JPH0898818A - 診断方法及び装置 - Google Patents
診断方法及び装置Info
- Publication number
- JPH0898818A JPH0898818A JP6261117A JP26111794A JPH0898818A JP H0898818 A JPH0898818 A JP H0898818A JP 6261117 A JP6261117 A JP 6261117A JP 26111794 A JP26111794 A JP 26111794A JP H0898818 A JPH0898818 A JP H0898818A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- time
- heartbeat
- sequentially
- interval
- outputs
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 胎児仮死の診断に用いる。
【構成】 生体から生体信号を採取するマイク１１と、
この生体信号の極大点の時刻を順次検出して、時刻Ｔ0
〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整数であるピーク検出回
路１２と、ある時刻と次の時刻との間の時間を、予め決
定された基本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐ
n を形成するカウンタ１４及びＲＡＭ１５と、これら心
拍の間隔を例えば２４次の自己回帰モデルによる線形予
測法でスペクトル解析を行って前記心拍の間隔のゆらぎ
を求めるＤＳＰ又はＣＰＵとを備える。心拍の間隔は、
ローパスフィルタに通されて、ノイズ及び高域成分を除
去し、或いは移動平均される。２４次は、臨床例から決
定する。
この生体信号の極大点の時刻を順次検出して、時刻Ｔ0
〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整数であるピーク検出回
路１２と、ある時刻と次の時刻との間の時間を、予め決
定された基本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐ
n を形成するカウンタ１４及びＲＡＭ１５と、これら心
拍の間隔を例えば２４次の自己回帰モデルによる線形予
測法でスペクトル解析を行って前記心拍の間隔のゆらぎ
を求めるＤＳＰ又はＣＰＵとを備える。心拍の間隔は、
ローパスフィルタに通されて、ノイズ及び高域成分を除
去し、或いは移動平均される。２４次は、臨床例から決
定する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、例えば心拍等のパルス
列の間隔変動から自律神経系のデータを得る診断方法及
び装置に関する。
列の間隔変動から自律神経系のデータを得る診断方法及
び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】１９５０年代、Ｈｏｎ氏等によって胎児
心拍数パターンが胎児の低酸素症と関連があることが明
らかにされ、分娩時における胎児の心拍をモニタするこ
とが開始された。この当時の心拍図は、胎児の心音を例
えば聴診器に内蔵しマイクロホンでモニタし、このマイ
クロホンの信号を増幅後に記録計に入力して、一定速度
で移動する記録紙に線画したものである。従って、胎児
心拍チャート図は、現在に至るまで最も重要な胎児情報
を与える手段であったが、その解析には、熟練の医者で
もさえ誤診する可能性を秘めていた。
心拍数パターンが胎児の低酸素症と関連があることが明
らかにされ、分娩時における胎児の心拍をモニタするこ
とが開始された。この当時の心拍図は、胎児の心音を例
えば聴診器に内蔵しマイクロホンでモニタし、このマイ
クロホンの信号を増幅後に記録計に入力して、一定速度
で移動する記録紙に線画したものである。従って、胎児
心拍チャート図は、現在に至るまで最も重要な胎児情報
を与える手段であったが、その解析には、熟練の医者で
もさえ誤診する可能性を秘めていた。
【０００３】一方、１９７０年代において、胎児心拍チ
ャート図は、心拍数基線の細変動の情報から非ストレス
検査（non-stress test）が胎児の発育状況の評価手段
として臨床に応用されるようになり、以来分娩時に限ら
ず広く行われるようなった。また、心拍の変動はshort
term variabilityとlong term variabilityに分類さ
れ、いくつかの定量的な臨床指標が提案されてきた。
ャート図は、心拍数基線の細変動の情報から非ストレス
検査（non-stress test）が胎児の発育状況の評価手段
として臨床に応用されるようになり、以来分娩時に限ら
ず広く行われるようなった。また、心拍の変動はshort
term variabilityとlong term variabilityに分類さ
れ、いくつかの定量的な臨床指標が提案されてきた。
【０００４】ＡＣＯＧ（１９７５）の定義によるとＳＴ
Ｖは胎児心臓の各心拍ごとの変化であるという。また、
ＬＴＶは１分間２〜６サイクルの頻度で、正常では６〜
１０ｂｐｍの変動であるという。しかしこれらの指標は
得られた数値が臨床的に何を反映しているのかあいまい
であった。結果として臨床での心拍変動を用いての診断
は、心拍変動パターンに対する経験的な判断が使われて
いる。
Ｖは胎児心臓の各心拍ごとの変化であるという。また、
ＬＴＶは１分間２〜６サイクルの頻度で、正常では６〜
１０ｂｐｍの変動であるという。しかしこれらの指標は
得られた数値が臨床的に何を反映しているのかあいまい
であった。結果として臨床での心拍変動を用いての診断
は、心拍変動パターンに対する経験的な判断が使われて
いる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】分娩時のモニタリング
は、そのパターンから急性胎児仮死の診断がなされ、急
速遂娩特に帝王切開の胎児適応がＦＨＲパターンからな
されている。このＦＨＲパターン及びその生理学的意義
は種々の実験動物胎仔により明らかにされている。最近
の研究によれば、幼児の脳性麻痺又は精神身体発育遅延
は、分娩時の胎児仮死やそれに続く新生児仮死、或いは
