JPS63277034A - Apparatus for counting heart rate of embryo - Google Patents
Apparatus for counting heart rate of embryoInfo
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、生体電気信号、特にトランスジューサにより
得られる胎児の心拍信号を処理し、胎児心拍数として計
数する胎児心拍計数装置に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Field of Industrial Application) The present invention relates to a fetal heart rate counting device that processes bioelectrical signals, particularly fetal heartbeat signals obtained by a transducer, and counts the fetal heart rate.
（従来の技術）
従来、この種の胎児心拍計数装置として、例えば特公昭
５７−５５３９号公報に示された発明がある。(Prior Art) Conventionally, there is an invention disclosed in Japanese Patent Publication No. 57-5539, for example, as this type of fetal heart rate counting device.
この従来の方式は、胎児心拍信号をデジタル信号に変換
し、自己相関関数演算により得られた自己相関関数の複
数の相関値ピークのうち、最初に発生した相関値ピーク
を基準として、次に発生する相関値ピークの大きさ７位
置等を比較し゛、どちらかの相関値ピークを選択する方
式であり、最終的に選択された相関値ピークに対応する
時間差τを胎児心拍数に変換することにより胎児心拍数
計測を行う方式であった。This conventional method converts the fetal heartbeat signal into a digital signal, and uses the first correlation value peak among multiple correlation value peaks of the autocorrelation function obtained by autocorrelation function calculation as a reference, and then calculates the next correlation value peak. This method selects one of the correlation value peaks by comparing the sizes, positions, etc. of the correlation value peaks, and converts the time difference τ corresponding to the finally selected correlation value peak into the fetal heart rate. It was a method to measure fetal heart rate.
第７図は従来の自己相関を用いた胎児心拍数計の基本構
成図を示し、１は超音波ドツプラー法等で得た胎児心拍
信号を波形整形しデジタル信号に変換する回路、２は前
記デジタル信号から胎児心拍の周期を抽出するためのデ
ジタル自己相関演算回路、３は前記自己相関演算回路で
得られた相関値の複数のピークのうち胎児心拍周期に対
応する有効な相関値ピークを決定する相関値ピーク検出
回路、４は上記の有効な相関値ピークに対応する時間差
τを胎児心拍数に変換する回路、５は自己相関関数演算
回路２における自己相関忘却時定数を制御する回路、６
は上記全回路から情報を得て上記全回路を制御するため
の制御信号を発生する制御信号発生回路である。FIG. 7 shows a basic configuration diagram of a conventional fetal heart rate monitor using autocorrelation, in which 1 is a circuit that shapes the waveform of a fetal heart rate signal obtained by the ultrasonic Doppler method and converts it into a digital signal, and 2 is a circuit that converts the fetal heart rate signal obtained by the ultrasound Doppler method etc. into a digital signal. a digital autocorrelation calculation circuit for extracting the period of fetal heartbeat from the signal; 3 determines an effective correlation value peak corresponding to the fetal heartbeat period among the plurality of peaks of correlation values obtained by the autocorrelation calculation circuit; a correlation value peak detection circuit; 4 a circuit for converting the time difference τ corresponding to the valid correlation value peak into a fetal heart rate; 5 a circuit for controlling an autocorrelation forgetting time constant in the autocorrelation function calculation circuit 2;
is a control signal generating circuit that obtains information from all of the circuits and generates control signals for controlling all of the circuits.
上記の回路構成により、胎児心拍信号の自己相関関数を
求め、複数の相関値ピークの中から有効な相関値ピーク
を検出し、この相関値ピークに対応する時間差τを胎児
心拍数に変換して胎児心拍数を計数するようにしたもの
である。With the above circuit configuration, the autocorrelation function of the fetal heart rate signal is obtained, an effective correlation value peak is detected from among the multiple correlation value peaks, and the time difference τ corresponding to this correlation value peak is converted into the fetal heart rate. It is designed to count the fetal heart rate.
第８図は従来の有効な相関値ピークを検出する基本思想
を示す為に、相関値曲線の一例を示したものである。理
想的な周期関数の自己相関曲線であっても、基本の周期
τ１の相関値ピークＰ、に対し、２倍、３倍の周期τ２
．τ、にも相関値ピークＰｚ、 ｈが出現する。実際に
は、入力信号の雑音等により相関値曲線は複雑な影響を
受け、基本周期のピークＰ、より２倍、３倍の周期の相
関値ピークＰ２＋ Ｐｌの方が大きくなる等の現象が生
ずる。このため、単純に最大の相関値ピークを検出して
その相関値を直ちに胎児心拍数に変換することが出来な
い。従って、相関値曲線中の数ある相関値ピークの中か
ら胎児心拍周期に対応する正しい相関値ピークを抽出す
るプロセスをどう構成するかは極めて重要である。FIG. 8 shows an example of a correlation value curve in order to show the basic idea of detecting a conventional effective correlation value peak. Even in the autocorrelation curve of an ideal periodic function, the correlation value peak P with the basic period τ1 has a period τ2 that is twice or three times that of the basic period τ1.
．． A correlation value peak Pz,h also appears in τ. In reality, the correlation value curve is affected by input signal noise in a complicated manner, and phenomena such as the correlation value peak P2+Pl at a period twice or three times larger than the peak P at the fundamental period occur. . For this reason, it is not possible to simply detect the maximum correlation value peak and immediately convert that correlation value into a fetal heart rate. Therefore, it is extremely important how to configure a process for extracting the correct correlation value peak corresponding to the fetal heartbeat cycle from among the many correlation value peaks in the correlation value curve.
