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DE10046703B4 - Method and device for non-invasive acquisition of body data of the human body - Google Patents

Method and device for non-invasive acquisition of body data of the human body Download PDF

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DE10046703B4
DE10046703B4 DE10046703A DE10046703A DE10046703B4 DE 10046703 B4 DE10046703 B4 DE 10046703B4 DE 10046703 A DE10046703 A DE 10046703A DE 10046703 A DE10046703 A DE 10046703A DE 10046703 B4 DE10046703 B4 DE 10046703B4
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Abstract

Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung von Körper-Daten des menschlichen Körpers einer Testperson, umfassend folgende Schritte:
a) nicht-invasive Messung eines akustischen Körper-Signals sB(t) eines Organs der Testperson,
b) Messung eines akustischen Umgebungs-Signals sA(t) der Umgebung der Testperson,
c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal sB(t) und dem Umgebungs-Signal sA(t),
d) Bestimmung eines Differenz-Signals sD(t) nach der folgenden Beziehung: sD(t) = sB(t) – sA(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion sKKF(t) zwischen dem Differenz-Signal sD(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal sV(t) des Organs und
f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion SKKF(t),
dadurch gekennzeichnet, daß
die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach

Figure 00000002
wobei
Figure 00000003
und
Figure 00000004
und
Figure 00000005
die Fouriertransformation und das
Figure 00000006
die inverse Fouriertransformation darstellt.A method of non-invasively acquiring body data of the human body of a subject, comprising the steps of:
a) non-invasive measurement of an acoustic body signal s B (t) of an organ of the subject,
b) measuring an ambient acoustic signal s A (t) of the environment of the subject,
c) determination of the impact response h (t) of the transmission system between the organ and the environment of the subject from the body signal s B (t) and the environmental signal s A (t),
d) Determining a difference signal s D (t) according to the following relationship: s D (t) = s B (t) -s A (t) * h (t), e) Determining the cross-correlation function s KKF (t) between the difference signal s D (t) and a known comparison signal s V (t) of the organ and
f) determination of the body data from the cross-correlation function S KKF (t),
characterized in that
the impulse response h (t) is determined after
Figure 00000002
in which
Figure 00000003
and
Figure 00000004
and
Figure 00000005
the Fourier transform and the
Figure 00000006
represents the inverse Fourier transform.

Figure 00000001
Figure 00000001

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Erfassung von Körperdaten des menschlichen Körpers einer Testperson, insbesondere der kardiologischen Parameter eines ungeborenen Kindes im Mutterleib.The The invention relates to a method and a device for detection of body data of the human body a test person, in particular the cardiological parameters of a unborn baby in the womb.

Der Gesundheitszustand des ungeborenen Kindes ist seit jeher für Ärzte von großem Interesse. Ein Parameter, der den Gesundheitszustand charakterisiert, ist der Herzschlag des ungeborenen Kindes, der lediglich von sehr geübten Ärzten mit Stethoskopen wahrgenommen werden kann. Probleme beim Abhören der Herztöne bereiten die außerordentlich komplexen Störgeräusche innerhalb und außerhalb des Mutterleibes. Hierzu gehören z. B. der Herzschlag der Mutter, Darmgeräusche oder Umgebungslärm im Raum. Darüber hinaus ist die Intensität des Herztones von der Lage des Kindes abhängig. Um diese Probleme zu umgehen, bedient man sich heute eines sogenannten Ultraschall-Kardiotocogramms (CTG). Nachteilig hieran ist, daß die Mutter und das ungeborene Kind regelmäßig Ultraschallwellen ausgesetzt sind, die auf Dauer möglicherweise schädlich sind.Of the Health status of the unborn child has always been for physicians of great Interest. A parameter that characterizes the state of health, is the heartbeat of the unborn child who is only from very experienced doctors with Stethoscopes can be perceived. Problems when listening to the heart sounds prepare the extraordinary complex noise within and outside of the womb. These include z. As the heartbeat of the mother, bowel sounds or environmental noise in the room. About that out is the intensity of the heart sound depends on the position of the child. To these problems too bypass, today one uses a so-called ultrasonic cardiotocogram (CTG). The disadvantage of this is that the mother and the unborn Child regularly ultrasonic waves that may be harmful in the long term.

Aus dem Fachartikel von S. Ester et al.: „Herzschallanalyse mit Unterstützung adaptiver Filter und neuronaler Netze", In: Technisches Messen 62 (1995) 3, R. Oldenbourg Verlag, Seite 107–112, ist ein Verfahren zur nicht-invasiven Messung von Herzgeräuschen bekannt. Hierbei werden akustische Signale der Herzgeräusche durch ein erstes Mikrophon und Störgeräusche durch ein zweites Mikrophon aufgenommen. Ein adaptives transversales Digitalfilter, welches dem zweiten Mikrophon nachgeordnet ist, bildet eine Störgeräuschkomponente, welche vom Signal des ersten Mikrophons subtrahiert wird, wodurch eine Näherung des ungestörten Herzschallsignals erhalten wird. Aus der US 5 539 831 A ist ein ähnliches Verfahren bekannt.From the article by S. Ester et al .: "Heart sound analysis with the support of adaptive filters and neural networks", In: Technisches Messen 62 (1995) 3, R. Oldenbourg Verlag, page 107-112, is a method for non-invasive measurement Here, acoustic signals of the heart sounds are picked up by a first microphone and noise is picked up by a second microphone An adaptive transversal digital filter downstream of the second microphone forms a noise component which is subtracted from the signal of the first microphone, thus providing an approximation of the undisturbed heart sound signal US Pat. No. 5,539,831 a similar method is known.