妊娠中に胎児に起こった事象が既に胎内で何らかの中枢
神経系の異常に起因する可能性がある。従って、分娩時
と同様に、妊娠中の胎児のモニタリングが重要である。
は、そのパターンから急性胎児仮死の診断がなされ、急
速遂娩特に帝王切開の胎児適応がＦＨＲパターンからな
されている。このＦＨＲパターン及びその生理学的意義
は種々の実験動物胎仔により明らかにされている。最近
の研究によれば、幼児の脳性麻痺又は精神身体発育遅延
は、分娩時の胎児仮死やそれに続く新生児仮死、或いは
妊娠中に胎児に起こった事象が既に胎内で何らかの中枢
神経系の異常に起因する可能性がある。従って、分娩時
と同様に、妊娠中の胎児のモニタリングが重要である。
【０００６】妊娠中の胎児のモニタリングには、非スト
レス検査、超音波断層法による画像データの解析が考案
されている。しかし、超音波断層法は、検査自体に時間
とマンパワーとを必要とし、その判定も客観性に欠け
る。一方、非ストレス検査は、簡便であるが、判定が可
能となるのは妊娠３０週以降である。
レス検査、超音波断層法による画像データの解析が考案
されている。しかし、超音波断層法は、検査自体に時間
とマンパワーとを必要とし、その判定も客観性に欠け
る。一方、非ストレス検査は、簡便であるが、判定が可
能となるのは妊娠３０週以降である。
【０００７】また、特開昭６１−５６６３５号には、心
電計の予め選択されたアナログ信号をデジタル信号に変
換した後に、高速フーリエ変換する解析方法が考案され
ている。更に、Enrico Ferrazzi氏等のClin. Phys. Phy
siol. Meas., １９８９年１０巻Suppl. B, ５７〜６０
頁には、妊娠２６及び３６週の胎児仮死の心拍数のパワ
ースペクトル分析が開示されている。この分析には、標
準の心電計が用いられ、聴音信号が２０分間アナログテ
ープ記録計に記録されると共に、１０２４ヘルツのサン
プル率でＡ／Ｄ変換されている。
電計の予め選択されたアナログ信号をデジタル信号に変
換した後に、高速フーリエ変換する解析方法が考案され
ている。更に、Enrico Ferrazzi氏等のClin. Phys. Phy
siol. Meas., １９８９年１０巻Suppl. B, ５７〜６０
頁には、妊娠２６及び３６週の胎児仮死の心拍数のパワ
ースペクトル分析が開示されている。この分析には、標
準の心電計が用いられ、聴音信号が２０分間アナログテ
ープ記録計に記録されると共に、１０２４ヘルツのサン
プル率でＡ／Ｄ変換されている。
【０００８】また、J. S. Brown氏等のJ. Biomed. En
g., １９９２年１４巻２６３〜２６７頁には、子宮内の
呼吸器不整脈の同定技術が開示されている。この分析に
は、超音波ドプラーが用いられ、スペクトル分析に定常
性を仮定した低次数の自己相関法が用いられた。２０分
間アナログテープ記録計に記録されると共に、１０２４
ヘルツのサンプル率でＡ／Ｄ変換されている。
g., １９９２年１４巻２６３〜２６７頁には、子宮内の
呼吸器不整脈の同定技術が開示されている。この分析に
は、超音波ドプラーが用いられ、スペクトル分析に定常
性を仮定した低次数の自己相関法が用いられた。２０分
間アナログテープ記録計に記録されると共に、１０２４
ヘルツのサンプル率でＡ／Ｄ変換されている。
【０００９】J. Kalin氏等のPediatric Research, １９
９３年３４巻２号１３４〜１３８頁には、妊娠約２４及
び役４０週の胎児仮死心拍数変動のスペクトル分析によ
る仮死自律状態の評価が開示されている。この評価に
は、胸部心電信号が５分間カセット式データ記録計に記
録されると共に、３００ヘルツのサンプル率でＡ／Ｄ変
換され、仮死心拍数検知のためのアルゴリズムが用いら
れた。また、一連のＲ−Ｒ間隔は、絶対時刻を保持した
自動修正手順を通り、その後等期間刻みの仮死心拍数に
形成するアルゴリズムに入力され、同時にローパスフィ
ルタに通されて、４ヘルツの等間隔で計算された一連の
仮死心拍数を求めている。次に、この変動している仮死
心拍数時間列は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）されて、
２ヘルツの周波数までのパワースペクトルを計算してい
る。
９３年３４巻２号１３４〜１３８頁には、妊娠約２４及
び役４０週の胎児仮死心拍数変動のスペクトル分析によ
る仮死自律状態の評価が開示されている。この評価に
は、胸部心電信号が５分間カセット式データ記録計に記
録されると共に、３００ヘルツのサンプル率でＡ／Ｄ変
換され、仮死心拍数検知のためのアルゴリズムが用いら
れた。また、一連のＲ−Ｒ間隔は、絶対時刻を保持した
自動修正手順を通り、その後等期間刻みの仮死心拍数に
形成するアルゴリズムに入力され、同時にローパスフィ
ルタに通されて、４ヘルツの等間隔で計算された一連の
仮死心拍数を求めている。次に、この変動している仮死
心拍数時間列は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）されて、
２ヘルツの周波数までのパワースペクトルを計算してい
る。
【００１０】これらの解析方法は、いずれも精度が悪
い。即ち、心拍数の変動即ち揺らぎを解析するといって
も入力信号は、常に所定のサンプル率でＡ／Ｄ変換され
たレベル信号を用い、スペクトル分析にはデータ数が多
くなければ精度が出ないＦＦＴを用いているからであ
る。従って、医療分野において従来頻繁に用いられたＦ
ＦＴでは、方法自体に存在する制約によりスペクトルの
分解能が低いため、心拍変動から明確な周波数成分を引
き出すことは原理的に困難である。
い。即ち、心拍数の変動即ち揺らぎを解析するといって
も入力信号は、常に所定のサンプル率でＡ／Ｄ変換され
たレベル信号を用い、スペクトル分析にはデータ数が多
くなければ精度が出ないＦＦＴを用いているからであ
る。従って、医療分野において従来頻繁に用いられたＦ
ＦＴでは、方法自体に存在する制約によりスペクトルの
分解能が低いため、心拍変動から明確な周波数成分を引
き出すことは原理的に困難である。
【００１１】本発明は、前記事情に鑑み、心拍数でなく
心拍即ちＲ−Ｒ間隔を直接測定し、その後移動平均して
ノイズ及び高域成分を除去し、このＲ−Ｒ間隔の揺らぎ
に周期性があり、少ないデータ数でもスペクトル分析が