このため、従来は、例えば第８図で図示すように、上限
胎児心拍数の周期に対応する時間差τＳ以後における最
初の相関値ピークＰ１を検出し、これに対応する時間差
τ、のＮ％増の時間差（１＋０．０ＩＮ ）τ、以後に
おいて生じた相関値のピークＰｔ、 ｈが、最初のピー
クＰ１の相関値Ｒ１のＭ％増の相関値（１＋０．０ＩＭ
） Ｒ＋以下の場合にはＰｌを最終的な相関値ピーク
として検出し、またピークＰ２゜Ｐ、の相関値Ｒｔ、
Ｒｓが最初のピークＰ１のＭ％増の相関値（１＋０．０
ＩＭ ）Ｒ１を超えた場合にはＰｇまたはＰ、を最終的
な相関値ピークとして検出するプロセスにより胎児心拍
周期に対応する相関値ピークを定め、この相関値ピーク
に対応する時間差τ１゜τ２又はτ、を胎児心拍数に変
換することにより胎児心拍数の計測を実現させていた。For this reason, conventionally, as shown in FIG. 8, for example, the first correlation value peak P1 after the time difference τS corresponding to the period of the upper limit fetal heart rate is detected, and the corresponding time difference τ is increased by N%. The time difference (1+0.0IN) τ, the peak Pt, h of the correlation value that occurred thereafter is the correlation value (1+0.0IM
) In the case of R+ or less, Pl is detected as the final correlation value peak, and the correlation value Rt of the peak P2゜P,
Rs is the correlation value of M% increase of the first peak P1 (1+0.0
IM) If R1 is exceeded, a correlation value peak corresponding to the fetal heartbeat cycle is determined by the process of detecting Pg or P as the final correlation value peak, and the time difference τ1°τ2 or τ corresponding to this correlation value peak is determined. The fetal heart rate could be measured by converting , into the fetal heart rate.
（発明が解決しようとする問題点）
前記のとおり、胎児心拍周期に対応した時間差τのピー
クが常に最初に発生するとは限らず、また常に最大のピ
ークになるとは限らない。自己相関の性質から胎児心拍
周期の２倍値、３倍値等に対応する時間差τのピークが
最大となる場合もある。(Problems to be Solved by the Invention) As described above, the peak of the time difference τ corresponding to the fetal heartbeat cycle does not always occur first, nor is it always the largest peak. Due to the nature of autocorrelation, the peak of the time difference τ corresponding to the double or triple value of the fetal heartbeat cycle may be the maximum.
第９図はこれを説明する為の不整脈の胎児心拍信号の例
であり、Ｔｓ”−Ｔｚ＞Ｔｓ”ＱＴ＋の関係で１心拍毎
に周期が大きく増減する心拍信号波形である。FIG. 9 is an example of an arrhythmia fetal heartbeat signal for explaining this, and is a heartbeat signal waveform whose period greatly increases or decreases for each heartbeat due to the relationship Ts"-Tz>Ts"QT+.
第１Ｏ図は第９図に示す心拍信号の自己相関演算波形を
示し、心拍周期Ｔａ＝ Ｔｙ、 Ｔ４＋Ｔ＋に対応する
時間差τを各々τ４．τ１．τ４→−τ３とする。FIG. 1O shows the autocorrelation calculation waveform of the heartbeat signal shown in FIG. 9, and the time difference τ corresponding to the heartbeat period Ta=Ty, T4+T+ is expressed as τ4. τ1. Let τ4→−τ3.
心拍周期ｒｔ（＝ｒｚ） 、 Ｔｌ（＝ｒ＋）が異なる
ため、これに対応する相関値ピークＰｚ、Ｐ３は異なる
時間差τの位置に発生し比較的小さなピークとなる。Since the heartbeat cycles rt (=rz) and Tl (=r+) are different, the corresponding correlation value peaks Pz and P3 occur at positions with different time differences τ and are relatively small peaks.
これに対し、Ｔ４＋Ｔ３はＴ、＋Ｔ、にはソ′等しくな
るため、これに対応する相関値ピークＰ４．．は比較的
大きく成長することとなる。従って、従来の方法で相関
値ピークを検出すると、この状態では有効な相関値ピー
クとしてＰ４，３を検出して正しい心拍周期の約２倍値
を計測してしまうことになり、従来法ではこのような１
心拍毎に大きく増減する不整脈のある胎児心拍周期は正
確に計測出来ないという問題があった。On the other hand, since T4+T3 is equal to T, +T, the corresponding correlation value peak P4. ．． will grow relatively large. Therefore, if the correlation value peak is detected using the conventional method, P4,3 will be detected as a valid correlation value peak in this state, and a value approximately twice the correct heartbeat cycle will be measured. Like 1
There was a problem in that it was not possible to accurately measure the fetal heartbeat cycle, which had an arrhythmia that increased and decreased significantly with each heartbeat.
（問題点を解決するための手段と原理）上述のように、
複数の相関値ピークの中から有効な一つの相関値ピーク
を検出することはきわめて重要な意味を持つものである
が、従来の方法では、胎児心拍周期に対応する正しい相
関値ピークを検出することに困難があった。(Means and principles for solving problems) As mentioned above,
Detecting one effective correlation value peak from among multiple correlation value peaks is extremely important, but with conventional methods, it is difficult to detect the correct correlation value peak that corresponds to the fetal heartbeat cycle. There were difficulties.
この発明は上記のような事情に鑑みなされたものであっ
て、より合理的な方法で胎児の心拍周期に対応する正し
い相関値ピークを検出する胎児心拍計数装置を提供する
事を目的とする。The present invention was made in view of the above-mentioned circumstances, and an object of the present invention is to provide a fetal heart rate counting device that detects a correct correlation value peak corresponding to the fetal heartbeat cycle using a more rational method.
第１図は、本発明に係る胎児心拍計数装置の実施例の概
略構成図を示すものであり、１は超音波ドプラ法等で採
取した胎児心拍信号を波形整形しデジタル信号に変換す
る手段、２は前記デジタル信号の自己相関関数を計算す
る為の自己相関演算手段、７は前記デジタル信号又はそ
の自己相関関数について移動平均などを行いサンプルデ
ータを作成する手段、８は７のサンプルデータをフーリ
エ変換しパワスペクトルを得る手段である。FIG. 1 shows a schematic configuration diagram of an embodiment of the fetal heart rate counting device according to the present invention, in which 1 indicates means for waveform shaping a fetal heart rate signal collected by ultrasound Doppler method or the like and converting it into a digital signal; 2 is an autocorrelation calculation means for calculating the autocorrelation function of the digital signal; 7 is a means for performing a moving average or the like on the digital signal or its autocorrelation function to create sample data; and 8 is a Fourier process for the sample data of 7. This is a means of converting and obtaining a power spectrum.
