JP5190954B2 - Heart artificial Ben'on diagnostic apparatus and program - Google Patents

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Description

本発明は、心臓人工弁の発する音により心臓人工弁の状態、特に機能不全を診断する装置およびプログラムに関する。 The present invention, the state of the heart valve prosthesis by the sound emitted by the heart valve prosthesis, an apparatus and a program for diagnosing a particular dysfunction. なお、本明細書において、機能不全とは、人工弁が正常に機能していない状態、および、人工弁が正常に機能しない状態に至ると予想される状態を含む。 In the present specification, the malfunction, a state in which the prosthetic valve is not functioning properly, and a state where the prosthetic valve is expected to reach the state of not functioning properly.

感染性心内膜炎や異常性心筋拡大により心臓弁に障害が起こり、心臓人工弁置換手術を受けるケースは、現在、日本全国で年間1万例を超える。 Occur Failure to heart valves by or abnormality of the heart muscle enlargement infectious endocarditis, case undergoing cardiac prosthetic valve replacement surgery, currently, more than 1 million cases per year in Japan. しかし,心臓人工弁(以下、単に人工弁とも記す)は,長期間の使用に伴い、血液凝固や生体組織の浸潤等により機能不全を起こし得ることが知られている。 However, heart valve prosthesis (hereinafter, simply referred to as prosthetic valve) is, with the long-term use, it is known that can cause malfunction by infiltration, etc. of the blood coagulation and the living tissue. そのため、人工弁を再度交換する心臓人工弁再置換術を受ける患者は、現在年間約2500人に達している。 Therefore, patients undergoing heart valve prosthesis re-replacement surgery to replace the valve prosthesis again has reached to about 2,500 current year.

現在、人工弁の機能を診断できる方法として、X線透視法が実用化されている。 Currently, as a method capable of diagnosing the functions of the prosthetic valve, X-rays fluoroscopy has been put into practical use. また、心音波形に対して、スペクトル解析を適用する方法(下記非特許文献1〜3参照)や、ウィグナー分布を適用(非特許文献4参照)する方法が提案されている。 Further, with respect to heart sound waveform, a method (see Non-Patent Documents 1 to 3) to apply the spectral analysis and, applying a Wigner distribution (Non-Patent Document 4 reference) How to have been proposed.

しかし、スペクトル解析はスペクトルの時間変化が考慮できずS/N比が悪い、ウィグナー分布を適用する方法は、容易ではない、信頼性が十分ではない、操作が簡便ではない、頻繁に行える方法ではないなどの理由で、実用化には至っていない。 However, spectral analysis S / N ratio is bad can not be considered time variation of the spectrum, a method of applying a Wigner distribution is not easy, is not enough reliable operation is not convenient, in the method frequently performed for reasons such as not, not yet been put to practical use.

X線透視法は実用化されてはいるが、そのための設備は、大がかりな高額(数億円)の設備であり、国内の限られた医療施設にしか設置されていない。 Although X-ray fluoroscopy is is been put to practical use, facilities for that is a large-scale equipment of the expensive (several billion), have not been installed only in the country of limited medical facilities. 従って、検査に多額の費用と時間を要する問題がある。 Therefore, there is a problem that requires a large amount of cost and time for the inspection. また、X線を使用するので生体には侵襲的である欠点もある。 Further, the biological because it uses X-rays are also disadvantages is invasive.

このように、人工弁機能不全は、日常診療の場において簡便に検査する方法が存在せず、早期発見が難しい。 In this way, the prosthetic valve dysfunction, there is no way to easily test in place of the day-to-day practice, it is difficult to early detection. そのため早期かつ簡便に機能不全を診断できることが求められている。 It is required to diagnose the reason early and conveniently dysfunction.

本発明は、上記の課題を解決すべく、人工弁が発生する動作音から、非侵襲、手軽かつ迅速にその機能を診断することができる心臓人工弁音診断装置およびプログラムを提供することを目的とする。 The present invention aims to provide a In order to solve the above problems, the operation sound prosthetic valve occurs, non-invasive, easily and quickly cardiac prosthetic Ben'on diagnostic apparatus and program capable of diagnosing the functions to.

本発明の目的は、以下の手段によって達成される。 An object of the present invention is achieved by the following means.

即ち、本発明に係る心臓人工弁音診断装置は、心臓人工弁の機能不全の診断に利用され得る評価値を計算する装置であって、 That is, cardiac prosthetic Ben'on diagnostic apparatus according to the present invention is an apparatus for calculating an evaluation value that can be utilized in the diagnosis of cardiac insufficiency prosthetic valve,
人工弁を有する心臓の音を測定する測定部と、 A measuring unit for measuring the sound of a heart with a prosthetic valve,
測定された前記音を短時間フーリエ変換する解析部とを備え、 The measured the sound and a analyzer for short-time Fourier transform,
前記解析部が、 The analysis section,
前記短時間フーリエ変換によって得られた値を二乗してスペクトログラムを求め、 Calculated spectrograms squaring the values ​​obtained by the short-time Fourier transform,
前記音中の最大ピーク位置の前の第1期間内にあり、且つ1kHz以上の第1高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF preとし、 Wherein it is in the first period before the maximum peak position in the sound, and the HF pre seeking an average value of the spectrogram in the first high-frequency range above 1 kHz,
前記最大ピーク位置の後の第2期間内にあり、且つ1kHz以上の第2高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF postとし、 The maximum is in the peak in the second period after the position, and the HF post with an average value of the spectrogram in the second high-frequency range above 1 kHz,
前記HF preを前記HF postで除して得られた値を前記評価値として決定することを特徴としている。 It is characterized by determining a value obtained by dividing the HF pre in the HF post as the evaluation value.