Aus dem Fachartikel von D. Barschdorff et al.: „Signal Processing and Pattern Recognition Methods for Biomedical Sound Analysis", In: 2cd International Conference on Acoustical and Vibratory Surveillance, Methods and Diagnostic Techniques, 1995, Seiten 279–290, ist eine Aufbereitung akustischer Signale durch eine Korrelationsfunktion zwischen einem zu analysierenden Signal und einem bekannten Vergleichs-Signal und die Ermittlung von Körperdaten aus der Korrelationsfunktion bekannt. Auch die US 5 337 752 A beschreibt eine ähnliche Aufbereitung.From the paper by D. Barschdorff et al .: "Signal Processing and Pattern Recognition Methods for Biomedical Sound Analysis", In: 2cd International Conference on Acoustical and Vibratory Surveillance, Methods and Diagnostic Techniques, 1995, pages 279-290, is a preparation Acoustic signals are known by a correlation function between a signal to be analyzed and a known comparison signal and the determination of body data from the correlation function US 5,337,752 A describes a similar treatment.

In dem Fachartikel von A. Haghinghi-Mood et al.: "Coherence Analysis of Multichannel Heart Sound Recording", In: Computers in Cardiology, IEEE, 1996, Seite 377–380, wird bei der Diskussion der Auswertung von aus Auskulationssignalen von unterschiedenen Regionen auch eine Kreuzkorrelation angesprochen.In in the article by A. Haghinghi-Mood et al .: "Coherence Analysis of Multichannel Heart Sound Recording ", In: Computers in Cardiology, IEEE, 1996, pages 377-380 in the discussion of the evaluation of out of Auskulationssignalen of differentiated regions also addressed a cross-correlation.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erfassung von Körperdaten zu schaffen, das nicht invasiv arbeitet und möglichst zuverlässige Körper-Daten liefert.Of the Invention is based on the object, a method and an apparatus for collecting body data to create non-invasive and as reliable as possible body data supplies.

Die Aufgabe wird durch die Merkmale der Ansprüche 1 oder 10 gelöst. Der Kern der Erfindung besteht darin, einerseits die akustischen, verrauschten Körper-Signale und andererseits die akustischen Umgebungs-Signale zu messen, sie einer Pre-Signalauswertung mittels Differenzverfahren und an schließend einer signaltheoretischen Optimalfilterung mittels Korrelationsverfahren zu unterziehen. Vorteilhaft ist, daß unter Vermeidung des Einsatzes von Ultraschall ein einfach aufgebautes und damit preisgünstiges Gerät gebaut werden kann, das es ermöglicht, z. B. die Herztöne eines ungeborenen Kindes zu hören und aufzuzeichnen. Dies kann auch ohne weiteres zuhause geschehen. Auf die Weise können auch Risikoschwangerschaften ohne weiteres überwacht werden.The The object is solved by the features of claims 1 or 10. Of the The core of the invention is, on the one hand, the acoustic, noisy Body signals and on the other hand to measure the ambient acoustic signals, they a pre-signal evaluation by means of differential method and then a signal-theoretical Optimal filtering by correlation method to undergo. Advantageous is that under avoidance the use of ultrasound a simple design and thus inexpensive Device to be built that makes it possible z. B. the heart sounds to hear an unborn child and record. This can easily happen at home. In the way you can Even high-risk pregnancies can be easily monitored.

Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.Further advantageous embodiments of the invention will become apparent from the Dependent claims.

Zusätzliche Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung eines Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen. Es zeigen:additional Advantages and details of the invention will become apparent from the description an embodiment based on the drawings. Show it:

1 den Querschnitt eines Bauchmikrofon-Sensors, 1 the cross section of a belly microphone sensor,

2 eine Meßanordnung mit Bauchmikrofon-Sensor und Außenmikrofon, 2 a measuring arrangement with abdominal microphone sensor and external microphone,

3 das Schaltbild einer Verstärker-Schaltung, 3 the circuit diagram of an amplifier circuit,

4 das Schaltbild einer Spannungsversorgung, 4 the circuit diagram of a power supply,

5 die Stoßantwort h(t) eines gemessenen Systems, 5 the impulse response h (t) of a measured system,

6 gemessenes durch Umgebungsgeräusche gestörtes Körper-Signal sB(t), 6 measured body signal s B (t) disturbed by ambient noise,

7 das zu dem in 6 dargestellten Signal ermittelte Signal sKKF(t) nach Differenz- und Kreuzkorrelationsfilterung, 7 that to the in 6 represented signal s KKF (t) after differential and cross-correlation filtering,

8 rechte Hälfte der Autokorrelationsfunktion sAKF(t) zur Herzfrequenzbestimmung, 8th right half of the autocorrelation function s AKF (t) for heart rate determination,

9 Schlag-zu-Schlag-Messung am bandpaßgefilterten Signal sKKFbp(t), und 9 Beat-to-beat measurement on the bandpass filtered signal s KKFbp (t), and

10 Herzfrequenz als Funktion der Zeit nach der integrativen Methode (schwarze Linie) und der Schlag-zu-Schlag-Messung (dünne Linie). 10 Heart rate as a function of time according to the integrative method (black line) and the beat-to-beat measurement (thin line).

