JP6043920B2 - 胎児心電位信号抽出プログラム、胎児心電位信号判別装置及びこれを用いた妊婦見守りシステム - Google Patents

Description

本発明は、妊婦の母体から非侵襲的（痛みや危険を伴わず）に胎児の心拍を示す電位信号を判別し、取得する装置・方法に関する。

妊娠中の母体から胎児の心拍を示す信号若しくは心電図そのものを検出することができれば、胎児の健康状態を観察することができる。また、これにより例えば、早産し易い状況を早期に発見することもできる。しかしながら、元々、胎児の信号は非常に微弱なものであり、それを、母体上で検出することは容易ではない。測定機器自身が持つノイズや、外来ノイズの影響も、さらに検出を困難にする。また、母体の腹部で検出できる胎児の信号は母体の信号と渾然一体となるので、胎児の信号を峻別することが難しい。

かかる困難を排除して胎児心電図信号を抽出するための方法・装置が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。この方法・装置によれば、胎児の心拍の周期を検出する超音波センサを母体に取り付け、この超音波センサの出力から参照信号を生成する。また、母体の腹部及び胸部にもそれぞれ電極が取り付けられ、生体電位信号が検出される。そして、上記の参照信号に基づいて、生体電位信号から胎児心電図信号を抽出する、とされている。

なお、心電図ではないが、胎児の心拍を測定する装置として、一般に超音波ドップラー法に基づく測定装置が用いられている。このような測定装置は、妊婦の腹部に当てたプローブから超音波を発し、胎児の心臓の拍動を、ドップラー効果を利用して測定するよう構成されている。

また、妊婦の腹部において計測した生体電位データを独立成分分析することで、胎児心拍を特定する技術も開示されている（特許文献２参照）。特許文献２に開示されている技術では、心電位データを独立成分分析して得られた複数の独立信号の中から、それぞれの独立信号に見出される全エネルギーのパーセンテージを参照して、胎児心電位信号をオペレータが選択することが開示されている。

さらに別の技術として、妊婦の腹部において計測した生体電位データを独立成分分析し、母体心拍と胎児心拍とを心拍数の周波数帯域をもとに識別する技術や、母体心拍と胎児心拍とのそれぞれの心電位パターンのテンプレートとの相関をもとに母体心拍と胎児心拍とを識別する技術も提案されている（特許文献３参照）。

特開２００６−２０４７５９号公報 特表２００５−５０３８８３号公報 特開２００９−１６０４１０号公報

上記のような超音波を用いて胎児心電図信号を抽出するための方法・装置では、妊婦の腹部及び胸部にそれぞれ電極を取り付ける必要がある他、超音波センサも必要である。また、この超音波センサの出力から参照信号を生成する処理も必要である。そのため、装置が全体として複雑化し、電極や超音波センサを装着する作業にも経験が必要である。従って、医療機関以外で利用できるような装置ではない。

一方、超音波ドップラー法による測定装置は、胎児の心臓に正面から超音波を当てて反射波を捉えなければ、心拍の測定ができない。特に、妊娠１５週前後では、胎児が羊水の中で動くことがあり、しかも心臓が小さいので、測定が困難であり、確実に測定できるとは言えない。

また、心電位データを独立成分分析して得られた複数の独立信号の中から、オペレータが胎児信号を選択する技術では、例えば妊婦が家庭において手軽に胎児心電を計測して確認することはできない。特許文献２には、胎児心電位信号の選択を自動化できるとの記載もあるが、その具体的な原理は開示されていない。

また、母体心電位と胎児心電位とを周波数解析して識別する技術に関しては、特に胎児の心電位データは非常に見弱でありノイズに埋もれやすいことから、その周波数帯域から優位のある周波数を特定することは必ずしも容易なことではない。

本願の発明者は、胎児の心電位データは非常に微弱であることから、妊婦の腹部において計測した生体電位信号は母体心電位信号の成分が多く含まれることを、母体心電位と胎児心電位との識別に利用する可能性について認識するに至った。

かかる従来の問題点に鑑み、本発明は、簡単で確実に、胎児の心電位信号を検出することができる装置及び方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明のある態様は胎児心電位信号抽出プログラムである。このプログラムは、複数の生体電位信号の中から、母体心電位信号の成分の大きい所定の生体電位信号を選択する選択機能と、複数の生体電位信号に対して独立成分分析を行う独立成分分析機能と、前記選択機能が選択した生体電位信号と独立成分分析の各出力信号とについて、周期的なピークを持つ信号をピークタイミング信号として検出する周期性信号検出機能と、前記選択機能が選択した生体電位信号のピークタイミング信号を基準入力とし、独立成分分析の出力信号のうちピークタイミング信号を比較入力とし、生体電位信号のピークタイミング信号とは異なるピークタイミングとなる出力信号を選択する出力信号選択機能と、選択した出力信号を出力する機能とをコンピュータに実現させる。

上記目的を達成するため、本発明のある態様は妊婦見守りシステムである。このシステムは、母体及び胎児の双方に基づく複数の生体電位信号を取得するための複数の電極が取り付けられた妊婦帯と、上述したプログラムを実行する携帯型情報処理装置であって前記妊婦帯を取り付ける妊婦が携帯可能な携帯型情報処理装置とを備える。ここで前記携帯型情報処理装置は、前記出力信号選択機能が選択した出力信号を表示する。

上記目的を達成するため、本発明のある態様は妊婦見守りシステムである。このシステムは、体及び胎児の双方に基づく複数の生体電位信号を取得するための複数の電極が取り付けられた妊婦帯と、上述したプログラムを実行する情報処理装置であって、前記妊婦帯を取り付ける妊婦の家に設置される情報処理装置と、通信回線を介して前記情報処理装置と接続するサーバーとを含む。

上記目的を達成するため、本発明のある態様は児心電位信号判別装置である。この装置は、妊娠中の母体に取り付けられた複数の電極から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する測定装置と、前記生体電位信号の波形から母体心電位信号の周期を検出し、かつ、前記生体電位信号に独立成分分析を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得し、当該複数の電位信号の周期を前記母体心電位信号の周期と比較して、より大きく異なる周期を持つ電位信号を胎児心電位信号とする情報処理装置とを備えている。

本発明の胎児心電位信号抽出プログラムによれば、従来の技術と比較してより簡単で確実に、胎児心電位信号を判別することができる。

本発明の実施形態に係る胎児心電位信号判別装置に含まれる測定装置における、妊婦の腹部への電極配置の典型例を示す図である。 本発明の実施形態に係る胎児心電位信号判別装置に含まれる測定装置における、妊婦の背中側（腰）への電極配置の典型例を示す図である。 電極配置を簡易に実現するために、妊婦の腹部に妊婦帯を装着した状態を示す斜視図である。 妊婦帯の上にさらに、ベルトを巻いた状態を示す斜視図である。 妊婦帯の正面側の裏面を部分的に示す図である。 電極からアンプへの回路接続の一部について、一例を示す図である。 多数の電極、アンプ回路等によって構成される測定装置及び、その出力に基づいて情報処理を行う情報処理系を示すブロック図である。 パソコンのハードウェアとパソコンが実行することによって胎児心電位信号を実現するためのプログラムの機能とを含む、胎児心電位信号判別機能構成を模式的に示す図である。 胎児心拍判別機能の内部機能を詳細に示す図である。 第１ピークタイミング検出機能、および第２ピークタイミング検出機能の内部機能を詳細に示す図である。 図１１（ａ）−（ｃ）は、閾値制御機能の閾値特定を説明するための図である。 図１２（ａ）−（ｃ）は、閾値制御機能の閾値特定を説明するための別の図である。 パソコンによって実行される、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートの前半部である。 パソコンによって実行される、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートの中盤部である。 パソコンによって実行される、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートの後半部である。 取り込まれる信号にフィルタ処理を施した後の状態を、アナログ波形として示すグラフであり、横軸は時間、縦軸は各電極で検出された電位に基づく信号振幅を表している。 独立成分分析を施した結果の波形を示すグラフである。 本発明の変形例に係る、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートである。 本発明の変形例に係る、母体心電位信号の周期検出についての具体的な内容の例を示すフローチャートである。 本発明の変形例に係る、母体心電位信号及び胎児心電位信号の周期検出並びに胎児心電位信号の判別についての内容を示すフローチャートである。