上記の心臓人工弁音診断装置において、前記第1期間が、前記最大ピーク位置の10ms前から前記最大ピーク位置までの期間であり、前記第2期間が、前記最大ピーク位置から前記最大ピーク位置の50ms後までの期間であり、前記第1及び第2周波数範囲が、5kHz以上20kHz以下の範囲であることができる。 In the heart artificial Ben'on diagnostic apparatus, the first period, the a period from the previous 10ms maximum peak position to the maximum peak position, the second period, the maximum peak position from the maximum peak position a period until after 50 ms, the first and second frequency range, can be a 20kHz the range above 5 kHz.

また、上記の心臓人工弁音診断装置は、基準値を記録している記録部をさらに備え、前記評価値が前記基準値から所定値以上減少しているか否かによって、前記人工弁の機能不全が診断されることができる。 Also, the cardiac prosthesis Ben'on diagnostic apparatus may further include a recording unit that records the reference value, depending on whether the evaluation value has decreased more than a predetermined value from the reference value, malfunctioning of the valve prosthesis There can be diagnosed.

また、上記の心臓人工弁音診断装置において、前記基準値が、心臓人工弁が正常に機能している状態で得られた複数の前記評価値から決定された値であることができる。 In the above cardiac artificial Ben'on diagnostic apparatus, the reference value may be a plurality of values ​​determined from the evaluation value obtained in a state in which the heart valve prosthesis is functioning properly.

また、上記の心臓人工弁音診断装置において、前記短時間フーリエ変換は、前記音をx(t)、窓関数をw(t)として、 In the above cardiac artificial Ben'on diagnostic apparatus, the short-time Fourier transform, the sound x (t), a window function as w (t),

によって、STFT(t,ω)を求める処理であることができる。 Accordingly, it is possible a process of obtaining a STFT (t, ω).

本発明に係る心臓人工弁音診断プログラムは、心臓人工弁の機能不全の診断に利用され得る評価値を計算するコンピュータ読取可能なプログラムであって、 Heart prosthesis Ben'on diagnostic program according to the present invention is a computer readable program for calculating an evaluation value that can be utilized in the diagnosis of cardiac insufficiency prosthetic valve,
コンピュータに、 On the computer,
人工弁を有する心臓の音を測定する第1機能と、 A first function of measuring the sound of a heart with a prosthetic valve,
測定された前記音を短時間フーリエ変換する第2機能と、 A second function of Fourier transforming said measured sound briefly,
前記短時間フーリエ変換によって得られた値を二乗してスペクトログラムを求める第3機能と、 A third function of obtaining a spectrogram by squaring the value obtained by the short-time Fourier transform,
前記音中の最大ピーク位置の前の第1期間内にあり、且つ1kHz以上の第1高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF preとする第4機能と、 It is in the first period before the maximum peak position in the sound, and the fourth function of the HF pre with and an average value of the spectrogram in the first high-frequency range above 1 kHz,
前記最大ピーク位置の後の第2期間内にあり、且つ1kHz以上の第2高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF postとする第5機能と、 Located in a second period after the maximum peak position, and a fifth function of the HF post with and an average value of the spectrogram in the second high-frequency range above 1 kHz,
前記HF preを前記HF postで除して得られた値を前記評価値として決定する第6機能とを実現させることを特徴としている。 It is characterized in that to realize the sixth function of determining a value obtained by dividing the HF pre in the HF post as the evaluation value.

上記の心臓人工弁音診断プログラムにおいて、前記第1期間が、前記最大ピーク位置の10ms前から前記最大ピーク位置までの期間であり、前記第2期間が、前記最大ピーク位置から前記最大ピーク位置の50ms後までの期間であり、前記第1及び第2周波数範囲が、5kHz以上20kHz以下の範囲であることができる。 In the heart artificial Ben'on diagnostics, the first period, the a period from the previous 10ms maximum peak position to the maximum peak position, the second period, the maximum peak position from the maximum peak position a period until after 50 ms, the first and second frequency range, can be a 20kHz the range above 5 kHz.

また、上記の心臓人工弁音診断プログラムは、前記コンピュータに、基準値を記録する機能をさらに実現させ、前記評価値が前記基準値から所定値以上減少しているか否かによって、前記人工弁の機能不全が診断されることができる。 Also, the cardiac prosthesis Ben'on diagnostic programs, the computer, the reference value further to realize a function for recording, depending on whether the evaluation value has decreased more than a predetermined value from the reference value, the prosthetic valve can malfunction is diagnosed.

また、上記の心臓人工弁音診断プログラムにおいて、前記基準値が、心臓人工弁が正常に機能している状態で得られた複数の前記評価値から決定された値であることができる。 In the above cardiac artificial Ben'on diagnostics, the reference value may be a plurality of values ​​determined from the evaluation value obtained in a state in which the heart valve prosthesis is functioning properly.

また、上記の心臓人工弁音診断プログラムにおいて、前記短時間フーリエ変換が、前記音をx(t)、窓関数をw(t)として、 In the above cardiac artificial Ben'on diagnostics, the short-time Fourier transform, the sound x (t), a window function as w (t),

によって、STFT(t,ω)を求める処理であることができる。 Accordingly, it is possible a process of obtaining a STFT (t, ω).

本発明によれば、心臓人工弁が発生する動作音から、非侵襲、手軽かつ迅速にその機能を診断するために使用され得る評価値HFRを求めることができる。 According to the present invention, can be obtained from the operating sound heart valve prosthesis occurs, non-invasive, the evaluation value HFR that can be used to diagnose easily and quickly its features. 従って、新たに得られたHFRを提示された医師は、そのHFRを過去のHFRと比較することによって、人工弁の機能不全を診断することができる。 Thus, the physician is presented newly obtained HFR, by comparing the HFR and past HFR, it is possible to diagnose the malfunctioning of the prosthetic valve.

また、本発明をコンピュータプログラムまたは携帯型装置として実現すれば、心臓に人工弁を有する人が、簡便に人工弁の状態を把握することが可能になる。 Further, if realizing the present invention as a computer program or a handheld device, a person having a prosthetic valve to the heart is conveniently becomes possible to grasp the state of the prosthetic valve.

