を提供することを目的としている。
に直接入射させる必要のない非観血式の心疾患検出装置
を提供することを目的としている。
また、本発明は、医療専門者の監督なしでも、医療に
専門知識のない人が患者の心疾患を検出し得る簡単な心
疾患検出装置を提供することを目的としている。
専門知識のない人が患者の心疾患を検出し得る簡単な心
疾患検出装置を提供することを目的としている。
上記の目的を達成するため、本第１発明の要旨とする
ところは、心疾患検出装置であって、（ａ）心臓の特定
箇所から連続的に発生する複数の心拍から成る心音を記
録する第１記録手段と、（ｂ）前記複数の心拍から成る
心音の第３心音から第４心音に至る間に得られる心音か
ら求められる多次数の偏相関係数のうち第３次および第
４次偏相関係数の間の平均偏差を算出する手段と、それ
ら複数の心拍における平均出力を決定する手段と、その
平均偏差と平均出力とを関連づけることにより冠動脈疾
患の存在を検出する手段と、を含んで前記心音の変化を
分析する分析手段と、を含むことにある。
ところは、心疾患検出装置であって、（ａ）心臓の特定
箇所から連続的に発生する複数の心拍から成る心音を記
録する第１記録手段と、（ｂ）前記複数の心拍から成る
心音の第３心音から第４心音に至る間に得られる心音か
ら求められる多次数の偏相関係数のうち第３次および第
４次偏相関係数の間の平均偏差を算出する手段と、それ
ら複数の心拍における平均出力を決定する手段と、その
平均偏差と平均出力とを関連づけることにより冠動脈疾
患の存在を検出する手段と、を含んで前記心音の変化を
分析する分析手段と、を含むことにある。
作用および第１発明の効果 このようにすれば、分析手段において、複数の心拍か
ら成る心音が分析されることから、複数の心拍から成る
心音の第３心音から第４心音に至る間に得られる心音か
ら求められる多次数の偏相関係数のうち第３次偏相関係
数と第４次偏相関係数との間の平均偏差が算出されると
ともに、それら複数の心拍における平均出力が決定され
て、それら平均偏差と平均出力とが関連づけられること
により、冠動脈疾患の存在が検出される。
ら成る心音が分析されることから、複数の心拍から成る
心音の第３心音から第４心音に至る間に得られる心音か
ら求められる多次数の偏相関係数のうち第３次偏相関係
数と第４次偏相関係数との間の平均偏差が算出されると
ともに、それら複数の心拍における平均出力が決定され
て、それら平均偏差と平均出力とが関連づけられること
により、冠動脈疾患の存在が検出される。
したがって、本第１発明によれば、第１手段において
記録された心音を分析手段において分析するだけで良い
ので、非観血にて心疾患を検出することができて安全で
あるとともに、装置の構成が簡単となるという効果が得
られる。
記録された心音を分析手段において分析するだけで良い
ので、非観血にて心疾患を検出することができて安全で
あるとともに、装置の構成が簡単となるという効果が得
られる。
なお、前記分析手段は、好適には、前記複数の心拍の
各々の第３心音から第４心音に至る間に略設けられるウ
ィンドウを通して得られる心音を分析するものである。
各々の第３心音から第４心音に至る間に略設けられるウ
ィンドウを通して得られる心音を分析するものである。
また、本発明は、好適には、前記心音に対応して心電
図を記録する第２記録手段をさらに含むものである。
図を記録する第２記録手段をさらに含むものである。
また、本発明は、好適には、前記各心拍に対応する前
記心電図におけるＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークを検出するこ
とにより、前記ウィンドウを位置決めするとともに、該
各ピークと前記第３および第４心音とを関連させる手段
をさらに含むものである。
記心電図におけるＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークを検出するこ
とにより、前記ウィンドウを位置決めするとともに、該
各ピークと前記第３および第４心音とを関連させる手段
をさらに含むものである。
また、本発明は、好適には、前記分析手段に作動的に
接続され、約100乃至600Hzの周波数帯内に位置する成分
の前記心音を濾波するフィルタ手段をさらに含むもので
ある。
接続され、約100乃至600Hzの周波数帯内に位置する成分
の前記心音を濾波するフィルタ手段をさらに含むもので
ある。
また、本発明は、好適には、前記分析手段による分析
に先立って前記心音をデジタル化する手段をさらに含む
ものである。
に先立って前記心音をデジタル化する手段をさらに含む
ものである。
また、本発明は、好適には、前記心電図を図式的に表
示して、前記ウィンドウを位置決めするために用いられ
る前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークを視認させる表示手段を
さらに含むものである。
示して、前記ウィンドウを位置決めするために用いられ
る前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークを視認させる表示手段を
さらに含むものである。
また、本発明は、好適には、前記分析手段にて用いら
れる分析媒介変数を設定するキーボードをさらに含むも
のである。
れる分析媒介変数を設定するキーボードをさらに含むも
のである。
また、本発明は、好適には、前記分析手段に作動的に
接続されて、外部からのノイズを前記心音から除去する
ために、外部からのノイズを記録する第３手段をさらに
含むものである。
接続されて、外部からのノイズを前記心音から除去する
ために、外部からのノイズを記録する第３手段をさらに
含むものである。
課題を解決するための第２の手段 また、本第２発明の要旨とするところは、心疾患検出
装置であって、（ａ）心臓の特定箇所から連続的に発生
する複数の心拍から成る心音を検出する心音図マイクロ
フォンと、（ｂ）前記心音に対応する心電図を検出する
電極と、（ｃ）前記心音図マイクロフォンおよび前記電
極に接続されて、前記心音および前記心電図を記録する
記憶手段と、（ｄ）前記心電図を図式的に表示して、前
記複数の心拍に対応するＱ−Ｒ−Ｓの各ピークが視認さ
れるように表示する表示手段と、（ｅ）前記Ｑ−Ｒ−Ｓ
波の各ピークのうちの一つと、前記複数の心拍の各々の
第３心音から前記第４心音に至る間の前記心音を採取す
るためのウィンドウとを関連させる手段と、（ｆ）前記
複数の心拍から成る心音の第３心音から第４心音に至る
間に得られる心音から求められる多次数の偏相関係数の
うち第３次偏相関係数および第４次偏相関係数の間の平
均偏差を算出して、該複数の心拍における平均出力を決
定するとともに、該平均偏差と該平均出力とを関連させ
て冠動脈疾患の存在を検出する演算手段と、を含むこと
にある。
装置であって、（ａ）心臓の特定箇所から連続的に発生
する複数の心拍から成る心音を検出する心音図マイクロ
フォンと、（ｂ）前記心音に対応する心電図を検出する
電極と、（ｃ）前記心音図マイクロフォンおよび前記電
極に接続されて、前記心音および前記心電図を記録する
記憶手段と、（ｄ）前記心電図を図式的に表示して、前
記複数の心拍に対応するＱ−Ｒ−Ｓの各ピークが視認さ
