JP6244245B2 - Heart disease diagnosis apparatus, heart sound analysis program, and medium - Google Patents
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Description
本発明は、心疾患診断装置、心音解析プログラム、および、媒体に関する。 The present invention relates to a heart disease diagnosis apparatus, a heart sound analysis program, and a medium.
図１は、心臓２００の内部構造を示す。心臓２００の内部は、右心室２０２、左心室２０４、右心房２０６、左心房２０８の４室に仕切られた構造を有する。右心室２０２、左心室２０４、右心房２０６、左心房２０８の各室の出口には、逆流を防ぐ、肺動脈弁２１０、大動脈弁２１２、三尖弁２１４、僧帽弁２１６がそれぞれ設けられる。 FIG. 1 shows the internal structure of the heart 200. The inside of the heart 200 has a structure partitioned into four chambers, a right ventricle 202, a left ventricle 204, a right atrium 206, and a left atrium 208. A pulmonary valve 210, aortic valve 212, tricuspid valve 214, and mitral valve 216 are provided at the outlets of the right ventricle 202, left ventricle 204, right atrium 206, and left atrium 208 to prevent backflow.
図２は、２心拍分の心音信号の波形の一例を示す。横軸は時間、縦軸は心音信号の強度を示す。通常、健常者の心音信号には、Ｉ音およびＩＩ音が含まれる。Ｉ音は、三尖弁２１４および僧帽弁２１６が閉じる際に生じる心音である。ＩＩ音は、肺動脈弁２１０および大動脈弁２１２が閉じる際に生じる心音である。 FIG. 2 shows an example of a waveform of a heart sound signal for two heartbeats. The horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the intensity of the heart sound signal. Usually, a heart sound signal of a healthy person includes I sound and II sound. The I sound is a heart sound generated when the tricuspid valve 214 and the mitral valve 216 are closed. The II sound is a heart sound generated when the pulmonary valve 210 and the aortic valve 212 are closed.
心音信号の波形は、Ｉ音とＩＩ音との間の収縮期、および、ＩＩ音と次の心拍のＩ音との間の拡張期を有する。心疾患のある患者の心音は、各弁の周辺で血液の乱流が生じるため、収縮期または拡張期に心雑音が生じる。例えば、心疾患には、弁が十分に開かなくなる狭窄症、弁が完全に閉鎖せずに逆流を生じる閉鎖不全症、右心房２０６と左心房２０８を隔てる壁に穴が存在する心房中隔欠損症、右心室２０２と左心室２０４を隔てる壁に穴が存在する心室中隔欠損症等がある。 The waveform of the heart sound signal has a systole between the I and II sounds and an diastolic period between the II and the next heartbeat I sound. Heart sounds of patients with heart disease are murmured during systole or diastole due to blood turbulence around each valve. For example, for heart disease, stenosis that prevents the valve from opening sufficiently, closure failure that causes reflux without the valve completely closing, and atrial septal defect with a hole in the wall that separates the right atrium 206 and the left atrium 208 And ventricular septal defect with a hole in the wall separating the right ventricle 202 and the left ventricle 204.
心雑音は、心疾患の種類により発生する時相（収縮期、拡張期）が異なる。例えば、収縮期に心雑音が生じる心疾患には、僧帽弁閉鎖不全、大動脈弁狭窄、心房中隔欠損、心室中隔欠損等がある。一方、拡張期に心雑音が生じる心疾患には、大動脈弁閉鎖不全、僧帽弁狭窄等がある。なお、心疾患の種類により心雑音の生じる周波数もそれぞれ異なる。 Cardiac noise varies in time phase (systole, diastole) depending on the type of heart disease. For example, heart diseases in which cardiac noise occurs during systole include mitral regurgitation, aortic stenosis, atrial septal defect, ventricular septal defect, and the like. On the other hand, heart diseases in which heart noise occurs during diastole include aortic regurgitation and mitral stenosis. Note that the frequency at which heart noise occurs varies depending on the type of heart disease.
従来の心音情報処理装置は、心音からＩ音、ＩＩ音を検出し、収縮期区間から心音を抽出して時間領域で解析する（例えば、特許文献１参照）。また、従来の心雑音自動診断装置は、心疾患毎に、あらかじめ基準となる収縮期雑音の周波数解析パターンをメモリに記憶しておき、その基準パターンと、収縮期心音の周波数解析パターンとを照合して、いずれかの基準パターンに相関するか否かを判断する（例えば、特許文献２参照）。
特許文献１ 特開２０１３−３４６７０号公報
特許文献２ 特開昭６３−２５２１３６号公報
A conventional heart sound information processing apparatus detects I and II sounds from heart sounds, extracts heart sounds from systolic sections, and analyzes them in the time domain (see, for example, Patent Document 1). In addition, the conventional automatic cardiac noise diagnosis device stores a reference systolic noise frequency analysis pattern in memory in advance for each heart disease, and compares the reference pattern with the systolic heart sound frequency analysis pattern. Then, it is determined whether or not it correlates with any one of the reference patterns (see, for example, Patent Document 2).
Patent Document 1 JP 2013-34670 A Patent Document 2 JP 63-252136 A
しかしながら、特許文献１に記載の心音情報処理装置は、時間領域における心雑音の型を判定するのみであり、心疾患の有無を判定できない。また、引用文献２に記載の心雑音自動診断装置は、心疾患ごとに用意された基準パターンと、入力心音の周波数解析パターンとのパターン照合を行うので、演算量が多くなる。 However, the heart sound information processing apparatus described in Patent Document 1 only determines the type of heart noise in the time domain, and cannot determine the presence or absence of heart disease. The automatic cardiac noise diagnosis apparatus described in the cited document 2 performs pattern matching between the reference pattern prepared for each heart disease and the frequency analysis pattern of the input heart sound, so that the amount of calculation increases.
本発明の第１の態様においては、生体の心音を電気信号として検出する心音検出部と、電気信号を入力し、予め定められた信号処理を行って心音データを出力する入力信号処理部と、収縮期の心音データの一部の周波数帯域におけるパワースペクトルの形状に基づいて、生体に心疾患があるかどうかを診断する心音解析部と、を備えた心疾患診断装置を提供する。 In the first aspect of the present invention, a heart sound detection unit that detects a heart sound of a living body as an electric signal, an input signal processing unit that inputs an electric signal, performs predetermined signal processing, and outputs heart sound data; There is provided a heart disease diagnosis apparatus comprising: a heart sound analysis unit that diagnoses whether a living body has a heart disease based on a shape of a power spectrum in a partial frequency band of systolic heart sound data.
なお、上記の発明の概要は、本発明の特徴の全てを列挙したものではない。また、これらの特徴群のサブコンビネーションもまた、発明となりうる。 The summary of the invention does not enumerate all the features of the present invention. In addition, a sub-combination of these feature groups can also be an invention.
以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は特許請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。 Hereinafter, the present invention will be described through embodiments of the invention, but the following embodiments do not limit the invention according to the claims. In addition, not all the combinations of features described in the embodiments are essential for the solving means of the invention.
図３は、心疾患診断装置１０による心疾患の診断処理のフローチャートを示す。心疾患診断装置１０は、心音解析用のプログラムを読み込むことによって、ステップＳ１０−５０を実行する。心疾患診断装置１０は、収縮期の心音信号に基づいて、被検者の心疾患の有無を診断する。本明細書において、心疾患診断装置１０が実行するプログラムの各ステップを括弧内に示す。 FIG. 3 shows a flowchart of a heart disease diagnosis process by the heart disease diagnosis apparatus 10. The heart disease diagnosis apparatus 10 executes steps S10-50 by reading a heart sound analysis program. The heart disease diagnosis apparatus 10 diagnoses the presence or absence of a heart disease in the subject based on the heart sound signal in the systole. In this specification, each step of the program executed by the heart disease diagnosis apparatus 10 is shown in parentheses.
図４は、心疾患診断装置１０の構成の一例を示す。心疾患診断装置１０は、心音検出部１１、入力信号処理部１２、心音解析部１３および出力部１４を備える。 FIG. 4 shows an example of the configuration of the heart disease diagnosis apparatus 10. The heart disease diagnosis apparatus 10 includes a heart sound detection unit 11, an input signal processing unit 12, a heart sound analysis unit 13, and an output unit 14.