以下、本発明に係る実施の形態を、添付した図面に基づいて説明する。 Hereinafter, an embodiment according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

図1は、本発明の実施の形態に係る心臓人工弁音診断装置(以下、単に診断装置とも記す)を示す概略構成図である。 Figure 1 is a heart prosthesis Ben'on diagnostic apparatus according to the embodiment of the present invention (hereinafter, simply referred to as a diagnostic device) is a schematic diagram showing a. 本診断装置は、聴診器1に取り付けられたマイク2と、電気ケーブル(図示せず)を介して伝送されるマイク2の出力信号を採取する測定部3と、データを記録する記録部4と、採取されたデータを解析する解析部5と、測定部3、記録部4及び解析部5の間でデータを伝送するデータバス6とを備えている。 This diagnostic apparatus includes a microphone 2 attached to stethoscope 1, a measuring unit 3 for collecting the output signal of the microphone 2 which is transmitted via an electric cable (not shown), a recording unit 4 that records the data includes an analysis unit 5 for analyzing the collected data, the measurement unit 3, and a data bus 6 for transmitting data between the recording portion 4 and the analyzer 5.

聴診器1のチェストピース7が、心臓に人工弁を有する被験者の胸に当接されることによって、マイク2が心音を電気信号に変換して出力する。 Chest piece 7 of stethoscope 1, by being in contact with the chest of a subject with a prosthetic valve to the heart, the microphone 2 converts the heart sounds into an electric signal. 従って、マイク2は、チェストピース7によって検出される被験者の心音を効率よく採取するのに適した位置に配置されることができる。 Accordingly, the microphone 2 can be arranged in a position suitable subjects of heart sounds detected by the chest piece 7 to efficiently collected. マイク2の大きさ、感度などを考慮して、例えば、チェストピース7及びチューブ8の接合部、チューブ8の途中などに配置され得る。 The size of the microphones 2, etc. in consideration of the sensitivity, for example, the junction of the chest piece 7 and tube 8 may be arranged such in the middle of the tube 8. マイク2の配置位置は、特開2005−525521号公報、特開2008−206593などによって公知であるので説明を省略する。 Position of the microphone 2 will be omitted because it is known JP 2005-525521, JP-such as by JP 2008-206593.

なお、人工弁に置換される心臓弁は主に僧帽弁と大動脈弁とであり、その位置が異なる。 Incidentally, heart valve is replaced by a prosthetic valve is in a predominantly mitral and aortic valve, the position is different. 従って、本発明において心音を測定する場合、置換されている人工弁を考慮して、被験者の胸の適切な位置にチェストピース7が当接されることが望ましい。 Therefore, when measuring the heart sound in the present invention, in view of the prosthetic valve being replaced, it is desirable to chestpiece 7 is brought into contact with appropriate positions of the chest of the subject. これは医師によって容易に行われ得る。 This can be done easily by a physician.

測定部3は、マイク2からのアナログ信号を、所定の時間間隔でサンプリングしてディジタルデータとして採取する。 Measurement unit 3, the analog signal from the microphone 2, taken as digital data by sampling at predetermined time intervals. マイク2からの信号は、イコライザやアンプを介した後に、採取されてもよい。 Signal from the microphone 2, after through the equalizer and amplifier may be harvested.

記録部4、解析部5および内部バス6には、例えばコンピュータを使用することができ、その場合、解析部5は、演算処理装置(CPU)、一時記憶装置(RAM)などで構成される。 Recording unit 4, the analyzer 5 and the internal bus 6, for example, can use a computer, in which case, the analysis unit 5, processing unit (CPU), composed of such temporary memory (RAM). さらに、測定部3の機能を有するコンピュータ用拡張ボードを内部バス6に搭載すれば、それらを一体に構成することができる。 Furthermore, the expansion board computer having the function of measuring unit 3 when mounted to the internal bus 6, they can be integrally formed.

解析部5は、例えば記録部4から解析対象のデータを読み出し、後述する解析処理を実行する。 Analysis unit 5, for example reads the data to be analyzed from the recording unit 4 executes the analysis processing described later. この解析結果を用いて、例えば医師によって、心臓人工弁が正常に機能しているか否かが判断され得る。 Using this analysis result, for example by a physician, whether the cardiac valve prosthesis is functioning properly can be determined.

本心臓人工弁音診断装置の動作について、図2に示したフローチャートに基づいて具体的に説明する。 The operation of the heart prosthesis Ben'on diagnostic apparatus will be described in more detail with reference to the flowchart shown in FIG. なお、以下の説明において、解析部5は、内部の一時記憶装置を、記録部4から読み出したデータの記憶領域、計算のワーク領域、計算の途中結果の記憶領域などに利用して、各処理を行うこととする。 In the following description, the analysis unit 5, the interior of the temporary storage device, the storage area of ​​the data read out from the recording unit 4, the calculation of the work area, by using such a storage area of ​​the intermediate results of calculations, each processing to be performed.

ステップS1において、解析部5は、測定対象の被験者を特定する情報(以下「被験者コード」と記す)の入力を受け付ける。 In step S1, the analyzing unit 5 receives an input of information for identifying a subject to be measured (hereinafter referred to as "subject code"). 過去に入力されたことがないコードであった場合、新規に記録部4に記録される。 If it was not to have been inputted in the past code, it is recorded in the recording unit 4 to the new. なお、入力手段には、コンピュータ用キーボードやマウスなどを使用することができる。 Note that the input means can be used such as a keyboard or computer mouse.

