JPH0349500B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、生体信号、特に胎児の心拍信号を
表わす電気信号の周期を自己相関方式で測定する
周期測定装置に関する。

［従来の技術］ 自己相関方式とは、心拍信号を適当にサンプリ
ング周期をもつてサンプリングし、サンプリング
されたデータに基いて心拍信号の自己相関関数を
計算し、計算された自己相関関数から心拍信号を
測定する方式である。自己相関関数とは、心拍信
号の或る時刻における波数がその時刻から或る時
間だけずれた時刻における波形とどれだけ類似性
を有しているかを示すものである。換言するなら
ば、心拍信号の繰返し波形の類似度を示すもので
ある。

このことを第１図を参照して述べると、「周期
がＴならばその周期Ｔで繰返される部分M₁を、
時間（周期）Ｔだけ時間軸上で移動させると後続
する次の部分M₂に最も精度高く重なる」という
ように表現することができる。

ところで生体信号をｆ（ｔ）であらわすと、自
己相関関数φ（τ）は、 φ（τ）＝ lim^T-- １／2T^T _-Tｆ（ｔ）・ｆ（ｔ＋τ）dt …(1) で求めることができる。

測定する信号をサンプリングして得られたデー
タをｆ（ｋ）（ｋ＝１、２、…ｎ）とすると、上式
(1)は φ(τ)＝１／ｎ_o 〓^K=1 ｆ（ｋ）ｆ（ｋ＋τ） …(2) としてあらわされる。

ｎは１サンプリングサイクルにおける、電気信
号であらわされる心拍信号のサンプリングの回数
であり、ｋはサンプリング序数である。１サンプ
リングサイクルとは、ｎ回のサンプリングによつ
て位相差変数τの或る値における１つの自己相関
関数値を計算する過程をいう。

(2)式は展開すると次のようになる。

φ（τ）＝１／ｎ｛ｆ(1)ｆ（１＋τ）＋ｆ(2)ｆ（２ ＋τ）＋…＋ｆ（ｎ）ｆ（ｎ＋τ）｝ …(3) すなわち位相差τだけずれている時刻における
二つのデータの積の和によつてあらわされる。

(1)式において、Ｔは信号の周期を示している。

(1)、(2)、(3)式において、τは、心拍信号につい
てのある時刻とその時刻からある時間だけずれた
ある時刻までの時間をあらわしている。すなわち
τは生体信号ｆ（ｔ）に位相差を与える変数であ
り、信号の一周期と考えられる範囲で変化するも
のである。

ところで一般的に胎児の心拍信号の、自己相関
方式による周期測定の場合について考えてみる
と、まず所定のサンプリング周期をもつて心拍信
号をサンプリングすることからはじめる。そして
胎児心拍信号の周期は臨床実験により知られてい
るように極めて広くほぼ300msないし1500msの
範囲にある。したがつて従来、測定に際してはτ
を300msないし1500msの範囲で変化させていた。
実際にはサンプリング方式ではサンプリング周期
をT_sとするとτ／T_sをτとして使用するため、
τとして使用するため、τは300／T_sないし
1500／T_sの範囲で変化させることになる。この
範囲で求めた自己相関関数は、τが心拍信号の周
期Ｔおよびその整数倍の時間2T，3T，…の時に
ピークを有するので、周期Ｔに相当するピークを
検出することによつて心拍信号の周期を求めるこ
とができる。

［発明が解決しようとする問題点］ しかしながら、広範囲にわたつて同じサンプリ
ング周期で自己相関関数を計算すると、周期算出
には不必要な計算をも行うので信号処理に要する
時間が長くなり、実時間処理が強く望まれる周期
測定においては好ましいことではない。さらに、
また広範囲に測定することによつて雑音に影響さ
れるおそれも生じてくる。

この発明は上述のような事情に鑑みなされたも
のであつて、その目的は、雑音に影響されるおそ
れがなくかつ不必要な計算をなくして、ほぼ実時
間で処理することのできる周期測定装置を提供す
ることである。

また、本発明の他の目的は、各サンプリング時
点でピークを検出すると共に、自己相関関数を計
算する範囲を限定し、更に計算する周期領域によ
りサンプリング周期を変更することにより、不要
な計算を省き、その計算結果を記憶する相関メモ
リの容量を縮小した周期測定装置を提案すること
である。