できることから、周期性に基づいた次数の自己回帰モデ
ルによる線形予測法を用いて、高精度の診断方法を提供
することを目的とする。
心拍即ちＲ−Ｒ間隔を直接測定し、その後移動平均して
ノイズ及び高域成分を除去し、このＲ−Ｒ間隔の揺らぎ
に周期性があり、少ないデータ数でもスペクトル分析が
できることから、周期性に基づいた次数の自己回帰モデ
ルによる線形予測法を用いて、高精度の診断方法を提供
することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明の診断方法は、生
体から生体信号を採取し、この生体信号の極大点の時刻
を順次検出して、時刻Ｔ0 〜Ｔn を形成し、但しｎは正
の整数であり、ある時刻と次の時刻との間の時間を、予
め決定された基本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1
〜Ｐn を形成し、これら心拍の間隔を自己回帰モデルに
よる線形予測法でスペクトル解析を行って前記心拍間隔
のゆらぎを求める段階を備えている。即ち、予め決定さ
れた基本時間をＴCLK とすると、 Ｐn ＝（Ｔn −Ｔn-1 ）／ＴCLK 但しｎは正の整数である。前記線形予測法の次数は、経
験則に基づいて決定され、通常１５〜２４である。
体から生体信号を採取し、この生体信号の極大点の時刻
を順次検出して、時刻Ｔ0 〜Ｔn を形成し、但しｎは正
の整数であり、ある時刻と次の時刻との間の時間を、予
め決定された基本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1
〜Ｐn を形成し、これら心拍の間隔を自己回帰モデルに
よる線形予測法でスペクトル解析を行って前記心拍間隔
のゆらぎを求める段階を備えている。即ち、予め決定さ
れた基本時間をＴCLK とすると、 Ｐn ＝（Ｔn −Ｔn-1 ）／ＴCLK 但しｎは正の整数である。前記線形予測法の次数は、経
験則に基づいて決定され、通常１５〜２４である。
【００１３】前記心拍の間隔Ｐは、デジタルローパスフ
ィルタに通されて、高域成分が除去される段階を備え、
前記心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn は、前記時刻配列の前後から
Ｐ1-m 及びＰn+m までの補助心拍の間隔を求めて、２ｍ
＋１分移動平均したことを特徴とする。
ィルタに通されて、高域成分が除去される段階を備え、
前記心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn は、前記時刻配列の前後から
Ｐ1-m 及びＰn+m までの補助心拍の間隔を求めて、２ｍ
＋１分移動平均したことを特徴とする。
【００１４】本発明による診断装置は、生体から生体信
号を採取する手段と、この生体信号の極大点の時刻を順
次検出して、時刻Ｔ0 〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整
数であるピーク検出手段と、ある時刻と次の時刻との間
の時間を、予め決定された基本時間で順次割り算して心
拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を形成するカウンタ手段と、これら
心拍の間隔を自己回帰モデルによる線形予測法でスペク
トル解析を行って前記心拍間隔のゆらぎを求める予測手
段とを備える。
号を採取する手段と、この生体信号の極大点の時刻を順
次検出して、時刻Ｔ0 〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整
数であるピーク検出手段と、ある時刻と次の時刻との間
の時間を、予め決定された基本時間で順次割り算して心
拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を形成するカウンタ手段と、これら
心拍の間隔を自己回帰モデルによる線形予測法でスペク
トル解析を行って前記心拍間隔のゆらぎを求める予測手
段とを備える。
【００１５】前記ピーク検出手段は、各々に前記生体信
号が入力されると共に、３位相のホールド・イネーブル
信号が順に入力される３つのサンプル・ホールド回路
と、これらホールド回路の内、２つ毎の出力を比較する
３つの比較器と、これら比較器の内、２つ毎の出力を論
理積して、３つの論理積出力を各々出力する３つのアン
ドゲートと、これらのアンドゲートのいずれかの出力が
Ｈになった時に関連の前記イネーブル信号に対応する時
刻が記憶される手段とを備える。
号が入力されると共に、３位相のホールド・イネーブル
信号が順に入力される３つのサンプル・ホールド回路
と、これらホールド回路の内、２つ毎の出力を比較する
３つの比較器と、これら比較器の内、２つ毎の出力を論
理積して、３つの論理積出力を各々出力する３つのアン
ドゲートと、これらのアンドゲートのいずれかの出力が
Ｈになった時に関連の前記イネーブル信号に対応する時
刻が記憶される手段とを備える。
【００１６】前記ピーク検出手段は、前記生体信号が入
力されるＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ変換器の出力が入
力される３列のシフトレジスタ回路と、これらシフトレ
ジスタ回路の内、１列及び２列の出力を比較する第１比
較器と２列及び３列の出力を比較する第２比較器と、こ
れら比較器の出力を論理積するアンドゲートと、このア
ンドゲートの出力がＨになった時に時刻が記憶される手
段とを備える。
力されるＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ変換器の出力が入
力される３列のシフトレジスタ回路と、これらシフトレ
ジスタ回路の内、１列及び２列の出力を比較する第１比
較器と２列及び３列の出力を比較する第２比較器と、こ
れら比較器の出力を論理積するアンドゲートと、このア
ンドゲートの出力がＨになった時に時刻が記憶される手
段とを備える。
【００１７】
【実施例】図１は、本発明による診断装置の一実施例を
示す概略図である。この診断装置は、生体例えば妊娠中
の胎児の心臓壁の鼓動から生体信号を採取するマイク即
ち超音波トランスジューサ１１を備える。この超音波ト
ランスジューサ１１は、１．１５ＭＨｚで変調された超