９はパワスペクトルの特定周波数範囲内の最大ピークを
検出し、この最大パワピークの周波数から時間差τを求
め、その前後の位置範囲を胎児の心拍周期に対応する時
間差での範囲として決定する手段である。9 is means for detecting the maximum peak within a specific frequency range of the power spectrum, determining the time difference τ from the frequency of this maximum power peak, and determining the position range before and after it as the range with the time difference corresponding to the heartbeat cycle of the fetus. .
３は９で決定された時間差τの範囲に基づいて２の自己
相関値の有効なピークを検出し有効な時間差τを決定す
る手段、４はその有効な相関値ピークに対応する時間差
τを基に胎児心拍数を求める手段、５は２の相関演算で
用いる自己相関忘却時定数を９で得られた最大パワピー
クの周波数に基づき制御する手段、６は上記全回路から
情報を得て上記全回路を制御する為の制御信号を発生す
る手段であり、これらはマイクロブセッサによりプログ
ラムで演算処理される。3 is a means for detecting the effective peak of the autocorrelation value of 2 based on the range of the time difference τ determined in 9 and determining the effective time difference τ, and 4 is a means for determining the effective time difference τ corresponding to the effective correlation value peak. 5 is a means for controlling the autocorrelation forgetting time constant used in the correlation calculation in 2 based on the frequency of the maximum power peak obtained in 9; 6 is a means for obtaining information from all of the above circuits and controlling the autocorrelation forgetting time constant used in the correlation calculation in 2; This is a means for generating control signals for controlling the microprocessor, and these are processed by a program using a microprocessor.
自己相関演算手段２により得られる自己相関関数Ｒ（τ
）は、胎児心拍信号Ｘ （ｔ）がその時刻から時間差τ
だけ離れた時刻における心拍信号とどれだけ類似性を有
しているかを示すものである。The autocorrelation function R(τ
) is the time difference τ of the fetal heartbeat signal X (t) from that time
This indicates how similar the heartbeat signal is to the heartbeat signal at a time separated by the amount of time.
デジタル信号や自己相関関数のフーリエ変換等から得ら
れる８の出力のパワスペクトルＰ （ｆ）は、信号中の
その周波数の出現性の強さを示すものであり、パワスペ
クトルのピークはどの周波数の成分が最も強く出現して
いるかを示すものである。よって、パワスペクトルＰ
（ｆ）が最大ピークになる周波数ｆから対応する時間差
τの範囲を定め、その範囲にある相関値Ｒ（τ）のピー
クのτを求め、そのτから心拍周期を求めれば、波形類
似性と周期性との両面から判断して正しいと考えられる
心拍周期を弁別したことになり、正しい胎児心拍周期が
求められることになるものである。The power spectrum P (f) of the output of 8 obtained from the Fourier transform of a digital signal or autocorrelation function indicates the strength of the appearance of that frequency in the signal, and the peak of the power spectrum is at which frequency. This indicates which component appears most strongly. Therefore, the power spectrum P
If we determine the range of the corresponding time difference τ from the frequency f at which (f) has the maximum peak, find the peak τ of the correlation value R(τ) within that range, and find the heartbeat period from that τ, we can determine the waveform similarity. This means that the heartbeat cycle that is considered to be correct in terms of both periodicity has been discriminated, and the correct fetal heartbeat cycle can then be determined.
フーリエ変換を電子計算機で計算するためには、周知の
ように、離散的フーリエ変換（ＤＦＴ）を用いるが、そ
れだけではＮ個のデータに対し必要な掛算の総数がＮの
２乗個となり、Ｎが大きいと計算時間が膨大なものとな
る。As is well known, discrete Fourier transform (DFT) is used to calculate the Fourier transform on an electronic computer, but with just that, the total number of multiplications required for N pieces of data is N squared. If is large, the calculation time becomes enormous.
したがって、実用的な計算方法としては、周知の高速フ
ーリエ変換（ＦＦＴ）を利用し、例えば計算時間をＮｌ
ｏｇｚＮに比例する時間に減少させる計算アルゴリズム
を用いて計算時間を短縮する。Therefore, as a practical calculation method, the well-known fast Fourier transform (FFT) is used, and the calculation time is Nl.
The calculation time is reduced using a calculation algorithm that reduces the time proportional to ogzN.
ＦＦＴは各種の計算アルゴリズムが発表されていて実用
になるプログラムも準備されており、また専用のデジタ
ルシグナルプロセッサもあるので、これを用いて容易に
フーリエ変換を実行することができる。Various calculation algorithms have been published for FFT, and practical programs have been prepared, and there are also dedicated digital signal processors, so Fourier transform can be easily performed using these.
フーリエ変換を計算する時間を減少させるため、データ
圧縮してこれを用いる。前述の７はこのためのサンプル
データ作成手段であり、サンプリング、移動平均、ロー
パスフィルタ処理等により８のパワスペクトル取得手段
へ供給するサンプルデータを作成する部分である。This data is compressed and used to reduce the time to calculate the Fourier transform. Reference numeral 7 above is a sample data creation means for this purpose, which creates sample data to be supplied to the power spectrum acquisition means 8 by sampling, moving average, low-pass filter processing, etc.