［問題点を解決するための手段］ 本発明は、胎児の心拍信号の予測最大変化数が
ほぼ±15BPM以内であることに注注目して、心
拍信号の自己相関関数計算範囲を単位時間当りの
最新心拍数±予測最大心拍変化数に対応する周期
の範囲に限定すると共に、その周期の属する領域
に対応してサンプリング周期を変更した。

この発明によれば、心拍信号を表わす電気信号
を所定のサンプリング周期でサンプリングするサ
ンプリング手段と、各サンプリング毎に、前記サ
ンプリング手段によつて得られたデータを用い
て、前記心拍信号についての自己相関関数を、前
記電気信号に位相差を与える位相差変数を所定変
化範囲に亙り順次変化させて、計算する自己相関
関数計算手段と、位相差変数の前記所定変化範囲
に亘つて計算された自己相関関数からピークを検
出するピーク検出手段と、該ピーク検出手段の検
出したピークの自己相関関数から心拍信号の周期
を計算する周期計算手段と、前記周期計算手段が
前回計算した周期に対応する心拍数を単位時間当
りの最新心拍数として、今回前記自己相関関数計
算手段が計算する際の位相差変数の前記所定変化
範囲を単位時間当りの最新心拍数±予測最大心拍
変化数）に対応する周期の範囲に設定する計算範
囲設定手段と、 設定された前記計算範囲内の各位相差変数が予
め区分された周期領域のどの領域に属するかを検
知する周期領域検知手段と、 属する周期領域に対応して前記サンプリング周
期を変更するサンプリング周期変更手段とを具備
してなる周期測定装置が提供される。

心拍信号を胎児の心拍信号とした場合には、予
測最大心拍変化数は通常±15PMBであるがそれ
以上の変化を生じる場合もあるので若干の余裕を
みて±20BPMとするのが好ましい。

しかしながら、通常の最大値であるほぼ±
15BPMに設定しても、実用上十分な精度を得る
ことが可能であり、このようにすれば計算時間を
さらに短縮することが可能であるから特に高い精
度を要求されない場合には最大変化範囲として±
15BPMを選択してもよい。

また、前記サンプリング周期の各変化段階相互
間における変化割合を一定比率することが好まし
い。

［実施例］ 以下この発明の実施例を第２図ないし第４図を
参照しながら説明する。

第２図は、この発明による周期測定装置を、胎
児の心拍信号周期測定に使用した場合について説
明するためのものであり、横軸は心拍信号周期を
示しており、矢印で示す範囲は、心拍信号周期に
おける自己相関関数計算範囲、すなわち位相差変
数τを変化させる範囲を示しているものである。

胎児の心拍信号に限らず一般に生体信号の自己
相関関数計算範囲は測定データの精度を実質的に
低下せしめない程度内でできるだけ狭く設定する
ことが実時間処理の観点から望まれるところであ
る。すなわち測定結果に実質的に影響を与える信
号範囲のみを計算範囲と定め、この範囲内のみに
ついて演算処理することにより測定データの精度
を実質的に低下せしめることなく実時間で、処理
することが望まれる。

また計算範囲を不必要に広く設定した場合に
は、雑音に影響される可能性も生起される。この
観点からも自己相関関数計算範囲を、測定結果に
実質的に影響を与える範囲で計算するように制御
することが望まれるところである。

本発明者は、このような考えを背景として、胎
児の単位時間当りの心拍数の最大変化数が前述の
ように或る予測し得る変化数範囲にあることか
ら、位相差変数τの変化範囲をすなわち自己相関
関数計算範囲を、（単位時間当りの最新心拍数±
予測最大心拍変化数）に対応する周期の範囲に制
御する制御手段を設けた周期測定装置を案出した
ものである。すなわちこの位相差変数τを上記時
間範囲内で変化させてこの自己相関関数を計算す
ることにより、測定精度を実質的に低下せしめる
ことなく、ほぼ実時間で処理することを可能にし
たものである。第２図を参照して説明すると、横
軸は胎児の心拍信号周期を示しており、矢印で示
す範囲は自己相関関数計算範囲を示しているもの
であり、300msないし1500msの周期域における
計算範囲を矢印範囲で示すように（１分間当りの
最新心拍数±20BPM）に対応する時間の範囲と
している。換言するならば、位相差変数τの変化
させる範囲を上述の時間範囲に限定している。こ
の例に見られるように１分間当りの予測最大心拍
変化数は、臨床実験で得られるデータの最大値±
15BPMに対して若干の余裕をみて多少大き目に
例えば±20BPM程度を選定することが好ましい。
これによつて計算もれによる測定データの精度の
低下を防止することができる。