心音検出部１１は、被検者に装着され、被検者の心音を電気信号として検出する。例えば、心音検出部１１は、被検者の胸部を伝播する心音振動に応じた心音信号を検出する。心音検出部１１は、マイクロフォン、加速度センサ、圧力センサ等で構成される。 The heart sound detection unit 11 is attached to the subject and detects the heart sound of the subject as an electrical signal. For example, the heart sound detection unit 11 detects a heart sound signal corresponding to a heart sound vibration propagating through the subject's chest. The heart sound detection unit 11 includes a microphone, an acceleration sensor, a pressure sensor, and the like.
入力信号処理部１２は、心音検出部１１が検出した心音信号に対して所定の信号処理を行うことにより、心音データを出力する。例えば、入力信号処理部１２は、フィルタ回路、増幅器およびＡ／Ｄ変換器を有する。フィルタ回路は、心音信号に含まれるＤＣ周波数成分、エイリアシングを引き起こす可能性のある高周波成分、および、心音解析に不要な高周波成分を取り除く。また、増幅器は、Ａ／Ｄ変換器の入力レンジに合わせて心音信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅器が増幅した心音信号をデジタル信号に変換した心音データを出力する。 The input signal processing unit 12 outputs heart sound data by performing predetermined signal processing on the heart sound signal detected by the heart sound detecting unit 11. For example, the input signal processing unit 12 includes a filter circuit, an amplifier, and an A / D converter. The filter circuit removes a DC frequency component included in the heart sound signal, a high-frequency component that may cause aliasing, and a high-frequency component unnecessary for heart sound analysis. The amplifier amplifies the heart sound signal in accordance with the input range of the A / D converter. The A / D converter outputs heart sound data obtained by converting the heart sound signal amplified by the amplifier into a digital signal.
心音解析部１３は、収縮期の心音データの一部の周波数帯域におけるパワースペクトルの形状に基づいて、心疾患の有無を診断する。心音解析部１３は、デジタル化された心音データを取得する（Ｓ１０）。心音解析部１３は、デジタル化された心音データを解析して心疾患の有無を診断する。例えば、心音解析部１３はマイクロコンピュータ等の演算処理装置で構成される。心音解析部１３は、収縮期区間抽出部１３１、周波数解析部１３２および心疾患診断部１３３を備える。 The heart sound analysis unit 13 diagnoses the presence or absence of a heart disease based on the shape of the power spectrum in a partial frequency band of systolic heart sound data. The heart sound analysis unit 13 acquires digitized heart sound data (S10). The heart sound analysis unit 13 analyzes the digitized heart sound data to diagnose the presence or absence of a heart disease. For example, the heart sound analysis unit 13 is configured by an arithmetic processing device such as a microcomputer. The heart sound analysis unit 13 includes a systolic section extraction unit 131, a frequency analysis unit 132, and a heart disease diagnosis unit 133.
収縮期区間抽出部１３１は、デジタル化された心音データから収縮期区間データを抽出する（Ｓ２０）。本明細書において、収縮期区間データとは、収縮期の心音データを指す。収縮期区間抽出部１３１は、収縮期区間データを抽出することにより、学童に多い心疾患の診断の精度を向上させる。収縮期区間抽出部１３１は、収縮期区間に限らず、心疾患に応じて抽出する区間を適宜変更してよい。 The systolic section extracting unit 131 extracts systolic section data from the digitized heart sound data (S20). In this specification, the systolic interval data refers to systolic heart sound data. The systolic section extracting unit 131 improves the accuracy of diagnosis of heart diseases often found in school children by extracting systolic section data. The systolic interval extracting unit 131 is not limited to the systolic interval, and may appropriately change the interval to be extracted according to the heart disease.
周波数解析部１３２は、収縮期区間データに対して周波数変換を行い、対数パワースペクトルを算出する（Ｓ３０）。また、周波数解析部１３２は、複数心拍において、対数パワースペクトルを平均する。これにより、環境雑音による影響が低減される。 The frequency analysis unit 132 performs frequency conversion on the systolic section data and calculates a logarithmic power spectrum (S30). In addition, the frequency analysis unit 132 averages the logarithmic power spectrum in a plurality of heartbeats. Thereby, the influence by environmental noise is reduced.
心疾患診断部１３３は、平均された収縮期区間の対数パワースペクトルから、心疾患の有無を診断する（Ｓ４０）。心疾患診断部１３３は、予め定められた心疾患診断基準と周波数解析部１３２から入力された対数パワースペクトルとを比較することにより、心疾患の有無を診断する。 The heart disease diagnosis unit 133 diagnoses the presence or absence of heart disease from the logarithmic power spectrum of the average systolic interval (S40). The heart disease diagnosis unit 133 diagnoses the presence or absence of a heart disease by comparing a predetermined heart disease diagnosis standard with the logarithmic power spectrum input from the frequency analysis unit 132.
出力部１４は、心疾患診断部１３３が診断した結果を外部に出力する（Ｓ５０）。例えば、出力部１４は、診断結果を表示するディスプレイを備える。また、出力部１４は、外部に設けられたハードディスク等の記憶装置に出力してよい。 The output unit 14 outputs the result diagnosed by the heart disease diagnosis unit 133 to the outside (S50). For example, the output unit 14 includes a display that displays a diagnosis result. The output unit 14 may output to a storage device such as a hard disk provided outside.
本例の心疾患診断装置１０は、入力信号処理部１２の備えるフィルタ回路により、周波数の一部を抽出した後に周波数変換した。しかし、心疾患診断装置１０は、周波数解析部１３２の後段にフィルタ回路を配置することにより、心音データを周波数変換した後に、周波数の一部を抽出してもよい。 The heart disease diagnosis apparatus 10 of this example extracts a part of the frequency by the filter circuit included in the input signal processing unit 12 and then converts the frequency. However, the heart disease diagnosis apparatus 10 may extract a part of the frequency after frequency conversion of the heart sound data by disposing a filter circuit in the subsequent stage of the frequency analysis unit 132.
図５は、１０心拍分の心音信号の波形の一例を示す。本例の心音信号の波形は、加速度センサを備える心音検出部１１により検出される。１０心拍分の心音信号波形からは、収縮期の心音信号を１０回分取得できる。入力信号処理部１２は、被検者の１０心拍分の心音信号を、２ｋＨｚサンプリング、１６ビットでデジタル化する。なお、図５において横軸は時間、縦軸は心音信号の強度を示す。 FIG. 5 shows an example of the waveform of a heart sound signal for 10 heartbeats. The waveform of the heart sound signal in this example is detected by the heart sound detection unit 11 including an acceleration sensor. From the heart sound signal waveform for 10 heartbeats, 10 heartbeat signals in systole can be acquired. The input signal processing unit 12 digitizes a heart sound signal for 10 heartbeats of the subject with 2 kHz sampling and 16 bits. In FIG. 5, the horizontal axis represents time, and the vertical axis represents the intensity of the heart sound signal.
図６は、収縮期区間データの抽出の一例である。入力信号処理部１２によりデジタル化された心音データは、収縮期区間抽出部１３１に入力されて、収縮期区間データが抽出される。抽出された収縮期区間データは、周波数解析部１３２に入力される。 FIG. 6 is an example of extraction of systolic interval data. The heart sound data digitized by the input signal processing unit 12 is input to the systolic interval extracting unit 131, and systolic interval data is extracted. The extracted systolic interval data is input to the frequency analysis unit 132.
図７は、収縮期区間データの単一対数パワースペクトルを示す。単一対数パワースペクトルとは、１心拍分の収縮期区間データの対数パワースペクトルである。なお、図７において横軸は周波数［Ｈｚ］、縦軸は対数パワースペクトルである。 FIG. 7 shows a single log power spectrum of systolic interval data. A single logarithmic power spectrum is a logarithmic power spectrum of systolic interval data for one heartbeat. In FIG. 7, the horizontal axis represents the frequency [Hz], and the vertical axis represents the logarithmic power spectrum.