れるように表示する表示手段と、（ｅ）前記Ｑ−Ｒ−Ｓ
波の各ピークのうちの一つと、前記複数の心拍の各々の
第３心音から前記第４心音に至る間の前記心音を採取す
るためのウィンドウとを関連させる手段と、（ｆ）前記
複数の心拍から成る心音の第３心音から第４心音に至る
間に得られる心音から求められる多次数の偏相関係数の
うち第３次偏相関係数および第４次偏相関係数の間の平
均偏差を算出して、該複数の心拍における平均出力を決
定するとともに、該平均偏差と該平均出力とを関連させ
て冠動脈疾患の存在を検出する演算手段と、を含むこと
にある。
作用および第２発明の効果 このようにすれば、心音図マイクロフォンにより検出
される複数の心拍から成る心音と、電極により検出され
る心電図とが関連させられることから、それら複数の心
拍に対応する平均偏差と平均出力とが演算手段により関
連させられて、冠動脈疾患の存在が検出されるのであ
る。
される複数の心拍から成る心音と、電極により検出され
る心電図とが関連させられることから、それら複数の心
拍に対応する平均偏差と平均出力とが演算手段により関
連させられて、冠動脈疾患の存在が検出されるのであ
る。
したがって、本第２発明によっても、第１発明と同様
に、非観血にて心疾患を検出することができて安全であ
るとともに、装置の構成が簡単となるという効果が得ら
れる。
に、非観血にて心疾患を検出することができて安全であ
るとともに、装置の構成が簡単となるという効果が得ら
れる。
本発明は、好適には、前記心音をフィルタ処理する手
段であって、前記演算手段に接続され、約100乃至600Hz
の周波数帯内に位置する成分の該心音を濾波するフィル
タ手段をさらに含むものである。
段であって、前記演算手段に接続され、約100乃至600Hz
の周波数帯内に位置する成分の該心音を濾波するフィル
タ手段をさらに含むものである。
本発明は、好適には、前記演算手段により処理される
前に前記心音をデジタル化する手段をさらに含むもので
ある。
前に前記心音をデジタル化する手段をさらに含むもので
ある。
本発明は、好適には、前記心音図マイクロフォンに接
続されたPCG増幅器と、前記電極に接続されたECG増幅器
と、をさらに含むものである。
続されたPCG増幅器と、前記電極に接続されたECG増幅器
と、をさらに含むものである。
本発明は、好適には、前記演算手段に接続されて、外
部からのノイズを前記心音から除去する音響マイクロフ
ォンをさらに含むものである。
部からのノイズを前記心音から除去する音響マイクロフ
ォンをさらに含むものである。
課題を解決するための第３の手段 また、本第３発明の要旨とするところは、心疾患検出
装置であって、（ａ）心臓の特定箇所から連続的に発生
する複数の心拍から成る心音を検出する心音図マイクロ
フォンと、（ｂ）前記心音に対応する心電図を検出する
電極と、（ｃ）外部からのノイズを前記心音から除去す
るための音響マイクロフォンと、（ｄ）前記心音図マイ
クロフォンに接続されたPCG増幅器と、（ｅ）前記電極
に接続されたECG増幅器と、（ｆ）前記PCG増幅器および
前記ECG増幅器にそれぞれ接続されて、前記心音および
前記心電図を記録する記録手段と、（ｇ）前記PCG増幅
器に接続されて、約100乃至600Hzの周波数帯内にある成
分の前記心音のみを通過させるバンドパスフィルタと、
（ｈ）前記バンドパスフィルタおよび前記ECG増幅器に
作動的に接続されて、前記心音および前記心電図をデジ
タル化するデジタル化手段と、（ｉ）前記心電図を図式
的に表示させて、前記複数の心拍に対応するＱ−Ｒ−Ｓ
波の各ピークが視認されるように表示する表示手段と、
（ｊ）前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つと、前
記複数の心拍の各々の第３心音から前記第４心音に至る
間に略設けられる前記ウィンドウとを関連させる手段
と、（ｋ）前記デジタル化手段および前記音響マイクロ
フォンに接続されて、前記複数の心拍から成る心音の第
３心音から第４心音に至る間に得られる心音から求めら
れる多次数の偏相関係数のうち第３次偏相関係数および
第４次偏相関係数の間の平均偏差を算出し、該複数の心
拍における平均出力を決定するとともに、その平均偏差
とその平均出力とを関連させて冠動脈疾患の存在を検出
する演算手段と、を含むことにある。
装置であって、（ａ）心臓の特定箇所から連続的に発生
する複数の心拍から成る心音を検出する心音図マイクロ
フォンと、（ｂ）前記心音に対応する心電図を検出する
電極と、（ｃ）外部からのノイズを前記心音から除去す
るための音響マイクロフォンと、（ｄ）前記心音図マイ
クロフォンに接続されたPCG増幅器と、（ｅ）前記電極
に接続されたECG増幅器と、（ｆ）前記PCG増幅器および
前記ECG増幅器にそれぞれ接続されて、前記心音および
前記心電図を記録する記録手段と、（ｇ）前記PCG増幅
器に接続されて、約100乃至600Hzの周波数帯内にある成
分の前記心音のみを通過させるバンドパスフィルタと、
（ｈ）前記バンドパスフィルタおよび前記ECG増幅器に
作動的に接続されて、前記心音および前記心電図をデジ
タル化するデジタル化手段と、（ｉ）前記心電図を図式
的に表示させて、前記複数の心拍に対応するＱ−Ｒ−Ｓ
波の各ピークが視認されるように表示する表示手段と、
（ｊ）前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つと、前
記複数の心拍の各々の第３心音から前記第４心音に至る
間に略設けられる前記ウィンドウとを関連させる手段
と、（ｋ）前記デジタル化手段および前記音響マイクロ
フォンに接続されて、前記複数の心拍から成る心音の第
３心音から第４心音に至る間に得られる心音から求めら
れる多次数の偏相関係数のうち第３次偏相関係数および
第４次偏相関係数の間の平均偏差を算出し、該複数の心
拍における平均出力を決定するとともに、その平均偏差
とその平均出力とを関連させて冠動脈疾患の存在を検出
する演算手段と、を含むことにある。
作用および第３発明の効果 このようにすれば、心音マイクロフォンおよび電極に
より検出された複数の心拍から成る心音および心電図か
ら、音響マイクロフォンおよびバンドパスフィルタによ
って外部からのノイズが除去された状態で、その心音と
心電図のＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つとが関連
させられて、演算手段においてそれら複数の心拍の平均
偏差および平均出力とが関連させられることにより、冠
動脈疾患の存在が検出されるのである。
より検出された複数の心拍から成る心音および心電図か
ら、音響マイクロフォンおよびバンドパスフィルタによ
って外部からのノイズが除去された状態で、その心音と
心電図のＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つとが関連
させられて、演算手段においてそれら複数の心拍の平均
偏差および平均出力とが関連させられることにより、冠
動脈疾患の存在が検出されるのである。
したがって、本第３発明によれば、前記第１および第
２発明と同様に、非観血にて心疾患を検出することがで