第２図に示す実施例では、上述のように自己相
関関数の計数範囲を換言するならば位相差変数τ
の変化範囲を、算出される周期に実質的に影響を
及ぼす範囲にのみ限定して計算するように制御し
たことにより、実質的に意味のない多量のデータ
の演算処理が不要となり、相関方式周期測定方式
の実用上の観点から強く望まれている実時間処理
に大きく寄与すると共に、雑音に影響される可能
性も大巾に低減させることができる。

第２図に示すような、相関方式による周期測定
方式は、例えば第３図に示すような構成の周期測
定装置によつて達成される。

トランスジユーサ２は例えば婦人の腹部Ｗに配
置されて、胎児の心拍信号を検出し、対応する電
気信号を発生する。トランスジユーサ２の出力の
心拍信号を表わす電気信号は、それに接続された
前処理回路３によつて波形成形がなされた後、サ
ンプリング回路４において設定されたサンプリン
グ周期でサンプリングされかつデジタル信号の形
態にアナログ−デジタル変換（Ａ−Ｄ変換）され
る。サンプリングされたデータはサンプリング回
路４に接続されているデータメモリ６に記憶され
る。データメモリ６は複数のシフトレジスタで構
成されているものであり、常に最新のＮ個例えば
256個のデータを記憶している。データメモリ６
には乗算器８が接続されており、乗算器８には加
算器１０が接続されている。乗算器８および加算
器１０は、データメモリ６に格納されているデー
タに基いて実質的に(3)式に示す自己相関関数計算
を行い、その結果を、加算器１０に接続されてい
る相関メモリ１２に格納する。したがつて乗算器
８および加算器１０は心拍信号の自己相関関数計
算回路と考えることができる。

相関メモリ１２にはピーク検出器１４が接続さ
れており、ピーク検出器１４は相関メモリ１２に
貯えられた自己相関関数データからピークを検出
する。

ピーク検出器１４には周期計算回路１６が接続
されており、周期計算回路１６はピーク検出回路
１４からピーク検出信号を受けて、心拍信号の周
期を求める。周期Ｔは、得られたピークの時間軸
上の位置によつて決定される位相差変数γの値に
対応した時間すなわちＴ＝γ×ｔ（t_sはサンプリ
ング周期）であらわされる。周期計算回路１６に
は心拍数計算回路１８が接続されており、心拍数
計算回路１８は周期計算回路１６からの、周期を
示す信号に基づいてその心拍数を計算する。心拍
数計算回路１８は制御回路２０に接続されてい
る。制御回路２０には、例えば発光ダイオード
（LED）を具備して成る表示器２２が接続されて
いる。表示器２２は制御回路２０を介して心拍数
計算回路１８から出力される信号に基づいて心拍
信号の心拍数を発光表示する。なおこの時、制御
回路２０には心拍数計算回路１８からの信号が雑
音成分を含んでいる場合あるいはプローブはずれ
が生じたような場合、心拍数計算回路１８からの
信号が表示器２２へ入力しないように制御して誤
まつた心拍数の表示を防止するような補助手段を
備えているとよい。しかし、これはこの発明と直
接関係はないので、詳細な説明は省略する。制御
回路２０は、さらに、位相差γの変化範囲すなわ
ち自己相関関数の計算範囲を設定する計算範囲設
定回路２４に接続されている。計算範囲設定回路
２４は、さらに乗算器８と加算器１０とに接続さ
れている。制御回路２０にはさらに基準レベル検
出器２６が接続されており、基準レベル検出器２
６はサンプリング回路４に接続されている。