Ein Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung kardiologischer Parameter eines ungeborenen Kindes im Mutterleib basiert auf Daten, die mittels einer in den 1 und 2 dargestellten Meßanordnung ermittelt werden. Zur Messung eines akustischen Körper-Signals sB(t) eines Organs einer Testperson ist auf der Bauchdecke 1 ein Bauchmikrofon-Sensor 2 angeordnet, der über eine Verbindungs-Leitung 3 mit einem Verstärker 4 verbunden ist. Zur Bestimmung eines akustischen Umgebungs-Signals sA(t) ist benachbart zu dem Bauchmikrofon-Sensor 2 ein nicht auf der Bauchdecke 1 aufliegendes Außenmikrofon 5 vorgesehen, das über eine Verbindungs-Leitung 6 mit dem Verstärker 4 verbunden ist. Die Einheit aus Bauchmikrofon-Sensor 2, Außenmikrofon 5 sowie Verstärker 4 bildet ein Handgerät 7, das freibeweglich ist und über ein Audio-Kabel 8 mit einer Datenverarbeitungs-Einheit, insbesondere einem Personalcomputer 9, verbunden ist. In dem Personalcomputer 9 werden die Daten zunächst durch einen Ana log/Digital-Wandler 10 umgesetzt und anschließend einer Auswertungs-Einheit 11 zugeführt.A method for the non-invasive recording of cardiological parameters of an unborn child in the womb is based on data obtained by means of an in the 1 and 2 be shown measuring arrangement determined. For measuring an acoustic body signal s B (t) of an organ of a subject is on the abdominal wall 1 a belly microphone sensor 2 arranged over a connection line 3 with an amplifier 4 connected is. To determine an ambient acoustic signal s A (t) is adjacent to the abdominal microphone sensor 2 not on the abdominal wall 1 overlying external microphone 5 provided that via a connection line 6 with the amplifier 4 connected is. The unit of abdominal microphone sensor 2 , Outdoor microphone 5 as well as amplifiers 4 forms a handheld device 7 which is freely movable and has an audio cable 8th with a data processing unit, in particular a personal computer 9 , connected is. In the personal computer 9 The data are first through an analog / digital converter 10 implemented and then an evaluation unit 11 fed.

Der Bauchmikrofon-Sensor 2 weist einen im Querschnitt runden, hohl ausgebildeten, zur Bauchdecke 1 hin offenen Stethoskop-Kopf 12 auf, der einen Innenraum 13 umschließt. In dem Kopf 12 sind zwei von dem Innenraum 13 nach außen führende Kanäle 14 und 15 vorgesehen. An dem außenseitigen Ende des Kanals 14 ist eine Mikrofon-Kapsel 16 vorgesehen, die über die Verbindungs-Leitung 3 mit dem Verstärker 4 verbunden ist. Der Kanal 15 ist mit einem in geringem Umfang durchlässigen Stöpsel 17 abgedichtet, durch den Luft zum Druckausgleich beim Aufsetzen des Sensors 2 entweichen kann. Durch den Sensor 2 wird die Luft zwischen der Bauchdecke 1 und der Mikrofon-Kapsel 16 eingeschlossen, damit auch niederfrequente Schwingungen mitübertragen werden.The belly microphone sensor 2 has a cross-sectionally round, hollow trained, the abdominal wall 1 open stethoscope head 12 on having an interior 13 encloses. In the head 12 are two of the interior 13 outward leading channels 14 and 15 intended. At the outside end of the canal 14 is a microphone capsule 16 provided by the connection line 3 with the amplifier 4 connected is. The channel 15 is with a slightly pervious plug 17 sealed, through the air to pressure balance when mounting the sensor 2 can escape. Through the sensor 2 gets the air between the abdominal wall 1 and the microphone capsule 16 included, so that low-frequency vibrations are mitübertrag.

In den 3 und 4 sind der Verstärker 4 sowie die zugehörige Spannungsversorgung dargestellt. Das Tonsignal des Kondensatormikrofons wird über den Koppelkondensator C1 zum OP1 geleitet, wobei C1 mit R1 und P1 einen Hochpaß bilden. Dadurch werden nach Gleichung 1

Figure 00050001
nur Frequenzen oberhalb der Grenzfrequenz fg = 12,7 Hz zum OP1 durchgelassen. Diese Grenze wird empirisch ermittelt. Ist fg zu klein, führt das zu einer Übersteuerung bei auftretenden Gleichspannungen. Ist fg zu groß, werden niederfrequente Körperschallgeräusche nicht mehr übertragen. R1 muß so hochohmig sein, daß der Ausgang des Mikrofons nicht zu stark belastet wird, was ebenfalls zur Dämpfung tiefer Frequenzen führen würde.In the 3 and 4 are the amplifier 4 as well as the associated voltage supply. The tone signal of the condenser microphone is passed via the coupling capacitor C1 to the OP1, where C1 with R1 and P1 form a high-pass filter. As a result, according to equation 1
Figure 00050001
only frequencies above the cutoff frequency f g = 12.7 Hz have been transmitted to the OP1. This limit is determined empirically. If f g is too small, this leads to overloading when DC voltages occur. If f g is too large, low-frequency structure-borne noise will no longer be transmitted. R1 must be so high impedance that the output of the microphone is not loaded too much, which would also lead to the attenuation of low frequencies.