音波を子宮内の胎児の心臓に当て、その反射波がドップ
ラー効果によって心臓の鼓動で変化することから、心拍
に対応した生体アナログ信号を採取している。また、成
人の心拍は、双極誘導法による心電図の電極より生体ア
ナログ信号として採取している。この生体信号は、血圧
波系・パルスオキシメータ等で採取してもよい。この生
体アナログ信号は、ある心拍と次の心拍との期間即ちＲ
−Ｒ間隔を順次求めるために、ピーク検出回路１２に入
力される。
示す概略図である。この診断装置は、生体例えば妊娠中
の胎児の心臓壁の鼓動から生体信号を採取するマイク即
ち超音波トランスジューサ１１を備える。この超音波ト
ランスジューサ１１は、１．１５ＭＨｚで変調された超
音波を子宮内の胎児の心臓に当て、その反射波がドップ
ラー効果によって心臓の鼓動で変化することから、心拍
に対応した生体アナログ信号を採取している。また、成
人の心拍は、双極誘導法による心電図の電極より生体ア
ナログ信号として採取している。この生体信号は、血圧
波系・パルスオキシメータ等で採取してもよい。この生
体アナログ信号は、ある心拍と次の心拍との期間即ちＲ
−Ｒ間隔を順次求めるために、ピーク検出回路１２に入
力される。
【００１８】このピーク検出回路１２は、まず、生体信
号即ちＲ波の極大点の時刻Ｔ0 〜Ｔn を順次検出し、次
に、ある時刻と次の時刻との間の期間を、予め決定され
た基本クロックで順次割算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を
形成する。但し、ｎは正の整数である。この基本クロッ
クは、クロック回路１３から送出される。
号即ちＲ波の極大点の時刻Ｔ0 〜Ｔn を順次検出し、次
に、ある時刻と次の時刻との間の期間を、予め決定され
た基本クロックで順次割算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を
形成する。但し、ｎは正の整数である。この基本クロッ
クは、クロック回路１３から送出される。
【００１９】即ち、予め決定された基本クロックをＴ
CLK とすると、心拍の間隔Ｐn は、次の通りである。 Ｐn ＝（Ｔn −Ｔn-1 ）／ＴCLK 但しｎは正の整数である。ここで、従来の心拍数の変動
と本発明による心拍の変動又はゆらぎとは根本的に異な
る。即ち、心拍数は例えば１分間に打つ心臓の鼓動数に
対し、心拍の時間間隔はある鼓動（ビート）と次の鼓動
との間の期間即ち時間関数である。
CLK とすると、心拍の間隔Ｐn は、次の通りである。 Ｐn ＝（Ｔn −Ｔn-1 ）／ＴCLK 但しｎは正の整数である。ここで、従来の心拍数の変動
と本発明による心拍の変動又はゆらぎとは根本的に異な
る。即ち、心拍数は例えば１分間に打つ心臓の鼓動数に
対し、心拍の時間間隔はある鼓動（ビート）と次の鼓動
との間の期間即ち時間関数である。
【００２０】従って、心拍の間隔は、例えば１ｋＨｚの
クロックが入力される例えば８ビット幅のカウンタ１４
によって計数され、その後、極大点の時刻が検出される
毎に、例えば８ビット幅のｎビットのＲＡＭ１５に順次
記憶される。これらのｎビットのＲＡＭ１５は、各内容
がマイクロコンピュータ（ＣＰＵ）又はデジタル信号プ
ロセッサ（ＤＳＰ）１６に入力されて、自己回帰モデル
による例えば２４次の線形予測法でスペクトル解析を行
う。また、ｎビットのＲＡＭ１５は、又はｎ列のシフト
レジスタと置換してもよい。
クロックが入力される例えば８ビット幅のカウンタ１４
によって計数され、その後、極大点の時刻が検出される
毎に、例えば８ビット幅のｎビットのＲＡＭ１５に順次
記憶される。これらのｎビットのＲＡＭ１５は、各内容
がマイクロコンピュータ（ＣＰＵ）又はデジタル信号プ
ロセッサ（ＤＳＰ）１６に入力されて、自己回帰モデル
による例えば２４次の線形予測法でスペクトル解析を行
う。また、ｎビットのＲＡＭ１５は、又はｎ列のシフト
レジスタと置換してもよい。
【００２１】図２は、所定の基本クロック（例えば１ｋ
Ｈｚ）で順次サンプルされる超音波トランスジューサ１
１からの３つの連続した生体信号を各々比較するピーク
検出回路１２の一実施例の概略図である。このピーク検
出回路１２は、最初にサンプルされた第１生体信号が次
にサンプルされた第２生体信号より低く、第２生体信号
がその次にサンプルされた第３生体信号より高い時に、
第２生体信号をサンプルした時刻を記憶する。
Ｈｚ）で順次サンプルされる超音波トランスジューサ１
１からの３つの連続した生体信号を各々比較するピーク
検出回路１２の一実施例の概略図である。このピーク検
出回路１２は、最初にサンプルされた第１生体信号が次
にサンプルされた第２生体信号より低く、第２生体信号
がその次にサンプルされた第３生体信号より高い時に、
第２生体信号をサンプルした時刻を記憶する。
【００２２】従って、ピーク検出回路１２は、超音波ト
ランスジューサ１１からの生体信号が入力され得る３つ
のサンプル・ホールド回路２１〜２３と、これらホール
ド回路２１〜２３の内、２つ毎の出力を比較する３つの
比較器２４〜２６とを備える。これらのサンプル・ホー
ルド回路２１〜２３には、３ビットリングカウンタ２７
からの３位相のホールド・イネーブル信号が順に入力さ
れる。このリングカウンタ２７は、例えば１ｋＨｚの基
本クロックが入力されて、１つのみがＨとなる３つの出
力を有し、そのキャリー出力が例えば８ビットの２進カ
ウンタ２８のクロック端子又はクロックイネーブル端子
に入力される。
ランスジューサ１１からの生体信号が入力され得る３つ
のサンプル・ホールド回路２１〜２３と、これらホール
ド回路２１〜２３の内、２つ毎の出力を比較する３つの
比較器２４〜２６とを備える。これらのサンプル・ホー
ルド回路２１〜２３には、３ビットリングカウンタ２７
からの３位相のホールド・イネーブル信号が順に入力さ
れる。このリングカウンタ２７は、例えば１ｋＨｚの基
本クロックが入力されて、１つのみがＨとなる３つの出
力を有し、そのキャリー出力が例えば８ビットの２進カ
ウンタ２８のクロック端子又はクロックイネーブル端子
に入力される。
【００２３】従って、３つのサンプル・ホールド回路２
１〜２３は、基本クロックがリングカウンタ２７に入力
される毎に、いずれか１つが生体信号をサンプルできる