上述のような構成において計算範囲設定回路２
４は、心拍数計算回路１８からの心拍数をあらわ
す信号を受けて、（その心拍数±20BPM）に対応
する時間を計算する。そして、乗算器８に、この
時間範囲内における位相差変数γについての信号
を出力する。なおこの場合、制御回路２０は、心
拍数計算回路１８からの信号が雑音成分を含んで
いるような場合、あるいはプローブはずれが生じ
たような場合に心拍拍数計算回路１８からの信号
が計算範囲設定回路２４に入力されるのを阻止す
るように制御する。乗算器８は、計算範囲設定回
路２４から入力されてくる信号が示す位相差変数
γの値だけ離れた二つのサンプリングデータをデ
ータメモリ６から読出し、乗算する。計算範囲設
定回路２４はさらに加算器１０にタイミング信号
を出力し、加算器１０はタイミング信号に応答し
て乗算器８で計算されたデータと相関メモリ１２
からの対応する位相差変数γについてのそれ以前
の自己相関関数計算値とを読出して計算する。加
算結果は再び相関メモリ１２の所定のアドレスに
格納される。このような演算をデータのサンプリ
ング毎に行い、心拍信号の自己相関関数を相関メ
モリ１２に格納する。

このようにして相関メモリ１２に格納された自
己相関関数から前述のようにピーク検出器１４が
ピークを検出し、周期計算回路１６で、このピー
クの時間軸上の位置により決定される位相差変数
γの値に対応する時間であらわされる心拍信号の
周期を計算し、心拍数計算回路１８でその周期か
ら心拍数を計算する。

制御回路２０はさらに適当な時間間隔で基準レ
ベル検出器２６に信号を出力する。基準レベル検
出器２６は制御回路２０からの信号を受けて、サ
ンプリングされたデータに符号付けする場合の最
適な基準レベル（ゼロレベル）を検出するための
ものである。詳述すると、サンプリングされたデ
ータに符号付けする際データの正負のバランスが
正確にとれているほど自己相関関数曲線を周期性
を明確に表すものであり、基準レベル検出器２６
はそのために設けられているサンプリングの際デ
ータの最大値、最小値、あるいは平均値を検出し
て基準レベルの最適値を求めるものである。

第３図に示す実施例において、計算範囲設定回
路２４により位相差変数γの変化範囲すなわち自
己相関関数範囲を、（１分間当りの最新心拍数±
20BPM）に対応する時間の範囲に制御すること
により、実質的に意味のない多量のデータをサン
プリングして不必要に計算時間を増大せしめてし
まうこともなく、またデータ精度の実質的な低下
を招くことのない周期測定が得られる。

ところで、実時間処理を望む観点からは、ほぼ
300msないし1500msなる胎児の心拍信号周期の
全域にわたつて一様な一定サンプリング周期をも
つサンプリングすることは望ましいことではな
い。それは周期の短い心拍信号領域においてはサ
ンプリング周期を短く設定して密なデータ検出を
行うことが高精度な測定を達成する観点から望ま
しいが、一方周期の長い心拍信号領域においては
時間の変化に対して信号変化はそれほど急激では
ないのでサンプリング周期を長く設定しても測定
データの精度を実質的に低減せしめることにはな
らず、むしろサンプリング周期を短い周期の心拍
信号のサンプリング周期と同じ周期に設定した場
合にはデータが実質的に不要に多量にサンプリン
グされ、演算回数が無意味に増大し、実時間測定
の大きな妨げとなる。さらには雑音による影響を
受ける可能性もある。

このような観点から、自己相関関数計算範囲の
限定に加えて、第４図に示すように、心拍信号の
周期の変化に対応させて段階的にサンプリング周
期を変化させ、実質的に意味のないデータの演算
処理をなくすことはさらに好ましいことである。

心拍信号の周期の変化に対応させて段階的にサ
ンプリング周期を変化させていく他の根拠は、次
のようなことである。すなわち、周期は心拍数に
逆比例するので、例えば心拍数が低くなれば周期
は広がつていく。このため±20BPMに対応する
時間の範囲は広がつていくので、サンプリング周
期も長くとらなければならなくなる。このように
心拍信号周期の変化に対応して±20BPMに対応
する時間の範囲も変化していくので、心拍信号周
期の変化に対応させてサンプリング周期の変化さ
せていくことは好ましいことである。

そのための具体的手段としては、例えば広範囲
な心拍信号領域をいくつかの領域に分割し、各領
域の心拍信号の大きさにしたがつてそれぞれ対応
した大きさのサンプリング周期に定め、心拍数の
高い領域、すなわち、心拍信号周期の小さな領域
には短いサンプリング周期を設定し、一方心拍数
の低い領域、すなわち心拍信号周期の大きな領域
には長いサンプリング周期を設定する。

サンプリング周期の設定の一例を第４図を参照
して説明すると、心拍信号周期域に二つの閾値
TH₁，TH₂を定めて胎児心拍信号周期域を三つ
の領域、，，に分割し、各領域毎に対応す
る異なるサンプリング周期を設定する。閾値
TH₁，TH₂としては、それぞれ、例えば600ms、
1000msが定められ、この場合には、領域，，
の範囲はそれぞれ300−600ms、600−1000ms、
1000−1500msとなる。

これらの領域，，におけるサンプリング
周期をそれぞれT_s−，T_s−，T_s−とする
と、各サンプリング周期の関係は次のようにする
必要がある。

T_s−＜T_s−＜T_s− サンプリング周期T_s−・T_s−の設定につ
いては、領域，，の分割の形態によつても
異なるが、領域，，を上述の例のように
300ms−600ms、600ms−1000ms、1000ms−
1500msと設定した場合には、サンプリング周期
T_s−，T_s−は例えばそれぞれ5ms、7.5ms、
11.25msと定めることができる。

なお、領域の変更が生じた場合、以前の領域に
おける測定で得られているサンプリングデータを
新たな領域に設定されているサンプリング周期に
対応する周期のデータに補正して用いる場合に、
補正演算を容易にするために、隣接する領域相互
間におけるサンプリング周期の変更割合は一定比
率とすることが望ましい。特に、この一定比率
は、例えば３／２、４／３等のように分数比であ
らわされる一定比率とすることが好ましい。

なお、サンプリング周期の変更領域の数は任意
に設定できるが、やたらに多くすることは繁雑に
なるばかりで好ましいことではない。測定対象、
精度、計算速度の短縮化等を考慮して、例えば実
施例に示したように３個程度の領域に定めること
が適当である。

心拍信号の全周期域を例えば三つの領域に区分
し、心拍信号の周期を変化に対応させて領域を適
当に変更するために、第３図に示す実施例では領
域設定回路２８が設けられている。領域設定回路
２８は、制御回路２０、サンプリング回路４、周
期計算回路１６に接続されている。

領域設定回路２８は制御回路２０からの領域変
更の指示信号を受けて領域の変更を行う。制御回
路２０は心拍数計算回路１８からの心拍数を示す
信号を受け、その心拍数に対応する周期を計算
し、その周期の属する領域を指示する信号を出力
する。したがつて、制御回路２０は計算して得ら
れた心拍信号の周期がその時設定されている領域
における周期範囲を越えた場合、その周期が属す
る周期範囲の新たな領域を指示する信号を領域設
定回路２８に出力する。例えば今周期範囲が
300ms−600msと定められている領域が設定さ
れており領域にて測定がなされている場合にお
いて、心拍数計算回路１８から得られた信号の心
拍数に対応する周期が例えば590msから610msに
なつたような場合、測定領域を例えばサンプリン
グ周期5msである領域から例えば600ms−
1000msの周期範囲を定めている領域に変更指
示する信号を出力する。領域設定回路２４はこの
変更指示信号を受けて、サンプリング回路４にサ
ンプリング周期変更信号を出力し、サンプリング
回路４におけるサンプリング周期を、領域に予
め設定されているサンプリング周期例えば7.5ms
に変更する。このように、測定された心拍数に対
応する周期が設定領域において予め定められてい
る周期範囲を越えると、領域の変更が行われ、サ
ンプリング周期が新たな領域において予め設定さ
れている周期に変更される。

領域設定回路２８はまた設定された領域におい
て定められているサンプリング周期を示す信号を
周期計算回路１６に出力する。周期計算回路１６
は、ピーク検出器１４からのピーク検出信号を受
けて、このピーク時間軸上の位置によつて決定さ
れる位相差変数γの値に対応する時間であらわさ
れる心拍信号の周期Ｔ＝ｔ×γ_s（τ_sはサンプリン
グ周期）を求める。

以上のようにして領域を変更してサンプリング
周期の変更が行なわれると共に、心拍信号の周期
が計算される。

［発明の効果］ 以上述べたように、この発明によれば、心拍信
号の周期測定において、前回検出された最新の周
期に従つて、今回の自己相関関数の計算の位相差
変数の変化範囲を、算出される周期に実質的に影
響を与える範囲、例えば（単位時間当りの最新心
拍数±20BPM）に対応する周期の範囲になるよ
うに制御すると共に、位相差変数が予め区分され
たどの周期領域に属するかに対応してサンプリン
グ周期を変更する、例えば位相差変数が大きい領
域ではサンプリング周期も大きくすることによ
り、実質的に意味のない多量のデータのサンプリ
ングや無駄な計算及び相関メモリの記憶容量を省
略することが可能になり、雑音に影響されるおそ
れがない他、データ精度を実質的に低下させるこ
となく計算時間の短縮を実現して、実質的にほぼ
実時間で処理することのできる周期測定装置が提
供できる。

さらに、サンプリング周期の変化を段階的に一
定比率をもつて変化させることにより古いデータ
を補正してそのまま新しいデータとして使用する
ことができ、それによつて連続測定を可能とし、
ほぼ実時間で処理される周期測定装置が提供でき
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は、自己相関方式による周期測定を説明
するために用いた心拍信号波決図、第２図は、こ
の発明による周期測定装置を胎児の心拍信号周期
の測定に適用した場合について説明するための
図、第３図は、この発明の周期測定装置の一実施
例の構成をブロツクダイヤグラムの形態で概略的
に示す図、第４図は、この発明の周期測定におい
て心拍信号の周期の変化に対応して段階的にサン
プリング周期を変化せしめる方式を説明するため
の図である。 図中、２…トランスジユーサ、３…前処理回
路、４…サンプリング回路、６…データメモリ、
８…乗算器、１２…相関メモリ、１４…ピーク検
出器、１６…周期計算回路、１８…心拍数計算回
路、２０…制御回路、２２…表示器、２４…計算
範囲設定回路、２６…基準レベル検出器、２８…
領域設定回路、Ｔ−，T_s−，T_s−…サン
プリング周期である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 心拍信号を表わす電気信号を所定のサンプリ
   ング周期でサンプリングするサンプリング手段
   と、 各サンプリング毎に、前記サンプリング手段に
   よつて得られたデータを用いて心拍信号について
   の自己相関関数を、前記電気信号に位相差を与え
   る位相差変数を所定変化範囲に亙り順次変化させ
   て計算する自己相関関数計算手段と、 位相差変数の前記所定変化範囲に亘つて計算さ
   れた自己相関関数からピークを検出するピーク検
   出手段と、 該ピーク検出手段の検出したピークの自己相関
   関数から心拍信号の周期を計算する周期計算手段
   と、 前記周期計算手段が前回計算した周期に対応す
   る心拍数を単位時間当りの最新心拍数として、今
   回前記自己相関関数計算手段が計算する際の位相
   差変数の前記所定変化範囲を（単位時間当りの最
   新心拍数±予測最大心拍変化数）に対応する周期
   の範囲に設定する計算範囲設定手段と、 設定された前記計算範囲内の各位相差変数が予
   め区分された周期領域のどの領域に属するかを検
   知する周期領域検知手段と、 属する周期領域に対応して前記サンプリング周
   期を変更するサンプリング周期変更手段とを具備
   してなる周期測定装置。 ２ 前記心拍信号は胎児の心拍信号であり、前記
   予測最大心拍変化数は20BPMであることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項に記載の周期測定装
   置。 ３ 前記心拍信号は胎児の心拍信号であり、前記
   予測最大心拍変化数は15BPMであることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項に記載の周期測定装
   置。 ４ 前記サンプリング周期の各変化段階相互間に
   おける変化割合を一定比率とした特許請求の範囲
   第１項に記載の周期測定装置。