Das Potentionmeter P1 ist für eine symmetrische Wechselspannungsverstärkung auf Mittelstellung eingestellt und hat am Abgriff einen Wert von 500 Ω.The Potentionmeter P1 is for a symmetrical AC gain set to center position and has a value of 500 Ω at the tap.

OP1 und OP2 sind als nichtinvertierende Verstärker geschaltet. Die Verstärkung für OP1 ist mit Gleichung 2

Figure 00060001
ν1= 4,3 wenn C2 überbrückt ist. Für OP2 ist analog nach Gleichung 2
ν2 = 4,3. Für die Gesamtverstärkung ergibt sich nach Gleichung 3 νges = ν1·ν2 Gleichung 3ein Wert von νges = 18,5. Dieser Wert für die Verstärkung wird aus Testreihen ermittelt, bei der laute Geräusche auf das Mikrofon gegeben werden. νges wird zunächst mit Potentiometern so eingestellt, daß keine Übersteuerung der Operationsverstärker auftritt. Die Operationsvertärkerschaltungen mit OP1 und OP2 bilden jeweils einen Hochpaß, so daß Gleichspannungen nicht verstärkt werden. Für diese stellt C2 einen unendlichen Widerstand dar, was mit R3 ⇒ ∞ in Gleichung 2 zu ν1 = 1 führt. Da dies auch für OP2 gilt, ist für Gleichspannung νges = 1. Die Eckfrequenz, bei der die Verstärkung in Richtung 1 geht, ist mit C = C2 = C3 und R = R3 = R5 nach Gleichung 1 für beide Operationsverstärker fg = 16 Hz. Mit C4 wird das Signal zur Soundkarte ausgekoppelt. C4 muß so groß sein, daß mit dem Eingangswiderstand der Soundkarte ein Hochpaßverhalten mit fg ≤ 16 Hz eingehalten wird. Die Spannungsversorgung erfolgt über eine 9V-Blockbatterie. Das dreipolige Kondensatormikrofon MIC1 hat bereits einen Feldeffekttransistor (FET) eingebaut, der eine erste Vorverstärkung übernimmt. Dafür ist eine konstante Betriebsspannung am Mikrofon notwendig, die über diese Schaltung erreicht wird.OP1 and OP2 are switched as noninverting amplifiers. The gain for OP1 is Equation 2
Figure 00060001
ν 1 = 4.3 when C2 is bridged. For OP2 is analogous to equation 2
ν 2 = 4.3. For the overall gain results according to equation 3 ν ges = ν 1 · ν 2 Equation 3 a value of ν ges = 18.5. This gain value is determined from test series where loud noises are applied to the microphone. ν ges is initially set with potentiometers so that no overdriving of the operational amplifier occurs. The operational amplifier circuits with OP1 and OP2 each form a high-pass filter, so that DC voltages are not amplified. For these, C2 represents an infinite resistance, which leads to ν 1 = 1 with R3 ⇒ ∞ in Equation 2. Since this is also true for OP2, for dc voltage ν ges = 1. The corner frequency at which the gain goes in direction 1 is, with C = C2 = C3 and R = R3 = R5, according to Equation 1 for both operational amplifiers f g = 16 Hz. The signal is output to the soundcard with C4. C4 must be so large that a high-pass behavior with f g ≤ 16 Hz is maintained with the input resistance of the sound card. The power supply is via a 9V block battery. The three-pole condenser microphone MIC1 has already installed a field effect transistor (FET), which takes over a first preamplification. For a constant operating voltage on the microphone is necessary, which is achieved via this circuit.

Im folgenden wird die Signalauswertung beschrieben. Die Signalauswertung beginnt mit der Pre-Signalauswertung mittels Differenzverfahren: Der Bauchmikrofon-Sensor 2 nimmt das gestörte Körper-Signal sB(t) und das Außenmikrofon 5 nur das Störsignal, nämlich das Umgebungs-Signal sA(t), auf. Es wird angenommen, daß das sich das gestörte Nutzsignal sB aus der Addition des Nutzsignals sD und des Störsignals sA ergibt. Eine einfache Subtraktion der Momentanamplituden ist jedoch nicht möglich, da das Nutzsignal sD durch den Bauch gedämpft wird und eine frequenzabhängige Phasendifferenz und ein unterschiedlicher Amplitudengang zwischen den beiden Mikrofonsignalen sA und sB auftritt. Dies liegt daran, daß der Bauch ein reales Tiefpaßsystem darstellt. Die Übertragungseigenschaften des Bauches können mittels der Stoßantwort h(t) beschrieben werden. Das Nutz- oder Differenzsignal sD(t) wird nach Gleichung 4 bestimmt. sN(t) = sB(t) – sA(t) * h(t) Gleichung 4 The following describes the signal evaluation. The signal evaluation begins with the pre-signal evaluation using the difference method: The belly microphone sensor 2 takes the disturbed body signal s B (t) and the external microphone 5 only the interference signal, namely the environmental signal s A (t), on. It is assumed that the disturbed useful signal s B results from the addition of the useful signal s D and the interference signal s A. However, a simple subtraction of the instantaneous amplitudes is not possible because the useful signal s D is attenuated by the stomach and a frequency-dependent phase difference and a different amplitude response between the two microphone signals s A and s B occurs. This is because the abdomen is a real low-pass system. The transmission characteristics of the abdomen can be described by means of the impulse response h (t). The useful or difference signal s D (t) is determined according to Equation 4. s N (t) = s B (t) - s A (t) * h (t) Equation 4

Wobei „*" die Faltung zweier Funktionen darstellt, die wie folgt gemäß Gleichung 5 definiert ist.Where "*" the folding of two Functions defined as follows according to Equation 5.