状態となり、残り２つが第１及び第２生体信号を保持し
た状態となり、所定のセットリング時間を経過してサン
プルしたデータ即ち第３生体信号が安定する。同時に、
これらカウンタ２７及び２８は、生体信号をサンプルし
た時刻に関連する計数を保持している。
１〜２３は、基本クロックがリングカウンタ２７に入力
される毎に、いずれか１つが生体信号をサンプルできる
状態となり、残り２つが第１及び第２生体信号を保持し
た状態となり、所定のセットリング時間を経過してサン
プルしたデータ即ち第３生体信号が安定する。同時に、
これらカウンタ２７及び２８は、生体信号をサンプルし
た時刻に関連する計数を保持している。
【００２４】このように、連続してサンプルされた３つ
の生体信号は、第２が第１又は第３生体信号と比較され
る。従って、２つの比較器で十分であるが、この実施例
では、例えば第１生体信号のホールド回路が順番に移動
するので、３つの比較器が必要である。まず、比較器２
４の出力は、インバータ（○で図示）を経てアンドゲー
ト３１と、アンドゲート３２とに入力される。次に、比
較器２５の出力は、インバータを経てアンドゲート３２
と、アンドゲート３３とに入力される。また、比較器２
６の出力は、インバータを経てアンドゲート３３と、ア
ンドゲート３１とに入力される。
の生体信号は、第２が第１又は第３生体信号と比較され
る。従って、２つの比較器で十分であるが、この実施例
では、例えば第１生体信号のホールド回路が順番に移動
するので、３つの比較器が必要である。まず、比較器２
４の出力は、インバータ（○で図示）を経てアンドゲー
ト３１と、アンドゲート３２とに入力される。次に、比
較器２５の出力は、インバータを経てアンドゲート３２
と、アンドゲート３３とに入力される。また、比較器２
６の出力は、インバータを経てアンドゲート３３と、ア
ンドゲート３１とに入力される。
【００２５】これらのアンドゲート３１〜３３のいずれ
かの出力がＨになった時、即ち極大となる生体信号が検
出された時には、関連のイネーブル信号に対応する時刻
即ち計数が例えば１０ビット幅の４ｋＢＲＡＭ１５に記
憶される。その後、ＲＡＭ１５のアドレスがインクリメ
ントされ、リングカウンタ２７及び２進カウンタ２８が
リセットされて、次のＲ−Ｒ間隔の記憶に備えている。
この場合、時刻は直接記憶されないが、生体信号の極大
点の間隔即ちＲ−Ｒ間隔が直接記憶される。
かの出力がＨになった時、即ち極大となる生体信号が検
出された時には、関連のイネーブル信号に対応する時刻
即ち計数が例えば１０ビット幅の４ｋＢＲＡＭ１５に記
憶される。その後、ＲＡＭ１５のアドレスがインクリメ
ントされ、リングカウンタ２７及び２進カウンタ２８が
リセットされて、次のＲ−Ｒ間隔の記憶に備えている。
この場合、時刻は直接記憶されないが、生体信号の極大
点の間隔即ちＲ−Ｒ間隔が直接記憶される。
【００２６】次に、別の実施例のピーク検出回路は、図
３に示すように、例えば１ｋＨｚのサンプル率で前記生
体信号が入力されるＡ／Ｄ変換器４１と、このＡ／Ｄ変
換器４１の出力が入力される３列のシフトレジスタ回路
４２〜４４と、これらシフトレジスタ回路の内、１列及
び２列の出力を比較する第１比較器４５と２列及び３列
の出力を比較する第２比較器４６と、これら比較器の出
力を論理積するアンドゲート４７と、１ｋＨｚの基本ク
ロックが入力される２進カウンタ１４と、２進カウンタ
１４の値が順次記憶され得るＲＡＭ１５とを備える。こ
のアンドゲート４７の出力がＨになった時には、２進カ
ウンタ１４の内容がＲＡＭ１５に記憶され、その後ＲＡ
Ｍ１５のアドレスがイクリメントされ、２進カウンタ４
８がリセットされる。
３に示すように、例えば１ｋＨｚのサンプル率で前記生
体信号が入力されるＡ／Ｄ変換器４１と、このＡ／Ｄ変
換器４１の出力が入力される３列のシフトレジスタ回路
４２〜４４と、これらシフトレジスタ回路の内、１列及
び２列の出力を比較する第１比較器４５と２列及び３列
の出力を比較する第２比較器４６と、これら比較器の出
力を論理積するアンドゲート４７と、１ｋＨｚの基本ク
ロックが入力される２進カウンタ１４と、２進カウンタ
１４の値が順次記憶され得るＲＡＭ１５とを備える。こ
のアンドゲート４７の出力がＨになった時には、２進カ
ウンタ１４の内容がＲＡＭ１５に記憶され、その後ＲＡ
Ｍ１５のアドレスがイクリメントされ、２進カウンタ４
８がリセットされる。
【００２７】即ち、Ａ／Ｄ変換器４１は、従来の生体信
号の波形をサンプルするのと異なり生体信号の極大時刻
を検出するために、アナログの生体信号を例えば８ビッ
トのデジタル信号に変換し、このデジタル信号が３列の
８ビット幅のシフトレジスタに入力されて、前後３段階
のデジタル生体信号が比較される。また、生体信号のサ
ンプリングに同期して、Ｒ−Ｒ間隔を計測するカウンタ
が設けられ、前後のデジタル生体信号が真ん中のそれよ
り低い時に、カウンタの内容をコンピュータシステム又
はデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）内のＲＡＭに記憶
し、その後カウンタをリセットして次のＲ−Ｒ間隔の計
測を始める。このように生体信号のビートとビートとの
Ｒ−Ｒ間隔データは、例えば胎児の場合３００回分順次
記憶される。
号の波形をサンプルするのと異なり生体信号の極大時刻
を検出するために、アナログの生体信号を例えば８ビッ
トのデジタル信号に変換し、このデジタル信号が３列の
８ビット幅のシフトレジスタに入力されて、前後３段階
のデジタル生体信号が比較される。また、生体信号のサ
ンプリングに同期して、Ｒ−Ｒ間隔を計測するカウンタ
が設けられ、前後のデジタル生体信号が真ん中のそれよ
り低い時に、カウンタの内容をコンピュータシステム又
はデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）内のＲＡＭに記憶
し、その後カウンタをリセットして次のＲ−Ｒ間隔の計
測を始める。このように生体信号のビートとビートとの
Ｒ−Ｒ間隔データは、例えば胎児の場合３００回分順次
記憶される。
【００２８】ＤＳＰ内のＲＡＭに記憶されたこれら３０
０個のＲ−Ｒ間隔データは、１つのデータにつき前後１
１個のデータを移動平均して、ノイズ及び高域成分を除
去した２７８個のデータを求める。これらの２７８個の