きて安全であり、且つ装置の構成が簡単となるという効
果が得られるとともに、外部から混入したノイズが好適
に除去されるので、検出精度が向上するという利点があ
る。
２発明と同様に、非観血にて心疾患を検出することがで
きて安全であり、且つ装置の構成が簡単となるという効
果が得られるとともに、外部から混入したノイズが好適
に除去されるので、検出精度が向上するという利点があ
る。
実施例 以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
心筋の電気的運動を表す心電図（ECG）信号は、熟練
した心臓病専門医などが見る際には有効であることは周
知である。この心電図信号における各種の異常は、異な
る種類の心疾患をそれぞれ表しているのである。これに
対して、最近になって、冠動脈の幾何学的な形状変化或
いは機械的特性（弾性など）の変化により、心臓から発
生する振動および音声が影響されることがわかってき
た。本実施例は、心音を表す心電図（phonocardiogram;
PCG）信号から情報を得て、冠動脈の疾患の存在を検出
する装置を示すものである。
した心臓病専門医などが見る際には有効であることは周
知である。この心電図信号における各種の異常は、異な
る種類の心疾患をそれぞれ表しているのである。これに
対して、最近になって、冠動脈の幾何学的な形状変化或
いは機械的特性（弾性など）の変化により、心臓から発
生する振動および音声が影響されることがわかってき
た。本実施例は、心音を表す心電図（phonocardiogram;
PCG）信号から情報を得て、冠動脈の疾患の存在を検出
する装置を示すものである。
第１図には、心電図モニタ10が示されている。心音図
用のPCGマイクロフォン12は、被測定者の胸部上に固着
されており、心臓の特性箇所から連続的に発生する複数
の心拍を検出する。このPCGマイクロフォン12は、当業
者には周知のものであり、被測定者の体内の音声を検出
して電気信号に変換する圧電素子を備えているが、本実
施例のPCGマイクロフォン12には、各構成要素毎に0.01
μＦのシャパシタンスを有するトランスジューサが採用
されている。PCGマイクロフォン12から出力されるPCG信
号は、PCG増幅器14を通じてバンドパスフィルタ16に供
給される。心疾患検出に必要な情報を含む心音の周波数
は、約100Hz乃至600Hz程度の範囲内にあるため、バンド
パスフィルタ16においては、約100Hz乃至600Hzの範囲内
にある周波数のみが通過させられて、大部分の心音に含
まれている100Hzを下回る周波数成分の大きなエネルギ
ーが除去され、且つ600Hz以上の周波数を有するノイズ
は全て減衰される。なお、上記周波数範囲の上限値およ
び下限値は、必要に応じて種々変更され得る。
用のPCGマイクロフォン12は、被測定者の胸部上に固着
されており、心臓の特性箇所から連続的に発生する複数
の心拍を検出する。このPCGマイクロフォン12は、当業
者には周知のものであり、被測定者の体内の音声を検出
して電気信号に変換する圧電素子を備えているが、本実
施例のPCGマイクロフォン12には、各構成要素毎に0.01
μＦのシャパシタンスを有するトランスジューサが採用
されている。PCGマイクロフォン12から出力されるPCG信
号は、PCG増幅器14を通じてバンドパスフィルタ16に供
給される。心疾患検出に必要な情報を含む心音の周波数
は、約100Hz乃至600Hz程度の範囲内にあるため、バンド
パスフィルタ16においては、約100Hz乃至600Hzの範囲内
にある周波数のみが通過させられて、大部分の心音に含
まれている100Hzを下回る周波数成分の大きなエネルギ
ーが除去され、且つ600Hz以上の周波数を有するノイズ
は全て減衰される。なお、上記周波数範囲の上限値およ
び下限値は、必要に応じて種々変更され得る。
濾波処理前のPCG信号は、記録装置18にも供給され
て、再生および分析のために記録される。記録装置18
は、従来から用いられているたとえばカリフォルニア州
のRacal of Irvine社製の磁気テープレコーダ（商品
名：「STOREHOUSE」）である。バンドパスフィルタ16に
よりフィルタ処理された後のPCG信号は、本実施例のデ
ジタル化手段として機能するデジタイザ20を経てプロセ
ッサ22に供給される。プロセッサ22は、予めプログラム
が記憶されたリード・オンリー・メモリ（ROM）と、デ
ータ分析時に用いられる変数を一時的に記憶するランダ
ム・アクセス・メモリ（RAM）とが設けられた、周知の
マイクロプロセッサである。プロセッサ22は、媒介変数
の処理を制御するための操作信号をキーボード24から受
けるとともに、表示器26の画面上に心音図および心電図
を表示させ、且つ被測定者の冠状動脈の評価結果（心疾
患の程度）を視認させる。
て、再生および分析のために記録される。記録装置18
は、従来から用いられているたとえばカリフォルニア州
のRacal of Irvine社製の磁気テープレコーダ（商品
名：「STOREHOUSE」）である。バンドパスフィルタ16に
よりフィルタ処理された後のPCG信号は、本実施例のデ
ジタル化手段として機能するデジタイザ20を経てプロセ
ッサ22に供給される。プロセッサ22は、予めプログラム
が記憶されたリード・オンリー・メモリ（ROM）と、デ
ータ分析時に用いられる変数を一時的に記憶するランダ
ム・アクセス・メモリ（RAM）とが設けられた、周知の
マイクロプロセッサである。プロセッサ22は、媒介変数
の処理を制御するための操作信号をキーボード24から受
けるとともに、表示器26の画面上に心音図および心電図
を表示させ、且つ被測定者の冠状動脈の評価結果（心疾
患の程度）を視認させる。
PCGマイクロフォン12に加えて、一組のECG電極28が被
測定者の体表に固着されている。ECG電極28からのECG信
号は、ECG増幅器30により増幅された後、記録装置18に
て記録されると同時にデジタイザ32を通じてプロセッサ
22に供給されて、ECG信号が心音（PCG信号）に関連づけ
られる。
測定者の体表に固着されている。ECG電極28からのECG信
号は、ECG増幅器30により増幅された後、記録装置18に
て記録されると同時にデジタイザ32を通じてプロセッサ
22に供給されて、ECG信号が心音（PCG信号）に関連づけ
られる。
本実施例の装置において、心疾患検出が実行される室
内のノイズによる影響は、音響マイクロフォン34により
除去される。音響マイクロフォン34は、被測定者近傍に
固定されているが、被測定者の体には装着されていな
い。音響マイクロフォン34からの出力信号は、増幅器36
において増幅された後、記録装置18にて記録されると同
時に、バンドパスフィルタ16と同様のバンドパスフィル
タ38にて濾波され、その後デジタイザ40によりデジタル
化されて、プロセッサ22へ供給される。そして、プロセ
ッサ22において、PCG信号からノイズ信号が上記出力信
号に基づいて除去されるのである。
内のノイズによる影響は、音響マイクロフォン34により
除去される。音響マイクロフォン34は、被測定者近傍に
固定されているが、被測定者の体には装着されていな
い。音響マイクロフォン34からの出力信号は、増幅器36