Figure 00080001
Figure 00080001

Zur Bestimmung von sD(t) muß zunächst die Stoßantwort h(t) des physikalischen Systems meßtechnisch ermittelt und digital abgespeichert werden. Die Stoßantwort h(t) ist gemäß Gleichung 6 gegeben durch

Figure 00080002
In order to determine s D (t), the impulse response h (t) of the physical system must first be determined by measurement technology and stored digitally. The impulse response h (t) is given by equation 6 by
Figure 00080002

Hierbei ist die Kreuzkorrelationsfunktion φSASB definiert durch Gleichung 7

Figure 00080003
und die Autokorrelationsfunktion φSASA definiert durch Gleichung 8
Figure 00080004
Here, the cross-correlation function φ SASB is defined by Equation 7
Figure 00080003
and the autocorrelation function φ SASA defined by Equation 8
Figure 00080004

Mit

Figure 00090001
wird die Forrietransformation bezeichnet und mit
Figure 00090002
wird die inverse Forrietransformation bezeichnet. Die Stoßantwort h(t) wird somit ausschließlich aus den gemessenen Daten sA(t) und sB(t) berechnet und abgespeichert. Da sA und sB digitale diskrete Signale sind, werden sowohl die Korrelationsfunktionen als auch die Fouriertransformationen diskret bestimmt, was allgemein bekannt ist. Unter Heranziehung der Gleichungen 4 und 6 kann somit ausschließlich aus den gemessenen Signalen sA und sB das Differenzsignal sD berechnet und gespeichert werden. In 5 ist die Stoßantwort h(t) als Funktion der Zeit für ein reales Bauch-System dargestellt. Man erkennt den groben Verlauf einer in positive Richtung verschobenen si-Funktion, die durch Gleichung 9 definiert ist als
Figure 00090003
With
Figure 00090001
is called the Forrietransformation and with
Figure 00090002
is called the inverse derivative transformation. The impulse response h (t) is thus calculated and stored exclusively from the measured data s A (t) and s B (t). Since s A and s B are digital discrete signals, both the correlation functions and the Fourier transforms are determined discretely, which is well known. Using equations 4 and 6, the difference signal s D can thus be calculated and stored exclusively from the measured signals s A and s B. In 5 the impulse response h (t) is shown as a function of time for a real abdominal system. One recognizes the coarse course of a si-function shifted in the positive direction, which is defined by equation 9
Figure 00090003

Das System ist also ein Tiefpass, dessen Grenzfrequenz fgT man aus der Breite B der Hauptkeule der si-Funktion bestimmen kann. Mit B ≈ 2 ms folgt für fgT

Figure 00090004
The system is thus a low pass whose cutoff frequency f gT can be determined from the width B of the main lobe of the si function. With B ≈ 2 ms follows for f gT
Figure 00090004

In einem zweiten Schritt werden beim vorgefilterten Differenzsignal sD die Geräusche von innen unterdrückt. Diese Geräusche werden vom Außenmikrofon 5 nicht aufgenommen und folglich auch mit der Differenzfiltermethode nicht ausgefiltert. Eine verbesserte Filterung des Nutzsignals erreicht man mit einer Korrelationsmessung. Hierzu wird ein Vergleichssignal sV(t) herangezogen. Im vorliegenden Fall handelt es sich um den zeitlichen Verlauf eines bekannten fetalen Herztones. Bei der Filtermethode wird die Kreuzkorrelation des bereits durch die Differenzfiltermethode vorgefilterten Signals sD mit einem bekannten Herztonverlauf bestimmt. Die Kreuzkorrelationsfunktion sKKF(t) ist gemäß Gleichung 11 definiert als

Figure 00100001
In a second step, the pre-filtered difference signal s D, the noise is suppressed from the inside. These sounds are from the outside microphone 5 not recorded and therefore not filtered out with the difference filter method. An improved filtering of the useful signal is achieved with a correlation measurement. For this purpose, a comparison signal s V (t) is used. In the present case, it is the time course of a known fetal heart sound. In the filter method, the cross correlation of the signal s D already prefiltered by the difference filter method is determined with a known cardiac tone progression. The cross-correlation function s KKF (t) is defined according to equation 11 as
Figure 00100001

Als Vergleichsherzton sν kommt ein kompletter Herzschlagverlauf, d. h. ein Doppelschlag, oder nur ein Einzelschlag in Frage. Der Vergleich mit einem Einzelschlag ist jedoch günstiger, denn das Problem bei der Filtermethode mit einem ganz bestimmten Herzton ist, daß sich mit der fetalen Herzfrequenz auch die Länge eines Herzschlages verändert. Somit verändert sich absolut gesehen dessen Signalform, wodurch er nicht mehr mit dem Vergleichs-Herzton korreliert. Dieser Effekt wird um so stärker, je länger der Signalverlauf ist, der als Vergleichsmuster dient. Das Ergebnis der Filterung ergibt sich in beeindruckender Weise aus einem Vergleich der 6 und 7. In 6 ist das durch Umgebungsgeräusche gestörte Bauchmikrofonsignal sB(t) vor der Filterung dargestellt. Einzelne Herzschläge sind kaum erkennbar. Das Ergebnis der Differenz- und Kreuzkorrelationsfilterung des Signals aus 6 ist in 7 dargestellt. Über den gesamten Verlauf sind die Herztöne als Doppelschläge nun eindeutig erkennbar und damit auch hörbar. Im vorliegenden Fall ist auch eine Schlag-zu-Schlag-Frequenzbestimmung möglich. Das durch die Kreuzkorrelationsfunktion entstandene Signal hat natürlich nicht mehr den Signalverlauf der ursprünglichen Herztöne. Dennoch lassen sich bei der akustischen Wiederga be einzelne Herzschläge eindeutig akustisch ausmachen. Dies kann z. B. durch Anbringen eines Lautsprechers an den Personalcomputer 9 hörbar gemacht werden.As a comparison Herzton s ν is a complete heartbeat course, ie a double strike, or only a single stroke in question. However, the comparison with a single beat is more favorable, because the problem with the filter method with a very specific heart tone is that changes with the fetal heart rate and the length of a heartbeat. Thus, in absolute terms, its waveform changes, no longer correlating with the comparison heart sound. This effect is the stronger, the longer the waveform, which serves as a reference pattern. The result of the filtering results impressively from a comparison of the 6 and 7 , In 6 is the disturbed by ambient noise abdominal microphone signal s B (t) shown before the filtering. Individual heartbeats are barely recognizable. The result of the difference and cross-correlation filtering of the signal 6 is in 7 shown. Throughout the course of the heartbeats are now clearly recognizable as double strokes and thus audible. In the present case, a beat-to-beat frequency determination is also possible. Of course, the signal produced by the cross-correlation function no longer has the waveform of the original heart sounds. Nevertheless, in the case of acoustic reproduction, individual heartbeats can be clearly identified acoustically. This can be z. B. by attaching a speaker to the personal computer 9 be made audible.

Im folgenden wird erläutert, wie aus der Kreuzkorrelationsfunktion sKKF(t) die Herzfrequenz ermittelt werden kann. Die Herzfrequenz kann mit Hilfe einer integrativen, mittelwertbildenden Methode bestimmt werden. Hierbei wird die Periodizität des vorgefilterten Signals sKKF(t) mit Hilfe einer Autokorrelationsfunktion ermittelt. Dazu wird aus dem laufenden Signal sKKF(t) ein Zeitfenster der Länge TFenster ausgeschnitten und hiervon die Autokorrelationsfunktion sAKF(t) gebildet, die gemäß Gleichung 12 definiert ist als SAKF(t) = φSKKFSKKF Gleichung 12 The following explains how the heart rate can be determined from the cross-correlation function s KKF (t). The heart rate can be determined using an integrative averaging method. In this case, the periodicity of the prefiltered signal s KKF (t) is determined by means of an autocorrelation function. For this purpose, a time window of the length T window is cut out of the current signal s KKF (t) and the autocorrelation function s AKF (t) is thereby formed, which is defined according to equation 12 as S AKF (t) = φ SKKFSKKF Equation 12

Jede Autokorrelationsfunktion ist achsensymmetrisch bezüglich der Y-Achse, so daß im folgenden die rechte Hälfte der Autokorrelationsfunktion betrachtet wird. Diese ist in 8 dargestellt. Die Länge der halben Autokorrelationsfunktion beträgt TFenster. An der Stelle T = 0 hat die Autokorrelationsfunktion ein Maximum. Nach jeder weiteren Periodendauer T des periodischen Signals der Herztöne schließen sich in der Autokorrelationsfunktion weitere Nebenmaxima mit fallender Amplitude an. Durch die Bildung der Autokorrelationsfunktion wird das periodische Signal der Herztöne sichtbar, während das Störrauschen im Nullpunkt konzentriert ist.Each autocorrelation function is axisymmetric with respect to the Y axis, so that the right half of the autocorrelation function is considered below. This is in 8th shown. The length of the half autocorrelation function is T window . At the point T = 0, the autocorrelation function has a maximum. After every further period T of the periodic signal of the heart sounds, further secondary maxima with decreasing amplitude are included in the autocorrelation function. By forming the autocorrelation function, the periodic signal of the heart sounds becomes visible while the noise is concentrated at the zero point.

Die Herzfrequenz soll zwischen der oberen Frequenz fmax = 200 Schläge/Minute = 3,33 Hz und der unteren Frequenz fmin = 80 Schläge/Minute = 1,33 Hz ermittelt werden. Damit liegt das 1. Nebenmaximum der Autokorrelationsfunktion nach Gleichung 13

Figure 00120001
auf der Zeitachse zwischen Tmax = 0,75s und Tmin = 0,3 s. Mit der Position Tmin < Tn < Tmax des Nebenmaximums kann nun die Herzfrequenz fh nach Gleichung 14 bestimmt werden.The heart rate should be determined between the upper frequency f max = 200 beats / minute = 3.33 Hz and the lower frequency f min = 80 beats / minute = 1.33 Hz. Thus, the first secondary maximum of the autocorrelation function is according to Equation 13
Figure 00120001
on the time axis between T max = 0.75s and T min = 0.3s. With the position T min <T n <T max of the secondary maximum, the heart rate f h according to equation 14 can now be determined.

Figure 00120002
Figure 00120002

Die aus 8 ermittelte Herzfrequenz beträgt nach Gleichung 14 mit Tn = 0,42 s dann fh = 143 Schläge/Minute.From 8th determined heart rate is according to equation 14 with T n = 0.42 s then f h = 143 beats / minute.

Die integrative Methode kann durch eine mit dieser kombinierten Schlagzu-Schlag-Messung kombiniert werden. Hierbei erfolgt die Bestimmung der momentanen Frequenz aus den zeitlichen Herzschlagabständen. Das Signal sKKF(t) ist zwar bereits vorgefiltert. Dennoch können Störgeräusche zwischen den Herzschlägen auftreten, die bei einer einfachen Maximaerkennung nicht ausgewertet werden. Deshalb wird das Verfahren der Maximaerkennung mit dem oben beschriebenen integrativen Verfahren kombiniert. Hierbei wird vorausgesetzt, daß sich die Periodendauer der Herzfrequenz von Schlag-zu-Schlag nur um einen maximalen Wert +/–TFenster/2 ändert. Das vorgefilterte Signal sKKF(t) wird zunächst mit einem schmalen Bandpaß mit unterer Grenzfrequenz fGU = 40 Hz und oberer Grenzfrequenz fGO = 60 Hz, die empirisch ermittelt wurden, gefiltert, um den ersten der beiden Doppelschläge auszufiltern. Dieser besitzt niedrigere Frequenzanteile, als der zweite Schlag. Das Ergebnis ist sKKFbp(t), eine Sinusschwingung mit einem betonen Erst- und einem abgeschwächten Zweitschlag, wie in 9 dargestellt. Das Signal wird nun auf die maximale Amplitude hin untersucht. Dazu wird ausgehend vom letzten Maximalwert der Bereich der Länge Tint übersprungen und dann nur in einem Fenster der Breite TFenster geprüft. Der Wert Tint kommt aus der integrativen Messung und stellt den Reziprokwert von fh aus Gleichung 14 dar. Der Vorteil dieser Vorgehensweise ist, daß Störungen zwischen den Herztönen nicht erfaßt werden. Die Dauer vom Fensterbeginn zum erkannten Herzschlagmaximum ist Tmax. Die Momentanfrequenz fm kann gemäß Gleichung 15 berechnet werden zu

Figure 00130001
The integrative method can be combined with a combined beat-to-beat measurement. Here, the determination of the current frequency from the temporal heartbeat intervals. The signal s KKF (t) is already prefiltered. Nevertheless, noise between the heartbeats can occur, which are not evaluated in a simple maxima detection. Therefore, the method of maxima detection is combined with the integrative method described above. It is assumed that the period of the heart rate changes from beat to beat only by a maximum value +/- T window / 2. The prefiltered signal s KKF (t) is first filtered with a narrow bandpass filter with lower cutoff frequency f GU = 40 Hz and upper cutoff frequency f GO = 60 Hz, which were determined empirically to filter out the first of the two double beats. This has lower frequency components, than the second beat. The result is s KKFbp (t), a sine wave with a pronounced first strike and a weakened second strike, as in 9 shown. The signal is now examined for the maximum amplitude. For this purpose, starting from the last maximum value, the range of the length T int is skipped and then checked only in a window of width T window . The value T int comes from the integrative measurement and represents the reciprocal of f h from Equation 14. The advantage of this approach is that perturbations between the heart sounds are not detected. The duration from the beginning of the window to the detected heartbeat maximum is T max . The instantaneous frequency f m can be calculated according to Equation 15
Figure 00130001

Das Ergebnis der Frequenzbestimmungen ist in 10 dargestellt. Die dicke Linie zeigt die intregrative Messung, die dünne Linie die Schlag-zu-Schlag-Messung. Z. B. im Zeitintervall zwischen 10 Sekunden und 20 Sekunden erkennt man, daß die Schlag-zu-Schlag-Messung genauer ist als die integrative Methode, da letztere Methode nur den Mittelwert anzeigt und somit kurzfristige Schwankungen nicht erkennbar sind.The result of the frequency determinations is in 10 shown. The thick line shows the intregrative measurement, the thin line the beat-to-beat measurement. For example, in the time interval between 10 seconds and 20 seconds it can be seen that the beat-to-beat measurement is more accurate than the integrative method, since the latter method only displays the mean value and thus short-term fluctuations are not recognizable.