データは、２４次の自己回帰モデルによる線形予測法を
用いてスペクトル分析を行い、図４に示すＲ−Ｒ間隔デ
ータのゆらぎのパワースペクトル分布図を得る。図４
は、縦軸にパワースペクトル密度を示し、横軸にビート
毎のゆらぎの偏差値を示し、胎児の場合低域成分にピー
クが現れ、このピークの高さによって胎児仮死のリアク
ティブ或いはノンリアクティブを判定している。これら
の２７８個のデータ及び判定は、次の臨床例に基づいて
いる。
０個のＲ−Ｒ間隔データは、１つのデータにつき前後１
１個のデータを移動平均して、ノイズ及び高域成分を除
去した２７８個のデータを求める。これらの２７８個の
データは、２４次の自己回帰モデルによる線形予測法を
用いてスペクトル分析を行い、図４に示すＲ−Ｒ間隔デ
ータのゆらぎのパワースペクトル分布図を得る。図４
は、縦軸にパワースペクトル密度を示し、横軸にビート
毎のゆらぎの偏差値を示し、胎児の場合低域成分にピー
クが現れ、このピークの高さによって胎児仮死のリアク
ティブ或いはノンリアクティブを判定している。これら
の２７８個のデータ及び判定は、次の臨床例に基づいて
いる。
【００２９】胎児の心拍変動は非定常線形であることを
前提とし、胎児心拍変動の定常性の検証には連検定を用
いたノンパラメトリックな方法を用いた。生理的安定状
態で成人が定常性を示したのに対し、胎児は２４心拍毎
の周期性を示した。また、連のグラフにおける直線部分
を生理的定常状態と考え、妊娠１８週から３９週の正常
胎児１０人の述べ８３０８心拍について生理的定常区間
の平均の長さを産出した。その結果生理的に胎児が定常
状態にあると考えられる区間の平均の長さが２３７．５
心拍であった。従って、２４次の自己回帰モデルによる
線形予測法は、胎児における２４心拍毎の周期性から決
定され、２７８個のデータが胎児の平均定常区間長２３
７．５心拍に基づいて決定される。
前提とし、胎児心拍変動の定常性の検証には連検定を用
いたノンパラメトリックな方法を用いた。生理的安定状
態で成人が定常性を示したのに対し、胎児は２４心拍毎
の周期性を示した。また、連のグラフにおける直線部分
を生理的定常状態と考え、妊娠１８週から３９週の正常
胎児１０人の述べ８３０８心拍について生理的定常区間
の平均の長さを産出した。その結果生理的に胎児が定常
状態にあると考えられる区間の平均の長さが２３７．５
心拍であった。従って、２４次の自己回帰モデルによる
線形予測法は、胎児における２４心拍毎の周期性から決
定され、２７８個のデータが胎児の平均定常区間長２３
７．５心拍に基づいて決定される。
【００３０】成人においては、心拍変動の自己回帰モデ
ルによる線形予測法のスペクトル解析が臨床で使われ、
０．１ｃ／ｂ（サイクル／ビート）以下の低域成分と、
０．２〜０．３ｃ／ｂの中域成分に二つピークが存在す
る。これらの変動はそれぞれ交感神経系、副交感神経系
の活動を密接に反映していることが実験的に示されてい
る。
ルによる線形予測法のスペクトル解析が臨床で使われ、
０．１ｃ／ｂ（サイクル／ビート）以下の低域成分と、
０．２〜０．３ｃ／ｂの中域成分に二つピークが存在す
る。これらの変動はそれぞれ交感神経系、副交感神経系
の活動を密接に反映していることが実験的に示されてい
る。
【００３１】妊娠中期の胎児仮死は胎児低酸素血症であ
ると仮定し、本発明によるスペクトル解析を適応する
と、胎児において高域ピークは副交感神経活動を示し、
成人のように呼吸因子の関与が少ない。また、低域ピー
クは、主に交感神経、一部副交感神経の活動を示し、動
物実験により低域ピークが血液ｐＨと同期して低下する
ことが示された。これら一連の結果は、さい帯静脈穿刺
により得られた胎児血酸素分圧と低周波数面積との関係
よりえられた。
ると仮定し、本発明によるスペクトル解析を適応する
と、胎児において高域ピークは副交感神経活動を示し、
成人のように呼吸因子の関与が少ない。また、低域ピー
クは、主に交感神経、一部副交感神経の活動を示し、動
物実験により低域ピークが血液ｐＨと同期して低下する
ことが示された。これら一連の結果は、さい帯静脈穿刺
により得られた胎児血酸素分圧と低周波数面積との関係
よりえられた。
【００３２】心電図を用いた場合には、Ｒ−Ｒ間隔をテ
ンプレートマッチング法により自動検出してもよい。ま
た、２５心拍以下の低周波成分を除去したのち表示画面
上で肉眼的にノイズ除去を行った後、定常状態の区間の
みを抽出してもよい。
ンプレートマッチング法により自動検出してもよい。ま
た、２５心拍以下の低周波成分を除去したのち表示画面
上で肉眼的にノイズ除去を行った後、定常状態の区間の
みを抽出してもよい。
【００３３】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の診断方法
及び装置によれば、心拍の間隔を直接測定して、移動平
均した後、例えば２４次の自己回帰モデルによる線形予
測法を用いて、ＦＦＴより少ないデータで心拍間隔のゆ
らぎのパワースペクトル分布を得ている。従って、この
ゆらぎのパワースペクトル分布の低域成分から、従来測
定が困難とされた妊娠２５〜２６週付近の胎児仮死が高
精度で判定することができる。
及び装置によれば、心拍の間隔を直接測定して、移動平
均した後、例えば２４次の自己回帰モデルによる線形予
測法を用いて、ＦＦＴより少ないデータで心拍間隔のゆ
らぎのパワースペクトル分布を得ている。従って、この
ゆらぎのパワースペクトル分布の低域成分から、従来測
定が困難とされた妊娠２５〜２６週付近の胎児仮死が高
精度で判定することができる。
【図１】本発明による診断装置の一実施例を示す概略図
である。
である。
【図２】本発明によるピーク検出回路の一実施例を示す
概略回路図である。
概略回路図である。
【図３】本発明によるピーク検出回路の別の実施例を示
す概略回路図である。
す概略回路図である。
【図４】Ｒ−Ｒ間隔データのゆらぎのパワースペクトル
分布図である。
分布図である。
１１ センサ（マイク） １２ ピーク検出回路 １３ クロック回路 １４ カウンタ １５ ＲＡＭ １６ ＤＳＰ又はＣＰＵ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 大和田 一成 埼玉県浦和市道場二丁目２番１号 アトム 株式会社浦和工場内 (72)発明者 松原 照巳 埼玉県浦和市道場二丁目２番１号 アトム 株式会社浦和工場内