において増幅された後、記録装置18にて記録されると同
時に、バンドパスフィルタ16と同様のバンドパスフィル
タ38にて濾波され、その後デジタイザ40によりデジタル
化されて、プロセッサ22へ供給される。そして、プロセ
ッサ22において、PCG信号からノイズ信号が上記出力信
号に基づいて除去されるのである。
また、PCG増幅器14は、PCGマイクロフォン12および音
響マイクロフォン34からの各出力信号をそれぞれ入力さ
せる２つの入力端子を備えた差動増幅器であっても良
い。この場合には、PCG増幅器14において、心音信号か
ら外部ノイズが除去された後に、後続の信号が処理され
るのである。音響マイクロフォン34は、必ずしも必要で
はないが、上記のように外部音響ノイズを除去するため
に装備されることが望ましい。
響マイクロフォン34からの各出力信号をそれぞれ入力さ
せる２つの入力端子を備えた差動増幅器であっても良
い。この場合には、PCG増幅器14において、心音信号か
ら外部ノイズが除去された後に、後続の信号が処理され
るのである。音響マイクロフォン34は、必ずしも必要で
はないが、上記のように外部音響ノイズを除去するため
に装備されることが望ましい。
本実施例においては、冠動脈疾患（coronary artery
disease:CAD）の存在は、プロセッサ22に入力された心
音データから検出される。以下に説明するデータ分析
は、プロセッサ22において実行されるが、たとえば、デ
ジタイザ20の前段に配置されたアナログ回路によって所
定の処理作動の一部が実行されるようにしてもよい。特
に、後述する総出力の算出は、図示しないバンドパスイ
ンテグレータ（積算器）により実行され得る。本実施例
においては、プロセッサ22が演算手段として機能する。
disease:CAD）の存在は、プロセッサ22に入力された心
音データから検出される。以下に説明するデータ分析
は、プロセッサ22において実行されるが、たとえば、デ
ジタイザ20の前段に配置されたアナログ回路によって所
定の処理作動の一部が実行されるようにしてもよい。特
に、後述する総出力の算出は、図示しないバンドパスイ
ンテグレータ（積算器）により実行され得る。本実施例
においては、プロセッサ22が演算手段として機能する。
ECG信号およびPCG信号の特性については、第２図に示
されている。当業者にとっては周知のことであるが、正
常なECG信号は、P,Q,R,S,Tの各成分から構成されてお
り、この波形には、正の極性を有するＰ波と、負のＱ
波，正のＲ波，負のＳ波から成るＱ−Ｒ−Ｓの複合部
と、所謂Ｓ−Ｔ部分によってＱ−Ｒ−Ｓ複合部とは分離
されているＴ波と、が含まれている。最初に発生するＰ
波は、心拍の開始点に対応している。Ｑ−Ｒ−Ｓ複合部
は、実際の心臓のポンプ動作を生じさせる心室収縮のき
っかけとなる刺激を表している。また、Ｒ波は、常に鋭
い尖頭形状であるので容易に識別できることから、特に
重要な成分である。正常なECG信号には、これらの他に
もさらに数個の波が含まれるが、心疾患の検出とは関連
しないので省略する。
されている。当業者にとっては周知のことであるが、正
常なECG信号は、P,Q,R,S,Tの各成分から構成されてお
り、この波形には、正の極性を有するＰ波と、負のＱ
波，正のＲ波，負のＳ波から成るＱ−Ｒ−Ｓの複合部
と、所謂Ｓ−Ｔ部分によってＱ−Ｒ−Ｓ複合部とは分離
されているＴ波と、が含まれている。最初に発生するＰ
波は、心拍の開始点に対応している。Ｑ−Ｒ−Ｓ複合部
は、実際の心臓のポンプ動作を生じさせる心室収縮のき
っかけとなる刺激を表している。また、Ｒ波は、常に鋭
い尖頭形状であるので容易に識別できることから、特に
重要な成分である。正常なECG信号には、これらの他に
もさらに数個の波が含まれるが、心疾患の検出とは関連
しないので省略する。
また、PCG信号は、心臓内および心臓周辺にて発生す
る音の変化を表すものである。第１心音S1は、前記Ｐ波
と同時に発生するとともに、Ｑ−Ｒ−Ｓ複合部の発生期
間中は継続している。第１心音S1は、房室弁（三尖弁お
よび二尖弁，或いは僧帽弁）の閉鎖，または心室の収縮
に起因して発生するものである。第１心音S1発生から短
期間経過の後、大動脈弁および肺動脈弁の閉鎖によって
第２心音S2が発生する。この第２心音の発生後に、心臓
拡張期の血液の流動が開始されて、第３心音S3が発生す
る。一般に、この第３心音S3は、心房からの血液の流入
に起因して、心室壁の間で血液が前後するのに伴って発
生する振動によって発生すると考えられている。第４心
音S4も、同じく心房性の心音であり、心房が収縮するこ
とにより第３心音S3の場合と同様に心室内において発生
する振動に起因している。
る音の変化を表すものである。第１心音S1は、前記Ｐ波
と同時に発生するとともに、Ｑ−Ｒ−Ｓ複合部の発生期
間中は継続している。第１心音S1は、房室弁（三尖弁お
よび二尖弁，或いは僧帽弁）の閉鎖，または心室の収縮
に起因して発生するものである。第１心音S1発生から短
期間経過の後、大動脈弁および肺動脈弁の閉鎖によって
第２心音S2が発生する。この第２心音の発生後に、心臓
拡張期の血液の流動が開始されて、第３心音S3が発生す
る。一般に、この第３心音S3は、心房からの血液の流入
に起因して、心室壁の間で血液が前後するのに伴って発
生する振動によって発生すると考えられている。第４心
音S4も、同じく心房性の心音であり、心房が収縮するこ
とにより第３心音S3の場合と同様に心室内において発生
する振動に起因している。
従来から、専門家の間では、心音図と心疾患の間に相
関性が見出されていたが、この相関性の適用は、PCG信
号のみの画像表示の場合に限られており、しかも弁の傷
害の検出の際に有効となるだけであった。しかしなが
ら、本発明者は、略第３心音から第４心音に至る間のPC
G信号に対する統計的な分析法を適用すると、冠動脈疾
患の検出に非常に有効であることを見出したのである。
この分析法を適用した本実施例の心疾患検出装置におい
ては、第２心音のピーク（第３心音の始端近傍）発生か
ら第112ms経過後に開始され、且つ133msの間継続される
拡張期ウィンドウを通して得られる心音データに対して
分析が加えられる。この拡張期ウィンドウは、後述の心
臓検査ウィンドウ（cardiac screening window）に対応
する。
関性が見出されていたが、この相関性の適用は、PCG信
号のみの画像表示の場合に限られており、しかも弁の傷
害の検出の際に有効となるだけであった。しかしなが
ら、本発明者は、略第３心音から第４心音に至る間のPC
G信号に対する統計的な分析法を適用すると、冠動脈疾
患の検出に非常に有効であることを見出したのである。
この分析法を適用した本実施例の心疾患検出装置におい
ては、第２心音のピーク（第３心音の始端近傍）発生か
ら第112ms経過後に開始され、且つ133msの間継続される
拡張期ウィンドウを通して得られる心音データに対して
分析が加えられる。この拡張期ウィンドウは、後述の心
臓検査ウィンドウ（cardiac screening window）に対応
する。
本実施例においては、二つの心音の媒介変数（パラメ
ータ）が採用されている。一つは、心臓検査ウィンドウ