ステップS2において、測定部3が、上記したようにマイク2からの信号を採取する。 In step S2, the measurement unit 3, and collecting the signal from the microphone 2 as described above. 採取されたデータの一例を図3に示す。 An example of sampled data shown in FIG. 縦軸、横軸はそれぞれ振幅(電圧)、時間を表す。 Ordinate, respectively quadrature amplitude (voltage), representing the time. 図3の中段および下段のグラフは、人工弁音(人工弁に置換された心臓による心音)を示しており、上段は通常心音(心臓人工弁置換術を受けていない人の心音)を示す。 Middle and lower graphs of Fig. 3 shows an artificial Ben'on (heart sounds from heart substituted with prosthetic valve), the upper part shows a normal heart sounds (human heart sounds not undergoing cardiac prosthetic valve replacement). 図3では、心音の最大ピーク位置を基準(時間0ms)として、−20ms〜+40msの範囲を示す。 In Figure 3, the maximum peak position of the heart sound as a reference (time 0ms), indicating the range of -20ms~ + 40ms.

ステップS3において、解析部5は、ステップS2で採取されたデータについてスペクトログラム解析を行う。 In step S3, the analysis unit 5 performs spectrogram analysis of data taken at step S2. 具体的には、解析部5は、読み出したデータを次式で表されるSTFT(Short-Time Fourier Transformation)によって変換し、変換後の値を二乗してスペクトログラムを求める。 Specifically, the analysis unit 5 converts the STFT represented data read by the following formula (Short-Time Fourier Transformation), obtaining the spectrogram by squaring the value after conversion.

ここで、w(t)は測定データ中から所定の時間範囲のデータを処理対象とするための窓関数である。 Here, a window function for a w (t) is processed data of a predetermined time range from in the measurement data. 窓関数には、一般的に使われる公知のハミング窓、ガウス窓、ブラックマン窓等を使用することができる。 The window function, known Hamming window commonly used, Gaussian window, a Blackman window or the like can be used. x(t)は変換前のデータであり、STFT(t,ω)(X(t,ω)とも記す)は変換後のデータである。 x (t) is the data before conversion, (also referred to as X (t, ω)) STFT (t, ω) is the data after conversion. X(t,ω)を、変換前のデータx(t)を用いてSTFT{x(t)}とも表す。 X a (t, ω), also denoted STFT {x (t)} using a pre-conversion data x (t). STFT{x(t)}、即ちX(t,ω)は、x(τ)w(τ−t)のフーリエ変換係数であり、時間および周波数空間における、信号の位相および振幅を表す。 STFT {x (t)}, i.e. X (t, ω) is the Fourier transform coefficients of x (τ) w (τ-t), in time and frequency space, representing the phase and amplitude of the signal.

スペクトログラムは、|X(t,ω)| 2によって求められる。 Spectrogram, | X (t, ω) | is determined by 2. 図4にスペクトログラムの一例を示す。 It shows an example of the spectrogram in FIG. 縦軸は周波数f(kHz)(f=ω/(2π))、横軸は時間t(ms)である。 The vertical axis represents the frequency f (kHz) (f = ω / (2π)), the horizontal axis represents time t (ms). 各段の図は、図3の対応する段のデータを変換して得られた結果である。 Figure of each stage, the result obtained by converting the data of the corresponding stage of FIG. 図4の上段のデータから、通常心音では1kHz未満の周波数成分のみを含んでいることが分かる。 From the top of the data of FIG. 4, it is found to contain only frequency components below 1kHz in normal heart sounds. 一方、中段及び下段のデータから、人工弁音は1kHz〜20kHzの高周波成分をも含んでいることが分かる。 On the other hand, the middle and lower data, artificial Ben'on it is seen that also contains a high frequency component of 1KHz~20kHz. この結果は、非特許文献2の知見と整合している。 This result is consistent with the finding of non-patent document 2.

ステップS4において、解析部5は、ステップS3で得られたスペクトログラム|X( In step S4, the analysis unit 5, spectrogram obtained in step S3 | X (
t,ω)| 2から、次式によって評価値HFR(High Frequency Rate)を求める。 t, ω) | 2, seek an evaluation value HFR by the following equation (High Frequency Rate).
HFR=10 log[HF pre /HF post ][dB] HFR = 10 log [HF pre / HF post] [dB]
ここで、HF preは、心音波形(図3参照)の最大ピーク位置の10ms前から最大ピーク位置までの期間(−10ms〜0ms)における、5kHz以上20kHz以下の周波数範囲の平均スペクトログラムである。 Here, HF pre is the period from the previous 10ms at the maximum peak position of the heart sound waveform (see FIG. 3) to the maximum peak position (-10Ms~0ms), the average spectrogram of 20kHz or less in the frequency range above 5 kHz. また、HF postは、心音波形の最大ピーク位置からその後50msまでの期間(0ms〜50ms)における、5kHz以上20kHz以下の周波数範囲の平均スペクトログラムである。 Further, HF post is in the period from the maximum peak position of the heart sound waveform thereafter until 50ms (0ms~50ms), the average spectrogram of 20kHz or less in the frequency range above 5 kHz. HF preおよびHF postはデシベル値として求められる。 HF pre and HF post is obtained as a decibel value. 計算されたHFRは、被験者コードに対応させて記録部4に記録される。 Calculated HFR is recorded in the recording unit 4 in correspondence with the subject code. このとき、ステップS2で心音データを採取した年月日の情報を付加して記録することが望ましい。 In this case, it is desirable to record by adding date information taken heart sounds data in step S2.

ステップS5において、ステップS1で入力された被験者コードに対応するHFRが記録部4に記録されているか否かを判断する。 In step S5, HFR corresponding to the subject code entered in step S1 it is determined whether or not recorded in the recording unit 4. 記録されていた場合、ステップS6に移行し、記録されていなかった場合、終了する。 If it was recorded, the process proceeds to step S6, if not recorded, and ends.

ステップS6において、ステップS1で入力された被験者コードに対応させて記録部4に記録されている過去のデータ(人工弁が正常に機能している状態で得られたHFR)を読み出し、ステップS4で計算されたHFRと比較し、その結果を提示する。 In step S6, it reads the historical data recorded in the recording unit 4 in correspondence with the subject code entered in step S1 (HFR obtained in a state in which the prosthetic valve is functioning properly), in step S4 compared with calculated HFR, and presents the results. 例えば、過去のHFRの平均値HFR avと今回計算されたHFR 0との差ΔHFR=HFR av −HF For example, the difference between the average value HFR av and the currently calculated HFR 0 past HFR ΔHFR = HFR av -HF
0を提示する。 Presenting the R 0. 例えば、液晶やCRTなどの表示装置に、差ΔHFRを表示する。 For example, a display device such as a liquid crystal, a CRT, or to view the differences DerutaHFR.

上記したように、HFRは人工弁が発生する高周波成分を表しているので、人工弁に血栓が付着するなどした場合、発生する高周波成分が減少する。 As described above, HFR is because it represents the high frequency component prosthetic valve occurs, when such thrombus adheres to the prosthetic valve, the high-frequency component is reduced to occur. 従って、同じ被験者について定期的に心音を測定し、HFRを計算して記録しておけば、医師は、新たに計算されたHFRが、過去のHFRからどの程度減少しているかに応じて、人工弁の機能不全を診断することができる。 Therefore, periodically measure the heart sound for the same subject, if recorded by calculating the HFR, the physician newly calculated HFR, depending on how much reduced from past HFR, artificial it is possible to diagnose a malfunction of the valve. 例えば、ΔHFR≦aであれば、人工弁は正常に機能していると判断し、HFRがこの範囲を逸脱していれば、人工弁は機能不全にあると判断することができる。 For example, if the ΔHFR ≦ a, determines that the prosthetic valve is functioning properly, if the HFR is outside this range, the artificial valve can be determined to be in failure. 基準値aは、人工弁が正常に機能している状態で、定期的に得られたHFRの変動の程度から設定することができ、例えばa=3dBである。 Reference value a, in a state in which the prosthetic valve is functioning properly, it is possible to set the degree of variation in the HFR obtained periodically, for example a = 3 dB.

上記では、同じ被験者について、過去のHFRの平均値と新たに計算されたHFRとの差ΔHFRを提示する場合を説明したが、これに限定されない。 In the above, for the same subject, a case has been described to present a difference ΔHFR between the average value and the newly calculated HFR past HFR, not limited to this. 過去の複数のHFRの代表値を用いればよく、例えば平均値の代わりに中間値を用いてもよい。 May be used a representative value of a plurality of past HFR, it may be used an intermediate value instead of for example the average value. また、過去のHFRと新規に計算されたHFRとを合わせて、例えば時系列のグラフとして提示してもよい。 It may also be present together with HFR calculated past HFR and new, as a graph of the time series, for example. この場合、医師は、HFRの変化傾向から、人工弁の機能不全を診断することができる。 In this case, the physician can from the change trend of the HFR, diagnosing dysfunction of the prosthetic valve.

また、人工弁が正常に機能している状態でも、HFRは個人によって変化すると考えられるので、個人毎に評価基準を設定する(例えば、上記の基準値aを個人毎に設定する)ことが望ましい。 Further, even when the prosthetic valve is functioning properly, HFR since considered to change by an individual, to set the evaluation criteria for each person (e.g., set to each person the above reference value a) it is desirable . しかし、人工弁に機能不全が生じた場合、緊急の再置換手術が必要となり、上記した測定を行うことができないことが多いので、個人毎に評価基準を設定することは容易ではない。 However, if the resulting dysfunction artificial valves, emergency revision surgery is required, since it is often not possible to perform measurement as described above, it is not easy to set the evaluation criteria for each person. そこで、上記したように差ΔHFRを使用すれば、別の被験者のデータから得られた基準値a、または、異なる複数の被験者のデータから得られた基準値aを使用して、被験者に依らずに人工弁の機能不全の診断を行うことができる。 Therefore, using the difference ΔHFR as described above, obtained from the data of another subject reference value a or, by using the reference value a obtained from the data of a plurality of different subjects, regardless of the subject it is possible to perform the diagnosis of dysfunction of the prosthetic valve in.

また、上記で、HF preをそのまま使用せずに、HF postで除した値を評価値HFRとしたのは、ノイズの影響を除去し、ノーマライズ(規格化)するためである。 Further, in the above, without directly using HF pre, it was used as an evaluation value HFR a value obtained by dividing the HF post is to remove the influence of noise, in order to normalize (normalized). ノイズは測定状態によって変化すると考えられるので、高周波成分が発生せずノイズのみが含まれている領域(周波数帯及び時間帯で指定)のHF postによってHF preを除することが、診断の信頼性にとって重要である。 Since the noise is considered to change by the measurement condition, dividing the HF pre with HF post areas high frequency component contains only noise does not occur (designated by a frequency band and a time band), diagnostic reliability it is important for.

また、HF preは、上記したように時間帯が−10ms〜0msであり、且つ周波数帯が5kHz〜20kHzである領域で計算された値に限定されない。 Further, HF pre is the time zone as described above is -10Ms~0ms, and the frequency band is not limited to the value calculated by the region is 5KHz~20kHz. 時間帯は、心音波形の最大ピーク位置の近傍であり、最大ピーク位置の前の所定の時間帯であることができる。 Time zone is the vicinity of the maximum peak position of the heart sound waveform may be a predetermined time period before the maximum peak position. また、周波数帯は、通常心音に含まれない周波を含む所定の高周波数帯、例えば1kHz以上20kHz以下であることができる。 Also, the frequency band, a predetermined high frequency band including a frequency not normally included in the heart sounds can be, for example, at 1kHz or 20kHz or less. 同様に、HF postは、時間帯が0ms〜50msであり、且つ周波数帯が5kHz〜20kHzである領域で計算された値に限定されない。 Similarly, HF post is the time zone 0Ms~50ms, and the frequency band is not limited to the value calculated by the region is 5KHz~20kHz. 時間帯は、高周波成分を含んでいない所定の時間帯であることができる。 Time period may be a predetermined time period that does not include high-frequency components. 周波数帯については、HF postと同様である。 The frequency band is the same as the HF post.

また、評価値HFRは、デシベル値でなくてもよい。 In addition, the evaluation value HFR may not be a decibel value. 例えば、HF pre /HF postを、 For example, the HF pre / HF post,
そのままHFRとしてもよい。 It may be used as the HFR.

また、スペクトログラム解析は、上記のSTFTに限らず、心音の最大ピークの前後の所定期間におけるスペクトログラムが得られる方法であればよい。 Also, the spectrogram analysis is not limited to the above STFT, it may be a method of spectrograms obtained in a predetermined period before and after the maximum peak of the heart sound.

また、本診断装置が病院などの医療機関に設置され、医師が診断する場合に限らず、心臓人工弁を有する人自身が診断することもできる。 Further, the diagnostic apparatus is installed in a medical institution such as a hospital, not only when the physician to diagnose, themself with cardiac valve prosthesis can also be diagnosed. 例えば、上記の機能をコンピュータプログラムによって実現し、個人所有のコンピュータにそのコンピュータプログラムをインストールすれば、個人が定期的に測定し、得られた結果(HFRなど)を記録しておくことができ、自分で人工弁の状態を判断することができる。 For example, the above functions realized by a computer program, by installing the computer program on a privately owned computer, individuals taking periodic measurements can be recorded the results obtained (including HFR), it is possible to determine the state of the prosthetic valve on their own. また、携帯型の専用装置として実現することも可能である。 It is also possible to realize a portable dedicated device. それらの場合、聴診器は、通常の聴診器である必要はなく、少なくともチェストピースとマイクとを備えていればよい。 In those cases, stethoscope, need not be normal stethoscope, it is sufficient and at least chestpiece and microphone.

また、心音の測定のみを個人が行い、インターネットなどの通信手段を介して測定データが医療機関に伝送され、解析及びHFRの計算を医療機関で行ってもよい。 Further, performs only measurements of heart sounds individuals, the measurement data through the communication means such as the Internet is transmitted to the medical institution, the calculation of the analysis and HFR may be performed in a medical institution.

以下に実施例を示し、本発明の特徴とするところをより一層明確にする。 The following examples, the place where the features of the present invention even more clearly.

18人の被験者を対象として、上記で説明したように、心音データを測定し、HFRを求めた。 18 subjects as a target, as described above, to measure the heart sound data to obtain the HFR. 18人(31〜90歳)のうち、16人(男性5人、女性11人。Sub1〜8、Sub10〜17で表す)が、僧帽弁又は大動脈弁が人工弁に置換されており、2人(男性。Sub9および18で表す)が心臓人工弁を有さない。 Of the 18 patients (31-90 years), 16 patients (5 males, 11 females .Sub1~8, represented by Sub10~17) is the mitral valve or aortic valve has been substituted with a prosthetic valve, 2 people (represented by men .Sub9 and 18) does not have a heart valve prosthesis. 心音の測定は、仰臥状態の被験者の胸に、衣服などを介さず直接、聴診器のチェストピースを当て、心臓人工弁音が最大になる位置で行った。 Measurements of heart sounds, the subject of the chest supine state, directly not through and clothing, against the chest piece of the stethoscope was performed at a position where the heart prosthesis Ben'on is maximized. 聴診器には、リットマンマスター クラシックII ステソスコープ(Littmann Master Classic II Stethoscope、住友スリーエム社製)を使用し、小型マイク(AT805F、オーディオテクニカ社製)をチェストピースとの接合部のチューブ内に配置した。 The stethoscope, using Littman Master Classic II Sutesosukopu (Littmann Master Classic II Stethoscope, manufactured by Sumitomo 3M Ltd.), a small microphone (AT805F, Audio-Technica Corporation) was placed in the tube of the junction between the chestpiece . マイクからの信号の採取、即ち録音には、A/D変換器(UA−1000、エディロール社製)を用い、サンプリング周波数44.1kHz、16ビットでデータを採取し、コンピュータのハードディスクに記録した。 Collecting signals from the microphone, i.e. the record, using the A / D converter (UA-1000, manufactured by Edirol Corporation), sampling frequency 44.1 kHz, the data were taken at 16-bit, and recorded on the hard disk of the computer . 録音時間は、被験者毎に約10〜20秒間であり、10回以上の測定を行った。 Recording time is about 10 to 20 seconds every subject, was performed for 10 or more times of the measurement. 結果を、図5〜8に示す。 The results, shown in Figure 5-8.

図5は、測定された心音波形の一例を示すグラフである。 Figure 5 is a graph showing an example of the measured heart sound waveform. (a)は通常心音であり、(b)及び(c)は人工弁音である。 (A) is usually heart, (b) and (c) is a prosthetic valve sounds. なお、人工弁音は、2つの主たる音を含んでいる。 Incidentally, the artificial Ben'on includes two main sound. それらは、心室の収縮の初期において僧帽弁及び三尖弁が閉鎖することにより、血液の逆流がブロックされることによって発生する第1音と、心室の収縮の終期において大動脈弁及び肺動脈弁が閉鎖することにより、血液の逆流がブロックされることによって発生する第2音である。 They by mitral and tricuspid valve closure in the initial ventricular contraction, the first sound produced by the backflow of blood is blocked, the aortic and pulmonary valves at the end of ventricular contraction by closing a second sound generated by the backflow of blood it is blocked.

図6は、図5のデータを上記したように処理して得られたスペクトログラムを示す図である(ステップS3参照)。 Figure 6 is a diagram showing a spectrogram obtained was treated as described above the data of FIG. 5 (see step S3).

図7は、全被験者(Sub1〜18)について得られたスペクトログラムから、上記したように求められたHF pre及びHF postを示すグラフである(ステップS4参照)。 7, from the obtained spectrogram for all subjects (Sub1~18), is a graph showing the HF pre and HF post obtained as described above (see step S4). 黒丸がHF preを表し、白丸がHF postを表す。 Black circle represents the HF pre, white circles represent the HF post. それぞれ、10回の測定データから得られた平均値とエラーバーで表している。 Respectively, it is represented by 10 times the mean value and error bars obtained from the measured data. これらは、統計的に有意差1%で異なる。 These are statistically different significance 1%. 人工弁音のHF pre及びHF postには個人差が見られるが、これは、被験者によって心臓人工弁の機種、脂肪の厚さ、血圧などが異なることによるものである。 Although individual differences are observed in the HF pre and HF post of the prosthetic valve sound, which is due to the type of heart valve prosthesis by the subject, the thickness of the fat, blood pressure, etc. differ.

図7から、心臓人工弁を有しない被験者(Sub9、18)については、HF pre及びHF postがほぼ同じ値であることが分かる。 7, for the subjects (Sub9,18) having no heart valve prosthesis, it is understood HF pre and HF post are substantially the same value. 一方、心臓人工弁を有する被験者(Sub1〜8、Sub10〜17)については、HF pre及びHF postが異なる値であり、HF preがHF postよりも大きい。 On the other hand, the subject (Sub1~8, Sub10~17) having a heart valve prosthesis for a HF pre and HF post different values, HF pre is greater than HF post. これらのことから、心音の最大ピークの直前10msの間(−10〜0ms)に、人工弁による高周波成分が含まれていることが確認できた。 For these reasons, during the immediately preceding 10ms maximum peak heart sound (-10~0ms), was confirmed to contain high frequency components due to the prosthetic valve.

図8は、全被験者(Sub1〜18)について得られたHF pre及びHF postから、上記したように求められたHFRを示すグラフである(ステップS4参照)。 8, the HF pre and HF post obtained for all subjects (Sub1~18), is a graph showing the HFR obtained as described above (see step S4). 図8から、心臓人工弁を有しない被験者(Sub9、18)については、HFR=0であることが分かる。 8, for the subjects (Sub9,18) having no heart valve prosthesis, it is understood that the HFR = 0. 一方、心臓人工弁を有する被験者(Sub1〜8、Sub10〜17)については、HFRは0とは異なる正の値であることが分かる。 On the other hand, the subject (Sub1~8, Sub10~17) having a heart valve prosthesis for, HFR, it is understood that different positive values ​​and 0. 従って、心臓人工弁音に含まれる高周波成分を定量化できたと言える。 Therefore, it can be said that could quantify the high frequency components included in the cardiac artificial Ben'on.

以上のように、本発明によれば、人工弁音に含まれる高周波成分をHFRによって定量化できるので、HFRが心臓人工弁の機能不全の診断に有効であることが分かる。 As described above, according to the present invention, since the high-frequency component contained in the artificial Ben'on be quantified by HFR, it can be seen that HFR is effective in the diagnosis of cardiac insufficiency prosthetic valve. 例えば、定期的にHFRを観測、記録しておき、新たに求めたHFRが、過去のHFRから大きく変化した場合、心臓人工弁の機能不全と診断することができる。 For example, regularly observed HFR, Keep track, HFR the newly required, when changed significantly from past HFR, can be diagnosed as dysfunctional heart valve prosthesis.

本発明の実施の形態に係る心臓人工弁音診断装置を示す概略構成図である。 It is a schematic diagram illustrating a cardiac prosthesis Ben'on diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. 本診断装置の動作を説明するフローチャートである。 Is a flow chart for explaining an operation of the diagnostic device. マイクによって採取された信号の一例を示すグラフである。 Is a graph showing an example of a signal collected by the microphone. スペクトログラムを示す図である。 It is a diagram showing a spectrogram. 実施例で得られた心音の一例を示すグラフである。 Is a graph showing an example of a heart obtained in Example. 実施例で得られたスペクトログラムの一例を示す図である。 Is a diagram illustrating an example of a spectrogram obtained in Example. 実施例の各被験者について得られたHF pre及びHF postを示すグラフである。 It is a graph showing the resulting HF pre and HF post for each subject embodiment. 実施例の各被験者について得られたHFRを示すグラフである。 Is a graph showing the HFR obtained for each subject embodiment.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 聴診器2 マイク3 測定部4 記録部5 解析部6 内部バス7 チェストピース8 チューブ及び耳管 1 stethoscope 2 microphone 3 measurement unit 4 recording unit 5 analyzer 6 internal bus 7 chestpiece 8 tube and the ear canal

Claims (10)

  1. 心臓人工弁の機能不全の診断に利用され得る評価値を計算する装置であって、 An apparatus for calculating an evaluation value that can be utilized in the diagnosis of cardiac insufficiency prosthetic valve,
    人工弁を有する心臓の音を測定する測定部と、 A measuring unit for measuring the sound of a heart with a prosthetic valve,
    測定された前記音を短時間フーリエ変換する解析部とを備え、 The measured the sound and a analyzer for short-time Fourier transform,
    前記解析部が、 The analysis section,
    前記短時間フーリエ変換によって得られた値を二乗してスペクトログラムを求め、 Calculated spectrograms squaring the values ​​obtained by the short-time Fourier transform,
    前記音中の最大ピーク位置の前の第1期間内にあり、且つ1kHz以上の第1高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF preとし、 Wherein it is in the first period before the maximum peak position in the sound, and the HF pre seeking an average value of the spectrogram in the first high-frequency range above 1 kHz,
    前記最大ピーク位置の後の第2期間内にあり、且つ1kHz以上の第2高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF postとし、 The maximum is in the peak in the second period after the position, and the HF post with an average value of the spectrogram in the second high-frequency range above 1 kHz,
    前記HF preを前記HF postで除して得られた値を前記評価値として決定することを特徴とする心臓人工弁音診断装置。 Heart prosthesis Ben'on diagnostic apparatus and determines the value obtained by dividing the HF pre in the HF post as the evaluation value.
  2. 前記第1期間が、前記最大ピーク位置の10ms前から前記最大ピーク位置までの期間であり、 The first period is a period from the previous 10ms of the maximum peak position to the maximum peak position,
    前記第2期間が、前記最大ピーク位置から前記最大ピーク位置の50ms後までの期間であり、 The second period is a period from the maximum peak position until after 50ms of the maximum peak position,
    前記第1及び第2周波数範囲が、5kHz以上20kHz以下の範囲であることを特徴とする請求項1に記載の心臓人工弁音診断装置。 It said first and second frequency range, cardiac artificial Ben'on diagnostic apparatus according to claim 1, which is a 20kHz the range above 5 kHz.
  3. 基準値を記録している記録部をさらに備え、 Further comprising a recording unit which records a reference value,
    前記評価値が前記基準値から所定値以上減少しているか否かによって、前記人工弁の機能不全が診断されることを特徴とする請求項1又は2に記載の心臓人工弁音診断装置。 Depending on whether the evaluation value has decreased more than a predetermined value from the reference value, the heart artificial Ben'on diagnostic apparatus according to claim 1 or 2 dysfunction of the prosthetic valve, characterized in that it is diagnosed.
  4. 前記基準値が、心臓人工弁が正常に機能している状態で得られた複数の前記評価値から決定された値であることを特徴とする請求項3に記載の心臓人工弁音診断装置。 The reference value is, cardiac artificial Ben'on diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the heart valve prosthesis is a plurality of values ​​determined from the evaluation value obtained in a state that is functioning properly.
  5. 前記短時間フーリエ変換が、前記音をx(t)、窓関数をw(t)として、 The short-time Fourier transform, the sound x (t), a window function as w (t),
    によって、STFT(t,ω)を求める処理であることを特徴とする請求項1〜4の何れか1項に記載の心臓人工弁音診断装置。 By, STFT (t, ω) cardiac prosthetic Ben'on diagnostic apparatus according to claim 1, characterized in that the process of obtaining the.
  6. 心臓人工弁の機能不全の診断に利用され得る評価値を計算するコンピュータ読取可能なプログラムであって、 A computer-readable program for calculating an evaluation value that can be utilized in the diagnosis of cardiac insufficiency prosthetic valve,
    コンピュータに、 On the computer,
    人工弁を有する心臓の音を測定する第1機能と、 A first function of measuring the sound of a heart with a prosthetic valve,
    測定された前記音を短時間フーリエ変換する第2機能と、 A second function of Fourier transforming said measured sound briefly,
    前記短時間フーリエ変換によって得られた値を二乗してスペクトログラムを求める第3機能と、 A third function of obtaining a spectrogram by squaring the value obtained by the short-time Fourier transform,
    前記音中の最大ピーク位置の前の第1期間内にあり、且つ1kHz以上の第1高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF preとする第4機能と、 It is in the first period before the maximum peak position in the sound, and the fourth function of the HF pre with and an average value of the spectrogram in the first high-frequency range above 1 kHz,
    前記最大ピーク位置の後の第2期間内にあり、且つ1kHz以上の第2高周波数範囲内にある前記スペクトログラムの平均値を求めてHF postとする第5機能と、 Located in a second period after the maximum peak position, and a fifth function of the HF post with and an average value of the spectrogram in the second high-frequency range above 1 kHz,
    前記HF preを前記HF postで除して得られた値を前記評価値として決定する第6機能とを実現させることを特徴とする心臓人工弁音診断プログラム。 Heart prosthesis Ben'on diagnostics, characterized in that to realize the sixth function of determining a value obtained by dividing the HF pre in the HF post as the evaluation value.
  7. 前記第1期間が、前記最大ピーク位置の10ms前から前記最大ピーク位置までの期間であり、 The first period is a period from the previous 10ms of the maximum peak position to the maximum peak position,
    前記第2期間が、前記最大ピーク位置から前記最大ピーク位置の50ms後までの期間であり、 The second period is a period from the maximum peak position until after 50ms of the maximum peak position,
    前記第1及び第2周波数範囲が、5kHz以上20kHz以下の範囲であることを特徴とする請求項6に記載の心臓人工弁音診断プログラム。 It said first and second frequency range, cardiac artificial Ben'on diagnostic program according to claim 6, characterized in that the 20kHz the range above 5 kHz.
  8. 前記コンピュータに、基準値を記録する機能をさらに実現させ、 The computer further to implement a function of recording the reference value,
    前記評価値が前記基準値から所定値以上減少しているか否かによって、前記人工弁の機能不全が診断されることを特徴とする請求項6又は7に記載の心臓人工弁音診断プログラム。 Depending on whether the evaluation value has decreased more than a predetermined value from the reference value, the heart artificial Ben'on diagnostic program according to claim 6 or 7 dysfunction of the prosthetic valve, characterized in that it is diagnosed.
  9. 前記基準値が、心臓人工弁が正常に機能している状態で得られた複数の前記評価値から決定された値であることを特徴とする請求項8に記載の心臓人工弁音診断プログラム。 The reference value is, cardiac artificial Ben'on diagnostic program according to claim 8, characterized in that a plurality of values ​​determined from the evaluation value obtained in a state in which the heart valve prosthesis is functioning properly.
  10. 前記短時間フーリエ変換が、前記音をx(t)、窓関数をw(t)として、 The short-time Fourier transform, the sound x (t), a window function as w (t),
    によって、STFT(t,ω)を求める処理であることを特徴とする請求項6〜9の何れか1項に記載の心臓人工弁音診断プログラム。 By, STFT (t, ω) cardiac artificial Ben'on diagnostic program according to any one of claims 6-9, characterized in that the process of obtaining the.
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