サンプルデータ作成手段７は、単に上記のように構成し
ても良いが、更に効率よ＜ＦＦＴを実行すために、実施
例では移動平均を含むローパスフィルタ処理を行い、サ
ンプル点数Ｎ個のデータを作成し、その裏返しのデータ
を加えて対称な２Ｎ個のサンプルデータを作成している
。こうすることにより、求められたフーリエ変換は虚数
部が全てＯｌすなわち実数になるので、自己相関関数を
フーリエ変換した場合は、実数としてバヮス々クトルＰ
（ｆ）が直接に求まるし、前記デジタル信号をフーリ
エ変換した場合にはパワスペクトルＰ（ｆ）を求める計
算が複素数計算でなくなり、極めて簡単に行えるように
なる。これは計算時間の短縮や装置コストの低減に極め
て有効であり、大□きな利点が得られる手段である。The sample data creation means 7 may be configured simply as described above, but in order to perform FFT even more efficiently, in the embodiment, low-pass filter processing including a moving average is performed, and data with N sample points are processed. 2N symmetrical sample data are created by adding the reverse data. By doing this, all the imaginary parts of the obtained Fourier transform become Ol, that is, real numbers, so when the autocorrelation function is Fourier transformed, the bawas vector P is expressed as a real number.
(f) can be found directly, and when the digital signal is Fourier transformed, the calculation for finding the power spectrum P(f) no longer requires complex number calculations and can be performed extremely easily. This is extremely effective in shortening calculation time and reducing device costs, and is a means of obtaining significant advantages.
対称な２Ｎ個のサンプルデータ作成については、サンプ
ル点数Ｎ個のサンプリングデータにその裏返しデータを
加える例を示したが、裏返し前のＮ個のデータとしては
、サンプリングデータにいくつかのＯデータを加えたデ
ータを対象Ｎ個データとしても良い。Regarding the creation of symmetrical 2N sample data, an example was shown in which the flipped data is added to the sampling data with N sample points, but as the N data before flipping, some O data is added to the sampling data. The data may be used as the target N data.
次に８については、これにより得られたパワスペクトル
の最大ピークの周波数は、このときの最も信鯨性のある
周波数、すなわち胎児心拍数を表現しているものである
ので、パワスペクトルの特定周波数範囲内での最大ピー
ク周波数から、例えば第５図に示すような時間差τの範
囲を限定して、上記範囲内の自己相関の相関値ピークを
前記３で検出すれば良いことになる。Next, regarding 8, the frequency of the maximum peak of the power spectrum obtained from this is the most reliable frequency at this time, that is, the fetal heart rate, so the specific frequency of the power spectrum From the maximum peak frequency within the range, for example, the range of the time difference τ as shown in FIG. 5 may be limited, and the correlation value peak of the autocorrelation within the above range may be detected in step 3 above.
得られるパワスペクトルには、不要な或いは無意味な周
波数も含まれているので、必要な周波数範囲を特定し、
この範囲内での最大ピークを求めるようにする。The resulting power spectrum includes unnecessary or meaningless frequencies, so identify the necessary frequency range and
Try to find the maximum peak within this range.
上述のように、本発明によれば非常に信顛性のある胎児
心拍周期が求められるが、用いるフーリエ変換のアルゴ
リズムとシステムによっては、その計算時間が問題にな
ることも考えられる。As described above, according to the present invention, a highly reliable fetal heartbeat cycle can be determined, but depending on the Fourier transform algorithm and system used, the calculation time may become a problem.
胎児心拍計数装置では、瞬時に胎児心拍周期を求め、胎
児心拍数として出力することが望まれるので、本発明で
はこれによる時間遅れを回避し、瞬時出力ができるよう
な構成も開示する。第６図はその方法を説明するための
図であり、心拍信号ＡはＡ、とＡ！間の時間が上限胎児
心拍数に相当する上限周期Ｔ（Ｔ＃２５０ｍ５）に近い
胎児心拍信号である。In a fetal heart rate counting device, it is desired to instantaneously obtain the fetal heartbeat cycle and output it as the fetal heart rate. Therefore, the present invention also discloses a configuration that can avoid the time delay caused by this and can output the fetal heart rate instantaneously. FIG. 6 is a diagram for explaining the method, in which the heartbeat signal A is A, and A! This is a fetal heartbeat signal whose time period is close to the upper limit period T (T#250m5) corresponding to the upper limit fetal heart rate.
方式ｌ、方式２は胎児心拍信号の処理の順序と時間を表
現しており、Ｔ、はＦＦＴの演算時間であり、例えば図
のようにＴの半分以上の時間を必要とするものとする。Method 1 and method 2 express the order and time of processing the fetal heartbeat signal, and T is the FFT calculation time, and for example, as shown in the figure, it is assumed that more than half the time of T is required.
ＴｃはＦＦＴの後のパワスペクトルの最大ピークの周波
数から限定された範囲の相関値ピークを検出し、胎児心
拍数に変換する迄の計算時間であり、これはＴに比較し
て充分に短い時間であるとする。するとＴ、 ＋’ｌ’
、はこの例であれば方式１の経過をたどるので出力が心
拍信号入力から約１心拍分遅れることになる。Tc is the calculation time to detect the correlation value peak in a limited range from the maximum peak frequency of the power spectrum after FFT and convert it to the fetal heart rate, and this is a sufficiently short time compared to T. Suppose that Then T, +'l'
In this example, since the process follows method 1, the output is delayed by about one heartbeat from the heartbeat signal input.
これを回避する為に方式２の順序にして、最大パワピー
クの周波数としてＡ、以前の心拍信号により既に計算さ
れている最大パワピークの周波数の多数値又は移動平均
値を使用して、Ａ、が発生後直ちにこれにより限定され
た時間差τの範囲内の相関値ピークをＴｃで検出し、検
出された時間差τを胎児心拍数に変換して出力させるよ
うにすることができる。In order to avoid this, the order of method 2 is used, and A is generated as the frequency of the maximum power peak, and A is generated by using the multiple value or moving average value of the frequency of the maximum power peak that has already been calculated from the previous heartbeat signal. Immediately thereafter, the correlation value peak within the limited time difference τ range can be detected by Tc, and the detected time difference τ can be converted into the fetal heart rate and output.
Ａ、による新しいＦＦＴ計算はＴｃＯ後でＴ２として実
行すれば良く、この新しいＦＦＴの最大パワピークの周
波数はＡ８以後の相関値ピーク検出に使用するためにメ
モリに記憶させる。このようにすれば、心拍信号入力か
ら殆ど遅れることなく出力させることができるようにな
る。The new FFT calculation by A may be executed as T2 after TcO, and the frequency of the maximum power peak of this new FFT is stored in the memory for use in correlation value peak detection after A8. In this way, it becomes possible to output the heartbeat signal with almost no delay after inputting the heartbeat signal.
実際には、若干の追加の機能と共にこれを使用する。す
なわち上記のように構成した場合は、過去の最大パワピ
ークの周波数から時間差での範囲を限定しているので、
心拍が時々１心拍だけ脱落するような不整脈の場合等で
は、限定された時間差τの範囲にはこれに対応する相関
値ピークは存在せず、誤った周期を出力する恐れがある
。従ってこれを回避するための機能として、限定した時
間差τの範囲に適切な相関値ピークが検出されない場合
には、限定した範囲以外の時間差での範囲から適切な相
関値ピークを検出する手段とか、最大バ、ワビークの周
波数だけでなく、２番目或いは３番目の極大値の周波数
まで記憶させてこれを順次最大パワピークの周波数とし
て使用する手段等を備えて、これらの手段と共に上記の
方法を使用すれば、一層的確に信頼性のある胎児心拍周
期を得られるように構成できる。In practice, we use this with some additional functionality. In other words, when configured as above, the range is limited by the time difference from the frequency of the past maximum power peak, so
In the case of an arrhythmia in which the heartbeat occasionally drops by one heartbeat, there is no corresponding correlation value peak within the limited time difference τ range, and there is a risk that an incorrect cycle may be output. Therefore, as a function to avoid this, if an appropriate correlation value peak is not detected within the limited time difference τ range, there is a means for detecting an appropriate correlation value peak from a time difference range other than the limited range. The method described above can be used in conjunction with a means for storing not only the maximum power peak frequency but also the second or third maximum power frequency and sequentially using this as the maximum power peak frequency. For example, it can be configured to obtain a more accurate and reliable fetal heartbeat cycle.
また、制御手段５は相関演算をするときに自己相関忘却
時定数を最大パワピークの周波数に基づいて自動的に適
切な値に制御する手段であって、例えば最大パワピーク
の周波数が上限胎児心拍数を超えた場合には、心拍信号
のＳ／Ｎが悪化して雑音成分が増大したと判定し、自己
相関忘却時定数を増大せしめ、最大パワピークの周波数
が胎児心拍数の計測範囲にあるときは最大パワピークの
周波数に対応する時間差τに相応した大きさの自己相関
忘却時定数を選択するように自動的に制御して、胎児心
拍信号に相応した最も効率の良い自己相関関数演算を行
う。Further, the control means 5 is a means for automatically controlling the autocorrelation forgetting time constant to an appropriate value based on the frequency of the maximum power peak when performing correlation calculation, and for example, the frequency of the maximum power peak exceeds the upper limit fetal heart rate. If it exceeds the maximum power peak frequency, it is determined that the S/N of the heartbeat signal has deteriorated and the noise component has increased, and the autocorrelation forgetting time constant is increased. Automatically controls to select an autocorrelation forgetting time constant with a size corresponding to the time difference τ corresponding to the frequency of the power peak, and performs the most efficient autocorrelation function calculation corresponding to the fetal heartbeat signal.
上記のような各種の付加手段を用いれば本発明は更に非
常に効果的にこれを実施することが出来るようになり、
フーリエ変換によってパワスペクトルを得て最も信頼性
のある胎児心拍数を表現するその最大パワピークの周波
数から時間差τの範囲を限定し、その範囲の相関値ピー
クを検出してこれに対応する時間差τから正しい胎児心
拍数を求めることが可能となり、最も信頼性の高い胎児
心拍数を最も合理的な方法で最も効率よく計数可能な胎
児心拍計数装置が得られるようになるものである。By using the various additional means described above, the present invention can be carried out even more effectively.
Obtain the power spectrum by Fourier transform, limit the range of time difference τ from the frequency of the maximum power peak that expresses the most reliable fetal heart rate, detect the correlation value peak in that range, and calculate from the corresponding time difference τ. It becomes possible to obtain the correct fetal heart rate, and it becomes possible to obtain a fetal heart rate counting device that is capable of counting the most reliable fetal heart rate in the most rational manner and most efficiently.
（実 施 例）
第２図は本発明に係る胎児心拍計数装置の実施例であり
、１は胎児心拍信号を波形整形しデジタル信号に変換す
る回路、２は前記デジタル信号がら胎児の心拍周期を抽
出するための自己相関演算回路、５は２の相関演算のた
めの自己相関忘却時定数を制御する回路、６は上記１．
２． ５等を制御するための制御信号発生回路である
。(Embodiment) FIG. 2 shows an embodiment of the fetal heart rate counting device according to the present invention, in which 1 is a circuit that shapes the waveform of a fetal heartbeat signal and converts it into a digital signal, and 2 is a circuit that measures the fetal heartbeat cycle from the digital signal. 5 is a circuit for controlling the autocorrelation forgetting time constant for the correlation calculation in 2, and 6 is the circuit for controlling the autocorrelation forgetting time constant for the correlation calculation in 2.
2. This is a control signal generation circuit for controlling 5 and the like.
１０〜２０は第１図で説明されている３、４，７゜８．
９のマイクロプロセッサによりプログラムで演算処理す
るための機能部分に相応するマイクロプロセッサシステ
ムである。10 to 20 are 3, 4, 7° 8. as explained in FIG.
This is a microprocessor system corresponding to a functional part for performing arithmetic processing using a program using a microprocessor of 9.
１０は８０８５等のｃｐｕ回路（中央演算処理回路）で
、マイクロプロセッサシステムの全てを制御すると＼も
に、プログラムに基づき全ての演算処理を実行する機能
部分、１１はアドレスデコーダ回路で、１０のｃｐｕ回
路の命令により１３のＲＯＭ回路、 １４．１５のＩ１
０回路、１８のＲＡＭ回路等を選別し、これらと１０の
ＣＰＬ１回路とを個別に接続して活性状態にする機能部
分、１２はアドレスラッチ回路で、１００ＣＰＵのアド
レス状態を一時的に記憶してお（機能部分である。10 is a CPU circuit (central processing circuit) such as 8085, which is a functional part that controls everything in the microprocessor system and also executes all arithmetic processing based on the program; 11 is an address decoder circuit; 13 ROM circuits according to circuit instructions, 14.15 I1
A functional part selects the 0 circuit, 18 RAM circuits, etc. and connects them to the 10 CPL1 circuits individually to activate them. 12 is an address latch circuit that temporarily stores the address states of the 100 CPUs. (This is a functional part.
１３は２７２５６等のＲＯＭ回路で、全てのプログラム
を記憶しておき、１０のＣＰＵのコントロールに基づき
プログラムを出し入れする機能部分、１４．１５は８１
５５等のＲＡＭ付きの１０で、１００ＣＰＵが必要とす
るデータを入力する回路や、１００ＣＰＵが演算した結
果を外部に出力する回路や、ｌＯのＣＰＵが演算中の中
間のデータを一時的に記憶しておく回路等により構成さ
れる。13 is a ROM circuit such as 27256, which stores all programs and is a functional part that loads and takes out programs based on the control of CPU 10; 14.15 is 81
10 with RAM such as 55, it has a circuit that inputs the data required by 100 CPU, a circuit that outputs the result calculated by 100 CPU to the outside, and a circuit that temporarily stores intermediate data during calculation by 10 CPU. It consists of circuits etc.
１９は工４から出力された胎児心拍数データを表示する
部分、２０は１４から出力された胎児心拍数データを記
録する部分、１６．１７．１８は２で演算された自己相
関値データを１０のＣＰｔ１とは電気的に分離して自己
相関値データを取り出すための回路構成部分であり、１
６はデータバスを切り換える回路、１７はアドレスバス
を切り換える回路、Ｉ８は２の自己相関値データを記憶
しておく回路である。19 is a part that displays the fetal heart rate data output from step 4, 20 is a part that records the fetal heart rate data output from 14, and 16, 17, and 18 are parts that display the autocorrelation value data calculated in step 2. CPt1 is a circuit component for extracting autocorrelation value data by electrically separating it from CPt1.
6 is a circuit for switching the data bus, 17 is a circuit for switching the address bus, and I8 is a circuit for storing the autocorrelation value data of 2.
上記の回路構成により、胎児心拍信号をデジタル信号に
変換し、自己相関関数演算を行うところ迄は従来と全く
同じ技術と方法で実施できる。上記以後の処理は、マイ
クロプロセッサによるプログラム処理であり、その演算
原理は第１図に基づき前記の（問題を解決するための手
段と原理）の項で既に説明したので、ここでは要点であ
るパワスペクトルを得る処理等について説明する。With the above circuit configuration, it is possible to convert the fetal heartbeat signal into a digital signal and perform autocorrelation function calculation using the same techniques and methods as in the past. The processing after the above is program processing by a microprocessor, and the principle of its calculation has already been explained in the section (Means and principles for solving the problem) above based on Figure 1, so here we will explain the main point of power processing. The process of obtaining a spectrum, etc. will be explained.
第１図で示す７の処理を第３図で説明すると、７ａは移
動平均又はローパスフィルタ処理手段であり、胎児心拍
数成分以外の雑音が含まれているときはこれを除き、ま
たサンプリングにより相関値データを減するときに発生
する標本化誤差を除くために行うものである。To explain the processing of 7 shown in Fig. 1 with reference to Fig. 3, 7a is a moving average or low-pass filter processing means, which removes noise other than the fetal heart rate component when it is included, and correlates it by sampling. This is done to eliminate sampling errors that occur when reducing value data.
また、７ｂはサンプリングデータの作成手段であり、７
ａ、 ７ｂにより例えば全相関値データ数５１２個のデ
ータを１６データ毎の移動平均として計算し、この結果
をサンプリング１データとすると、総計Ｎ＝３２個のサ
ンプリングデータが作成される。Further, 7b is a means for creating sampling data;
If, for example, 512 pieces of correlation value data are calculated as a moving average of every 16 pieces of data using a and 7b, and this result is taken as one sampling data, a total of N=32 pieces of sampling data are created.
７ｃはＮ個のデータから対称となる裏返しデータを作成
し２Ｎ個データとする手段であり、例えばＲ（０） 、
Ｒ（１） ・・・Ｒ（Ｎ−１）個のサンプリング
データの裏返しデータとして、Ｒ（２Ｎ−１） −Ｒ（
１） 。7c is a means to create symmetrical reversed data from N data to obtain 2N data, for example, R(0),
R(1)...R(2N-1) -R( as reverse data of R(N-1) sampling data
1).
Ｒ（２Ｎ−２） ＝ Ｒ（２） 、 Ｒ（２Ｎ−３）
＝ Ｒ（３） ・・・等により作成される。この結
果、フーリエ変換の実数部入カデータが対称裏返しデー
タとなり、ＦＦＴ演算の結果は虚数部が全て０となり実
数部だけの答となる。R(2N-2) = R(2), R(2N-3)
= R(3) etc. As a result, the real part input data of the Fourier transform becomes symmetric inverted data, and the result of the FFT operation has all the imaginary parts being 0 and the answer is only the real part.
上記６４データのＦＦＴからは有効数３２個のパワスペ
クトルが得られ、胎児心拍信号からデジタル信号化する
サンプリング間隔が３１１Ｉｓ、対象とする胎児心拍数
の範囲が４０〜２１０Ｐ／Ｍであるとするならば、これ
に対応するパワスペクトルの周波数の範囲は第２火成分
〜第１１次成分となり、この中の最大パワピークを検出
すれば良いことになる。Assuming that 32 effective power spectra are obtained from FFT of the above 64 data, the sampling interval for converting the fetal heart rate signal into a digital signal is 311 Is, and the target fetal heart rate range is 40 to 210 P/M. For example, the frequency range of the power spectrum corresponding to this is from the second ignition component to the 11th order component, and it is sufficient to detect the maximum power peak among these.
この最大パワピークの周波数に対応する自己相関関数の
時間差τの前後の範囲を限定するために、パワスペクト
ル上で最大パワピークの周波数の±１１成分に限定する
ものとすれば、最大パワピーク検出範囲を第３火成分〜
第１０次成分にしても対象とする胎児心拍数の範囲はカ
バーできることになる。In order to limit the range before and after the time difference τ of the autocorrelation function corresponding to the frequency of this maximum power peak, if we limit it to ±11 components of the frequency of the maximum power peak on the power spectrum, then the maximum power peak detection range is 3 fire components ~
Even with the 10th order component, the target fetal heart rate range can be covered.
第４図の例では、パワスペクトルの周波数の範囲第２火
成分〜第２０次成分で最大パワピークの周波数第７火成
分を検出し、その前後の第６火成分及び第８火成分に対
応する時間差τを求めれば、それぞれ自己相関関数値の
時間差１７０番目と時間差１２８番目となり、時間差τ
の範囲をこの間に限定できる。従って第５図の自己相関
値曲線の時間差０番目〜５１１番目に対して相関値ピー
クの検出範囲は時間差１２８番目〜１７０番目間に限定
され、この間の相関値ピークに対応する時間差τを胎児
心拍数に変換すれば正しい胎児心拍数が得られる。In the example shown in Fig. 4, the 7th frequency component of the maximum power peak is detected in the frequency range of the power spectrum from the 2nd component to the 20th component, and the 7th component of the frequency before and after that corresponds to the 6th component and the 8th component. If we calculate the time difference τ, we will get the 170th time difference and the 128th time difference of the autocorrelation function values, respectively, and the time difference τ
can be limited to this range. Therefore, the detection range of the correlation value peak is limited to the time difference 128th to 170th with respect to the time difference 0th to 511th in the autocorrelation value curve of FIG. 5, and the time difference τ corresponding to the correlation value peak during this period is If you convert it into a number, you can get the correct fetal heart rate.
（発明の効果）
本発明は、上記のように胎児心拍信号の自己相関とフー
リエ変換によりパワスペクトルの計算を行い、従来は計
測が困難であった１ｂ拍毎に大きく増減する不整脈心拍
をも正しく計測可能としたものであり、マイクロプロセ
ッサを用いてフーリエ変換以後の処理を全てプログラム
で実行できるシステムであるため、臨床的に価値が高く
且つ極めて簡単、安価な胎児心拍計数装置を提供でき、
分娩監視を高い信転性をもって長時間にわたり連続して
実施することができるといった諸効果がある。(Effects of the Invention) As described above, the present invention calculates the power spectrum using the autocorrelation and Fourier transformation of the fetal heartbeat signal, and accurately measures arrhythmia heartbeats that increase and decrease significantly every 1b beat, which was difficult to measure in the past. Since it is a system that can perform measurements after Fourier transformation using a microprocessor, it is possible to provide a fetal heart rate measuring device that is clinically valuable, extremely simple, and inexpensive.
It has various effects such as being able to continuously monitor delivery over a long period of time with high reliability.
第１図乃至第６図は本発明に係る胎児心拍計数装置の一
実施例を示すもので、第１図は概略構成図、第２図は構
成図、第３図はサンプルデータ作成の説明図、第４図は
パワスペクトルの周波数範囲を示す図、第５図はパワス
ペクトルから限定された時間差τの範囲を示す図、第６
図は胎児心拍周期とＦＦＴ演算処理時間を示す図、第７
図は従来の自己相関を用いた胎児心拍数計の基本構成図
、第８図は従来の相関値ピーク検出を説明する原理図、
第９図は不整脈を説明する胎児心拍信号図、第１０図は
不整脈心拍信号による自己相関演算波形図である。
１・・・デジタル信号に変換する手段（Ａ／Ｄ変換回路
）、 ２・・・自己相関演算手段（自己相関演算回路）
、 ３・・・時間差τを決定する手段（相関値ピーク検
出回路）、 ４・・・胎児心拍数を求める手段（胎児心
拍数演算回路）、 ５・・・時定数制御手段（時定数制
御回路）、 ６・・・制御信号発生手段（制御信号発生
回路）、７・・・サンプルデータ作成手段、 ８・・・
フーリエ変換しパワスペクトルを得る手段、 ９・・・
時間差τの範囲を決定する手段、 １０・・・ＣＰＵ回
路、 １１・・・アドレスデコーダ回路、 １２・
・・アドレスラッチ回路、 １３・・・ＲＯＭ回路、
１４・・・Ｉ Ｏ／ＲＡＭ回路、 １５・・・ＩＯ
／ＲＡＭ回路、 １６・・・データバス切換回路、
１７・・・アドレスバス切換回路、 １８・・・ＲＡＭ
回路、 １９・・・胎児心拍数表示部、 ２０・・・胎
児心拍数記録部。
区
特許出願人東−工業株式会社 。
Ｎ３図
Ｍ！！４図
ｍ−→周波数
Ｍ５図
Ｑ： 工
一ノ 匡
’＞１．４−Figures 1 to 6 show an embodiment of the fetal heart rate counting device according to the present invention, in which Figure 1 is a schematic diagram, Figure 2 is a diagram of the configuration, and Figure 3 is an explanatory diagram of sample data creation. , Fig. 4 is a diagram showing the frequency range of the power spectrum, Fig. 5 is a diagram showing the range of time difference τ limited from the power spectrum, and Fig. 6 is a diagram showing the range of time difference τ limited from the power spectrum.
The figure shows the fetal heartbeat cycle and FFT calculation processing time.
The figure is a basic configuration diagram of a fetal heart rate monitor using conventional autocorrelation, and Figure 8 is a principle diagram explaining conventional correlation value peak detection.
FIG. 9 is a fetal heartbeat signal diagram illustrating arrhythmia, and FIG. 10 is an autocorrelation calculation waveform diagram based on the arrhythmia heartbeat signal. 1... Means for converting into a digital signal (A/D conversion circuit), 2... Autocorrelation calculation means (autocorrelation calculation circuit)
, 3... Means for determining time difference τ (correlation value peak detection circuit), 4... Means for determining fetal heart rate (fetal heart rate calculation circuit), 5... Time constant control means (time constant control circuit) ), 6... Control signal generation means (control signal generation circuit), 7... Sample data creation means, 8...
Means for obtaining a power spectrum by Fourier transformation, 9...
Means for determining the range of time difference τ, 10...CPU circuit, 11...Address decoder circuit, 12.
...Address latch circuit, 13...ROM circuit,
14...IO/RAM circuit, 15...IO
/RAM circuit, 16... data bus switching circuit,
17...Address bus switching circuit, 18...RAM
Circuit, 19... Fetal heart rate display section, 20... Fetal heart rate recording section. Ward Patent Applicant Higashi Kogyo Co., Ltd. N3 figure M! ! Figure 4 m-→Frequency M5 Figure Q: Koichino Tadashi'>1.4-
Claims (4)
る手段と、該デジタル信号の自己相関関数を演算する手
段と、該自己相関関数又は前記デジタル信号をフーリエ
変換してパワスペクトルを得る手段と、該パワスペクト
ルの特定周波数範囲内での最大パワピークを検出する手
段と、該最大パワピークの周波数に対応する前記自己相
関関数の時間差τを求めその前後の範囲を限定する手段
と、該限定された範囲にある前記自己相関関数の相関値
ピークを検出しこれに対応する時間差τを求める手段と
、該相関値ピークに対応する時間差τを基に胎児心拍数
を求める手段とを具備することを特徴とする胎児心拍計
数装置。(1) means for waveform shaping a fetal heartbeat signal and converting it into a digital signal; means for calculating an autocorrelation function of the digital signal; and means for Fourier transforming the autocorrelation function or the digital signal to obtain a power spectrum. , means for detecting the maximum power peak within a specific frequency range of the power spectrum, means for determining the time difference τ of the autocorrelation function corresponding to the frequency of the maximum power peak and limiting the range before and after the time difference τ, and the limited range. It is characterized by comprising means for detecting a correlation value peak of the autocorrelation function within a range and determining a time difference τ corresponding thereto, and means for determining a fetal heart rate based on the time difference τ corresponding to the correlation value peak. A fetal heart rate measuring device.
関数又は前記デジタル信号からサンプリング、移動平均
又はローパスフィルタ処理等によりサンプリングデータ
を作成する手段と、該サンプリングデータ又は前記サン
プリングデータに０データを付加したデータ等をＮ個デ
ータとし、該Ｎ個データにその対称裏返しデータを加え
２Ｎ個データを作成する手段と、該２Ｎ個データをフー
リエ変換してパワスペクトルを得る手段とを備えてなる
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の胎児心拍
計数装置。(2) The means for obtaining the power spectrum includes means for creating sampling data from the autocorrelation function or the digital signal by sampling, moving average, low-pass filter processing, etc., and adding 0 data to the sampling data or the sampling data. The present invention includes means for generating N data such as N data, adding symmetric reversed data to the N data to create 2N data, and means for Fourier transforming the 2N data to obtain a power spectrum. A fetal heart rate counting device according to claim 1.
の胎児心拍信号で得られた複数の前記最大パワピークの
周波数の多数値又は移動平均値を計算する手段と、該多
数値又は移動平均値に対応する前記自己相関関数の時間
差τを求めその前後の範囲を限定する手段とを備えてな
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項記
載の胎児心拍計数装置。(3) The means for limiting the range of the time difference τ includes means for calculating a multiple value or a moving average value of the frequencies of the plurality of maximum power peaks obtained from previous fetal heartbeat signals, and the multiple value or moving average value. 3. The fetal heart rate counting device according to claim 1, further comprising means for determining the time difference τ of the autocorrelation function corresponding to the value and limiting the range before and after the time difference τ.
タを忘却する定数に相当する自己相関忘却時定数を前記
最大パワピークの周波数に基づいて設定する手段を備え
てなることを特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項
又は第３項記載の胎児心拍計数装置。(4) A patent characterized in that the means for calculating the autocorrelation function includes means for setting an autocorrelation forgetting time constant corresponding to a constant for forgetting past data based on the frequency of the maximum power peak. A fetal heart rate counting device according to claim 1, 2, or 3.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62111899A JPS63277034A (en) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | Apparatus for counting heart rate of embryo |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62111899A JPS63277034A (en) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | Apparatus for counting heart rate of embryo |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63277034A true JPS63277034A (en) | 1988-11-15 |
| JPH0465686B2 JPH0465686B2 (en) | 1992-10-20 |
Family
ID=14572921
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62111899A Granted JPS63277034A (en) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | Apparatus for counting heart rate of embryo |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63277034A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH07204166A (en) * | 1994-01-26 | 1995-08-08 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Monitoring device |
| US7195596B2 (en) | 2002-10-04 | 2007-03-27 | Seiko Instruments Inc. | Pulse wave detecting apparatus and fourier transform process apparatus |
| US9289167B2 (en) | 1997-04-14 | 2016-03-22 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
| WO2021215169A1 (en) * | 2020-04-22 | 2021-10-28 | メロディ・インターナショナル株式会社 | Data processing device, data processing method, and program |
| WO2024080265A1 (en) * | 2022-10-11 | 2024-04-18 | ミネベアミツミ株式会社 | Heart rate acquisition device and bed system |
-
1987
- 1987-05-08 JP JP62111899A patent/JPS63277034A/en active Granted
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| JPH07204166A (en) * | 1994-01-26 | 1995-08-08 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Monitoring device |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0465686B2 (en) | 1992-10-20 |
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