以下、本発明の一実施形態に係る胎児心電位信号判別装置について、図面を参照して説明する。

《電極配置》
図１及び図２はそれぞれ、胎児心電位信号判別装置に含まれる測定装置における、妊婦の腹部及びその背中側（腰）への電極配置の典型例を示す図である。図１においては、腹部全体に電極１〜１２が配置され、臍の横にはニュートラル電極Ｎ
が設けられる。同様に、図２においては、腹部の背中側（腰）に、基準電極Ｒｅｆ１が配置される。なお、以下、電極１〜１２，ニュートラル電極Ｎ，基準電極Ｒｅｆ１を総称して、電極Ｐと言う場合もある。

図３は、上記のような電極配置を簡易に実現するために、妊婦の腹部に妊婦帯１３を装着した状態を示す斜視図である。
妊婦帯１３の正面側裏面（腹部に当たる部位）には、必要な電極が、裏面に露出した状態で取り付けられている。そして、妊婦が腹部に妊婦帯１３を装着することにより、図１，図２に示した配置で電極１〜１２，ニュートラル電極Ｎ，基準電極Ｒｅｆ１が、所定の部位に密着する。すなわち、妊婦は人の手を借りなくても、容易に電極を装着することができる。
また、図４は、妊婦帯１３の上にさらに、ベルト１５を巻いた状態を示す斜視図である。このベルト１５には、子宮収縮圧センサ１４が取り付けられている。当該センサ１４は、子宮収縮圧を検出する。

図５は、妊婦帯１３の正面側（腹側）の裏面を部分的に示す図である。電極Ｐとしては、例えば金属ボタン電極や、繰り返し密着性を発揮するパッド電極を用いることができる。
なお、図示は省略するが、電極Ｐや子宮収縮圧センサ１４には、アンプ回路に接続するためのリード線が付いている。

図６は、電極からアンプへの回路接続の一部について、一例を示す図である。電極１〜１２の検出する電位信号は、アンプ回路１６内のオペアンプ１６ａ，１６ｂ，１６ｃ，１６ｄその他（全１２個のうち４個のみ図示している。）の非反転入力端子に入力され、増幅される。ここで、基準電極Ｒｅｆ１の信号は、各オペアンプの反転入力端子に入力される。ニュートラル電極Ｎは、各オペアンプと共通の、ＧＮＤ接続の状態にある。

《システムの全体構成》
図７は、上記のような多数の電極Ｐ、アンプ回路１６等によって構成される測定装置１００及び、その出力に基づいて情報処理を行う情報処理系２００を示すブロック図である。このシステム全体は、胎児心電位信号判別装置１１０を用いた妊婦見守りシステムを構成するものである。

測定装置１００のうち電極Ｐや子宮収縮圧センサ１４は、前述のように、妊婦帯１３等（妊婦帯１３、ベルト１５）に装着されている。また、測定装置１００のその他の部分であるアンプ回路１６や送信部１００ｓは、電極Ｐや子宮収縮圧センサ１４に接続される電子回路ユニットであり、リチウムイオン電池のような電源と共に、コンパクトに構成することができる。従って、妊婦帯１３等の付属物として装着することも可能である。また、妊婦帯１３等からリード線を介して接続される外部ユニットとして、ホルター心電計のように着衣の上に携帯するようにしてもよい。

測定装置１００及び、情報処理装置としてのパソコン２０は、胎児心電位信号判別装置１１０を構成している。このパソコン２０は、妊婦の家に設置されているものである。すなわち、胎児心電位信号判別装置１１０は、妊婦の身体や、妊婦の家に設置される。測定装置１００とパソコン２０とは無線（例えばブルートゥース、ＷｉＦｉ、ＵＷＢ）により通信するので、妊婦は行動を制約されない。但し、胎児心電位信号判別装置１１０を構成したいときは、パソコン２０と無線通信が可能な距離範囲内に、測定装置１００すなわち妊婦が居ることが必要である。なお、無線通信は好適例であるが、これに限定されるものではない。例えば、妊婦がパソコン２０の傍に来て、パソコン２０と測定装置１００とを、互いに有線接続する（例えばＵＳＢを利用する。）という構成も可能である。

図７において、測定装置１００のアンプ回路１６には、多数の電極Ｐ及び、必要により子宮収縮圧センサ１４から、信号が入力され、増幅される。電極Ｐからの信号は、母体及び胎児の双方に基づく、生体電位信号である。増幅された生体電位信号は、マルチプレクサ１７を介してＡ／Ｄコンバータ１８によりデジタル信号に変換される。そして、デジタル信号は、ブルートゥース通信部１９により、パソコン２０に送られる。このパソコン２０は、いわば電子母子手帳として、妊婦あるいは胎児の情報を収集する役目を担う。

上記マルチプレクサ１７、Ａ／Ｄコンバータ１８及びブルートゥース通信部１９は、送信部１００ｓを構成している。
このように、測定装置１００は、電極Ｐ及びアンプ回路１６を主要部として、必要により子宮収縮圧センサ１４も備え、さらに、パソコン２０との近距離通信のための送信部１００ｓを備えた構成となっている。

パソコン２０は、インターネット回線２１を介して医療機関のサーバー２２と接続されている。また、サーバー２２は、医師用のパソコン２３と接続されている。サーバー２２には、妊婦や医師の連絡先（例えば携帯電話のメールアドレス）が登録されており、必要に応じて、サーバー２２から妊婦や医師に連絡を取ることができるようになっている。

《胎児心電位信号判別の機能構成》
図８は、パソコン２０のハードウェアとパソコン２０が実行することによって胎児心電位信号を実現するためのプログラムの機能とを含む、胎児心電位信号判別機能構成を模式的に示す図である。

受信機能３０は、測定装置１００から送信された生体電位信号を受信する機能である。受信機能３０は、例えばＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）の受信モジュールおよびそのドライバプログラムによって実現できる。メインメモリ３１は、受信機能３０が受信した生体電位信号を記録する。

バッファメモリ３２は、メインメモリ３１に格納された１２チャンネルの生体電位信号から同一期間の５秒分のデータを５秒周期で取得して、１フレーム分のデータとして記憶する。母体心拍チャンネル選択機能３３は、測定装置１００から送信された生体電位信号の中から、母体心拍信号が現れる可能性の高い、母体心電位信号の成分の大きいチャンネルの生体電位信号を選択する機能である。後述する第１ピークタイミング検出機能３４によって、選択したチャンネルのピークタイミングが検出できない場合、別のチャンネルを選択し、ピークタイミングが検出されるまで生体電子信号の選択を継続する。

第１ピークタイミング検出機能３４は、母体心拍チャンネル選択機能３３が選択したチャンネルの生体電位信号のピークタイミングを検出する機能である。なお、ピークタイミングの具体的な検出原理は後述する。第１周期演算機能３５は、第１ピークタイミング検出機能３４が検出したピークタイミングの各ピーク間隔を算出する。第１ピークタイミング検出機能３４は、第１周期演算機能３５が検出したピークタイミングの各ピーク間隔の分散が所定の基準分散値以下となる出力信号を、周期性がある信号とする。入力された生体電位信号のピークタイミングに周期性がない場合は、第１ピークタイミング検出機能３４は、母体心拍チャンネル選択機能３３に別の生体電位信号を選択させる。第１周期演算機能３５は、最先のピークについては、ひとつ前のフレームの最終ピークとの間の間隔を算出する。