周波数解析部１３２は、１心拍毎に抽出された収縮期区間データに対して適当な窓関数を掛ける。その後、周波数解析部１３２は、窓関数を掛けられた収縮期区間データをフーリエ解析する。本例の周波数解析部１３２は、図５における最初の収縮期区間データに対して、１２８ミリ秒（２５６サンプル）のハミング窓関数を掛ける。また、周波数解析部１３２は、ハミング窓関数が掛けられた収縮期区間データをフーリエ変換することにより単一対数パワースペクトルを算出する。 The frequency analysis unit 132 multiplies an appropriate window function on the systolic interval data extracted for each heartbeat. Thereafter, the frequency analysis unit 132 performs Fourier analysis on the systolic interval data multiplied by the window function. The frequency analysis unit 132 of this example multiplies the first systolic interval data in FIG. 5 by a Hamming window function of 128 milliseconds (256 samples). In addition, the frequency analysis unit 132 calculates a single logarithmic power spectrum by performing a Fourier transform on the systolic interval data multiplied by the Hamming window function.
図８は、１０心拍分の単一対数パワースペクトルと、その平均を示す。太線は、多重対数パワースペクトルである。多重対数パワースペクトルとは、複数心拍の単一対数パワースペクトルの平均を示す。本明細書における多重対数パワースペクトルは、１０心拍分の単一対数パワースペクトルの平均である。ただし、多重対数パワースペクトルは、必要に応じて、任意の心拍分の単一対数パワースペクトルの平均であってよい。 FIG. 8 shows a single logarithmic power spectrum for 10 heartbeats and its average. The bold line is the multiple log power spectrum. The multiple logarithmic power spectrum indicates an average of single logarithmic power spectra of a plurality of heartbeats. The multiple log power spectrum in this specification is an average of a single log power spectrum for 10 heartbeats. However, the multiple logarithmic power spectrum may be an average of a single logarithmic power spectrum for an arbitrary heart rate, if necessary.
単一対数パワースペクトル（図７）では、背景ノイズ等の影響で生じる局所的な周波数変動により、収縮期区間データの周波数特性を正確に表現できない。一方、多重対数パワースペクトル（図８の太線）は、複数心拍の単一対数パワースペクトルで平均しているので、ランダムに発生する局所的なパワースペクトルが抑圧される。 In the single logarithmic power spectrum (FIG. 7), the frequency characteristics of systolic interval data cannot be accurately expressed due to local frequency fluctuations caused by the influence of background noise or the like. On the other hand, since the multiple logarithmic power spectrum (thick line in FIG. 8) is averaged by a single logarithmic power spectrum of a plurality of heartbeats, a locally generated power spectrum is suppressed.
図９は、心疾患なし学童の収縮期区間データの学童平均対数パワースペクトルを示す。本明細書において、心臓検診で心疾患なしと診断された学童を心疾患なし学童と称する。また、学童平均対数パワースペクトルとは、学童の多重対数パワースペクトルの平均である。 FIG. 9 shows a schoolchild average logarithmic power spectrum of systolic interval data of schoolchild without heart disease. In this specification, a schoolchild diagnosed as having no heart disease by a heart examination is referred to as a schoolchild without heart disease. The schoolchild average logarithmic power spectrum is an average of multiple logarithmic power spectra of schoolchildren.
太線は、心疾患なし学童７０名分の学童平均対数パワースペクトルである。太線以外は、心疾患なし学童７０名分の多重対数パワースペクトルである。 The thick line is the average logarithmic power spectrum of 70 schoolchildren without heart disease. Other than the bold lines are multiple logarithmic power spectra for 70 schoolchildren without heart disease.
心疾患なし学童の多重対数パワースペクトルは、学童平均対数パワースペクトルを中心に帯状に分布する。これにより、心疾患診断装置１０は、心疾患なし学童の多重対数パワースペクトルの傾向を把握できる。心疾患なし学童の多重対数パワースペクトルは、周波数の増加に伴い単調に減少する傾向がある。 The multiple logarithmic power spectrum of school children without heart disease is distributed in a band shape around the average log power spectrum of school children. Thereby, the heart disease diagnostic apparatus 10 can grasp the tendency of the multiple logarithmic power spectrum of schoolchild without heart disease. The multilogarithmic power spectrum of school children without heart disease tends to monotonously decrease with increasing frequency.
図１０は、心疾患のある学童の収縮期区間データの多重対数パワースペクトルを示す。本明細書において、心臓検診で心疾患ありと診断された学童を心疾患あり学童と称する。本例の心疾患あり学童を心疾患あり学童１とする。 FIG. 10 shows a multiple logarithmic power spectrum of systolic interval data of school children with heart disease. In this specification, a schoolchild diagnosed with heart disease by heart examination is referred to as a schoolchild with heart disease. The schoolchild with heart disease in this example is designated as schoolchild 1 with heart disease.
太線は、心疾患あり学童１の収縮期区間データに基づく多重対数パワースペクトルである。太線以外は、図９で示した心疾患なし学童７０名分の多重対数パワースペクトルに対応する。 The bold line is a multiple logarithmic power spectrum based on systolic interval data of schoolchild 1 with heart disease. Other than the bold line, it corresponds to the multiple logarithmic power spectrum for 70 schoolchild without heart disease shown in FIG.
心疾患なし学童の多重対数パワースペクトルと心疾患あり学童１の多重対数パワースペクトルとは、２５０Ｈｚから６５０Ｈｚの中間周波数帯域において形状が異なる。図１０より、心疾患あり学童１は、中間周波数帯域の心雑音を有することが分かる。 The shape of the multiple logarithmic power spectrum of the schoolchild without heart disease and the multiple logarithmic power spectrum of the schoolchild with heart disease 1 differ in the intermediate frequency band from 250 Hz to 650 Hz. FIG. 10 shows that schoolchild 1 with heart disease has heart noise in the intermediate frequency band.
図１１は、心疾患あり学童２の収縮期区間データの多重対数パワースペクトルを示す。心疾患あり学童２は、心疾患あり学童１と異なる心疾患を有する学童である。 FIG. 11 shows a multiple logarithmic power spectrum of systolic interval data of schoolchild 2 with heart disease. The school child with heart disease 2 is a school child having a heart disease different from the school child 1 with heart disease.
太線は、心疾患あり学童２の収縮期区間データに基づく多重対数パワースペクトルである。太線以外は、図９で示した心疾患なし学童７０名分の多重対数パワースペクトルに対応する。 The bold line is a multiple logarithmic power spectrum based on systolic interval data of schoolchild 2 with heart disease. Other than the bold line, it corresponds to the multiple logarithmic power spectrum for 70 schoolchild without heart disease shown in FIG.
心疾患なし学童の多重対数パワースペクトルと心疾患あり学童２の多重対数パワースペクトルとは、５０Ｈｚから１５０Ｈｚの狭い低域周波数帯において形状が異なる。図１１より、心疾患あり学童２が、狭い低域周波数帯において、鋭いピーク形状の成分を持つ心雑音を有することが分かる。 The multiple logarithmic power spectrum of the schoolchild without heart disease and the multiple logarithmic power spectrum of schoolchild with heart disease 2 have different shapes in a narrow low frequency band from 50 Hz to 150 Hz. From FIG. 11, it can be seen that the schoolchild 2 with heart disease has heart noise having a sharp peak-shaped component in a narrow low frequency band.
次に、心疾患診断装置１０による、心疾患の有無の診断方法について説明する。心疾患診断装置１０は、収縮期区間の多重対数パワースペクトルと、予め設定された心疾患の有無の診断基準により、心疾患の有無を診断する。 Next, a method for diagnosing the presence or absence of a heart disease using the heart disease diagnosis apparatus 10 will be described. The heart disease diagnosis apparatus 10 diagnoses the presence or absence of a heart disease based on a multiple logarithmic power spectrum in a systolic section and a preset diagnostic criterion for the presence or absence of a heart disease.
例えば、本例の心疾患診断装置１０は、診断基準Ａおよび診断基準Ｂと称する２種類の診断基準を有する。診断基準Ａは、心疾患の有無の診断基準として、中間周波数帯域の成分を持つ心雑音を検出する。一方、診断基準Ｂは、低域周波数帯において鋭いピーク形状の成分を持つ心雑音を検出する。 For example, the heart disease diagnostic apparatus 10 of this example has two types of diagnostic criteria called diagnostic criteria A and diagnostic criteria B. The diagnostic criterion A detects cardiac noise having a component in the intermediate frequency band as a diagnostic criterion for the presence or absence of heart disease. On the other hand, the diagnostic criterion B detects cardiac noise having a sharp peak-shaped component in the low frequency band.
図１２は、診断基準Ａで使用する診断基準線Ａ１の設定例を示す。診断基準線Ａ１は、中間周波数帯域において、心疾患なし学童の収縮期区間データの多重対数パワースペクトル分布に沿った直線である。また、診断基準線Ａ１は、多重対数パワースペクトル分布に沿った曲線であってよい。本例の診断基準線Ａ１は、心疾患なし学童７０名について、収縮期区間データの多重対数パワースペクトル分布から導出される。 FIG. 12 shows a setting example of the diagnostic reference line A1 used in the diagnostic criterion A. The diagnostic reference line A1 is a straight line along the multilogarithmic power spectrum distribution of systolic interval data of schoolchild without heart disease in the intermediate frequency band. Further, the diagnostic reference line A1 may be a curve along a multi-log power spectrum distribution. The diagnostic reference line A1 of this example is derived from the multiple logarithmic power spectrum distribution of systolic interval data for 70 schoolchildren without heart disease.
例えば、心疾患診断装置１０は、被検者の収縮期区間データの多重対数パワースペクトルが、診断基準線Ａ１を超えた場合に、心疾患ありと診断する。本明細書において、診断基準線Ａ１を超えた場合とは、多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ１を一度でも超えた場合であってよい。また、予め定められた回数だけ診断基準線Ａ１を超えた場合に、多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ１を超えたと判断してもよい。また、心疾患診断装置１０は、多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ１を超えなかった場合に、心疾患なしと診断してもよい。 For example, the heart disease diagnosis apparatus 10 diagnoses that there is a heart disease when the multiple logarithmic power spectrum of the subject's systolic interval data exceeds the diagnostic reference line A1. In this specification, the case where the diagnostic reference line A1 is exceeded may be a case where the multiple logarithmic power spectrum exceeds the diagnostic reference line A1 even once. Further, when the diagnostic reference line A1 is exceeded by a predetermined number of times, it may be determined that the multiple logarithmic power spectrum exceeds the diagnostic reference line A1. The heart disease diagnosis apparatus 10 may diagnose that there is no heart disease when the multiple logarithmic power spectrum does not exceed the diagnostic reference line A1.
本例の診断基準線Ａ１は、２５０Ｈｚから４５０Ｈｚの中間周波数帯域に設定される。診断基準線Ａ１は、中間周波数帯域の両端の周波数における２点を結ぶ直線である。各点は、２５０Ｈｚおよび４５０Ｈｚにおいて、学童７０名分の多重対数パワースペクトルの標準偏差を１．５倍した値であってよい。なお、診断基準線Ａ１は、中間周波数帯域の両端の周波数に限られず、適当な周波数を選択して決定されてよい。各点は、学童７０名分の多重対数パワースペクトルの標準偏差を１．５倍した値に限られず、対象となる心疾患、もしくは、被検者の年齢等に応じて、適宜変更されてよい。 The diagnostic reference line A1 in this example is set to an intermediate frequency band from 250 Hz to 450 Hz. The diagnostic reference line A1 is a straight line connecting two points at frequencies at both ends of the intermediate frequency band. Each point may be a value obtained by multiplying the standard deviation of the multiple logarithmic power spectrum for 70 schoolchildren by 1.5 at 250 Hz and 450 Hz. The diagnostic reference line A1 is not limited to the frequencies at both ends of the intermediate frequency band, and may be determined by selecting an appropriate frequency. Each point is not limited to a value obtained by multiplying the standard deviation of the multiple logarithmic power spectrum for 70 schoolchildren by 1.5, and may be appropriately changed according to the target heart disease or the age of the subject. .
他の実施形態において、心疾患診断装置１０は、診断基準線Ａ１と異なる診断基準線Ａ２を有してよい。診断基準線Ａ２は、診断基準線Ａ１よりも小さい。心疾患診断装置１０は、被検者の多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ２を超えた周波数帯域の中間周波数帯域に対する割合に応じて、心疾患の有無を診断する。例えば、中間周波数帯域に対する、診断基準線Ａ２を超えた周波数帯域の割合が、８０％以上の場合に、心疾患ありと診断する。これにより、心疾患診断装置１０は、被検者の多重対数パワースペクトルが局所的に大きく変動した場合でも、正確に診断できる。 In another embodiment, the heart disease diagnosis apparatus 10 may have a diagnostic reference line A2 that is different from the diagnostic reference line A1. The diagnostic reference line A2 is smaller than the diagnostic reference line A1. The heart disease diagnosis apparatus 10 diagnoses the presence or absence of a heart disease according to the ratio of the frequency band in which the subject's multiple log power spectrum exceeds the diagnostic reference line A2 to the intermediate frequency band. For example, when the ratio of the frequency band that exceeds the diagnostic reference line A2 to the intermediate frequency band is 80% or more, it is diagnosed that there is a heart disease. Thereby, the heart disease diagnosis apparatus 10 can accurately diagnose even when the multiple logarithmic power spectrum of the subject greatly fluctuates locally.
さらに他の実施形態において、心疾患診断装置１０は、診断基準線Ａ１および診断基準線Ａ２の両方を有してよい。この場合、心疾患診断装置１０は、被検者の多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ１を一度でも超えた場合、および、被検者の多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ２を超えた周波数帯域の割合が、予め定められた割合を超えた場合、の少なくとも一方が生じた場合に、心疾患ありと診断する。本例の心疾患診断装置１０は、診断基準線Ａ１および診断基準線Ａ２を最適化することにより、心疾患の診断の精度を向上できる。 In still another embodiment, the heart disease diagnosis apparatus 10 may have both the diagnostic reference line A1 and the diagnostic reference line A2. In this case, the heart disease diagnosis apparatus 10 has a frequency band in which the subject's multiple logarithmic power spectrum exceeds the diagnostic reference line A1 even once and the subject's multiple logarithmic power spectrum exceeds the diagnostic reference line A2. If at least one of the ratios exceeds a predetermined ratio, it is diagnosed that there is a heart disease. The heart disease diagnosis apparatus 10 of this example can improve the accuracy of diagnosis of heart disease by optimizing the diagnosis reference line A1 and the diagnosis reference line A2.
図１３は、診断基準Ａを用いた心疾患あり学童１の診断例を示す。図１３では、設定した中間周波数帯域において、心疾患あり学童１の収縮期区間データの多重対数パワースペクトルが診断基準線Ａ１より大きい。したがって、心疾患あり学童１は、心疾患ありと診断される。なお、心疾患診断装置１０は、被検者の多重対数パワースペクトルの代わりに、被検者の単一対数パワースペクトルを用いてもよい。 FIG. 13 shows a diagnosis example of a schoolchild 1 with heart disease using the diagnostic criterion A. In FIG. 13, in the set intermediate frequency band, the multiple logarithmic power spectrum of the systolic section data of schoolchild 1 with heart disease is larger than the diagnostic reference line A1. Therefore, schoolchild 1 with heart disease is diagnosed with heart disease. The heart disease diagnosis apparatus 10 may use the subject's single log power spectrum instead of the subject's multiple log power spectrum.
図１４は、診断基準Ｂで使用するピーク差分値の設定例を示す。診断基準Ｂでは、多重対数パワースペクトル中のピーク形状の差分値が予め定められた値を超えたか否により、心疾患の有無を診断する。本例の多重対数パワースペクトルは、心疾患あり学童２の収縮期区間データに基づく。なお、心疾患診断装置１０は、被検者の多重対数パワースペクトルの代わりに、被検者の単一対数パワースペクトルを用いてもよい。 FIG. 14 shows a setting example of peak difference values used in the diagnostic criterion B. In the diagnostic criterion B, the presence or absence of a heart disease is diagnosed based on whether or not the peak shape difference value in the multiple logarithmic power spectrum exceeds a predetermined value. The multiple logarithmic power spectrum of this example is based on systolic interval data of schoolchild 2 with heart disease. The heart disease diagnosis apparatus 10 may use the subject's single log power spectrum instead of the subject's multiple log power spectrum.
心疾患診断装置１０は、低域周波数帯において、被検者の収縮期区間データの多重対数パワースペクトルの極大部および極大部に隣接する極小部を有するピーク形状を探索する。心疾患診断装置１０は、ピーク差分値が、予め設定された閾値より大きい場合、心疾患ありと診断する。ピーク差分値とは、極大値に相当するピーク値と極小値に相当するボトム値との差を指す。 The heart disease diagnosis apparatus 10 searches for a peak shape having a maximum part of a multiple logarithmic power spectrum of the systolic interval data of the subject and a minimum part adjacent to the maximum part in the low frequency band. The heart disease diagnosis device 10 diagnoses that there is a heart disease when the peak difference value is larger than a preset threshold value. The peak difference value refers to the difference between the peak value corresponding to the maximum value and the bottom value corresponding to the minimum value.
例えば、心疾患診断装置１０は、５０Ｈｚから２００Ｈｚの低周波数帯域において、低周波数側から高周波数側に向けてピーク探索する。心疾患診断装置１０は、極小部（以後、極小部１と呼ぶ）、極大部、極小部（以後、極小部２と呼ぶ）の順に多重対数パワースペクトルを検出した場合、極小部１と極小部２との間をピーク区間に設定する。本例のピーク差分値は、極大部の値をピーク値とし、極小部１の値をボトム値として計算される。しかし、心疾患診断装置１０は、ボトム値の次に検出される極小部２の値を用いて、ピーク差分値を計算してもよい。 For example, the heart disease diagnosis apparatus 10 searches for a peak from a low frequency side to a high frequency side in a low frequency band of 50 Hz to 200 Hz. When detecting a multiple logarithmic power spectrum in the order of a minimum part (hereinafter referred to as a minimum part 1), a maximum part, and a minimum part (hereinafter referred to as a minimum part 2), the heart disease diagnosis apparatus 10 has a minimum part 1 and a minimum part. 2 is set as the peak interval. The peak difference value in this example is calculated using the value at the maximum portion as the peak value and the value at the minimum portion 1 as the bottom value. However, the heart disease diagnosis apparatus 10 may calculate the peak difference value using the value of the minimum part 2 detected next to the bottom value.
図１５は、診断基準Ｂを用いた心疾患あり学童２の診断例を示す。本例では、ピーク差分値を評価するための閾値が０．７に設定される。ピーク差分値を評価するための閾値を０．７に設定した場合、対数化する前のパワースペクトルにおいて、ピーク値がボトム値の約５倍に相当する。 FIG. 15 shows a diagnosis example of a schoolchild 2 with heart disease using the diagnostic criterion B. In this example, the threshold for evaluating the peak difference value is set to 0.7. When the threshold value for evaluating the peak difference value is set to 0.7, the peak value corresponds to about 5 times the bottom value in the power spectrum before logarithmization.
本例において、被検者の多重対数パワースペクトルのピーク差分値は約０．９４である。心疾患診断装置１０は、被検者のピーク差分値が、予め設定された閾値０．７より大きいので、心疾患の可能性ありと診断する。また、心疾患診断装置１０は、被検者のピーク差分値が予め設定された閾値０．７より小さいときに、心疾患の可能性なしと診断してもよい。 In this example, the peak difference value of the subject's multiple logarithmic power spectrum is about 0.94. Since the peak difference value of the subject is larger than the preset threshold value 0.7, the heart disease diagnosis device 10 diagnoses that there is a possibility of heart disease. The heart disease diagnosis apparatus 10 may diagnose that there is no possibility of heart disease when the peak difference value of the subject is smaller than a preset threshold value 0.7.
図１６は、心疾患診断装置１０の構成の一例を示す。本例の心疾患診断装置１０は、予測値生成部１５をさらに備える。 FIG. 16 shows an example of the configuration of the heart disease diagnosis apparatus 10. The heart disease diagnosis apparatus 10 of this example further includes a predicted value generation unit 15.
予測値生成部１５は、過去に取得された心音データに基づいて予測した予測値を生成する。予測値生成部１５には、心音解析部１３から心音データが入力される。また、予測値生成部１５には、収縮期区間抽出部１３１が抽出した収縮期区間データが入力されてもよい。 The predicted value generation unit 15 generates a predicted value predicted based on heart sound data acquired in the past. Heart sound data is input from the heart sound analysis unit 13 to the predicted value generation unit 15. In addition, systolic interval data extracted by the systolic interval extracting unit 131 may be input to the predicted value generation unit 15.
例えば、診断基準Ａを用いる場合、予測値生成部１５は、過去の心音データに基づいて、診断基準線Ａ１を設定する。また、診断基準Ｂを用いる場合、予測値生成部１５は、過去に取得された心音データに基づいて、ピーク差分値の閾値を設定する。 For example, when the diagnostic criterion A is used, the predicted value generation unit 15 sets the diagnostic reference line A1 based on past heart sound data. Moreover, when using the diagnostic reference | standard B, the predicted value production | generation part 15 sets the threshold value of a peak difference value based on the heart sound data acquired in the past.
予測値生成部１５は、被検者に合わせて、予測値の生成に用いる心音データの種類を決定する。例えば、予測値生成部１５は、被検者が学童である場合、学童の過去の心音データのみに基づいて、予測値を決定する。また、予測値生成部１５は、被検者が女性である場合、女性の過去の心音データのみに基づいて、予測値を決定する。このように、予測値は、被検者に合わせて適宜変更される。なお、予測値の決定は、心疾患診断装置１０を操作する人間によりマニュアルで行われてもよい。 The predicted value generation unit 15 determines the type of heart sound data used for generating the predicted value according to the subject. For example, when the subject is a schoolchild, the predicted value generation unit 15 determines a predicted value based only on past heart sound data of the schoolchild. Further, when the subject is a woman, the predicted value generation unit 15 determines a predicted value based only on the past heart sound data of the woman. Thus, the predicted value is appropriately changed according to the subject. Note that the determination of the predicted value may be performed manually by a person who operates the heart disease diagnosis apparatus 10.
以上の通り、本発明に係る心疾患診断装置１０は、収縮期区間データを測定して心疾患の有無を診断する。つまり、心疾患診断装置１０は、心音データの周波数帯域の一部に基づいて、心疾患の有無を診断するので、少ない演算量で簡易に診断できる。また、収縮期区間データは、学童に多い心房中隔欠損、心室中隔欠損等の先天性疾患の有力な手がかりとなるため、学童の心疾患の診断に有用である。 As described above, the heart disease diagnosis apparatus 10 according to the present invention diagnoses the presence or absence of heart disease by measuring systolic interval data. That is, since the heart disease diagnosis apparatus 10 diagnoses the presence or absence of a heart disease based on a part of the frequency band of the heart sound data, it can be easily diagnosed with a small amount of calculation. In addition, the systolic interval data is useful for diagnosis of heart disease in school children because it is a powerful clue to congenital diseases such as atrial septal defect and ventricular septal defect that are common in school children.
さらに、本発明に係る心疾患診断装置１０は、高周波帯域の心音データを除くことができる。高周波帯域の心音データは、呼吸音の影響を受けやすい一方、心音成分がほとんど含まれない。即ち、心疾患診断装置１０は、心疾患の診断に有効な周波数帯域に限定して、少ない演算量で心疾患の有無を診断できる。これにより、心疾患診断装置１０は、低価格で、かつ、精度の高い集団検診を実現できる。 Furthermore, the heart disease diagnosis apparatus 10 according to the present invention can exclude heart sound data in a high frequency band. The heart sound data in the high frequency band is easily affected by the respiratory sound, but contains almost no heart sound component. That is, the heart disease diagnosis apparatus 10 can diagnose the presence or absence of a heart disease with a small amount of calculation, limited to a frequency band effective for the diagnosis of heart disease. As a result, the heart disease diagnosis apparatus 10 can realize a mass screening with low cost and high accuracy.
図１７は、本実施形態に係る心疾患診断装置１０のハードウェア構成の一例である。加速度センサ１７００は、被検者の心音を電気信号として検出する心音検出部１１として機能する。入力信号処理回路１８００は、フィルタ回路１８２０と、増幅回路１８４０と、Ａ／Ｄ変換回路１８６０とを備え、入力信号処理部１２として機能する。フィルタ回路１８２０は、心音信号に含まれるＤＣ周波数成分、エイリアシングを引き起こす可能性のある高周波成分、および、心音解析に不要な高周波成分を取り除く。増幅回路１８４０は、Ａ／Ｄ変換回路１８６０の入力レンジに合わせて心音信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換回路１８６０は、増幅回路１８４０が増幅した心音信号をデジタル信号に変換する。そして、コンピュータ１９００は、心音解析部１３、および、出力部１４として機能し、デジタル化された心音データに対して演算又は加工を行う。 FIG. 17 is an example of a hardware configuration of the heart disease diagnosis apparatus 10 according to the present embodiment. The acceleration sensor 1700 functions as the heart sound detection unit 11 that detects the heart sound of the subject as an electrical signal. The input signal processing circuit 1800 includes a filter circuit 1820, an amplification circuit 1840, and an A / D conversion circuit 1860, and functions as the input signal processing unit 12. The filter circuit 1820 removes a DC frequency component included in the heart sound signal, a high-frequency component that may cause aliasing, and a high-frequency component that is unnecessary for heart sound analysis. The amplification circuit 1840 amplifies the heart sound signal in accordance with the input range of the A / D conversion circuit 1860. The A / D conversion circuit 1860 converts the heart sound signal amplified by the amplification circuit 1840 into a digital signal. The computer 1900 functions as the heart sound analysis unit 13 and the output unit 14, and performs calculation or processing on the digitized heart sound data.
図１８は、本実施形態に係るコンピュータ１９００のハードウェア構成の一例を示す。本実施形態に係るコンピュータ１９００は、ホスト・コントローラ２０８２により相互に接続されるＣＰＵ２０００、ＲＡＭ２０２０、グラフィック・コントローラ２０７５、及び表示装置２０８０を有するＣＰＵ周辺部と、入出力コントローラ２０８４によりホスト・コントローラ２０８２に接続される通信インターフェイス２０３０、ハードディスクドライブ２０４０、及びＣＤ−ＲＯＭドライブ２０６０を有する入出力部と、入出力コントローラ２０８４に接続されるＲＯＭ２０１０、フレキシブルディスク・ドライブ２０５０、及び入出力チップ２０７０を有するレガシー入出力部とを備える。 FIG. 18 shows an example of the hardware configuration of a computer 1900 according to this embodiment. A computer 1900 according to this embodiment is connected to a CPU peripheral unit having a CPU 2000, a RAM 2020, a graphic controller 2075, and a display device 2080 that are connected to each other by a host controller 2082, and to the host controller 2082 by an input / output controller 2084. Input / output unit having communication interface 2030, hard disk drive 2040, and CD-ROM drive 2060, and legacy input / output unit having ROM 2010, flexible disk drive 2050, and input / output chip 2070 connected to input / output controller 2084 With.
ホスト・コントローラ２０８２は、ＲＡＭ２０２０と、高い転送レートでＲＡＭ２０２０をアクセスするＣＰＵ２０００及びグラフィック・コントローラ２０７５とを接続する。ＣＰＵ２０００は、ＲＯＭ２０１０及びＲＡＭ２０２０に格納されたプログラムに基づいて動作し、各部の制御を行う。グラフィック・コントローラ２０７５は、ＣＰＵ２０００等がＲＡＭ２０２０内に設けたフレーム・バッファ上に生成する画像データを取得し、表示装置２０８０上に表示させる。これに代えて、グラフィック・コントローラ２０７５は、ＣＰＵ２０００等が生成する画像データを格納するフレーム・バッファを、内部に含んでもよい。 The host controller 2082 connects the RAM 2020 to the CPU 2000 and the graphic controller 2075 that access the RAM 2020 at a high transfer rate. The CPU 2000 operates based on programs stored in the ROM 2010 and the RAM 2020 and controls each unit. The graphic controller 2075 acquires image data generated by the CPU 2000 or the like on a frame buffer provided in the RAM 2020 and displays it on the display device 2080. Instead of this, the graphic controller 2075 may include a frame buffer for storing image data generated by the CPU 2000 or the like.
入出力コントローラ２０８４は、ホスト・コントローラ２０８２と、比較的高速な入出力装置である通信インターフェイス２０３０、ハードディスクドライブ２０４０、ＣＤ−ＲＯＭドライブ２０６０を接続する。通信インターフェイス２０３０は、ネットワークを介して他の装置と通信する。ハードディスクドライブ２０４０は、コンピュータ１９００内のＣＰＵ２０００が使用するプログラム及びデータを格納する。ＣＤ−ＲＯＭドライブ２０６０は、ＣＤ−ＲＯＭ２０９５からプログラム又はデータを読み取り、ＲＡＭ２０２０を介してハードディスクドライブ２０４０に提供する。 The input / output controller 2084 connects the host controller 2082 to the communication interface 2030, the hard disk drive 2040, and the CD-ROM drive 2060, which are relatively high-speed input / output devices. The communication interface 2030 communicates with other devices via a network. The hard disk drive 2040 stores programs and data used by the CPU 2000 in the computer 1900. The CD-ROM drive 2060 reads a program or data from the CD-ROM 2095 and provides it to the hard disk drive 2040 via the RAM 2020.
また、入出力コントローラ２０８４には、ＲＯＭ２０１０と、フレキシブルディスク・ドライブ２０５０、及び入出力チップ２０７０の比較的低速な入出力装置とが接続される。ＲＯＭ２０１０は、コンピュータ１９００が起動時に実行するブート・プログラム、及び／又は、コンピュータ１９００のハードウェアに依存するプログラム等を格納する。フレキシブルディスク・ドライブ２０５０は、フレキシブルディスク２０９０からプログラム又はデータを読み取り、ＲＡＭ２０２０を介してハードディスクドライブ２０４０に提供する。入出力チップ２０７０は、フレキシブルディスク・ドライブ２０５０を入出力コントローラ２０８４へと接続すると共に、例えばパラレル・ポート、シリアル・ポート、キーボード・ポート、マウス・ポート等を介して各種の入出力装置を入出力コントローラ２０８４へと接続する。また、入出力チップ２０７０は、入力信号処理回路１８００とも接続する。 The input / output controller 2084 is connected to the ROM 2010, the flexible disk drive 2050, and the relatively low-speed input / output device of the input / output chip 2070. The ROM 2010 stores a boot program that the computer 1900 executes at startup and / or a program that depends on the hardware of the computer 1900. The flexible disk drive 2050 reads a program or data from the flexible disk 2090 and provides it to the hard disk drive 2040 via the RAM 2020. The input / output chip 2070 connects the flexible disk drive 2050 to the input / output controller 2084 and inputs / outputs various input / output devices via, for example, a parallel port, a serial port, a keyboard port, a mouse port, and the like. Connect to controller 2084. The input / output chip 2070 is also connected to the input signal processing circuit 1800.
ＲＡＭ２０２０を介してハードディスクドライブ２０４０に提供されるプログラムは、フレキシブルディスク２０９０、ＣＤ−ＲＯＭ２０９５、又はＩＣカード等の記録媒体に格納されて利用者によって提供される。プログラムは、記録媒体から読み出され、ＲＡＭ２０２０を介してコンピュータ１９００内のハードディスクドライブ２０４０にインストールされ、ＣＰＵ２０００において実行される。 A program provided to the hard disk drive 2040 via the RAM 2020 is stored in a recording medium such as the flexible disk 2090, the CD-ROM 2095, or an IC card and provided by the user. The program is read from the recording medium, installed in the hard disk drive 2040 in the computer 1900 via the RAM 2020, and executed by the CPU 2000.
コンピュータ１９００にインストールされ、コンピュータ１９００を心疾患診断装置の一部として機能させるプログラムは、心音解析モジュール、出力モジュールとを備える。これらのプログラム又はモジュールは、ＣＰＵ２０００等に働きかけて、コンピュータ１９００を、心疾患診断装置の一部としてそれぞれ機能させる。 A program installed in the computer 1900 and causing the computer 1900 to function as a part of the heart disease diagnosis apparatus includes a heart sound analysis module and an output module. These programs or modules work on the CPU 2000 or the like to cause the computer 1900 to function as a part of the heart disease diagnosis apparatus.
これらのプログラムに記述された情報処理は、コンピュータ１９００に読込まれることにより、ソフトウェアと上述した各種のハードウェア資源とが協働した具体的手段である心音解析部１３、出力部１４として機能する。そして、これらの具体的手段によって、本実施形態におけるコンピュータ１９００の使用目的に応じた情報の演算又は加工を実現することにより、心音検出部１１として機能する加速度センサ１７００と、入力信号処理部１２として機能する入力信号処理回路１８００と合わせて、使用目的に応じた特有の心疾患診断装置が構築される。 Information processing described in these programs functions as a heart sound analysis unit 13 and an output unit 14 which are specific means in which software and the various hardware resources described above cooperate with each other when read into the computer 1900. . Then, by implementing the calculation or processing of information according to the purpose of use of the computer 1900 in this embodiment by these specific means, the acceleration sensor 1700 that functions as the heart sound detection unit 11 and the input signal processing unit 12 Together with the functioning input signal processing circuit 1800, a specific heart disease diagnosis apparatus corresponding to the purpose of use is constructed.
一例として、コンピュータ１９００と外部の装置等との間で通信を行う場合には、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０上にロードされた通信プログラムを実行し、通信プログラムに記述された処理内容に基づいて、通信インターフェイス２０３０に対して通信処理を指示する。通信インターフェイス２０３０は、ＣＰＵ２０００の制御を受けて、ＲＡＭ２０２０、ハードディスクドライブ２０４０、フレキシブルディスク２０９０、又はＣＤ−ＲＯＭ２０９５等の記憶装置上に設けた送信バッファ領域等に記憶された送信データを読み出してネットワークへと送信し、もしくは、ネットワークから受信した受信データを記憶装置上に設けた受信バッファ領域等へと書き込む。このように、通信インターフェイス２０３０は、ＤＭＡ（ダイレクト・メモリ・アクセス）方式により記憶装置との間で送受信データを転送してもよく、これに代えて、ＣＰＵ２０００が転送元の記憶装置又は通信インターフェイス２０３０からデータを読み出し、転送先の通信インターフェイス２０３０又は記憶装置へとデータを書き込むことにより送受信データを転送してもよい。 As an example, when communication is performed between the computer 1900 and an external device or the like, the CPU 2000 executes a communication program loaded on the RAM 2020 and executes a communication interface based on the processing content described in the communication program. A communication process is instructed to 2030. Under the control of the CPU 2000, the communication interface 2030 reads transmission data stored in a transmission buffer area or the like provided on a storage device such as the RAM 2020, the hard disk drive 2040, the flexible disk 2090, or the CD-ROM 2095, and sends it to the network. The reception data transmitted or received from the network is written into a reception buffer area or the like provided on the storage device. As described above, the communication interface 2030 may transfer transmission / reception data to / from the storage device by a DMA (direct memory access) method. Instead, the CPU 2000 transfers the storage device or the communication interface 2030 as a transfer source. The transmission / reception data may be transferred by reading the data from the data and writing the data to the communication interface 2030 or the storage device of the transfer destination.
また、ＣＰＵ２０００は、ハードディスクドライブ２０４０、ＣＤ−ＲＯＭドライブ２０６０（ＣＤ−ＲＯＭ２０９５）、フレキシブルディスク・ドライブ２０５０（フレキシブルディスク２０９０）等の外部記憶装置に格納されたファイルまたはデータベース等の中から、全部または必要な部分をＤＭＡ転送等によりＲＡＭ２０２０へと読み込ませ、ＲＡＭ２０２０上のデータに対して各種の処理を行う。そして、ＣＰＵ２０００は、処理を終えたデータを、ＤＭＡ転送等により外部記憶装置へと書き戻す。このような処理において、ＲＡＭ２０２０は、外部記憶装置の内容を一時的に保持するものとみなせるから、本実施形態においてはＲＡＭ２０２０および外部記憶装置等をメモリ、記憶部、または記憶装置等と総称する。本実施形態における各種のプログラム、データ、テーブル、データベース等の各種の情報は、このような記憶装置上に格納されて、情報処理の対象となる。なお、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０の一部をキャッシュメモリに保持し、キャッシュメモリ上で読み書きを行うこともできる。このような形態においても、キャッシュメモリはＲＡＭ２０２０の機能の一部を担うから、本実施形態においては、区別して示す場合を除き、キャッシュメモリもＲＡＭ２０２０、メモリ、及び／又は記憶装置に含まれるものとする。 The CPU 2000 is all or necessary from among files or databases stored in an external storage device such as a hard disk drive 2040, a CD-ROM drive 2060 (CD-ROM 2095), and a flexible disk drive 2050 (flexible disk 2090). This portion is read into the RAM 2020 by DMA transfer or the like, and various processes are performed on the data on the RAM 2020. Then, CPU 2000 writes the processed data back to the external storage device by DMA transfer or the like. In such processing, since the RAM 2020 can be regarded as temporarily holding the contents of the external storage device, in the present embodiment, the RAM 2020 and the external storage device are collectively referred to as a memory, a storage unit, or a storage device. Various types of information such as various programs, data, tables, and databases in the present embodiment are stored on such a storage device and are subjected to information processing. Note that the CPU 2000 can also store a part of the RAM 2020 in the cache memory and perform reading and writing on the cache memory. Even in such a form, the cache memory bears a part of the function of the RAM 2020. Therefore, in the present embodiment, the cache memory is also included in the RAM 2020, the memory, and / or the storage device unless otherwise indicated. To do.
また、ＣＰＵ２０００は、ＲＡＭ２０２０から読み出したデータに対して、プログラムの命令列により指定された、本実施形態中に記載した各種の演算、情報の加工、条件判断、情報の検索・置換等を含む各種の処理を行い、ＲＡＭ２０２０へと書き戻す。例えば、ＣＰＵ２０００は、条件判断を行う場合においては、本実施形態において示した各種の変数が、他の変数または定数と比較して、大きい、小さい、以上、以下、等しい等の条件を満たすかどうかを判断し、条件が成立した場合（又は不成立であった場合）に、異なる命令列へと分岐し、またはサブルーチンを呼び出す。 In addition, the CPU 2000 performs various operations, such as various operations, information processing, condition determination, information search / replacement, etc., described in the present embodiment, specified for the data read from the RAM 2020 by the instruction sequence of the program. Is written back to the RAM 2020. For example, when performing the condition determination, the CPU 2000 determines whether the various variables shown in the present embodiment satisfy the conditions such as large, small, above, below, equal, etc., compared to other variables or constants. When the condition is satisfied (or not satisfied), the program branches to a different instruction sequence or calls a subroutine.
また、ＣＰＵ２０００は、記憶装置内のファイルまたはデータベース等に格納された情報を検索することができる。例えば、第１属性の属性値に対し第２属性の属性値がそれぞれ対応付けられた複数のエントリが記憶装置に格納されている場合において、ＣＰＵ２０００は、記憶装置に格納されている複数のエントリの中から第１属性の属性値が指定された条件と一致するエントリを検索し、そのエントリに格納されている第２属性の属性値を読み出すことにより、所定の条件を満たす第１属性に対応付けられた第２属性の属性値を得ることができる。 Further, the CPU 2000 can search for information stored in a file or database in the storage device. For example, in the case where a plurality of entries in which the attribute value of the second attribute is associated with the attribute value of the first attribute are stored in the storage device, the CPU 2000 displays the plurality of entries stored in the storage device. The entry that matches the condition in which the attribute value of the first attribute is specified is retrieved, and the attribute value of the second attribute that is stored in the entry is read, thereby associating with the first attribute that satisfies the predetermined condition The attribute value of the specified second attribute can be obtained.
また、特許請求の範囲、明細書、および図面中において示した装置、システム、プログラム、および方法における動作、手順、ステップ、および段階等の各処理の実行順序は、特段「より前に」、「先立って」等と明示しておらず、また、前の処理の出力を後の処理で用いるのでない限り、任意の順序で実現しうることに留意すべきである。特許請求の範囲、明細書、および図面中の動作フローに関して、便宜上「まず、」、「次に、」等を用いて説明したとしても、この順で実施することが必須であることを意味するものではない。 In addition, the execution order of each process such as operation, procedure, step, and stage in the apparatus, system, program, and method shown in the claims, the specification, and the drawings is particularly “before”, “ It should be noted that “precedent” or the like is not specified, and that the output of the previous process can be realized in any order unless it is used in the subsequent process. Regarding the operation flow in the claims, the description, and the drawings, even if it is described using “first”, “next”, etc. for convenience, it means that it is essential to carry out in this order. It is not a thing.
以上に示したプログラム又はモジュールは、外部の記録媒体に格納されてもよい。記録媒体としては、フレキシブルディスク２０９０、ＣＤ−ＲＯＭ２０９５の他に、ＤＶＤ又はＣＤ等の光学記録媒体、ＭＯ等の光磁気記録媒体、テープ媒体、ＩＣカード等の半導体メモリ等を用いることができる。また、専用通信ネットワーク又はインターネットに接続されたサーバシステムに設けたハードディスク又はＲＡＭ等の記憶装置を記録媒体として使用し、ネットワークを介してプログラムをコンピュータ１９００に提供してもよい。 The program or module shown above may be stored in an external recording medium. As the recording medium, in addition to the flexible disk 2090 and the CD-ROM 2095, an optical recording medium such as DVD or CD, a magneto-optical recording medium such as MO, a tape medium, a semiconductor memory such as an IC card, and the like can be used. Further, a storage device such as a hard disk or RAM provided in a server system connected to a dedicated communication network or the Internet may be used as a recording medium, and the program may be provided to the computer 1900 via the network.
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。その様な変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれ得ることが、特許請求の範囲の記載から明らかである。 As mentioned above, although this invention was demonstrated using embodiment, the technical scope of this invention is not limited to the range as described in the said embodiment. It will be apparent to those skilled in the art that various modifications or improvements can be added to the above-described embodiment. It is apparent from the scope of the claims that the embodiments added with such changes or improvements can be included in the technical scope of the present invention.
特許請求の範囲、明細書、および図面中において示した装置、システム、プログラム、および方法における動作、手順、ステップ、および段階等の各処理の実行順序は、特段「より前に」、「先立って」等と明示しておらず、また、前の処理の出力を後の処理で用いるのでない限り、任意の順序で実現しうることに留意すべきである。特許請求の範囲、明細書、および図面中の動作フローに関して、便宜上「まず、」、「次に、」等を用いて説明したとしても、この順で実施することが必須であることを意味するものではない。 The order of execution of each process such as operations, procedures, steps, and stages in the apparatus, system, program, and method shown in the claims, the description, and the drawings is particularly “before” or “prior to”. It should be noted that the output can be realized in any order unless the output of the previous process is used in the subsequent process. Regarding the operation flow in the claims, the description, and the drawings, even if it is described using “first”, “next”, etc. for convenience, it means that it is essential to carry out in this order. It is not a thing.
１０・・・心疾患診断装置、１１・・・心音検出部、１２・・・入力信号処理部、１３・・・心音解析部、１４・・・出力部、１５・・・予測値生成部、１３１・・・収縮期区間抽出部、１３２・・・周波数解析部、１３３・・・心疾患診断部、２００・・・心臓、２０２・・・右心室、２０４・・・左心室、２０６・・・右心房、２０８・・・左心房、２１０・・・肺動脈弁、２１２・・・大動脈弁、２１４・・・三尖弁、２１６・・・僧帽弁、１７００・・・加速度センサ、１８００・・・入力信号処理回路、１８２０・・・フィルタ回路、１８４０・・・増幅回路、１８６０・・・Ａ／Ｄ変換回路、１９００・・・コンピュータ、２０００・・・ＣＰＵ、２０１０・・・ＲＯＭ、２０２０・・・ＲＡＭ、２０３０・・・通信インターフェイス、２０４０・・・ハードディスクドライブ、２０５０・・・フレキシブルディスク・ドライブ、２０６０・・・ＣＤ−ＲＯＭドライブ、２０７０・・・入出力チップ、２０７５・・・グラフィック・コントローラ、２０８０・・・表示装置、２０８２・・・ホスト・コントローラ、２０８４・・・入出力コントローラ、２０９０・・・フレキシブルディスク、２０９５・・・ＣＤ−ＲＯＭ DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Heart disease diagnostic apparatus, 11 ... Heart sound detection part, 12 ... Input signal processing part, 13 ... Heart sound analysis part, 14 ... Output part, 15 ... Predicted value generation part, 131: systolic section extraction unit, 132: frequency analysis unit, 133 ... heart disease diagnosis unit, 200 ... heart, 202 ... right ventricle, 204 ... left ventricle, 206 ... Right atrium 208 ... Left atrium 210 ... Pulmonary artery valve 212 ... Aortic valve 214 ... Tricuspid valve 216 ... Mitral valve 1700 ... Accelerometer 1800 ..Input signal processing circuit, 1820... Filter circuit, 1840... Amplification circuit, 1860... A / D conversion circuit, 1900. ... RAM, 2030 ... Communication interface Chair, 2040 ... hard disk drive, 2050 ... flexible disk drive, 2060 ... CD-ROM drive, 2070 ... input / output chip, 2075 ... graphic controller, 2080 ... display device, 2082 ... Host controller, 2084 ... Input / output controller, 2090 ... Flexible disk, 2095 ... CD-ROM
Claims (8)
収縮期の前記心音データの一部の周波数帯域におけるパワースペクトルの形状に基づいて、前記生体に心疾患があるかどうかを診断する心音解析部と、
を備え、
前記心音解析部は、
前記一部の周波数帯域に第１閾値ラインと前記第１閾値ラインよりも小さい第２閾値ラインとを設定し、
前記パワースペクトルが前記第１閾値ラインを超えて、かつ前記パワースペクトルが前記第２閾値ラインを超える周波数帯域の割合が、予め定められた割合を超えたときに、前記心疾患があると診断する心疾患診断装置。 An input signal processing unit that receives an electrical signal based on a heart sound of a living body, performs predetermined signal processing, and outputs heart sound data;
A heart sound analysis unit that diagnoses whether the living body has a heart disease based on the shape of a power spectrum in a partial frequency band of the heart sound data in systole;
Equipped with a,
The heart sound analysis unit
Setting a first threshold line and a second threshold line smaller than the first threshold line in the partial frequency band;
When the power spectrum exceeds the first threshold line and the ratio of the frequency band where the power spectrum exceeds the second threshold line exceeds a predetermined ratio, the diagnosis of the heart disease is made Heart disease diagnostic device.
収縮期の前記心音データの一部の周波数帯域におけるパワースペクトルの形状に基づいて、前記生体に心疾患があるかどうかを診断する心音解析部と、
を備え、
前記心音解析部は、
前記パワースペクトルの予め定められたピーク形状から探索される極小値と予め定められたピーク形状から探索される極大値との差分値が予め定められた閾値よりも大きいときに、前記心疾患があると診断し、前記差分値が前記予め定められた閾値以下のときに、前記心疾患がないと診断する心疾患診断装置。 An input signal processing unit that receives an electrical signal based on a heart sound of a living body, performs predetermined signal processing, and outputs heart sound data;
A heart sound analysis unit that diagnoses whether the living body has a heart disease based on the shape of a power spectrum in a partial frequency band of the heart sound data in systole;
With
The heart sound analysis unit
The heart disease is present when a difference value between a minimum value searched from a predetermined peak shape of the power spectrum and a maximum value searched from a predetermined peak shape is larger than a predetermined threshold value a diagnosis, when the difference value is less than the predetermined threshold, heart disease diagnosis device diagnosed that there is no the heart disease.
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