Claims (9)

Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung von Körper-Daten des menschlichen Körpers einer Testperson, umfassend folgende Schritte: a) nicht-invasive Messung eines akustischen Körper-Signals sB(t) eines Organs der Testperson, b) Messung eines akustischen Umgebungs-Signals sA(t) der Umgebung der Testperson, c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal sB(t) und dem Umgebungs-Signal sA(t), d) Bestimmung eines Differenz-Signals sD(t) nach der folgenden Beziehung: sD(t) = sB(t) – sA(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion sKKF(t) zwischen dem Differenz-Signal sD(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal sV(t) des Organs und f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion SKKF(t), dadurch gekennzeichnet, daß die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach
Figure 00140001
wobei
Figure 00150001
und
Figure 00150002
und
Figure 00150003
die Fouriertransformation und das
Figure 00150004
die inverse Fouriertransformation darstellt.A method of non-invasively acquiring body data of a subject's human body, comprising the steps of: a) non-invasively measuring an acoustic body signal s B (t) of an organ of the subject, b) measuring an ambient acoustic signal s A (t) of the environment of the subject, c) Determination of the impact response h (t) of the transmission system between the organ and the environment of the patient Subject from the body signal s B (t) and the environmental signal s A (t), d) Determining a difference signal s D (t) according to the following relationship: s D (t) = s B (t) - s A (t) * h (t), e) Determination of the cross-correlation function s KKF (t) between the difference signal s D (t) and a known comparison signal s V (t) of the organ and f) determination of the Body data from the cross-correlation function S KKF (t), characterized in that the impulse response h (t) is determined after
Figure 00140001
in which
Figure 00150001
and
Figure 00150002
and
Figure 00150003
the Fourier transform and the
Figure 00150004
represents the inverse Fourier transform. Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Körpersignal sB(t) den Herztönen eines ungeborenen Kindes im Leib einer Mutter entspricht.Method according to Claim 1, characterized in that the body signal s B (t) corresponds to the heart sounds of an unborn child in the body of a mother. Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sKKF(t) bestimmt wird durch
Figure 00150005
Method according to one of the preceding claims, characterized in that s KKF (t) is determined by
Figure 00150005
 Verfahren gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß sV(t) das Signal eines einzelnen Herzschlages darstellt.Method according to claim 3, characterized in that s V (t) represents the signal of a single heartbeat. Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zur Ermittlung der Herzfrequenz die Autokorrelationsfunktion sAKF(t) von sKKF(t) mit sich selbst bestimmt wird gemäß SAKF(t) = φSKKFSKKF Method according to one of the preceding claims, characterized in that the autocorrelation function s AKF (t) of s KKF (t) is determined with itself to determine the heart rate according to S AKF (t) = φ SKKFSKKF Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der zeitliche Abstand Tn des ersten Nebenmaximums zur Y-Achse von sAKF(t) bestimmt wird.A method according to claim 5, characterized in that the time interval T n of the first secondary maximum to the Y-axis of s AKF (t) is determined. Verfahren gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzfrequenz fh bestimmt wird gemäß
Figure 00160001
A method according to claim 6, characterized in that the heart rate f h is determined according to
Figure 00160001
 Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzfrequenz fh durch eine Schlag-zu-Schlag-Messung bestimmt wird.A method according to claim 5, characterized in that the heart rate f h is determined by a beat-to-beat measurement. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8 mit a) einem Handgerät (7), welches aufweist einen Bauchmikrofon-Sensor (2) zur Messung des Körper-Signals sB(t) und ein Außenmikrofon (5) zur Messung des Umgebungs-Signals sA(t) und einen Verstärker (4) und b) einer Datenverarbeitungs-Einheit, welche aufweist einen Analog/Digital-Wandler (10) sowie eine Auswertungs-Einheit (11) zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, welche derart ausgeführt ist, daß sie folgende Schritte durchführt: c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal sB(t) und dem Umgebungs-Signal sA(t), d) Bestimmung eines Differenz-Signals sD(t) nach der folgenden Beziehung: sD(t) = sB(t) – sA(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion sKKF(t) zwischen dem Differenz-Signal sD(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal sV(t) des Organs und f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion SKKF(t), wobei die Datenverarbeitungs-Einheit derart ausgeführt ist, daß die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach
Figure 00170001
wobei
Figure 00170002
und
Figure 00180001
und
Figure 00180002
die Fouriertransformation und das
Figure 00180003
die inverse Fouriertransformation darstellt.Apparatus for carrying out the method according to one of claims 1 to 8 with a) a hand-held device ( 7 ), which has a belly microphone sensor ( 2 ) for measuring the body signal s B (t) and an external microphone ( 5 ) for measuring the ambient signal s A (t) and an amplifier ( 4 ) and b) a data processing unit which comprises an analogue / digital converter ( 10 ) as well as an evaluation unit ( 11 ) for carrying out the method according to one of claims 1 to 8, which is carried out such that it performs the following steps: c) determining the impact response h (t) of the transmission system between the organ and the environment of the subject from the body signal s B (t) and the ambient signal s A (t), d) determining a difference signal s D (t) according to the following relationship: s D (t) = s B (t) - s A (t) * h (t), e) determination of the cross-correlation function s KKF (t) between the difference signal s D (t) and a known comparison signal s V (t) of the organ and f) determination of the body data from the cross-correlation function S KKF (t), wherein the data processing unit is designed such that the impulse response h (t) is determined after
Figure 00170001
in which
Figure 00170002
and
Figure 00180001
and
Figure 00180002
the Fourier transform and the
Figure 00180003
represents the inverse Fourier transform.
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