一般に、母体の心拍信号は胎児の心拍信号よりも大きな振幅である。したがって、メインメモリ３１に格納された複数の生体電位信号は、いずれも母体の心拍信号の成分が顕著に出現する可能性が高い。そこで、第１ピークタイミング検出機能３４は、ピークタイミングに周期性がある生体電位信号を検出した場合、そのピークタイミングを母体の心拍のピークタイミングと推定する。

第１平均周期演算機能３６は、第１ピークタイミング検出機能３４が周期性があると判断した生体電位信号のピークタイミング間隔の平均値を算出し、その信号の平均周期とする機能である。乱数発生機能３７は、後述する独立成分分析機能３８が算出する分離行列の初期値を生成する機能である。独立成分分析機能３８は、複数の独立した信号源から発生した信号がそれぞれ異なる割合で混合されて観測された複数の観測信号を入力として、非正規性を指標として信号源を推定する機能である。独立成分分析機能３８はまた、複数の観測信号に積算することで独立信号を生成する分離行列も同時に推定する。

第２ピークタイミング検出機能３９は、独立成分分析機能３８が出力した信号を入力信号として、それぞれの信号のピークタイミングを検出する機能である。第１ピークタイミング検出機能３４と同様、ピークタイミングの具体的な検出原理は後述する。第２周期演算機能４０は、第２ピークタイミング検出機能３９が検出したピークタイミングの各ピーク間隔を算出する。第２周期演算機能４０は、最先のピークについては、ひとつ前のフレームの最終ピークとの間の間隔を算出する。

第２ピークタイミング検出機能３９は、第１ピークタイミング検出機能３４と同様に、第２ピークタイミング検出機能３９が検出したピークタイミングの各ピーク間隔の分散が所定の基準分散値以下となる出力信号を周期性がある信号とする。第２平均周期演算機能４１は、第２ピークタイミング検出機能３９が周期性があると判断した生体電位信号のピークタイミング間隔の平均値を算出し、その信号の平均周期とする機能である。

胎児心拍判別機能４２は、第１ピークタイミング検出機能３４が検出した母体心拍のピークタイミングと、第１平均周期演算機能３６が取得した母体心拍の平均周期とを基準入力として取得する。胎児心拍判別機能４２はまた、独立成分分析機能３８が生成した独立信号のうち、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミング情報と、第２平均周期演算機能４１が取得した平均周期情報とを比較入力として取得する。

胎児心拍判別機能４２は、母体心拍の平均周期と第２平均周期演算機能４１が取得した平均周期とを比較して、両者の差が所定の基準値以上となる信号を、母体心拍のピークタイミングとは異なるピークタイミングの出力信号として選択する。胎児心拍判別機能４２は、母体心拍の平均周期と比較して、差が所定の基準値以上となる周期を持つ信号がない場合、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミングの位相が、母体心拍のピークタイミングの位相と所定の基準位相差以上となる出力信号を、母体心拍のピークタイミングとは異なるピークタイミングの出力信号として選択する。

胎児心拍判別機能４２は、独立成分分析機能３８が生成した独立信号のいずれもが、母体心拍のピークタイミングの平均周期も位相も類似する場合は、独立成分分析に失敗したものとみなし、乱数発生機能３７に分離行列の初期値を新規に発生させる。胎児心拍判別機能４２は、母体心拍のピークタイミングと異なるピークタイミングの信号を選択した場合、当該チャンネルを特定する判別情報を胎児心電位信号としてディスプレイ４６等に出力する。胎児心拍判別機能４２はさらに、胎児心拍の判別が５秒以内にできなかった場合は、当該フレームにおける判別動作を中止する。

胎児心拍チャンネル選択機能４３は、胎児心拍判別機能４２の判別情報をもとに、独立成分分析機能３８が出力した信号の中から胎児心拍信号を選択して出力する機能である。胎児心拍数演算手段４４は、胎児心拍判別機能４２の判別情報をもとに、独立成分分析機能３８が出力した信号の中から胎児心拍信号として選択された信号のピーク周期より、胎児の心拍数を算出する機能である。

表示制御機能４５は、少なくとも、母体心拍が顕著な生体電子信号と独立成分分析機能３８が出力した信号のうち胎児心拍と判断された信号と胎児心拍数演算手段４４が算出した胎児心拍数とを継続してディスプレイ４６に出力することで、複数フレーム分の母胎心拍波形と胎児心拍波形とグラフ化した胎児心拍数の変化とをパソコン上のディスプレイ４６に表示させる機能である。尚、グラフ化された胎児心拍数変化は、医師が胎児の健康状態をチェックする上で重要であり医師用のパソコンには必須の表示要素である。また、本実施例ではディスプレイ４６をパソコン上のモニタ画面としたが、パソコンと同等の機能を有する携帯端末に本実施例を採用すれば、携帯端末のディスプレイに表示することもできる。

図９は、胎児心拍判別機能４２の内部機能を詳細に示す図である。

平均周期比較機能４７は、第１ピークタイミング検出機能３４が検出した母体心拍のピークタイミングと、第１平均周期演算機能３６が取得した母体心拍の平均周期とを基準入力として取得する。胎児心拍判別機能４２はまた、独立成分分析機能３８が生成した独立信号のうち、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミング情報と、第２平均周期演算機能４１が取得した平均周期情報とを比較入力として取得する。平均周期比較機能４７は、母体心拍の平均周期と第２平均周期演算機能４１が取得した平均周期とを比較して、両者の差が所定の基準値以上となる場合、母体心拍のピークタイミングとは不一致出力を発生する。平均周期比較機能４７はまた、両者の差が所定の基準値未満となる場合、一致信号を発生する。

位相比較機能４８は、平均周期比較機能４７が一致出力を出力した場合、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミングの位相が、母体心拍のピークタイミングの位相と所定の基準位相差以上となる場合、不一致を出力する。位相比較機能４８はまた、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミングの位相が、母体心拍のピークタイミングの位相と所定の基準位相差以上となる信号が存在しなければ、胎児心拍と判別できる独立成分データが存在しないと判別して一致出力を発生する。

乱数更新決定機能４９は、位相比較機能４８から出力される一致出力を入力し、１フレーム期間内なら乱数更新出力を発生する。胎児心拍チャンネル決定機能５０は、平均周期比較機能４７と位相比較機能４８とから入力される不一致出力を入力して、不一致と判断したチャンネルを特定する判別情報を発生する。

図１０は、第１ピークタイミング検出機能３４、および第２ピークタイミング検出機能３９の内部機能を詳細に示す図である。

ＴＯＥ演算機能５１は、微小ノイズを抑圧して信号のエネルギーを生成するティーガーエネルギー演算機能である。ここで「信号のエネルギー」とは、例えば信号の各サンプル点における振幅の大きさを示す指標であり、ティーガーエネルギー演算は信号のエネルギーを求めるためのひとつの手段である。したがって、ティーガーエネルギー演算に代えて、各サンプルにおける振幅を二乗することによって得られる信号も、「信号のエネルギー」となる。ティーガーエネルギー演算は信号のエネルギーを算出する手段の一例であり、ティーガーエネルギー演算以外のエネルギー演算を用いてもよいことは、当業者であれば容易に理解できる。

ティーガーエネルギー演算子は、時間周辺分布を求める手法の１つとして知られている。同様な目的の手法としては、二乗検波や相互相関があるが、ティーガーエネルギー演算子を用いる手法は、ノイズのパワーに対して心電のパワーが高いときには極めて有効であり、二乗検波や相互相関よりも、Ｓ／Ｎ比を改善して心電の電位信号を精度良く検出することができる。
なお、心電波形の特徴を成す部分には、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波があるが、Ｒ波はピークが顕著に表れ、値も大きいので、検出が容易である。

閾値制御機能５２は、心拍ピークの発生が予定されている区間においてピーク検出のための閾値レベルを下げ、それ以外の期間では閾値レベルを上げて、ノイズのピークを誤って検出しないように閾値のレベルを制御する機能である。

一般に、心電の電位信号から心拍間隔を測定しようとする場合、連続するＲ波、すなわち心電の中で最も振幅の大きい波形のピークを検出し、その間隔を測定する。比較的ノイズの重畳が少なく、また基線の大きな変動がなければ、適当な閾値を定め、閾値を超える値の中から、極大点を求めるという方法が利用できる。この方法は簡便であり、計算量が少ないため、リアルタイム処理に向いている。

しかしながら、本実施の形態は母体腹壁から分離した胎児心電信号からピークを検出するため、解析対象の電位信号にノイズが大きく混入したり、振幅そのものが変動したりする場合も想定される。このような場合は、固定の閾値を用いる方法では、Ｒ波のピークを正しく検出できない恐れがある。そこで閾値制御機能５２は、解析対象の電位信号の移動平均値を利用して閾値を可変に設定する。これにより、解析対象の電位信号にノイズがのっていても、ロバストなピークタイミングの検出が可能となる。

図１１は、閾値制御機能５２の閾値特定を説明するための図である。図１１の各図において、縦軸は各電極で検出された電位に基づく信号振幅、横軸はサンプリングを表す。図１１の各図に示す例では、サンプリング間隔は２［ミリ秒］である。図１１の各図に示す例は２５００サンプル分のデータを表すので、１フレームの５秒分のデータを表す。

図１１（ａ）は、独立成分分析機能３８が生成した独立信号の例を示す図である。図１１（ａ）に示す信号は、後述する図１２（ａ）に示す例と比較すると、胎児心電信号が比較的綺麗に分離されている信号の例であり、連続するＲ波と思われる信号が確認できる。以下、図１１（ａ）に示す独立信号を時間ｔの関数ｘ（ｔ）と記載することとする。

図１１（ｂ）は、図１１（ａ）に示す信号ｘ（ｔ）のエネルギー信号ｙ（ｔ）を示す図である。閾値制御機能５２は、まず信号ｘ（ｔ）に適当なエネルギー演算子ψ（・）を適用し、エネルギー信号ｙ（ｔ）を得る。ここでエネルギー演算子ψ（・）は、例えば２乗演算子である、この場合、閾値制御機能５２はエネルギー信号ｙ（ｔ）を、以下の式（１）で求める。
ｙ（ｔ）＝ψ｛ｘ（ｔ）｝＝ｘ（ｔ）^２・・・（１）

次にエネルギー信号ｙ（ｔ）極大点を求めやすくするために、閾値制御機能５２は、エネルギー信号ｙ（ｔ）を平滑化した信号ｚ（ｔ）を求める。このとき、平滑化フィルタは低域通過型フィルタを設計しても良いし、単純移動平均でもよい。以下の式（２）は、単純移動平均を用いてｚ（ｔ）を求める式である。

ここでＮは単純移動平均フィルタの次数である。

続いて可変閾値を求めるために、閾値制御機能５２は、平滑化エネルギー信号ｚ（ｔ）の移動平均ｗ（ｔ）を以下の式（３）を用いて求める。

なお、Ｍはフィルタ次数を表し、対象とする区間内の平均心拍間隔をＲＲ_ａｖｅとしたとき、以下の式（４）を満たすように定める。
ＲＲ_ａｖｅ＜Ｍ＜２ＲＲ_ａｖｅ・・・（４）
すなわち、対象とする区間内の平均心拍間隔より広く、かつ平均心拍間隔の２倍よりも狭い間隔を、移動平均を求めるためのウィンドウ幅であるフィルタ次数Ｍとする。

また、信号ｚ（ｔ）の１フレームのデータ長をＬとするとき、閾値制御機能５２は、その標準偏差σを以下の式（５）で求める。

最後に、閾値制御機能５２は、可変閾値ｍＴｈを以下の式（６）に示す定義にしたがって求める。
ｍＴｈ＝αｗ（ｔ）＋βσ・・・（６）
ここでαおよびβは可変閾値ｍＴｈを求めるためのパラメータである。すなわち、可変閾値ｍＴｈａは、平滑化エネルギー信号ｗ（ｔ）とその標準偏差σとの線形和である。Ｒ波検出機能５３は、この可変閾値ｍＴｈを超えた信号部分の極大点をＲ波のピークとして検出する。αおよびβの値は、心電の生体電位信号を参照して実験により定めればよい。

図１１（ｃ）は、図１１（ａ）に示す信号ｘ（ｔ）の平滑化エネルギー信号ｚ（ｔ）、可変閾値ｍＴｈ、およびＲ波検出機能５３が検出したＲ波のピークを示す図である。図１１（ｃ）においては、平滑化エネルギー信号ｚ（ｔ）を実線で示し、可変閾値ｍＴｈを破線で示し、Ｒ波検出機能５３が検出したＲ波のピークを“Ｏ”で示している。図１１（ｃ）に示すように、胎児心電信号と考えられる信号ｘ（ｔ）のうち、連続するＲ波と思われる信号のピークが可変閾値ｍＴｈを上回り、他の信号領域は可変閾値ｍＴｈを下回っており、ピークの検出が成功している。

図１２は、閾値制御機能５２の閾値特定を説明するための別の図である。図１２の各図に示す図も、図１１に示す図と同様、縦軸は各電極で検出された電位に基づく信号振幅、横軸はサンプリングを表す。図１２の各図に示す例のサンプリング間隔は図１１に示す例と同じであり、図１２の各図は１フレーム分のデータを表す。図１２（ａ）は、図１１（ａ）と同様に独立成分分析機能３８が生成した独立信号の例を示す図であるが、図１１（ａ）に示す信号と比較すると、ノイズ成分が多く重畳されている。図１２（ｂ）は、図１２（ａ）に示す信号のエネルギー信号を示す図である。図１２（ｂ）に示す信号は、図１１（ｂ）に示す信号と比較すると、連続するＲ波と考えられる信号の間にもノイズ成分によるピークが確認できる。

図１２（ｃ）は、図１２（ａ）に示す信号の平滑化エネルギー信号と、その可変閾値ｍＴｈとを示す図である。図１１（ｃ）と同様に、平滑化エネルギー信号を実線で示し、可変閾値ｍＴｈを破線で示し、Ｒ波検出機能５３が検出したＲ波のピークを“Ｏ”で示している。図１２（ｃ）に示すように、元となる信号にノイズが重畳されている場合であっても、ピークの検出に成功している。

図１０の説明に戻り、Ｒ波検出機能５３は、入力された生体電信号データと閾値制御機能５２が生成した閾値のレベルとを比較して、心拍波形のＲ波の発生タイミングを検出する機能である。タイミング記憶機能５４は、検出したＲ波のピークタイミングを記憶する機能である。タイミング記憶機能５４は、例えば揮発性のメモリ等を用いて実現できる。

次に、上述した式（６）で示す可変閾値ｍＴｈにおけるαおよびβの定め方の一例を説明する。

閾値制御機能５２は、αおよびβそれぞれを所定の初期値に設定して可変閾値ｍＴｈの初期値を得る。続いて閾値制御機能５２は、エネルギー信号を取得し、そのエネルギー信号のうち可変閾値ｍＴｈの初期値以上の信号から、ピークの候補を取得する。したがって、閾値制御機能５２が設定する「所定の初期値」とは、ピーク候補を取得するために定めるピークのピーク候補算出基準初期値であり、複数の心電位信号を統計処理して実験により定めればよい。

タイミング記憶機能５４は、Ｒ波検出機能５３が検出したピーク候補のタイミングを記憶する。閾値制御機能５２は、タイミング記憶機能５４に記憶されたピーク候補の各ピークタイミングの間隔を取得する。これは閾値制御機能５２がピーク候補の各ピークタイミングの間隔を算出してもよいし、第１周期演算機能３５または第２周期演算機能４０に演算させた結果を取得してもよい。

閾値制御機能５２は、取得した各ピークタイミングの間隔が揃うようにαまたはβの少なくともいずれか一方の値を変更する。具体的には、αまたはβの少なくともいずれか一方の値を所定量増加させて更新閾値を設定する。Ｒ波検出機能５３は、更新閾値をもとにピーク候補を新たに取得してタイミング記憶機能５４に記憶させる。

一般にＲ波は周期性のある信号である。真のピークにおける各ピークタイミングの間隔は、第１周期演算機能３５または第２周期演算機能４０において周期性の判断に用いる基準分散値以下となるので、閾値制御機能５２は基準分散値をピーク候補が真のピークであるか否かの判断に用いることができる。ここで、閾値の値が小さいときは、ノイズ成分がピーク候補に混入すると考えられる。そのため閾値制御機能５２は、αまたはβの少なくともいずれか一方の値を徐々に増加させることによって可変閾値ｍＴｈの値を増加させる。これにより、閾値制御機能５２はノイズ成分を閾値以下とし、ピーク候補の各ピークタイミングの間隔が基準分散値以下となるまで、上述の処理を繰り返してαまたはβの少なくともいずれか一方の値を更新する。ピーク候補の各ピークタイミングの間隔が基準分散値以下となったとき、閾値制御機能５２は閾値の更新を終了し、そのときタイミング記憶機能５４に記憶されているピークタイミングがＲ波となる。

《胎児心電位信号判別装置の動作》
次に、胎児心電位信号判別装置１１０の動作について詳細に説明する。なお、子宮収縮圧センサ１４に関する説明は省略し、電極Ｐから得られる生体電位信号に関する動作について説明する。
図１３は、パソコン２０によって実行される、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートの前半部である。バッファメモリ３２は、メインメモリ３１から解析に用いるフレームデータを選択して格納する（Ｓ１）。母体心拍チャンネル選択機能３３は、バッファメモリ３２に格納されている１２チャンネルの生体電位信号の中から、所定のチャンネルを選択する（Ｓ２）。

第１ピークタイミング検出機能３４は、母体心拍チャンネル選択機能３３が選択したチャンネルの生体電位信号のピークタイミングを検出する（Ｓ３）。ピークタイミングの検出が成功しない場合（Ｓ４のＮ）、母体心拍チャンネル選択機能３３は、選択するチャンネルを変更する（Ｓ５）。第１ピークタイミング検出機能３４がピークタイミングの検出に成功した場合（Ｓ４のＹ）、図１４に示すフローの中盤のステップＳ６に進む。

図１４は、パソコンによって実行される、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートの中盤部である。

乱数発生機能３７は、独立成分分析機能３８が推定する分離行列の初期値を乱数を生成することで生成する（Ｓ６）。続いて独立成分分析機能３８は、バッファメモリ３２に格納されている、少なくとも母体の心拍信号と胎児の心拍信号とが混合されている１２チャンネルの生体電位信号を、独立信号に分離するための分離行列を推定する（Ｓ７）。独立成分分析機能３８は、推定した分離行列を１２チャンネルの生体電位信号に積算して、独立信号を生成して出力する（Ｓ８）。

第２ピークタイミング検出機能３９は、独立成分分析機能３８が出力した信号を入力信号として、それぞれの信号のピークタイミングを検出する（Ｓ９）。第２周期演算機能４０が、第２ピークタイミング検出機能３９が検出したピークタイミングに周期性を検出できなかった場合（Ｓ１０のＮ）、ステップＳ６に戻って再び独立成分分析を開始する。

第２周期演算機能４０が、第２ピークタイミング検出機能３９が検出したピークタイミングに周期性を検出した場合（Ｓ１０のＹ）、図１５に示すフローの後半のステップＳ１１に進む。

胎児心拍判別機能４２中の平均周期比較機能４７は、第１ピークタイミング検出機能３４が検出した母体心拍のピークタイミングと、第１平均周期演算機能３６が取得した母体心拍の平均周期とを基準入力とし手取得して両者の大小関係を比較する（Ｓ１１）。平均周期比較機能４７は、第１平均周期演算機能３６が取得した母体心拍の平均周期と比較して、差が所定の基準値以上となる周期を持つ信号を検出した場合、検出成功とする。平均周期比較機能４７が検出に成功しない場合（Ｓ１１のＮ）、位相比較機能４８は、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミングの位相と、母体心拍のピークタイミングの位相とを比較する（Ｓ１２）。

位相比較機能４８は、第２周期演算機能４０が周期性があると判断した信号のピークタイミングの位相が、母体心拍のピークタイミングの位相と所定の基準位相差以上となる信号が存在すれば、検出成功とする。位相比較機能４８が検出に成功した場合（Ｓ１３のＹ）、または平均周期比較機能４７が検出に成功した場合（Ｓ１１のＹ）、表示制御機能４５は、ディスプレイ４６に判別結果を表示する（Ｓ１４）。

位相比較機能４８も検出に成功しなかった場合（Ｓ１３のＮ）、かつひとつのフレーム中から胎児心拍信号を判別するために定められた所定時間が経過した場合、すなわちタイムアップとなった場合（Ｓ１５のＹ）、図１３に示すステップＳ１に戻って次のフレームデータの処理を開始する。タイムアップとなっていない場合（Ｓ１５のＮ）、図１４に示すステップＳ６に戻って分離行列の推定から処理を継続する。

表示制御機能４５がディスプレイ４６に判別結果を表示した後、メインメモリ３１に格納されたデータの解析が終了していない場合（Ｓ１６のＮ）、図１４に示すステップＳ８に戻って処理を継続する。このとき、既に求めた分離行列を再利用する。分離行列を推定するための時間を省略することができるため、計算速度の向上に効果がある。メインメモリ３１に格納されたデータの解析が終了した場合、あるいは、ユーザが明示的に処理の終了を選択すると（Ｓ１６のＹ）、本フローチャートにおける処理は終了する。

次に、独立成分分析について簡単に述べる。独立成分分析（ＩＣＡ：Independent Component Analysis）は、多変量解析の一種であり、信号源が多数あり、多点計測されたデータの分析に適する。妊婦の内部には各種独立した心電信号Ｓが信号源として存在している。

ここで、例えば、Ｓ１（ｔ）は母体心電、Ｓ２（ｔ）は胎児心電である。妊婦の腹部で電位を検出する電極がｎ個あるとすると、電極による観測信号Ｙは、以下のように表される。

ここで、胎児心電Ｓ２（ｔ）は、各電極の信号Ｙ１（ｔ）〜Ｙｎ（ｔ）に少しずつ混ざっている。この混ざり方に関与しているのが以下の行列Ｃであるとすると、Ｙ＝Ｃ・Ｓの関係があると解される。

従って、Ｓ＝Ｃ^−１・Ｙを満たす分離行列Ｃ^−１を見つければ、電極の電位に基づいて母体心電Ｓ１（ｔ）及び胎児心電Ｓ２（ｔ）を、求めることができる。言い換えれば、適切な分離行列Ｃ^−１が設定されれば、Ｓ＝Ｃ^−１・Ｙにより、母子２体の心拍が現れるはずである。なお、独立成分分析自体は既知の手法であり、その詳細は省略するが、ある評価関数を用いて、分離行列が適切な解に至るように収束させるものである。

図１６は、取り込まれる信号（以下、元信号という。）に対してパソコン２０でバンドパスフィルタの処理を行い、帯域外の周波数のノイズを除去した後の波形の一例を、アナログ波形として示すグラフである。図１６の各図において、縦軸は各電極で検出された電位に基づく信号振幅、横軸はサンプリングを表す。図１６の各図に示す例では、サンプリング間隔は２［ミリ秒］である。図１１の各図に示す例は５０００サンプル分のデータを表すので、２フレーム、１０秒分のデータを表す。これは、１０チャンネル分の波形を示しているが、実際は電極１〜１２に対応した１２チャンネル分の波形が得られる（図１７は、１２チャンネル分を示している。）。図１６において、多くのチャンネルに、周期性のある電位信号が現れる。周期的に現れている大きな振幅は、母体の心拍によるものである。

母体心電は、レベル差はあるが、図１６のどの信号波形にも現れている。しかしながら、心電図の誘導法である双極誘導の第２誘導に従うベクトル軸に沿うような位置にある電極の信号に基づいて周期を検出することが、より好ましい。

図１７は、独立成分分析を施した結果の波形を示すグラフである。図１７に示す図も、図１６に示す図と同様、２フレーム分のデータを表す。独立成分分析により、母体心電の他、胎児心電が分離抽出され、母体とは周期が明らかに異なる胎児の心電が、上から４番目のチャンネルｙ４に出現している。また、母体心電がチャンネルｙ７，ｙ１２に明確に現れている。パソコン２０は、以下の処理により、チャンネルｙ４の電位信号が胎児のものであると特定する。
なお、図１７は、分析結果が比較的良い例を示している。常に、このような分析結果が得られるとは限らないので、後述の処理によって胎児心電が判別できる場合と、できない場合とがある。

上記のように構成された胎児心電位信号判別装置によれば、妊婦は基本的に電極のみを装着すればよく、超音波センサ等の他のセンサは不要である。また、独立成分分析と、母子の心電位信号の周期差への着目とにより、胎児心電を確実に判別することができる。
従って、簡単で確実に、胎児心電を判別することができる。

なお、上記では独立成分分析の演算は、分離行列が適切な解に収束することを前提として説明したが、実際には、所定時間内に適切な解に収束しない場合も起こり得る。このような場合には、タイムアウトとして分析を中止し、次フレームについての独立成分分析に移行させればよい。また、この場合には当然ながら、現フレームでは所定時間内に胎児心電の判別はできないことになる。

《妊婦見守りシステムの概略》
また、図７において、パソコン２０は、判別した胎児心電の情報のみならず、独立成分分析を行う前の信号や、その他、妊婦側から取得した情報をインターネット回線２１経由でサーバー２２に送る。情報を受け取ったサーバー２２は、かかりつけの医師に、例えばメールを送る等により注意を促す。この連絡を受けた医師は、医師用パソコン２３で、送られて来た情報を見ることができる。もし、胎児や母体の心拍数等に問題があれば、妊婦に来院を促す等の指導を行う。このようにして、妊婦は、在宅のまま、医師の適切な指導を受けることができるので、妊婦を無事に出産までサポートする見守りシステムを構築することができる。

なお、上記実施形態では、胎児心電を判別する情報処理装置は、パソコン２０であるとして説明したが、このような機能は、サーバー２２や医師用パソコン２３によって実現するようにしてもよい。サーバー２２や医師用パソコン２３の処理能力が高い場合には、それらに独立成分分析を多数回行わせて、分離抽出の精度を高めることができる。また、パソコン２０の代わりに、ＰＤＡ（携帯情報端末）のように入力機能と表示機能に特化した端末を使用することも可能である。この場合は、サーバー２２又は医師用パソコン２３が、胎児心電を判別する情報処理装置となる。

また、原理的には、送信部１００ｓ内に、胎児心電を判別する情報処理装置の機能を搭載することも可能である。さらに、妊婦宅のパソコンには依存せず、送信部１００ｓから遠距離無線通信により直接、サーバー２２に情報を送り込むシステム構成とすることも可能である。
要するに、胎児心電を判別する機能を有する情報処理装置をどこに設けるかは、種々のバリエーションが可能である。

（変形例）
図１８は、本発明の変形例に係る、胎児心電位信号の判別を行う処理の一例を示すフローチャートである。まず、ステップＳ１００において、パソコン２０は、測定装置１００から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号（の情報）を、一定期間分だけ取り込み（ステップＳ１００）、記憶する。

パソコン２０は、母体心電位信号（以下、母体心電という。）の周期検出（ステップＳ３００）、母体心電及び、胎児心電位信号（以下、胎児心電という。）の周期検出、並びに、胎児心電の判別（ステップＳ４００）を、実行する。なお、ステップＳ３００，Ｓ４００は、並行処理で同時進行でもよいが、胎児心電の判別を行う前には、ステップＳ３００における母体心電の周期検出が完了していることが必要である。
ステップＳ４００の処理は、フィルタ処理後の波形を、一定時間ごとの複数のフレーム（区間）に区切って、その各フレームについて行われる。

図１９は、上記の母体心電の周期検出（ステップＳ３００）の具体的な内容の例を示すフローチャートである。まず、パソコン２０は、フィルタ処理された信号にティーガーエネルギー演算子（Teager Energy Operator、TEOと略記する。）を適用し、信号波形のＳ／Ｎ比を改善する（ステップＳ３１０）。

パソコン２０は、閾値を設定して、それを超える母体心電のピーク検出を行う（ステップＳ３２０）。このとき、閾値は一定値ではなく、予想されるピークタイミングに合わせて変化させることが好ましい。そもそも閾値を低く設定すると、本来検出したい母体心電のピーク以外のノイズ等も誤って検出する可能性が高くなり、逆に、閾値を高く設定すると、本来検出したいピークの検出に失敗する可能性が生じる。しかしながら、閾値を、予想されるピークタイミングに合わせて適宜変化させることにより、検出したくない信号を排除しつつ、検出したい信号（ピーク）を、より確実に検出することができる。具体的には、母体心電の経験値からピークタイミングを予想できる。また、パソコン２０は、ピーク検出に基づいて周期を求め、記憶する。そして、記憶した複数の周期の平均値を、母体心電の周期とする（ステップＳ３３０）。

そこで、まず、パソコン２０は、図２０に示すフローチャートにおいて独立成分分析の処理を行う（ステップＳ４１０，Ｓ４２０）。具体的には、まず、パソコン２０は、乱数による分離行列の初期値設定を行う（ステップＳ４１０）。そして、パソコン２０は、分離行列と、フィルタ処理された信号との積算（上記のＳ＝Ｃ^−１・Ｙの演算に相当する。）を行い（ステップＳ４２０）、母体及び胎児の信号の候補となる独立成分の抽出を行う。

図２０に戻り、パソコン２０は、抽出された信号にティーガーエネルギー演算子を適用し、信号波形のＳ／Ｎ比を改善する（ステップＳ４３０）。前述のように、ティーガーエネルギー演算子を用いる手法は、ノイズのパワーに対して心電のパワーが高いときには極めて有効である。従って、相対的に小さなノイズと大きな信号を表す図１７のチャンネルｙ４，ｙ７，ｙ１２は、Ｓ／Ｎ比が改善され、逆に、その他のチャンネルの信号は、あまり改善されないことになる。

次に、パソコン２０は、閾値を設定して、それを超える信号波形のピーク検出を行う（ステップＳ４４０）。このとき、前記と同様に、閾値は一定値ではなく、予想されるピークタイミングに合わせて変化させることが好ましい。具体的には、母体心電の経験値及び胎児心電の経験値からそれぞれピークタイミングを予想できる。パソコン２０は、周期的にピークが検出されたチャンネルの信号について、それらの周期を求め、記憶する。このような処理により、Ｓ／Ｎ比の良いチャンネルｙ４，ｙ７，ｙ１２の信号に絞り込んで、それらのピーク出現の周期を求めることができる。また、パソコン２０は、記憶した複数の周期の平均値を求める（ステップＳ４５０）。ここで、チャンネルｙ７の信号の周期と、チャンネルｙ１２の信号の周期とは、信号源（母体の心拍）が同じであるので、互いに一致する。互いに大きく異なるのは、チャンネルｙ７（又はｙ１２）の信号の周期と、チャンネルｙ４の信号の周期とである。

以上の処理により、元信号にフィルタ処理した信号に基づく母体心電の周期τｍと、フィルタ処理した信号に独立成分分析を施して得た信号に基づく母体心電の周期τｍ’及び胎児心電の周期τｆとが求められる。ここで、母体心電の周期τｍとτｍ’とは、通常、よく一致し、小数点レベルの差しかない。一方、通常、胎児の心拍数は母体よりもかなり多く、τｍ及びτｍ’のどちらから見ても、明らかに大きく異なる周期は、胎児心電の周期τｆである。従って、パソコン２０は、チャンネルｙ４の信号を胎児心電と判定する（ステップＳ４６０）。

胎児心電と特定された信号波形は、パソコン２０の画面上に表示される。また、図１７に示すような各チャンネルの信号波形の全てあるいはその一部（チャンネルｙ４，ｙ７等）を表示するようにしてもよい。また、胎児心電や母体心電の周期を逆算した心拍数をデジタル表示若しくはグラフ表示するようにしてもよい。これにより、妊婦は、家にいながら、胎児の心拍数やその変化を確認することができる。

一方、独立成分分析の結果によっては、胎児心電を判別できない場合もある。そこで、パソコン２０は、判別できたか否かの判定を行う（ステップＳ４７０）。ここで、判別できなかった場合、パソコン２０は、独立成分分析の開始から所定時間を超過したか否かを判定する（ステップＳ４Ｂ）。所定時間内であれば、パソコン２０は、引き続き独立成分分析を行い、ステップＳ４１０〜Ｓ４７０を繰り返す。判別ができないまま所定時間が経過すると、パソコン２０は当該フレームでの処理を断念し、次フレーム処理に移行する（ステップＳ４Ｃ）。このようにして、判別が所定時間内にできなかったときは、さらに時間をかけず、次の期間での独立成分分析を行う、という合理的な処理を行うことができる。

一方、判別ができたときは、全フレームについて処理（ステップＳ４１０〜Ｓ４６０）が終了したか否かを判定し（ステップＳ４８０）、分離行列の特定（ステップＳ４９０）を行い、次フレーム処理へ移行する（ステップＳ４Ａ）。この場合の次の独立成分分析は、特定された分離行列が初期値となるので、ステップＳ４２０から実行される。これにより、それ以降における独立成分分析に要する時間を、短縮することができる。全フレームについて処理が終われば（ステップＳ４８０のＹｅｓ）、ステップＳ４００（図２０）は完了となる。引き続き、図２０に示す処理が繰り返し実行される。
《その他変形例》
なお、上記実施形態では、周期に基づいて胎児心電を特定するが、極めてまれには、母体心電の周期と、胎児心電の周期とで、差が無いこともあり得る。そこで、もしもパソコン２０が胎児心電を判別できなかったときは、母体心電及び胎児心電の候補について、波形のピークが現れるタイミングを検出して位相比較を行うようにしてもよい。すなわち、この場合は、独立成分分析とは別に検出した母体心電の位相と、独立成分分析後の母体心電及び胎児心電の候補となる各電位信号の位相とを比較して、より大きく位相が異なる電位信号を胎児心電とすればよい。これにより、極めてまれに周期の差が明確でない場合があっても、位相の差によって、胎児心電を検出することができる。

また、周期に代えて、最初から位相に着目して胎児心電を検出することも可能である。この場合の情報処理装置は、生体電位信号の波形から母体心電位信号の所定部位（例えばＲ波のピーク）の位相を検出し、かつ、生体電位信号に独立成分分析を施して互いに位相が異なる複数の電位信号を取得し、当該複数の電位信号の所定部位の位相を母体心電位信号の位相と比較して、より大きく異なる位相を持つ電位信号を胎児心電位信号とする、という構成になる。

以上説明した本発明の実施の形態の変形例は以下の記載によって特定できる。

（１）本発明の胎児心電位信号判別装置は、妊娠中の母体に取り付けられた複数の電極から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する測定装置と、前記生体電位信号の波形から母体心電位信号の周期を検出し、かつ、前記生体電位信号に独立成分分析（Independent Component Analysis;ＩＣＡ）を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得し、当該複数の電位信号の周期を前記母体心電位信号の周期と比較して、より大きく異なる周期を持つ電位信号を胎児心電位信号とする情報処理装置とを備えたものである。

上記のように構成された胎児心電位信号判別装置では、測定装置が、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する。情報処理装置は、この生体電位信号に基づき、その波形から母体心電位信号の周期を検出する。また、情報処理装置は、生体電位信号に独立成分分析を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得する。当該複数の電位信号とは、母体心電位信号と、胎児心電位信号とを含む。そこで、これらの電位信号を、独立成分分析とは別に検出した母体心電位信号の周期と比較して、より大きく異なる周期を持つ電位信号を、胎児心電位信号と判別することができる。

（２）また、上記（１）の胎児心電位信号判別装置において、情報処理装置は、電位信号に現れる周期的なピークを検出するための比較に用いる閾値を、予想されるピークタイミングに合わせて変化させるようにしてもよい。
そもそも閾値を低く設定すると、本来検出したい信号以外のノイズ等も誤って検出する可能性が高くなり、逆に、閾値を高く設定すると、本来検出したい信号の検出に失敗する可能性が生じる。しかしながら、閾値を、予想されるピークタイミングに合わせて適宜変化させることにより、検出したくない信号を排除しつつ、検出したい信号（ピーク）を、より確実に検出することができる。

（３）また、上記（２）の胎児心電位信号判別装置において、ピークとは、母体心電位信号及び胎児心電位信号のそれぞれのＲ波であることが好ましい。
この場合、Ｒ波はピークが顕著に表れ、値も大きいので、検出しやすい。

（４）また、上記（１）又は（２）の胎児心電位信号判別装置において、情報処理装置は、生体電位信号又はこれに独立成分分析を施して得た電位信号に対して、ティーガーエネルギー演算子を適用することが好ましい。
この場合、信号波形のＳ／Ｎ比が改善されるので、電位信号の周期を、容易に求めることができる。

（５）また、上記（１）の胎児心電位信号判別装置において、情報処理装置は、上記周期の比較によって判定できなかったときは、母体心電位信号の位相と、より大きく位相が異なる電位信号を胎児心電位信号としてもよい。
この場合、もし、より大きく異なる周期を持つ電位信号が明確でなかったときは、位相の差によって、胎児心電位信号を検出することができる。

（６）また、上記（１）の胎児心電位信号判別装置において、情報処理装置は、乱数を用いて独立成分分析の分離行列を推定するに際して、胎児心電位信号が判別できた場合の分離行列を、次の分離行列とすることが好ましい。
この場合、それ以降における独立成分分析に要する時間を、短縮することができる。

（７）また、上記（１）の胎児心電位信号判別装置において、情報処理装置は、所定の時間内に胎児心電位信号の判別ができなかった場合は前記独立成分分析を中止し、次の期間での独立成分分析を行うようにしてもよい。
この場合、判別が所定時間内にできなかったときは、さらに時間をかけず、次の期間での独立成分分析を行う、という合理的な処理を行うことができる。

（８）また、上記（１）〜（７）の胎児心電位信号判別装置において、電極は妊婦帯に取り付けられており、妊婦が当該妊婦帯を装着することによって電極が腹部に密着するように構成することができる。
この場合、妊婦は他人の手を借りなくても、容易に電極を装着することができる。

（９）また、上記（１）に記載の胎児心電位信号判別装置を含む妊婦見守りシステムは、測定装置と通信回線を介して接続可能なサーバーを備えたものであり、前記情報処理装置は、妊婦の家に設置される情報処理装置、前記サーバー、前記サーバーと接続可能な医師用の情報処理装置、のいずれか１以上によって構成されるものであってもよい。
このような妊婦見守りシステムでは、胎児や妊婦の心拍等に関する情報を、サーバーを介して医師が把握できるので、妊婦は在宅のまま、医師の適切な指導を受けることができる。

（１０）一方、本発明の胎児心電位信号判別方法は、妊娠中の母体に取り付けられた複数の電極から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得し、前記生体電位信号の波形から母体心電位信号の周期を検出し、かつ、前記生体電位信号に独立成分分析を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得し、前記複数の電位信号の周期を前記母体心電位信号の周期と比較した場合に、より大きく異なる周期を持つ電位信号を胎児心電位信号とする、というものである。

上記のような胎児心電位信号判別方法においては、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得し、この生体電位信号に基づき、その波形から母体心電位信号の周期を検出する。また、生体電位信号に独立成分分析を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得する。当該複数の電位信号とは、母体心電位信号と、胎児心電位信号とを含む。そこで、独立成分分析とは別に検出した母体心電位信号の周期と比較して、より大きく異なる周期を持つ電位信号を、胎児心電位信号と判別することができる。

（１１）また、本発明の胎児心電位信号判別装置は、妊娠中の母体に取り付けられた複数の電極から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する測定装置と、前記生体電位信号の波形から母体心電位信号の所定部位の位相を検出し、かつ、前記生体電位信号に独立成分分析を施して互いに位相が異なる複数の電位信号を取得し、当該複数の電位信号の前記所定部位の位相を前記母体心電位信号の前記位相と比較して、より大きく異なる位相を持つ電位信号を胎児心電位信号とする情報処理装置とを備えたものであってもよい。

上記のように構成された胎児心電位信号判別装置では、測定装置が、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する。情報処理装置は、この生体電位信号に基づき、その波形から母体心電位信号の所定部位の位相を検出する。また、情報処理装置は、生体電位信号に独立成分分析を施して互いに位相が異なる複数の電位信号を取得する。当該複数の電位信号とは、母体心電位信号と、胎児心電位信号とを含む。そこで、これらの電位信号を、独立成分分析とは別に検出した母体心電位信号の位相と比較して、より大きく異なる位相を持つ電位信号を、胎児心電位信号と判別することができる。

上記の説明におけるパソコン２０に代えて、ユーザが所持するスマートフォン等の携帯型情報端末が情報処理を実行し、結果を表示するようにしてもよい。パソコン２０が設置された場所以外の場所でも生体電位を解析することができるようになる。また、生体電位を計測しながらすぐに解析結果を見ることができる点でも有利である。

１〜１２，Ｐ：電極
１３：妊婦帯
２０：パソコン（情報処理装置）
２２：サーバー
２３：医師用パソコン（情報処理装置）
１００：測定装置
１１０：胎児心電位信号判別装置

本発明は、妊婦の母体から非侵襲的（痛みや危険を伴わず）に胎児の心拍を示す電位信号を判別し、取得する装置・方法に利用可能である。

Claims (8)

1. 複数の生体電位信号の中から、母体心電位信号の成分の大きい所定の生体電位信号を選択する選択機能と、
   複数の生体電位信号に対して独立成分分析を行う独立成分分析機能と、
   前記選択機能が選択した生体電位信号と独立成分分析の各出力信号とについて、周期的なピークを持つ信号をピークタイミング信号として検出する周期性信号検出機能と、
   前記選択機能が選択した生体電位信号のピークタイミング信号を基準入力とし、独立成分分析の出力信号のうちピークタイミング信号を比較入力とし、前記選択機能が選択した生体電位信号のピークタイミング信号とは異なるピークタイミングとなる出力信号を選択する出力信号選択機能と、
   選択した出力信号を出力する機能とをコンピュータに実現させるための胎児心電位信号抽出プログラム。
2. 前記周期性信号検出機能は、
   選択した生体電位信号のエネルギー信号を取得する機能と、
   エネルギー信号の所定のウィンドウ幅による移動平均信号を取得する機能と、
   エネルギー信号のうち、移動平均信号よりも大きな値となる領域の信号をもとにピークを検出する機能と、
   各ピーク間隔の分散が所定の基準分散値以下となる出力信号を、周期性があるピークタイミング信号とすることを特徴とする請求項１に記載のプログラム。
3. 前記出力信号選択機能は、
   基準入力のピークタイミングを第１のピークタイミングとして各ピーク間隔の平均値である第１の平均値を取得する機能と、
   比較入力された周期性がある出力信号のピークタイミングの各ピーク間隔の平均値である第２の平均値を取得する機能と、
   第１の平均値と第２の平均値との差が所定の基準値以上となる信号を第１のピークタイミングとは異なるピークタイミングの出力信号として選択する機能とを含むことを特徴とする請求項１または２に記載のプログラム。
4. 前記出力信号選択機能は、
   第１の平均値と第２の平均値との差が所定の基準値以上となる信号が存在しない場合、比較入力された周期性がある出力信号のピークタイミングの位相が、基準入力のピークタイミングである第１のピークタイミングの位相と所定の基準位相差以上となる出力信号を、第１のピークタイミングとは異なるピークタイミングの出力信号として選択する機能をさらに含むことを特徴とする請求項３に記載のプログラム。
5. 前記独立成分分析機能は、
   複数の生体電子信号を独立成分に分離するための分離行列を計算する分離行列取得機能と、
   分離行列を複数の生体電子信号に乗算して出力信号を取得する乗算機能とを含み、
   分離行列が既知の場合は、分離行列を計算することなく、既知の分離行列を複数の生体電子信号に乗算して出力信号を取得することを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載のプログラム。
6. 母体及び胎児の双方に基づく複数の生体電位信号を取得するための複数の電極が取り付けられた妊婦帯と、
   請求項１から５のいずれかに記載のプログラムを実行する携帯型情報処理装置であって前記妊婦帯を取り付ける妊婦が携帯可能な携帯型情報処理装置とを備え、
   前記携帯型情報処理装置は、前記出力信号選択機能が選択した出力信号を表示することを特徴とする妊婦見守りシステム。
7. 母体及び胎児の双方に基づく複数の生体電位信号を取得するための複数の電極が取り付けられた妊婦帯と、
   請求項１から５のいずれかに記載のプログラムを実行する情報処理装置であって、前記妊婦帯を取り付ける妊婦の家に設置される情報処理装置と、
   通信回線を介して前記情報処理装置と接続するサーバーとを含むことを特徴とする妊婦見守りシステム。
8. 妊娠中の母体に取り付けられた複数の電極から、母体及び胎児の双方に基づく生体電位信号を取得する測定装置と、
   前記生体電位信号の波形から母体心電位信号の周期を検出し、かつ、前記生体電位信号に独立成分分析を施して互いに周期が異なる複数の電位信号を取得し、当該複数の電位信号の周期を前記母体心電位信号の周期と比較して、より大きく異なる周期を持つ電位信号を胎児心電位信号とする情報処理装置と
   を備えていることを特徴とする胎児心電位信号判別装置。

Images