の偏相関係数（partial correlation coefficient）に
関連したものであり、またもう一つはこの心臓検査ウィ
ンドウ内の総出力密度に関連したものであって、両変数
とも、約100Hz乃至600Hz程度の周波数帯域内に限定され
ている。この帯域内では、PCG信号から、大部分の心音
に含まれる周波数100Hzを下回る大きなエネルギーを除
去し、且つ600Hzを越える周波数を有するノイズを除去
し得るように設定されている。
ータ）が採用されている。一つは、心臓検査ウィンドウ
の偏相関係数（partial correlation coefficient）に
関連したものであり、またもう一つはこの心臓検査ウィ
ンドウ内の総出力密度に関連したものであって、両変数
とも、約100Hz乃至600Hz程度の周波数帯域内に限定され
ている。この帯域内では、PCG信号から、大部分の心音
に含まれる周波数100Hzを下回る大きなエネルギーを除
去し、且つ600Hzを越える周波数を有するノイズを除去
し得るように設定されている。
偏相関係数は、反射係数とも呼ばれ、従属変数である
PCG信号と独立変数である時間との間の関係の強さを表
すための尺度である。当業者の間では、偏相関係数を算
出するためのいくつかの方法が知られている。この方法
に関する文献としては、「デジタル信号処理のプログラ
ム」第４章（IEEE出版,1979年発行）がある。しかしな
がら、本実施例は、特に、第３次および第４次の偏相関
係数に関連したものである。これら第３および第４次偏
相関係数の間の偏差は、冠動脈疾患を表すということが
経験的にわかっている。第３次および第４次偏相関係数
の間の偏差は、以下の説明においてPARCOR（Partial Au
to Correlation）係数として表される。PARCOR係数は、
所定の式から多次数求められるものであり、後述よう
に、プロセッサ22において一連の心拍に対応して算出さ
れる。このPARCOR係数の基本概念および求め方は、本出
願人が先に出願した特開昭61−259651号公報に記載され
たものと同様である。
PCG信号と独立変数である時間との間の関係の強さを表
すための尺度である。当業者の間では、偏相関係数を算
出するためのいくつかの方法が知られている。この方法
に関する文献としては、「デジタル信号処理のプログラ
ム」第４章（IEEE出版,1979年発行）がある。しかしな
がら、本実施例は、特に、第３次および第４次の偏相関
係数に関連したものである。これら第３および第４次偏
相関係数の間の偏差は、冠動脈疾患を表すということが
経験的にわかっている。第３次および第４次偏相関係数
の間の偏差は、以下の説明においてPARCOR（Partial Au
to Correlation）係数として表される。PARCOR係数は、
所定の式から多次数求められるものであり、後述よう
に、プロセッサ22において一連の心拍に対応して算出さ
れる。このPARCOR係数の基本概念および求め方は、本出
願人が先に出願した特開昭61−259651号公報に記載され
たものと同様である。
また、第２の媒介変数である心臓検査ウィンドウ内の
出力密度（power density）は、当業者間では周知であ
る周波数解析により決定される。出力密度のスペクトル
は、正規化されて、第１および第２心音の平均振幅（Ｐ
−Ｐ値）とされる。以下の説明において、この媒介変数
は出力係数（power index）として表される。PARCOR係
数とともに、出力係数は冠動脈疾患の検出時における手
段として考えられ得、それらPARCOR係数と出力係数との
一次結合を用いることにより、非常に高い感度および特
定性が得られることがわかった。この一次結合は、心臓
検査指数を示しており、第３図に関連して説明される。
出力密度（power density）は、当業者間では周知であ
る周波数解析により決定される。出力密度のスペクトル
は、正規化されて、第１および第２心音の平均振幅（Ｐ
−Ｐ値）とされる。以下の説明において、この媒介変数
は出力係数（power index）として表される。PARCOR係
数とともに、出力係数は冠動脈疾患の検出時における手
段として考えられ得、それらPARCOR係数と出力係数との
一次結合を用いることにより、非常に高い感度および特
定性が得られることがわかった。この一次結合は、心臓
検査指数を示しており、第３図に関連して説明される。
以下に、本実施例におけるプロセッサ22の作動を第３
図のフローチャートに従って説明する。
図のフローチャートに従って説明する。
先ず、被測定者に対してECG電極28およびPCGマイクロ
フォン12が装着された後、データのファイル名が入力さ
れることにより測定が開始されて、それらのデータが順
次分析される（ステップ50）。次に、記録装置18の作動
が開始されて、ECG,PCG,および室内ノイズを表すデータ
が読み込まれる（ステップ52）。このとき、ノイズの影
響を除去するため、室内にノイズが非常に多い状態で
は、データは読み込まれない。通常、データの読込み期
間は約40秒であるが、これは、分析に必要な心拍の数
（後述する）に基づいて設定されており、40秒間に読み
込まれる心拍数は約30乃至50程度である。読み込まれた
情報（データ）は、後段のの再生に備えて記録装置18内
に直ちに記憶されるが、その記憶と同時に、そのデータ
がプロセッサ22のRAM内にデジタル化された状態で記憶
されることにより、分析が施される。
フォン12が装着された後、データのファイル名が入力さ
れることにより測定が開始されて、それらのデータが順
次分析される（ステップ50）。次に、記録装置18の作動
が開始されて、ECG,PCG,および室内ノイズを表すデータ
が読み込まれる（ステップ52）。このとき、ノイズの影
響を除去するため、室内にノイズが非常に多い状態で
は、データは読み込まれない。通常、データの読込み期
間は約40秒であるが、これは、分析に必要な心拍の数
（後述する）に基づいて設定されており、40秒間に読み
込まれる心拍数は約30乃至50程度である。読み込まれた
情報（データ）は、後段のの再生に備えて記録装置18内
に直ちに記憶されるが、その記憶と同時に、そのデータ
がプロセッサ22のRAM内にデジタル化された状態で記憶
されることにより、分析が施される。
入力データが読み込まれると、次に、分析に必要な心
拍数が決定されてデータが処理される（ステップ54）。
正確な検出結果を得るためには、少なくとも９個の心拍
が必要であることがわかっている。したがって、たとえ
ば９個の心拍が入力された後に、それらのうち適当な一
つの心拍においてＲ波が検出されるようにECGトリガ・
レベルを設定する（ステップ56）。PCGの心臓検査ウィ
ンドウ内のデータを分離させるためには、Ｒ波を検出す
ることが必要なのである。ここで、実際には、ECGトリ
ガ・レベルの設定は、第１心音S1の発生に同期して行わ
れるが、第１心音S1は不明瞭な場合があるので、本発明
者は、ECG波形に基づいて、隣接する心拍間を精度良く
区別するようにした。なお、本実施例においては、ECG
が省略されても一応の効果は得られるが、この場合に
は、特に心音図を検査する際には測定者の操作が煩雑と
なる。
拍数が決定されてデータが処理される（ステップ54）。