Claims (10)
- 【請求項１】生体から生体信号を採取し、 この生体信号の極大点の時刻を順次検出して、時刻Ｔ0
〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整数であり、 ある時刻と次の時刻との間の時間を、予め決定された基
本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を形成
し、 これら心拍の間隔を自己回帰モデルによる線形予測法で
スペクトル解析を行って前記心拍の間隔のゆらぎを求め
る段階を備えた診断方法。 - 【請求項２】前記線形予測法の次数は、経験則に基づい
て決定されることを特徴とする請求項１記載の診断方
法。 - 【請求項３】前記線形予測法の次数は、１５〜２４であ
る請求項１記載の診断方法。 - 【請求項４】前記心拍の間隔Ｐは、デジタルローパスフ
ィルタに通されて、高域成分が除去される段階を備えた
請求項１記載の診断方法。 - 【請求項５】前記心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn は、前記時刻配
列の前後からＰ1-m 及びＰn+m までの補助心拍の間隔を
求めて、２ｍ＋１分移動平均したことを特徴とする請求
項１記載の診断方法。 - 【請求項６】生体から生体信号を採取する手段と、 この生体信号の極大点の時刻を順次検出して、時刻Ｔ0
〜Ｔn を形成し、但しｎは正の整数であるピーク検出手
段と、 ある時刻と次の時刻との間の時間を、予め決定された基
本時間で順次割り算して心拍の間隔Ｐ1 〜Ｐn を形成す
るカウンタ手段と、 これら心拍の間隔を自己回帰モデルによる線形予測法で
スペクトル解析を行って前記心拍の間隔のゆらぎを求め
る予測手段とを備えた診断装置。 - 【請求項７】前記ピーク検出手段は、各々に前記生体信
号が入力されると共に、３位相のホールド・イネーブル
信号が順に入力される３つのサンプル・ホールド回路
と、これらホールド回路の内、２つ毎の出力を比較する
３つの比較器と、これら比較器の内、２つ毎の出力を論
理積して、３つの論理積出力を各々出力する３つのアン
ドゲートと、これらのアンドゲートのいずれかの出力が
Ｈになった時に関連の前記イネーブル信号に対応する時
刻が記憶される手段とを備えた請求項６記載の診断装
置。 - 【請求項８】前記ピーク検出手段は、前記生体信号が入
力されるＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ変換器の出力が入
力される３列のシフトレジスタ回路と、これらシフトレ
ジスタ回路の内、１列及び２列の出力を比較する第１比
較器と２列及び３列の出力を比較する第２比較器と、こ
れら比較器の出力を論理積するアンドゲートと、このア
ンドゲートの出力がＨになった時に時刻が記憶される手
段とを備えた請求項６記載の診断装置。 - 【請求項９】前記予測手段は、前記心拍の間隔データを
所定個数記憶するＲＡＭと、このＲＡＭの内容から前記
間隔データのゆらぎの正規分布を求めるＣＰＵとを備え
た請求項６記載の診断装置。 - 【請求項１０】前記予測手段は、前記心拍の間隔データ
を所定個数記憶するＲＡＭと、このＲＡＭの内容から前
記間隔データのゆらぎの正規分布を求めるＤＳＰとを備
えた請求項６記載の診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26111794A JP3196871B2 (ja) | 1994-09-30 | 1994-09-30 | 診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26111794A JP3196871B2 (ja) | 1994-09-30 | 1994-09-30 | 診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0898818A true JPH0898818A (ja) | 1996-04-16 |
| JP3196871B2 JP3196871B2 (ja) | 2001-08-06 |
Family
ID=17357334
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26111794A Expired - Fee Related JP3196871B2 (ja) | 1994-09-30 | 1994-09-30 | 診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3196871B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004523250A (ja) * | 2000-01-19 | 2004-08-05 | レブ − エルダイアグノスティクス オブ ハート ディジーズ リミテッド | 心拍数のばらつきを測定するための方法およびシステム |
| KR20160100140A (ko) | 2015-02-13 | 2016-08-23 | 삼성전자주식회사 | 생체 신호를 측정하는 방법 및 장치 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR102655670B1 (ko) | 2016-10-25 | 2024-04-05 | 삼성전자주식회사 | 생체 신호 품질 평가 장치 및 방법과, 생체 신호 측정 파라미터 최적화 장치 및 방법 |
-
1994
- 1994-09-30 JP JP26111794A patent/JP3196871B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004523250A (ja) * | 2000-01-19 | 2004-08-05 | レブ − エルダイアグノスティクス オブ ハート ディジーズ リミテッド | 心拍数のばらつきを測定するための方法およびシステム |
| JP4668505B2 (ja) * | 2000-01-19 | 2011-04-13 | レブ − エルダイアグノスティクス オブ ハート ディジーズ リミテッド | 心拍数のばらつきを測定するための方法およびシステム |