正確な検出結果を得るためには、少なくとも９個の心拍
が必要であることがわかっている。したがって、たとえ
ば９個の心拍が入力された後に、それらのうち適当な一
つの心拍においてＲ波が検出されるようにECGトリガ・
レベルを設定する（ステップ56）。PCGの心臓検査ウィ
ンドウ内のデータを分離させるためには、Ｒ波を検出す
ることが必要なのである。ここで、実際には、ECGトリ
ガ・レベルの設定は、第１心音S1の発生に同期して行わ
れるが、第１心音S1は不明瞭な場合があるので、本発明
者は、ECG波形に基づいて、隣接する心拍間を精度良く
区別するようにした。なお、本実施例においては、ECG
が省略されても一応の効果は得られるが、この場合に
は、特に心音図を検査する際には測定者の操作が煩雑と
なる。
ステップ56にて設定されたECGトリガ・レベルは、プ
ロセッサ22内に記憶されたピーク検出ルーチンにおいて
用いられる。ここで、Ｒ波のピークがＴ波のピークより
も大幅に高い場合には、ピーク検出ルーチンのみが実行
されるが、そうでない場合には、先ず傾き検出ルーチン
が実行されて、Ｒ波の立ち上がり点が検出された後に、
ピーク検出ルーチンが実行されて、Ｒ波のピークが検出
されるようになっている。Ｒ波検出についての詳細は、
米国特許第3,858,034号に記載されている。
ロセッサ22内に記憶されたピーク検出ルーチンにおいて
用いられる。ここで、Ｒ波のピークがＴ波のピークより
も大幅に高い場合には、ピーク検出ルーチンのみが実行
されるが、そうでない場合には、先ず傾き検出ルーチン
が実行されて、Ｒ波の立ち上がり点が検出された後に、
ピーク検出ルーチンが実行されて、Ｒ波のピークが検出
されるようになっている。Ｒ波検出についての詳細は、
米国特許第3,858,034号に記載されている。
ステップ56にて、予備作動のための媒介変数がキーボ
ード24から全て入力されると、プロセッサ22において１
番目に発生した心拍すなわち第１心拍のＲ波が検出され
ることによりデータの分析が開始されるとともに、その
Ｒ波から始まるECGおよびPCGデータの１秒間の波形が表
示される（ステップ58）。次に、Ｒ波のピークが正確に
検出されているか否かが判断される（ステップ60）。正
確に検出されていないと判断された場合には、プロセッ
サ22により新たにＲ波のピークが検出されるが、正確に
検出されていると判断された場合には、心臓検査ウィン
ドウの開始点が位置決めされる（ステップ62）ととも
に、その心臓検査ウィンドウ内のデータが一時的に記憶
される（ステップ64）。同時に、正常な心拍の数を計数
するカウンタの計数内容が増加させられて、読み込まれ
たデータの数がステップ54において予め設定された数に
到達するまで継続される。PCGおよびECGデータの表示の
監視は、Ｒ波ピークの検出および心臓検査ウィンドウの
位置決めが自動的に行われる場合には必ずしも実行する
必要はないが、信号の逸脱が発生し得る場合には、測定
者によって表示が監視されることが望ましい。
ード24から全て入力されると、プロセッサ22において１
番目に発生した心拍すなわち第１心拍のＲ波が検出され
ることによりデータの分析が開始されるとともに、その
Ｒ波から始まるECGおよびPCGデータの１秒間の波形が表
示される（ステップ58）。次に、Ｒ波のピークが正確に
検出されているか否かが判断される（ステップ60）。正
確に検出されていないと判断された場合には、プロセッ
サ22により新たにＲ波のピークが検出されるが、正確に
検出されていると判断された場合には、心臓検査ウィン
ドウの開始点が位置決めされる（ステップ62）ととも
に、その心臓検査ウィンドウ内のデータが一時的に記憶
される（ステップ64）。同時に、正常な心拍の数を計数
するカウンタの計数内容が増加させられて、読み込まれ
たデータの数がステップ54において予め設定された数に
到達するまで継続される。PCGおよびECGデータの表示の
監視は、Ｒ波ピークの検出および心臓検査ウィンドウの
位置決めが自動的に行われる場合には必ずしも実行する
必要はないが、信号の逸脱が発生し得る場合には、測定
者によって表示が監視されることが望ましい。
正常なPCGデータが充分な数だけ検出されたと判断さ
れると（ステップ66）、プロセッサ22において、偏相関
係数の算出が開始される。先ず、第１心拍についての偏
相関係数が決定されるとともに（ステップ68）、第３次
および第４次の偏相関係数の間の偏差が一時的に記憶さ
れる（ステップ70）。以上の作動は、２番目の心拍すな
わち第２心拍についても実行されて（ステップ72,7
4）、Ｎ番目の心拍まで繰り返される（ステップ76,7
8）。全ての心拍に関して偏相関係数，第３および第４
計数がそれぞれ決定されると、それらが平均されてPARC
OR係数が算出される。（ステップ80）。
れると（ステップ66）、プロセッサ22において、偏相関
係数の算出が開始される。先ず、第１心拍についての偏
相関係数が決定されるとともに（ステップ68）、第３次
および第４次の偏相関係数の間の偏差が一時的に記憶さ
れる（ステップ70）。以上の作動は、２番目の心拍すな
わち第２心拍についても実行されて（ステップ72,7
4）、Ｎ番目の心拍まで繰り返される（ステップ76,7
8）。全ての心拍に関して偏相関係数，第３および第４
計数がそれぞれ決定されると、それらが平均されてPARC
OR係数が算出される。（ステップ80）。
続く一連のステップは、出力係数に関するものであ
る。先ず、出力密度を決定するための正規化係数が、第
１心拍について算出される（ステップ82）。この正規化
係数は、単に第１心音と第２心音の各振幅（Ｐ−Ｐ値）
を平均したものである。すなわち、第１心音の振幅の変
化が、第２心音の振幅変化に加算され、且つその加算値
が２分されるのである。このようにして算出された正規
化係数が、高速フーリエ変換ルーチン（fast Fourier t
ransform routine）において用いられることにより、第
１心拍の正規化された出力密度が求められる（ステップ
84）。ステップ82および84の作動は、第２心拍について
も行われ（ステップ86,88）、Ｎ番目の心拍まで繰り返
される（ステップ90,92）。Ｎ番目までの全ての心拍に
ついての正規化出力が決定されると、それら正規化出力
が平均されることにより、出力係数が算出される（ステ
ップ94）。
る。先ず、出力密度を決定するための正規化係数が、第
１心拍について算出される（ステップ82）。この正規化
係数は、単に第１心音と第２心音の各振幅（Ｐ−Ｐ値）
を平均したものである。すなわち、第１心音の振幅の変
化が、第２心音の振幅変化に加算され、且つその加算値
が２分されるのである。このようにして算出された正規
化係数が、高速フーリエ変換ルーチン（fast Fourier t
ransform routine）において用いられることにより、第
１心拍の正規化された出力密度が求められる（ステップ
84）。ステップ82および84の作動は、第２心拍について
も行われ（ステップ86,88）、Ｎ番目の心拍まで繰り返
される（ステップ90,92）。Ｎ番目までの全ての心拍に
ついての正規化出力が決定されると、それら正規化出力
が平均されることにより、出力係数が算出される（ステ
ップ94）。
最後に、PARCOR係数と出力係数とが組み合わされて、
第４図Ａおよび第４図Ｂに示す心臓スクリーニング指数
が表示される（ステップ96）。第４図Ａは、テキサス州
サン・アントニオのヒューマナ病院およびサウスウェス
ト研究所の患者から成る検査グループについてのPARCOR
係数に対応する出力係数を示す図である。図において、
「×」印は冠動脈疾患を持っていることが既に判明して
いる個々の患者を表しており、、「○」印は冠動脈疾患
を持たない個々の患者を表している。また、「☆」印
は、冠動脈疾患は持たないが、弁に疾患を持った患者を
表している。
第４図Ａおよび第４図Ｂに示す心臓スクリーニング指数
が表示される（ステップ96）。第４図Ａは、テキサス州
サン・アントニオのヒューマナ病院およびサウスウェス
ト研究所の患者から成る検査グループについてのPARCOR
係数に対応する出力係数を示す図である。図において、
「×」印は冠動脈疾患を持っていることが既に判明して
いる個々の患者を表しており、、「○」印は冠動脈疾患
を持たない個々の患者を表している。また、「☆」印
は、冠動脈疾患は持たないが、弁に疾患を持った患者を
表している。
図から明らかなように、「○」印に比べて個々の
「×」印の位置関係には明確なパターンがある。先ず、
前述したように、出力係数或いはPARCOR係数のどちらか
が冠動脈疾患の検出に有効であることがわかっている。
特に、比較的低い値のPARCOR係数は患者に疾患がないこ
とを表し、比較的高い値のPARCOR係数は患者に疾患があ
ることを表すのである。同様に、出力係数と冠動脈疾患
との間にも、性質的に関係がある。そして、PARCOR係数
のパターンと出力係数のパターンとを併せて図示するこ
とにより、さらに明確なデータ分析が為されるのであ
る。これらの経験的な値に基づいて、本発明者は、出力
係数とPARCOR係数との間の一次結合、すなわち心臓検査
指数を求めた。第４図に示す「×」印と「○」印との間
の直線についての方程式に基づいて、心臓検査指数（CS
I;Cardiac Screening Index）が次式から求められる。
「×」印の位置関係には明確なパターンがある。先ず、
前述したように、出力係数或いはPARCOR係数のどちらか
が冠動脈疾患の検出に有効であることがわかっている。
特に、比較的低い値のPARCOR係数は患者に疾患がないこ
とを表し、比較的高い値のPARCOR係数は患者に疾患があ
ることを表すのである。同様に、出力係数と冠動脈疾患
との間にも、性質的に関係がある。そして、PARCOR係数
のパターンと出力係数のパターンとを併せて図示するこ
とにより、さらに明確なデータ分析が為されるのであ
る。これらの経験的な値に基づいて、本発明者は、出力
係数とPARCOR係数との間の一次結合、すなわち心臓検査
指数を求めた。第４図に示す「×」印と「○」印との間
の直線についての方程式に基づいて、心臓検査指数（CS
I;Cardiac Screening Index）が次式から求められる。
CSI＝［0.0000358×（出力係数）］ −（PARCOR係数）＋0.375 冠動脈疾患の有無は、上式から求められる心臓検査指
数の正負を確認するだけで検出されるのである。第４図
Ｂは、第４図Ａに示すデータに各々対応するCSIを示し
ている。図からわかるように、正のSCIは冠動脈疾患が
存在することを示しており、負のCSIは冠動脈疾患が存
在しないことを示している。
数の正負を確認するだけで検出されるのである。第４図
Ｂは、第４図Ａに示すデータに各々対応するCSIを示し
ている。図からわかるように、正のSCIは冠動脈疾患が
存在することを示しており、負のCSIは冠動脈疾患が存
在しないことを示している。
ここで、CSIを決定する上式は心音図のSN比などの他
の変数によって影響されるので、上記心臓検査指数に基
づいて疾患の有無を断定することには注意が必要であ
る。しかし、第４図ＡおよびＢに示すように、正のCSI
による検出精度は87.5％であり、また負のCSIによる検
出精度は85％である。
の変数によって影響されるので、上記心臓検査指数に基
づいて疾患の有無を断定することには注意が必要であ
る。しかし、第４図ＡおよびＢに示すように、正のCSI
による検出精度は87.5％であり、また負のCSIによる検
出精度は85％である。
なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であ
り、本発明はその精神を逸脱しない範囲において種々変
更が加えられ得るものである。
り、本発明はその精神を逸脱しない範囲において種々変
更が加えられ得るものである。
第１図は本発明の一実施例である心疾患検出装置の構成
を概略的に示すブロック線図である。第２図は、心臓の
電気的運動およびそれに対応する音響的変化をそれぞれ
対比させて示す図である。第３図は第１図の装置のプロ
セッサの作動を説明するフローチャートである。第４図
Ａおよび第４図Ｂは、経験的な観察に基づく心臓検査指
数をそれぞれ示すグラフである。 12:PCGマイクロフォン（心音図マイクロフォン） 14:PCG増幅器 16:バンドパスフィルタ 18:記録装置（記録手段） 20:デジタイザ（デジタル化手段） 22:プロセッサ（演算手段） 24:キーボード 28:ECG電極（電極） 30:ECG増幅器 34:音響マイクロフォン
を概略的に示すブロック線図である。第２図は、心臓の
電気的運動およびそれに対応する音響的変化をそれぞれ
対比させて示す図である。第３図は第１図の装置のプロ
セッサの作動を説明するフローチャートである。第４図
Ａおよび第４図Ｂは、経験的な観察に基づく心臓検査指
数をそれぞれ示すグラフである。 12:PCGマイクロフォン（心音図マイクロフォン） 14:PCG増幅器 16:バンドパスフィルタ 18:記録装置（記録手段） 20:デジタイザ（デジタル化手段） 22:プロセッサ（演算手段） 24:キーボード 28:ECG電極（電極） 30:ECG増幅器 34:音響マイクロフォン
フロントページの続き (72)発明者 エッチ・ハーバート・ピール アメリカ合衆国 テキサス州 78230 サン・アントニオ クウェイカータウン 3006 (56)参考文献 特開 昭59−67932（ＪＰ，Ａ)
Claims (15)
- 【請求項１】心疾患検出装置であって、 心臓の特定箇所から連続的に発生する複数の心拍から成
る心音を記録する第１記録手段と、 前記複数の心拍から成る心音の第３心音から第４心音に
至る間に得られる心音から求められる多次数の偏相関係
数のうち第３次および第４次偏相関係数の間の平均偏差
を算出する手段と、該複数の心拍における平均出力を決
定する手段と、該平均偏差と該平均出力とを関連づける
ことにより冠動脈疾患の存在を検出する手段と、を含ん
で前記心音の変化を分析する分析手段と、 を含むことを特徴とする心疾患検出装置。 - 【請求項２】前記分析手段は、前記複数の心拍の各々の
第３心音から第４心音に至る間に略設けられるウィンド
ウを通して得られる心音を分析するものである請求項１
に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項３】前記心音に対応して心電図を記録する第２
記録手段をさらに含むものである請求項２に記載の心疾
患検出装置。 - 【請求項４】前記各心拍に対応する前記心電図における
Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークを検出することにより、前記ウ
ィンドウを位置決めするとともに、該各ピークと前記第
３および第４心音とを関連させる手段を、さらに含むも
のである請求項３に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項５】前記分析手段に作動的に接続され、約100
乃至600Hzの周波数帯内に位置する成分の前記心音を濾
波するフィルタ手段をさらに含むものである請求項４に
記載の心疾患検出装置。 - 【請求項６】前記分析手段による分析に先立って前記心
音をデジタル化する手段をさらに含むものである請求項
５に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項７】前記心電図波形を図式的に表示して、前記
ウィンドウを位置決めするために用いられる前記Ｑ−Ｒ
−Ｓ波の各ピークを視認させる表示手段をさらに含むも
のである請求項６に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項８】前記分析手段にて用いられる分析媒介変数
を設定するキーボードをさらに含むものである請求項７
に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項９】外部からのノイズを記録する手段であっ
て、前記分析手段に作動的に接続されて、該ノイズを前
記心音から除去する第３手段をさらに含むものである請
求項８に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項１０】心疾患検出装置であって、 心臓の特定箇所から連続的に発生する複数の心拍から成
る心音を検出する心音図マイクロフォンと、 前記心音に対応して心電図を検出する電極と、 前記心音図マイクロフォンおよび前記電極に接続され
て、前記心音および前記心電図を記録する記録手段と、 前記心電図を図式的に表示して、前記複数の心拍に対応
するＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークが視認されるように表示す
る表示手段と、 前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つと、前記複数
の心拍の各々の第３心音から前記第４心音に至る間の前
記心音を採取するウィンドウとを関連させる手段と、 前記複数の心拍から成る心音の第３心音から第４心音に
至る間に得られる心音から求められる多次数の偏相関係
数のうち第３次偏相関係数および第４次偏相関係数の間
の平均偏差をそれぞれ算出して、該複数の心拍における
平均出力を決定するとともに、該平均偏差と該平均出力
とを関連させて冠動脈疾患の存在を検出する演算手段
と、 を含むことを特徴とする心疾患検出装置。 - 【請求項１１】前記演算手段に接続され、約100乃至600
Hzの周波数帯内に位置する成分の該心音を濾波するフィ
ルタ手段をさらに含むものである請求項10に記載の心疾
患検出装置。 - 【請求項１２】前記演算手段により処理される前に前記
心音をデジタル化する手段をさらに含むものである請求
項10に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項１３】前記心音図マイクロフォンに接続された
PCG増幅器と、前記電極に接続されたECG増幅器と、をさ
らに含むものである請求項10に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項１４】前記演算手段に接続されて、外部からの
ノイズを前記心音から除去する音響マイクロフォンをさ
らに含むものである請求項10に記載の心疾患検出装置。 - 【請求項１５】心疾患検出装置であって、 心臓の特定箇所から連続的に発生する複数の心拍から成
る心音を検出する心音図マイクロフォンと、 前記心音に対応する心電図を検出する電極と、 外部からの音ノイズを前記心音から除去するための音響
マイクロフォンと、 前記心音図マイクロフォンに接続されたPCG増幅器と、 前記電極に接続されたECG増幅器と、 前記PCG増幅器および前記ECG増幅器にそれぞれ接続され
て、前記心音および前記心電図を記録する記録手段と、 前記PCG増幅器に接続されて、約100乃至600Hzの周波数
帯内にある成分の前記心音のみを通過させるバンドパス
フィルタと、 前記バンドパスフィルタおよび前記ECG増幅器に作動的
に接続されて、前記心音および前記心電図をデジタル化
するデジタル化手段と、 前記心電図を図式的に表示させて、前記複数の心拍に対
応するＱ−Ｒ−Ｓ波の各ピークが視認されるように表示
する表示手段と、 前記Ｑ−Ｒ−Ｓ波の各ピークのうちの一つと、前記複数
の心拍の各々の第３心音から前記第４心音に至る間に略
設定される前記ウィンドウとを関連させる手段と、 前記デジタル化手段および前記音響マイクロフォンに接
続されて、前記複数の心拍から成る心音の第３心音から
第４心音に至る間に得られる心音から求められる多次数
の偏相関係数のうち第３次偏相関係数および第４次偏相
関係数の間の平均偏差を算出し、該複数の心拍における
平均出力を決定するとともに、該平均偏差と該平均出力
とを関連させて冠動脈疾患の存在を検出する演算手段
と、 を含むことを特徴とする心疾患検出装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US183,830 | 1988-04-20 | ||
| US07/183,830 US4905706A (en) | 1988-04-20 | 1988-04-20 | Method an apparatus for detection of heart disease |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH021217A JPH021217A (ja) | 1990-01-05 |
| JP2664975B2 true JP2664975B2 (ja) | 1997-10-22 |
Family
ID=22674464
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1017420A Expired - Fee Related JP2664975B2 (ja) | 1988-04-20 | 1989-01-26 | 心疾患検出装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4905706A (ja) |
| JP (1) | JP2664975B2 (ja) |
Families Citing this family (88)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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