| KR20160100140A (ko) | 2015-02-13 | 2016-08-23 | 삼성전자주식회사 | 생체 신호를 측정하는 방법 및 장치 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3196871B2 (ja) | 2001-08-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5123420A (en) | Method and apparatus for processing heart rate traces in a fetal monitor | |
| US5033472A (en) | Method of and apparatus for analyzing propagation of arterial pulse waves through the circulatory system | |
| JP5271718B2 (ja) | 複数の時間区分にわたり胎児及び産婦のｅｃｇを特定する方法 | |
| Lehner et al. | A three-channel microcomputer system for segmentation and characterization of the phonocardiogram | |
| Signorini et al. | Linear and nonlinear parameters for the analysisof fetal heart rate signal from cardiotocographic recordings | |
| Kovacs et al. | Extended noninvasive fetal monitoring by detailed analysis of data measured with phonocardiography | |
| US20080091115A1 (en) | Non-Invasive Measurement of Second Heart Sound Components | |
| US20030093002A1 (en) | Function indicator for autonomic nervous system based on phonocardiogram | |
| Agostinelli et al. | Noninvasive fetal electrocardiography Part I: Pan-tompkins' algorithm adaptation to fetal R-peak identification | |
| JPH01110344A (ja) | 分娩中の胎児の監視 | |
| JPH05505954A (ja) | 心筋虚血検出システム | |
| JP2011516238A (ja) | 胎児ｅｃｇモニタリング | |
| JPH0480692B2 (ja) | ||
| TW201019898A (en) | Method and apparatus for presenting heart rate variability by sound and/or light | |
| JP3319140B2 (ja) | 心拍変動波形解析方法及び装置 | |
| JP2002125941A (ja) | 子宮収縮検出器及び頻度トレンド装置 | |
| US10368755B2 (en) | Apparatus and method for feature extraction and classification of fetal heart rate | |
| da Silva Pinho et al. | Sleep apnea detection using a feed-forward neural network on ECG signal | |
| Siecinski et al. | Heart rate variability analysis on CEBS database signals | |
| US11464458B2 (en) | System for evaluating the maturation of a premature baby | |
| Christov et al. | Sequential analysis for automatic detection of atrial fibrillation and flutter | |
| JP3196871B2 (ja) | 診断装置 | |
| JP3314521B2 (ja) | 心拍変動波形解析方法及び装置 | |
| Kupka et al. | Coping with limitations of fetal monitoring instrumentation to improve heart rhythm variability assessment | |
| Xia et al. | Influence of recognition errors of computerised analysis of 24-hour electrocardiograms on the measurement of spectral components of heart rate variability |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090608 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100608 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110608 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120608 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130608 Year of fee payment: 12 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |