CN103153177A - 搏动周期计算装置及包括该搏动周期计算装置的生物传感器 - Google Patents

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Abstract

现有的心搏测定装置中，在从传感器得到的生物体的心搏波形信号的电平较低的情况下无法进行波峰判定，而且，运算处理复杂而缺乏简便性。本发明中，利用最大值检测单元对以规定时间间隔获取到的心搏信号的最大值(M)进行检测，在S11及S14的处理中，在一定时间(T1)内未检测到比已检测到的最大值(M)要大的最大值(M)的情况下，在S15的处理中，将利用最大值检测单元检测到的最大值(M)判定为峰值(P)。然后，利用计算单元基于利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值(P)之间的时间间隔(T2)计算出心搏数。此外，在S3～S10的处理中，根据利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值(P)之间的时间间隔(T2)，将一定时间(T1)依次改变为根据峰值(P)之间的时间间隔(T2)预先确定的多个时间中的任意一个时间。

Description

搏动周期计算装置及包括该搏动周期计算装置的生物传感器
技术领域
本发明涉及从生物信号计算出生物体搏动的律动周期的搏动周期计算装置、以及包括该搏动周期计算装置而构成的生物传感器。
背景技术
以往，作为此类搏动周期计算装置，例如，具有专利文献1中公开的心搏测定装置。
在该心搏测定装置中，利用峰值保持部对心搏波形信号进行峰值保持，从而生成呈阶梯状波形的峰值保持信号。图案检测/周期判定部从所生成的峰值保持信号检测出信号电平依次增大的图案，并使该图案与心电图中的P波和R波相对应。然后，在与P波相对应的波峰和与R波相对应的波峰之间的时间间隔处于规定范围内，且各波峰之间的电平值超过阈值的情况下，认为这些波峰确实是与P波和R波相对应的波峰，并将最大的的波峰确定为R波。在未检测到依次增大的图案的情况下，补充检测依次减少的图案，并使该图案与心电图中的R波和T波相对应。然后，对与R波相对应的波峰和与T波相对应的波峰进行与P波和R波的情况相同的处理，并将这些波峰中最大的波峰确定为R波。根据如此确定的R波的时间间隔计算出心搏数。
此外，以往，作为此类搏动周期计算装置，也有专利文献2中公开的心搏测定系统。
在该心搏测定系统中，利用信号检测装置对测定对象检测心搏信号。利用信号处理装置对检测到的心搏信号进行时间分割，并对连续的信号进行比较，从其比较结果检测出心搏信号的峰值。此外，利用信号处理装置在心搏信号的心搏单位中生成具有一个或多个峰值的峰值组，将峰值组的各峰值除以峰值组的最大峰值，使峰值组的各峰值归一化。因此，通过对进行了归一化的信号进行相加/相乘，使以往容易错过的信号的细微结构得以显现。
此外，以往，作为此类搏动周期计算装置，也有专利文献3中公开的脉波解析装置。
在该脉波解析装置中，基于来自脉波传感器的脉波信号获取脉波，利用构成脉波解析装置的数据处理装置，检索所获取到的脉波的顶点，从而求出与心脏的收缩期相对应的顶点（波峰）。对于所求出的顶点，判定相邻的时间间隔是否小于用顶点检索修正系数t3进行表示的规定时间。若在该判断中判断为相邻顶点的时间间隔在规定时间以上，则检测到的顶点不是噪声等，而是作为真的顶点进行计数，将1分钟内产生的该顶点个数的平均数作为脉搏数进行计算。此外，通过从脉波划出其基线，求出接近sin波的修正脉波。若在脉波的频率下对该修正脉波进行复数解调解析，则求出表示各脉波的波峰之间的频率f的瞬间频率，利用频率f求出其周期T即脉搏间隔。通过该脉搏间隔的平均值来更新顶点检索修正系数t3，从而除去噪声，能更准确地进行顶点检索。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利特开2009―112624号公报
专利文献2：日本专利特开2008―220556号公报
专利文献3：日本专利特开2003―339651号公报
发明内容
发明所要解决的技术问题
然而，上述现有的专利文献1中公开的心搏测定装置为了判定P波与R波或R波与T波的对应，需要使各波峰之间的电平值超过一定的阈值，且峰值较低的P波或T波需要具有不会埋没在噪声中的信号电平。因此，现有的专利文献1中公开的心搏测定装置中，在从传感器得到的生物体的心搏波形信号的电平较低的情况下无法进行波峰判定。
此外，上述现有专利文献2中公开的心搏测定系统需要进行用于使心搏信号的峰值组的各峰值归一化的相除处理、使用对数函数对波峰地址的强度进行指数化的指数化处理、以及对波峰地址组信息所形成的波形信号进行相乘/平均化的处理等。因此，现有专利文献2中公开的心搏测定系统的运算处理复杂且缺乏简便性，无法实现装置的小型化及低价化。
此外，上述现有的专利文献3中公开的脉波解析装置也通过实施将具有要分析的频率区域的中心频率的复数三角函数乘以脉波信号、或者将要分析的频率区域的成分的实数部和虚数部转换为极坐标系等复杂的复数解调解析，来求出用于更新顶点检索修正系数t3的脉搏间隔。因此，现有的专利文献3中公开的脉波解析装置也是运算处理复杂且缺乏简便性，无法实现装置的小型化及低价化。
解决技术问题所采用的技术方案
本发明是为了解决这样的问题而完成的，搏动周期计算装置包括：
最大值检测单元，该最大值检测单元对以规定时间间隔获取到的生物信号的最大值进行检测；
峰值判定单元，该峰值判定单元在利用所述最大值检测单元于一定时间内未检测到比最大值检测单元已检测到的最大值要大的最大值的情况下，将利用最大值检测单元已检测到的最大值判定为峰值；
计算单元，该计算单元基于利用峰值判定单元判定得到的连续峰值之间的时间间隔来对产生生物信号的生物体搏动的律动周期进行计算；以及
一定时间变更单元，该一定时间变更单元根据利用峰值判定单元判定得到的连续峰值之间的时间间隔，将所述一定时间依次改变为根据峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间。
根据本结构，利用最大值检测单元检测以规定时间间隔获取到的生物信号的最大值，在利用最大值检测单元于一定时间内未检测到比已检测到的最大值要大的最大值的情况下，利用峰值判定单元将利用最大值检测单元已检测到的最大值判定为峰值。利用计算单元，根据利用峰值判定单元判定得到的连续峰值之间的时间间隔计算出生物体搏动的律动周期。
因此，与专利文献1中公开的现有的装置不同，即使在从传感器得到的生物信号的电平较低的情况下，只要利用最大值检测单元检测到的生物信号的最大值不是埋没在噪声中的信号电平，就能进行峰值的判定，能计算出搏动的律动周期。此外，即使成为生物信号振幅的基准的基线发生变动，同样地，只要利用最大值检测单元检测到的生物信号的最大值不是埋没在噪声中的信号电平，就能进行峰值的判定，能计算出搏动的律动周期。
此外，利用一定时间变更单元，根据利用峰值判定单元判定得到的连续峰值之间的时间间隔，将峰值的判定中使用的一定时间依次变更为根据峰值之间的时间间隔预先确定的多个时间中的任意一个时间。因此，与使用除法等复杂的运算处理来判定峰值的专利文献2、专利文献3中公开的现有的装置不同，利用对获取到的生物信号的大小单纯进行比较的的处理、对一定时间和峰值之间的时间间隔进行计数的处理、根据峰值之间的时间间隔选择预先确定的多个时间中的任一个时间的处理这样简便的运算处理来进行峰值的判定。其结果是，能利用简便的运算处理随时恰当地计算出依次变动的生物体搏动的律动周期，能实现搏动周期计算装置的小型化及低价化。
此外，本发明的特征在于，若利用最大值检测单元在一定时间内检测到比最大值检测单元已检测到的最大值要大的最大值，且在从检测到较大的最大值的时间点起的一定时间内利用最大值检测单元未检测到比较大的最大值还要大的最大值的情况下，将利用最大值检测单元已检测到的较大的最大值判定为峰值。
根据本结构，若利用最大值检测单元在一定时间内检测到比最大值检测单元已检测到的最大值要大的最大值，则从检测到较大的最大值的时间点起重新开始进行一定时间的计数。然后，在该一定时间内，在利用最大值检测单元未检测到比较大的最大值还要大的最大值的情况下，利用峰值判定单元将最大值检测单元已检测到的较大的最大值判定为峰值。
因此，若最大值检测单元在一定时间内检测到比利用最大值检测单元一度检测到的最大值要大的最大值，则不将该最大值用于波峰判定，将其从搏动的律动周期的计算数据中除去。其结果是，利用最大值检测单元检测到的最大值中，不适合计算搏动的律动周期的、相当于心搏信号的P波和T波这样的信号的最大值或噪声引起的最大值等不会被用作波峰判定的对象，仅将适合于计算搏动的律动周期的相当于R波这样信号的最大值用作波峰判定的对象，从而提高搏动的律动周期的计算精度。
此外，本发明的特征在于，一定时间变更单元根据利用峰值判定单元判定得到的、相互的值处于规定范围内的连续峰值之间的时间间隔，依次改变一定时间。
根据本结构，利用一定时间变更单元，根据利用峰值判定单元判定得到的、相互的值处于规定范围内的连续峰值之间的时间间隔，将峰值的判定中所使用的一定时间依次进行变更。
因此，即使是利用峰值判定单元判定得到的连续峰值，在相互的值不在规定范围内的情况下，将其作为不同种的峰值，在峰值的判定中使用的一定时间不根据该峰值之间的时间间隔进行变更。另一方面，在连续的相互的峰值处于规定范围内的情况下，将其作为同种的峰值，在峰值的判定中使用的一定时间根据该峰值之间的时间间隔进行变更。因此，将在峰值的判定中使用的一定时间根据相似的峰值之间的时间间隔进行变更，不会基于噪声引起的峰值等进行变更，能准确地跟踪搏动的律动周期的过渡而进行变更。其结果是，能通过简便的运算处理更恰当地随时计算出依次变动的生物体搏动的律动周期。
此外，本发明的特征在于，生物信号是心搏信号，计算单元将搏动的律动周期作为心搏数进行计算。
根据本结构，利用计算单元，基于利用峰值判定单元判定得到的心搏信号的连续峰值之间的时间间隔，将搏动的律动周期作为心搏数进行计算。
此外，本发明的特征在于，生物信号是脉波信号，计算单元将搏动的律动周期作为脉搏数进行计算。
根据本结构，利用计算单元，基于利用峰值判定单元判定得到的脉波信号的连续峰值之间的时间间隔，将搏动的律动周期作为脉搏数进行计算。
此外，本发明的特征在于，最大值检测单元由心搏最大值检测单元和脉波最大值检测单元所构成，其中，该心搏最大值检测单元检测以规定时间间隔获取到的心搏信号的最大值，该脉波最大值检测单元检测对以规定时间间隔获取到的脉波信号进行二次微分所得到的加速度脉波信号的最大值，
峰值判定单元由心搏峰值判定单元和脉波峰值判定单元所构成，其中，该心搏峰值判定单元在利用心搏最大值检测单元于心搏峰值判定用的一定时间内未检测到比心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值要大的最大值的情况下，将心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值判定为心搏峰值，该脉波峰值判定单元在利用脉波最大值检测单元于加速度脉波峰值判定用的一定时间内未检测到比脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值要大的最大值的情况下，将脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值判定为加速度脉波峰值，
计算单元根据利用心搏峰值判定单元判定得到的心搏峰值与利用脉波峰值判定单元判定得到的加速度脉波峰值之间的时间差来计算出脉波传输时间，
一定时间变更单元由心搏峰值判定用一定时间变更单元和脉波峰值判定用一定时间变更单元所构成，其中，该心搏峰值判定用一定时间变更单元根据利用心搏峰值判定单元判定得到的连续的心搏峰值之间的时间间隔，将心搏峰值判定用的一定时间依次改变为根据心搏峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间，该脉波峰值判定用一定时间变更单元根据利用脉波峰值判定单元判定得到的连续的加速度脉波峰值之间的时间间隔，将加速度脉波峰值判定用的一定时间依次改变为根据加速度脉波峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间。
根据本结构，在利用心搏最大值检测单元于心搏峰值判定用的一定时间内未检测到比心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值要大的最大值的情况下，利用心搏峰值判定单元将心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值判定为心搏峰值。此外，在利用脉波最大值检测单元于加速度脉波峰值判定用的一定时间内未检测到比脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值要大的最大值的情况下，利用脉波峰值判定单元将脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值判定为加速度脉波峰值。然后，利用计算单元将心搏峰值判定单元判定得到的心搏峰值与脉波峰值判定单元判定得到的加速度脉波峰值之间的时间差作为脉波传输时间进行计算。因此，能从计算得到的脉波传输时间知道动脉中脉波因搏动而传输的时间，因此，能进行血管年龄的推测、血压值的计算。
此外，本发明的在特征在于，包括：
放大单元，该放大单元以与控制信号相对应的放大率对生物信号进行放大并输出到最大值检测单元；以及
基准值检测单元，该基准值检测单元将利用放大单元进行了放大的生物信号在规定时刻的大小作为基准值进行检测，
计算单元根据利用峰值判定单元判定得到的峰值与利用基准值检测单元检测到的基准值之差，计算出利用峰值判定单元判定得到的峰值的大小，并将基于计算出的峰值的大小的控制信号输出到放大单元。
根据本结构，利用计算单元，根据利用峰值判定单元判定得到的峰值与利用基准值检测单元检测到的基准值之差计算出峰值的大小，将基于计算出的峰值的大小的控制信号输出到放大单元，从而改变放大单元的放大率。因此，按照与控制信号相对应的放大率进行放大的放大单元以基于计算出的峰值的大小的放大率对生物信号进行放大。
因此，计算单元在计算出的峰值的大小为较大的情况下，将控制信号变为使放大单元的放大率减小的控制信号，在计算出的峰值的大小为较小的情况下，将控制信号变为使放大单元的放大率增大的控制信号，由此，利用放大单元进行放大所得到的生物信号的大小被恰当地控制成适合于利用最大值检测单元进行的生物信号的最大值检测、以及利用峰值判定单元进行的峰值判定的大小。其结果是，利用最大值检测单元进行的生物信号的最大值检测、以及利用峰值判定单元进行的峰值判定不会发生错误，能提高峰值的检测精度。
此外，本发明的特征在于，生物信号的所述规定时刻是P波、Q波、R波、S波、T波、及U波所构成的生物信号出现ST分节的时刻。
根据本结构，利用基准值检测单元检测到的基准值成为生物信号的ST分节的值，也就是成为生物信号的振幅的基准的基线值。因此，利用计算单元计算出的峰值的大小成为相对于基线的大小，变得容易评价。
此外，本发明的特征在于，计算单元根据利用峰值判定单元连续地判定得到的多个峰值与利用基准值检测单元对应于各峰值连续地检测到的多个基准值的各个差值计算出各峰值的大小，并在计算出的各峰值的大小连续地处于规定范围内的情况下，改变输出到放大单元的控制信号。
根据本结构，在利用计算单元多次计算出的峰值与基准值之间的各个差值连续地处于规定范围的情况下，改变输出到放大单元的控制信号，从而改变放大单元的放大率。因此，在峰值的大小连续地处于规定范围内并处于稳定状态的情况下，改变放大单元的放大率，因此，不会发生因误判定峰值的大小而错误地改变放大单元的放大率的情况。
此外，本发明包括上述任一项的搏动周期计算装置而构成生物传感器。
根据本结构，提供能发挥上述各效果的生物传感器。
发明的效果
根据本发明，如上所述，只要利用最大值检测单元检测到的生物信号的最大值不是埋没在噪声中的信号电平，就能进行峰值的判定，能计算出搏动的律动周期。此外，能利用简便的运算处理随时恰当地计算出依次变动的生物体搏动的律动周期，能实现搏动周期计算装置的小型化及低价化。
附图说明
图1是表示本发明的实施方式1的搏动周期计算装置的电路结构的框图。
图2是表示心搏信号的典型的正常波形的图。
图3是表示用于对在实施方式1的搏动周期计算装置的信号处理部进行的峰值判定进行说明的心搏信号序列的图。
图4是表示用于对实施方式1的搏动周期计算装置的信号处理部计算出的、连续峰值之间的时间间隔进行说明的心搏信号序列的图。
图5是表示在实施方式1的搏动周期计算装置的信号处理部进行的心搏数计算处理的流程图。
图6是表示利用实施方式1的搏动周期计算装置计算脉搏数时导出的加速度脉波信号序列的图。
图7是表示本发明的实施方式2的搏动周期计算装置的电路结构的框图。
图8是表示用于对本发明的实施方式2的搏动周期计算装置的信号处理部计算出的脉波传输时间进行说明的加速度脉波信号序列及心搏信号序列的图。
图9是表示本发明的实施方式3的搏动周期计算装置的电路结构的框图。
图10是表示用于对由实施方式3的搏动周期计算装置的信号处理部根据峰值与基准值之差计算出的峰值的大小进行说明的心搏信号序列的图。
图11是表示用于对实施方式3的搏动周期计算装置的信号处理部根据连续的多个峰值与多个基准值之间的各个差值计算出的各峰值的大小进行说明的心搏信号序列、以及作为控制信号的判定信号的图。
图12是表示在实施方式3的搏动周期计算装置的信号处理部进行的心搏数计算处理的流程图。
具体实施方式
接下来，对将本发明的搏动周期计算装置应用于心搏数计算的实施方式1进行说明。
图1是表示本实施方式的搏动周期计算装置的电路结构的框图。
心电传感器2与搏动周期计算装置1相连接。心电传感器2与人或动物这样的生物体的规定位置相接触，检测随着生物体心脏的搏动而变化的心脏的活动电位的时间变化，并将其作为生物信号即心搏信号输出到搏动周期计算装置1。
图2示出了与心搏信号的一次心搏相对应的典型的正常波形。该心搏信号波形由P波、Q波、R波、S波、T波这5个波和未图示的U波构成。将Q波、R波、S波概括起来称为QRS波。P波是因心房兴奋而产生的活动电位的波，QRS波是因心室兴奋而产生的活动电位的波，T波是兴奋的心室的心肌细胞进行再极化的过程中产生的活动电位的波。
搏动周期计算装置1由放大电路10、滤波电路11、AD转换器12、信号处理部13、及显示部14所构成。从心电传感器2输出到搏动周期计算装置1的心搏信号由放大电路10进行放大，并由滤波电路11除去噪声分量。利用AD转换器12将除去了噪声分量的心搏信号从模拟信号转换为数字信号，并提供给信号处理部13。信号处理部13由包括CPU（中央运算处理装置）、ROM（读取专用存储器）、及RAM（读写存储器）的微机等构成。CPU按照存储在ROM中的心搏数计算程序，将RAM作为临时存储工作区域进行规定的运算处理，从而计算出心搏数。将计算出的心搏数在由LCD（液晶显示装置）或有机EL（电致发光）等构成的显示部14上进行显示。
信号处理部13的CPU通过存储在ROM中的心搏数计算程序，起到最大值检测单元、峰值判定单元、计算单元、及一定时间变更单元的作用。
最大值检测单元以规定时间间隔获取从心电传感器2输出的心搏信号，并检测出心搏信号的最大值M。本实施方式中，以600[Hz]的采样时间间隔获取心搏信号，并利用CPU将检测到的心搏信号的最大值M存储到RAM中。在利用最大值检测单元于一定时间T1内未检测到比最大值检测单元已检测到的最大值M要大的最大值M1的情况下，将最大值检测单元已检测到的最大值M判定为峰值P。例如，利用信号处理部13获取图3所示的心搏信号序列，在利用最大值检测单元于一定时间T1内未检测到比最大值检测单元在时刻t1已检测到的、与心搏信号Sa的R波相对应的最大值M要大的最大值M1的情况下，峰值判定单元将最大值检测单元在时刻t1检测到的最大值M判定为峰值P。将从时刻t1经过一定时间T1后的、利用峰值判定单元判定峰值P的时刻t2作为波峰判定点tp。将利用峰值判定单元判定得到的峰值P存储到RAM中。此处，心搏信号序列中的各心搏信号以基线G为基准进行振动。此外，一定时间T1是最大值检测单元检测到的最大值M没有进行更新的时间，通过形成在RAM的规定区域中的最大值更新计数器进行计数来计时。
本实施方式中，在利用最大值检测单元于一定时间T1内检测到比最大值检测单元已检测到的最大值M要大的最大值M1，且利用最大值检测单元在从检测到较大的最大值M1的时间点起的一定时间T1内未检测到比较大的最大值M1还要大的最大值M2的情况下，将最大值检测单元检测到的较大的最大值M1判定为峰值P。例如，如图3所示，在利用最大值检测单元从时刻t3起一定时间T1内的时刻t4检测到比最大值检测单元在时刻t3检测到的心搏信号Sb的最大值M要大的心搏信号Sc的最大值M1，且利用最大值检测单元在从检测到较大的最大值M1的时间点的时刻t4起的一定时间T1内未检测到比较大的最大值M1还要大的最大值M2的情况下，在从时刻t4起经过一定时间T1之后的时刻t5的波峰判定点tp，将最大值检测单元检测到的较大的最大值M1判定为峰值P。然后，将判定得到的峰值P存储到RAM中。
此后，同样地，在利用最大值检测单元于一定时间T1内未检测到比最大值检测单元在时刻t6所检测到的心搏信号Sd的最大值M要大的最大值M1的情况下，峰值判定单元在从时刻t6起经过一定时刻T1后的时刻t7的波峰判定点tp，将最大值检测单元在时刻t6检测到的最大值M判定为峰值P，并存储到RAM中。
计算单元基于利用峰值判定单元判定得到的连续峰值P之间的时间间隔T2，求出每一分钟出现的峰值P的个数，将产生生物信号的生物体搏动的律动周期作为心搏数进行计算。连续峰值P之间的时间间隔T2例如如图4的心搏信号序列所示，是被判定为峰值P而存储在RAM中的心搏信号Se的最大值M被检测到的时刻t8与被判定为峰值P而存储在RAM中的心搏信号Sf的最大值M被检测到的时刻t9之间的时间间隔。同样，是被判定为峰值P而存储在RAM中的心搏信号Sf的最大值M被检测到的时刻t9与被判定为峰值P而存储在RAM中的心搏信号Sg的最大值M被检测到的时刻t10之间的时间间隔。另外，在图4中，对与图3相同的部分标注相同的标号并省略其说明。通过利用对最大值M没有进行更新的时间T1进行计时的最大值更新计数器以外的形成在RAM的规定区域中的波峰间隔计数器进行计数，来对该连续峰值P之间的时间间隔T2进行计时。
最初的最大值M在刚经过了一定时间T1后的波峰判定点tp被判定为峰值P，在该波峰判定点tp后接着出现的最大值M在又经过了一定时间T1后的下一个波峰判定点tp被判定为峰值P的情况下，峰值P之间的时间间隔T2最短，为稍许超过一定时间T1的时间间隔。此外，最初的最大值M在刚经过了一定时间T1后的波峰判定点tp被判定为峰值P，从该波峰判定点tp起在要经过一定时间T1前出现的最大值M在从该波峰判定点tp起经过了一定时间T1后接着出现的下一个波峰判定点tp被判定为峰值P的情况下，峰值P之间的时间间隔T2最长，为比一定时间T1的两倍稍小的时间间隔。成年人的心搏数的标准值为每分钟60～90下，因此，将一定时间T1设为0.5[s（秒）]，测量到的峰值P之间的时间间隔T2最短为稍许超过0.5[s]，最长为比0.5[s]的两倍即1[s]稍小，测量到超过60（=60÷1）且小于120（=60÷0.5）的心搏数。但是，这样的话只能测定成年人的标准心搏数。因此，一定时间变更单元根据利用峰值判定单元判定得到的连续峰值P之间的时间间隔T2，将一定时间T1依次变更为根据峰值P之间的时间间隔T2预先确定的多个时间中的任意一个时间。
本实施方式中，在连续峰值P之间的时间间隔T2超过0.3[s]且小于0.5[s]时，将一定时间T1相对应地预先确定为0.3[s]，在时间间隔T2超过0.5[s]且小于0.6[s]时，将一定时间T1相对应地预先确定为0.4[s]，在时间间隔T2超过0.6[s]且小于0.8[s]时，将一定时间T1相对应地预先确定为0.5[s]，在时间间隔T2超过0.8[s]时将一定时间T1相对应地预先确定为0.75[s]。由此，一定时间T1从0.3[s]、0.4[s]、0.5[s]、及0.75[s]这四个时间随时变动为最佳的时间。在一定时间T1为0.3[s]时，测定得到的心搏数为超过100（=60÷0.6）且小于200（60÷0.3）的范围，在一定时间T1为0.4[s]时，测定得到的心搏数为超过75（=60÷0.8）且小于150（60÷0.4）的范围，在一定时间T1为0.5[s]时，测定得到的心搏数为超过60（=60÷1.0）且小于120（60÷0.5）的范围，在一定时间T1为0.75[s]时，测定得到的心搏数为超过40（=60÷1.5）且小于80（60÷0.75）的范围。其结果是，能测定到超过40且小于200的心搏数，不限于成人的标准心搏数，能测定大范畴的人或动物等的心搏数。
此外，本实施方式中，一定时间变更单元根据利用峰值判定单元判定得到的、相互的值处在规定范围内的连续峰值P之间的时间间隔T2，将一定时间T1依次进行变更。例如，如图4所示，心搏信号Sf的峰值P具有从作为心搏信号Se的峰值P的最大值M减去一定值C之后的值以上的最大值M的情况下，一定时间变更单元将心搏信号Se及心搏信号Sf的连续峰值P判断为相互的值在规定范围内。同样，心搏信号Sg的峰值P具有从作为心搏信号Sf的峰值P的最大值M减去一定值C之后的值以上的最大值M的情况下，一定时间变更单元将心搏信号Sf及心搏信号Sg的连续峰值P判断为相互的值在规定范围内。由此，利用一定时间变更单元根据被如此判断为相互的值在规定范围内的峰值P之间的时间间隔T2，将一定时间T1依次进行变更。
接下来，参照图5的流程图对本实施方式的搏动周期计算装置1的信号处理部13中CPU按照上述心搏数计算程序进行的心搏数计算处理进行说明。
首先，在图5的步骤（以下记作S）1中，CPU以规定的时间间隔获取从心电传感器2输出并由放大电路10放大、由滤波电路11除去噪声并由AD转换器12转换为数字信号的心搏信号。接下来，在S2中，CPU判断以规定的时间间隔获取到的心搏信号的最大值M是否为从存储在RAM中的最新的峰值P减去一定值C后的值以上。在获取到的心搏信号的最大值M为最新的峰值P减去一定值C后的值以上，S2的判断结果为“是”的情况下，在S3中，CPU判断利用波峰间隔计数器进行计数得到的峰值P的时间间隔T2是否超过0.3[s]且小于0.5[s]。在峰值P的时间间隔T2超过0.3[s]且小于0.5[s]，S3的判断结果为“是”的情况下，在S4中，CPU将一定时间T1设定为0.3[s]。
另一方面，在峰值P的时间间隔T2不是超过0.3[s]且小于0.5[s]，S3的判断结果为“否”的情况下，在S5中，CPU判断利用波峰间隔计数器进行计数得到的峰值P的时间间隔T2是否超过0.5[s]且小于0.6[s]。在峰值P的时间间隔T2超过0.5[s]且小于0.6[s]，S5的判断结果为“是”的情况下，在S6中，CPU将一定时间T1设定为0.4[s]。另一方面，在峰值P的时间间隔T2不是超过0.5[s]且小于0.6[s]，S5的判断结果为“否”的情况下，在S7中，CPU判断利用波峰间隔计数器进行计数得到的峰值P的时间间隔T2是否超过0.6[s]且小于0.8[s]。在峰值P的时间间隔T2超过0.6[s]且小于0.8[s]，S7的判断结果为“是”的情况下，在S8中，CPU将一定时间T1设定为0.5[s]。另一方面，在峰值P的时间间隔T2不是超过0.6[s]且小于0.8[s]，S7的判断结果为“否”的情况下，在S9中，CPU判断利用波峰间隔计数器进行计数得到的峰值P的时间间隔T2是否超过0.8[s]。在峰值P的时间间隔T2超过0.8[s]，S9的判断结果为“是”的情况下，在S10中，CPU将一定时间T1设定为0.75[s]。
在峰值P的时间间隔T2未超过0.8[s]，S9的判断结果为“否”的情况下，或者所获取的心搏信号的最大值M不是从最新的峰值P减去一定值C后的值以上，S2的判断结果为“否”的情况下，或者，S4、S6、S8、或S10中设定了一定时间T1的情况下，接下来，在S11中，CPU判断在S1中获取到的心搏信号的最大值M是否比存储在RAM中的当前的最大值M要大。S1中获取到的心搏信号的最大值M如图3所示的心搏信号Sc的最大值M1那样比存储在RAM中的心搏信号Sb的当前的最大值M要大，S11的判断结果为“是”的情况下，在S12中，CPU将存储在RAM中的当前的最大值M改写为S1中获取到的心搏信号的最大值M，进行更新。然后，使对一定时间T1进行计数的最大值更新计数器、以及对峰值P的时间间隔T2进行计数的波峰间隔计数器进行复位，使各计数器重新开始计时。
此外，在S1中获取到的心搏信号的最大值M不比当前的最大值M大，S11的判断结果为“否”的情况下，在S13中，CPU使最大值更新计数器及波峰间隔计数器的各计数值进行累计，继续计时。接下来，在S14中，CPU判断利用最大值更新计数器进行计时得到的时间是否超过一定时间T1。在利用最大值更新计数器进行计时得到的时间超过一定时间T1，S14的判断结果为“是”的情况下，在S15中，CPU将在S1中获取到的心搏信号的最大值M判定为峰值P，并作为最新的峰值P存储到RAM中，并进行设定。然后，根据该最新的峰值P与其前一个峰值P之间的时间间隔T2，求出每一分钟内峰值P的个数，从而计算出心搏数。接着，将最大值更新计数器复位，且使存储在RAM中的判定为此次峰值P的最大值M复位。
在最大值更新计数器未超过一定时间T1，S14的判断结果为“否”的情况下，或者，S12或S15的处理结束后，CPU返回S1的处理，重复进行上述的各处理。
根据这样的本实施方式的搏动周期计算装置1，利用最大值检测单元检测出以规定时间间隔获取到的心搏信号的最大值M，在S11及S14的处理中，在利用最大值检测单元于一定时间T1内未检测到比已检测到的最大值M要大的最大值M的情况下，在S15的处理中，利用峰值判定单元将最大值检测单元已检测到的最大值M判定为峰值P。然后，利用计算单元，基于利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值P之间的时间间隔T2来计算出心搏数。
因此，本实施方式的搏动周期计算装置1与专利文献1中公开的现有的装置不同，即使在从心电传感器2得到的心搏信号的电平较低的情况下，只要利用最大值检测单元检测到的心搏信号的最大值M不是埋没在噪声中的信号电平，即使心搏信号的P波或T波（参照图2）埋没在噪声中，也能进行峰值P的判定，能计算出心搏数。此外，即使成为心搏信号的振幅的基准的基线G（参照图3）发生变动，同样地，只要利用最大值检测单元检测到的心搏信号的最大值P不是埋没在噪声中的信号电平，就能进行峰值P的判定，能计算出心搏数。
此外，利用一定时间变更单元在S3～S10的处理中，根据利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值P之间的时间间隔T2，将峰值P的判定中使用的一定时间T1依次变更为根据峰值P之间的时间间隔T2预先确定的0.3[s]、0.4[s]、0.5[s]、及0.75[s]这多个时间中的任意一个时间。因此，与使用除法等复杂运算处理来进行峰值P的判定的专利文献2、专利文献3中公开的现有的装置不同，利用对获取到的心搏信号的大小单纯进行比较的S11的处理、对一定时间T1和峰值P之间的时间间隔T2进行计数的S13的处理、根据峰值P之间的时间间隔T2选择预先确定的多个时间中的任一个时间的S3～S10的处理这样简便的运算处理进行峰值P的判定。其结果是，能利用简便的运算处理随时恰当地计算出依次变动的心搏数，能实现搏动周期计算装置1的小型化及低价化。
此外，根据本实施方式的搏动周期计算装置1，例如，在S11的处理中，如图3所示的心搏信号Sc那样，若利用最大值检测单元从时刻t3起在一定时间T1内检测到比最大值检测单元已检测到的心搏信号Sb的最大值M要大的最大值M1，则通过S12的处理，从检测到较大的最大值M1的时间点的时刻t4重新开始一定时间T1的计数。然后，在之后的S11及S14的处理中，在该一定时间T1内，在利用最大值检测单元未检测到比较大的最大值M1还要大的最大值M2的情况下，在S15的处理中，利用峰值判定单元将最大值检测单元检测到的较大的最大值M1判定为峰值P。
因此，若利用最大值检测单元在一定时间T1内检测到比最大值检测单元一度检测到的最大值M要大的最大值M1，则不将该最大值M用于波峰判定，将其从心搏数的计算数据中除去。其结果是，利用最大值检测单元检测到的最大值M中，不适合心搏数计算的、相当于心搏信号的P波和T波这样的信号的最大值M、噪声引起的最大值M等不会被用于波峰判定的对象，仅将适合于心搏数的计算的相当于R波的最大值M用于波峰判定的对象，从而提高心搏数的计算精度。
此外，根据本实施方式的搏动周期计算装置1，对于在峰值P的判定中使用的一定时间T1，如图4所示的心搏信号Sf和心搏信号Sg那样，根据具有从前一个峰值P减去一定值C后的值以上的峰值P且相互的值处在规定范围内的连续的峰值P之间的时间间隔T2，利用一定时间变更单元在S3～S10的处理中将在峰值P的判定中使用的一定时间T1依次进行变更。
因此，即使是利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值P，在相互的值不在规定范围内的情况下，不将其作为同种的峰值P，在峰值P的判定中使用的一定时间T1不根据该峰值P之间的时间间隔T2进行变更。另一方面，在连续的相互的峰值P处于规定范围内的情况下，将其作为同种的峰值P，在峰值P的判定中使用的一定时间T1根据该峰值P之间的时间间隔T2进行变更。因此，在峰值P的判定中使用的一定时间T1根据相似的峰值P之间的时间间隔T2进行变更，不会基于噪声引起的峰值P等进行变更，能准确地跟踪心搏数的过渡而变更。其结果是，能通过简便的运算处理更恰当地随时计算出依次变动的生物体的心搏数。
另外，上述实施方式中，对将生物信号作为利用心电传感器2检测到的心搏信号、搏动周期计算装置1将搏动的律动周期作为心搏数进行计算的结构进行了说明，但本发明并不限于该结构。例如，也可以是将生物信号作为利用脉波传感器检测到的脉波信号、搏动周期计算装置1将搏动的律动周期作为脉搏数进行计算的结构。
该结构中，在信号处理部13中，对从脉波传感器获取到的脉波信号进行二次微分而作为加速度脉波信号，例如，基于图6所示的加速度脉波信号序列中的各加速度脉波信号SA的连续的峰值P之间的时间间隔T2，将搏动的律动周期作为脉搏数进行计算。此时，利用最大值检测单元检测出加速度脉波信号SA的最大值M，在利用最大值检测单元于一定时间T1内未检测到比已检测到的最大值M要大的最大值M的情况下，利用峰值判定单元将最大值检测单元已检测到的最大值M在波峰判定点tp判定为峰值P并存储在RAM中。然后，利用计算单元，基于利用峰值判定单元判定得到的连续的峰值P之间的时间间隔T2计算出脉搏数。此处，也可以是不对从脉波传感器获取到的脉波信号进行二次微分而作为加速度脉波信号，而是基于脉波信号的连续的峰值P之间的时间间隔T2计算出脉搏数的结构。
即使是这样的结构，只要利用最大值检测单元检测到的加速度脉波信号SA或脉波信号的最大值M是不会被埋没在噪声中的信号电平，搏动周期计算装置1就能进行峰值P的判定，能计算出脉搏数，起到与上述实施方式相同的作用效果。
接下来，对将本发明的搏动周期计算装置应用于脉波传输时间的计算的实施方式2进行说明。
图7是表示本实施方式的搏动周期计算装置的电路结构的框图。另外，在该图中，对与图1相同或相当的部分标注相同的标号，并省略其说明。
心电传感器2及脉波传感器4与搏动周期计算装置3相连接。脉波传感器4与人或动物这样的生物体的规定位置接触，利用光电检测器检测从LED（发光二极管）发出的红外线的反射光等，从而检测出随着生物体心脏的搏动而变化的血管中的血流的时间变化，并将其作为生物信号即脉搏信号输出到搏动周期计算装置3。
搏动周期计算装置3包括：对从脉波传感器4输出的脉波信号进行放大的放大电路20；从利用放大电路20进行了放大的脉波信号中除去噪声分量的滤波电路21；以及将除去了噪声分量的脉波信号从模拟信号转换为数字信号的AD转换器22。信号处理部13对从AD转换器22输出的脉波信号进行二次微分，从而转换为加速度脉波信号。
在信号处理部13的ROM内存储有脉波传输时间计算程序，该脉波传输时间计算程序同时检测心搏信号的峰值P和加速度脉波信号的峰值P，并根据它们的时间差计算出脉波传输时间。将脉波传输时间作为图8（a）所示的加速度脉波信号序列中的加速度脉波信号SA的峰值P与图8（b）所示的心搏信号序列中的心搏信号S的峰值P之间的时间差T3进行计算。此处，信号处理部13的CPU利用存储在ROM中的脉波传输时间计算程序起到最大值检测单元、峰值判定单元、计算单元、及一定时间变更单元的作用。
最大值检测单元由以规定时间间隔获取从心电传感器2输出的心搏信号S并对心搏信号S的最大值M进行检测的心搏最大值检测单元、以及以规定时间间隔获取从脉波传感器4输出的脉波信号并对进行了二次微分的加速度脉波信号SA的最大值M进行检测的脉波最大值检测单元所构成。峰值判定单元由心搏峰值判定单元和脉波峰值判定单元所构成，其中，该心搏峰值判定单元在利用心搏最大值检测单元于心搏峰值判定用的一定时间T1内未检测到比心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号S的最大值M要大的最大值M的情况下，将利用心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号S的最大值M在波峰判定点tp判定为心搏峰值P，该脉波峰值判定单元在利用脉波最大值检测单元于加速度脉波峰值判定用的一定时间T1内未检测到比脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号SA的最大值M要大的最大值M的情况下，将脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号SA的最大值M在波峰判定点tp判定为加速度脉波峰值P。
计算单元将利用心搏峰值判定单元判定得到的心搏峰值P与利用脉波峰值判定单元判定得到的加速度脉波峰值P之间的时间差T3作为脉波传输时间进行计算。将计算出的脉波传输时间显示在显示部14上。一定时间变更单元由心搏峰值判定用一定时间变更单元和脉波峰值判定用一定时间变更单元所构成，其中，该心搏峰值判定用一定时间变更单元根据利用心搏峰值判定单元判定得到的连续的心搏峰值P之间的时间间隔T2，将心搏峰值判定用的一定时间T1依次变更为根据心搏峰值P之间的时间间隔T2预先确定的多个时间中的任一个时间，该脉波峰值判定用一定时间变更单元根据利用脉波峰值判定单元判定得到的连续的加速度脉波峰值P之间的时间间隔T2，将加速度脉波峰值判定用的一定时间T1依次变更为根据加速度脉波峰值P之间的时间间隔T2预先确定的多个时间中的任一个时间。
根据这样的本实施方式的搏动周期计算装置3，利用心搏最大值检测单元在心搏峰值判定用的一定时间T1内未检测到比心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号S的最大值M要大的最大值M的情况下，心搏峰值判定单元将心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号S的最大值M判定为心搏峰值P。此外，利用脉波最大值检测单元在加速度脉波峰值判定用的一定时间T1内未检测到比脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号SA的最大值M要大的最大值M的情况下，脉波峰值判定单元将脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号SA的最大值M判定为加速度脉波峰值P。然后，利用计算单元，将利用心搏峰值判定单元判定得到的心搏峰值P与利用脉波峰值判定单元判定得到的加速度脉波峰值P之间的时间差T3作为脉波传输时间进行计算。因此，能从计算得到的脉波传输时间知道脉波因搏动而在动脉中传输的时间，因此，能进行血管年龄的推测、血压值的计算。
此外，搏动周期计算装置3的信号处理部13的ROM内除了实施方式1中进行了说明的心搏数计算程序以外，还包括脉搏数计算程序，该脉搏数计算程序根据对以规定时间间隔从脉波传感器4获取到的脉波信号进行二次微分所得到的加速度脉波信号SA计算出脉搏数，从而计算出脉波传输时间，同时计算出心搏数及脉搏数，并能将它们在显示部14上进行显示。在该结构中，将加速度脉波信号SA提供给实现心搏数计算程序这一功能的单元，因此，能构成实现脉搏数计算程序这一功能的单元，能削减设计资源。
接下来，对将本发明的搏动周期计算装置应用于心搏数计算的实施方式3进行说明。
图9是表示本实施方式的搏动周期计算装置的电路结构的框图。另外，在图9中，对与图1相同或相当的部分标准相同的标号，并省略其说明。
本实施方式的搏动周期计算装置5中，信号处理部13与放大电路10相连接，形成有从信号处理部13向放大电路10的反馈路径，这点与实施方式1的搏动周期计算装置1不同，其他硬件结构与实施方式1的搏动周期计算装置1相同。
本实施方式的搏动周期计算装置5中，从心电传感器2输出到搏动周期计算装置5的心搏信号也由放大电路10进行放大，但其放大率由从信号处理部13反馈的控制信号来确定。以与控制信号相对应的放大率进行了放大的心搏信号经由滤波电路11及AD转换器12提供给由信号处理部13内的CPU构成的最大值检测单元。放大电路10构成以与控制信号相对应的放大率对心搏信号进行放大并输出到最大值检测单元的放大单元。
本实施方式的信号处理部13内的CPU通过存储在ROM中的后述的心搏数计算程序，起到前面所述的最大值检测单元、峰值判定单元、计算单元、及一定时间变更单元的作用，并且还起到基准值检测单元的作用。
基准值检测单元将由放大电路10进行了放大的心搏信号在规定时刻下的大小作为基准值进行检测。本实施方式中，将该规定时刻设定为由P波、Q波、R波、S波、T波、及U波构成的图2所示的心搏信号的ST分节出现的时刻。此处，所谓的ST分节是指从S波到T波的平坦部分，相当于成为心搏信号的振幅的基准的基线G（参照图3），将基准值作为基线值B进行检测。本实施方式中，将从作为峰值P检测到的R波的出现时刻起经过了0.1[s]的时刻作为ST分节出现的时刻。
此外，本实施方式的计算单元根据利用峰值判定单元判定得到的峰值P与利用基准值检测单元检测到的基线值B之差（P－B），计算出利用峰值判定单元判定得到的峰值P的大小，并将基于计算出的峰值P的大小的控制信号输出到放大电路10。例如，在图10所示的心搏信号序列中，计算单元根据在时刻t8、t9的R波的峰值P与从检测到该峰值P的时刻t8、t9起分别经过0.1[s]的时间点的基线判定点tg检测到的ST分节的基线值B之差（P－B），计算出峰值P的大小H。然后，将基于计算出的峰值P的大小H的控制信号输出到放大电路10。另外，在图10中，对与图2及图4相同或相当的部分标注相同的标号，并省略其说明。
此外，计算单元根据利用峰值判定单元连续判定得到的多个峰值P与利用基准值检测单元对应于上述各峰值P连续检测到的多个基线值B之间的各差值（P－B）计算出各峰值P的大小H，在计算出的各峰值P的大小H连续地处于规定范围内的情况下，改变输出到放大电路10的控制信号。
例如，在图11（a）所示的心搏信号序列中，心搏信号Sh的峰值P的大小H1小于规定的第二阈值Y，但其之后连续的四个心搏信号Si、Sj、Sk、及Sl的各峰值的大小H2、H3、H4、及H5都在第二阈值Y以上（H≥Y），在这种情况下，改变输出到放大电路10的控制信号即判定信号的电平。另外，在图11中，对与图10相同或相当的部分标注相同的标号，并省略其说明。在此情况下，输出到放大电路10的控制信号在图11所示的时刻t11从高电平的High的判定信号改变为低电平的Low的判定信号。得到该Low的判定信号反馈的放大电路10以预先准备好的大放大率及小放大率这两个放大率中的小放大率，对从心电传感器2输出的心搏信号S进行放大。因此，信号处理部13中，此后，检测到峰值P的大小H变为较小的H6的心搏信号Sm。
此外，进一步在这之后的连续四个心搏信号Sn、So、Sp、及Sq的各峰值的大小H7、H8、H9、及H10在第一阈值X以下（H≤X），在这种情况下，输出到放大电路10的控制信号在图11所示的时刻t12从Low的判定信号改变为High的判定信号。得到该High的判定信号反馈的放大电路10以预先准备好的大放大率及小放大率这两个放大率中的大放大率，对从心电传感器2输出的心搏信号S进行放大。因此，信号处理部13中，此后，检测到峰值P的大小H变为较大的H11的心搏信号Sr。
接下来，参照图12的流程图，对在本实施方式的搏动周期计算装置5的信号处理部13中，CPU按照存储在ROM中的心搏数计算程序进行的心搏数计算处理进行说明。另外，在图12中，对与图5的流程图相同或相当的步骤标注相同的步骤标号，并省略其说明。
在由放大电路10进行放大而在S1中获取到的心搏信号的最大值M不比存储在RAM中的当前的最大值M要大，S11的判断结果为“否”的情况下，在S13中，CPU将最大值更新计数器及波峰间隔计数器的各计数值进行累计，继续进行计时。接下来，在S21中，CUP判断利用最大值更新计数器进行计时得到的时间是否是从存储在RAM中的最新的峰值P出现的时刻起经过了0.1[s]的时间点、即出现ST分节的基线判断点tg。在是经过0.1[s]的时间点，S21的判断结果为“是”的情况下，在S22中，CPU将在最大值更新计数器的计时经过了0.1[s]的时间点来自心电传感器2的输入值作为基线值B存储在RAM中，返回S1的处理重复进行上述的各处理。
另一方面，不是经过0.1[s]的时间点，S21的判断结果为“否”的情况下，在S14中，如上所述，CPU判断利用最大值更新计数器进行计时得到的时间是否超过一定时间T1。在最大值更新计数器进行计时得到的时间超过一定时间T1，S14的判断结果为“是”的情况下，在S23中，CPU计算出存储在RAM中的最新的峰值P与在S22中存储在RAM中的基线值B之差、也就是峰值P的大小H。
接下来，在S24中，CPU判断计算出的峰值P与基线值B之差是否为第一阈值X以下，存储在RAM中的最新的峰值P的大小H是否较小。峰值P与基线值B之差为第一阈值X以下，并且最新的峰值P的大小H较小，S24的判断结果为“是”的情况下，在S25中，CPU判断是否如图11所示的心搏信号Sn、So、Sp、及Sq那样连续四次检测到峰值P与基线值B之差在第一阈值X以下。在连续四次检测到比第一阈值X要小的值，S25的判断结果为“是”的情况下，在S26中，CPU将反馈到放大电路10的判定信号例如在时刻t2从Low改变为High。因此，放大电路10的放大率为大放大率，从心电传感器2输出的心搏信号例如如心搏信号Sr那样，峰值P的大小H11为较大的合适的值。
另一方面，峰值P与基线值B之差不是第一阈值X以下，S24的判断结果为“否”的情况下，在S27中，CPU判断S23中计算出的峰值P与基线值B之差是否为第二阈值Y以上，存储在RAM中的最新的峰值P的大小H是否较大。峰值P与基线值B之差为第二阈值Y以上，并且最新的峰值P的大小H较大，S27的判断结果为“是”的情况下，在S28中，CPU判断是否如图11所示的心搏信号Si、Sj、Sk、及Sl那样连续四次检测到峰值P与基线值B之差在第二阈值Y以上。在连续四次检测到比第二阈值Y要大的值，S28的判断结果为“是”的情况下，在S29中，CPU将反馈到放大电路10的判定信号例如在时刻t11从High改变为Low。因此，放大电路10的放大率为小放大率，从心电传感器2输出的心搏信号例如如心搏信号Sm那样，峰值P的大小H6为较小的合适的值。
在未连续四次检测到，S25或S28的判断结果为“否”的情况下，或者，改变判定信号的电平而结束S26或S29的处理的情况下，接下来，在S15中，如上所述，CPU将在S1中获取到的心搏信号的最大值M判定为峰值P，并作为最新的峰值P在RAM中进行设定，求出每一分钟内峰值P的个数，从而计算出心搏数，并将最大值更新计数器以及判定为此次峰值P的最大值M进行复位。
根据这样的本实施方式的搏动周期计算装置5，在图12的S23中利用计算单元，根据利用峰值判定单元判定得到的峰值P与利用基准值检测单元检测到的基线值B之差计算出峰值P的大小H。然后，在S26或S29中将基于计算出的峰值P的大小H的控制信号作为High或Low的判定信号输出到放大电路10，从而改变放大电路10的放大率。
即，在计算出的峰值P的大小H比第二阈值Y要大的情况下，将控制信号改变为使放大电路10的放大率减小的Low的判定信号，在计算出的峰值P的大小H比第一阈值X要小的情况下，将控制信号改变为使放大电路10的放大率增大的High的判定信号。因此，利用放大电路10进行放大得到的心搏信号的大小被适当地控制成适合于S11及S12中利用最大值检测单元进行的心搏信号的最大值检测、以及S14及S15中利用峰值判定单元进行的峰值P判定的大小。其结果是，利用最大值检测单元进行的心搏信号的最大值检测、以及利用峰值判定单元进行的峰值P的判定不会发生错误，能提高峰值P的检测精度。
此外，本实施方式的搏动周期计算装置5，利用基准值检测单元检测到的基准值成为心搏信号的ST分节的值、也就是成为心搏信号的振幅的基准的基线值B。因此，利用计算单元计算出的峰值P的大小H成为相对于基线G（参照图3）的大小，变得容易评价。
此外，根据本实施方式的搏动周期计算装置5，在利用计算单元多次计算出的峰值P与基线值B之间的各个差值连续地处于规定范围内的情况下，改变反馈输出到放大电路10的控制信号，从而改变放大电路10的放大率。例如，图11所示的心搏信号Si、Sj、Sk、及Sl的各峰值P与基线值B之间的各个差值连续地处于第二阈值Y以上（H≥Y）的规定范围，各峰值P的大小H连续较大的情况下，将输出到放大电路10的控制信号在时刻t11从High改变为Low的判定信号，将放大电路10的放大率改变为小放大率。此外，图11所示的心搏信号Sn、So、Sp、及Sq的各峰值P与基线值B之间的各个差值连续地处于第一阈值X以下（H≤X）的规定范围，各峰值P的大小H连续较小的情况下，将输出到放大电路10的控制信号在时刻t12从Low改变为High的判定信号，将放大电路10的放大率改变为大放大率。因此，峰值P的大小H连续地处于规定范围并处于稳定状态的情况下改变放大电路10的放大率，因此，不会发生因误判定峰值P的大小H而错误地改变放大电路10的放大率的情况。
另外，上述实施方式中，对连续的四个心搏信号的峰值P的大小H为第一阈值X以下或第二阈值Y以上的情况下改变判定信号电平的结构的情况进行了说明，但本发明并不限于此。例如，也可以是连续的二个、三个、或五个以上的心搏信号的峰值P的大小H为第一阈值X以下或第二阈值Y以上的情况下改变判定信号的电平的结构。此外，也可以是一个心搏信号的峰值P的大小H为第一阈值X以下或第二阈值Y以上的情况下改变判定信号的电平的结构。
此外，上述实施方式中，对判定峰值P的大小H的阈值为第一及第二阈值这两个阈值的情况进行了说明，但本发明并不限于此。例如，也可以是准备三个以上的阈值，更细地判定峰值P的大小H，增加判定信号的种类，将放大电路10的放大率设定为三种以上的结构。
此外，上述实施方式中，将出现ST分节的基线判定点tg作为从峰值P出现的时刻起经过了0.1[s]的时间点，将这一个点的时间点的心搏信号的大小作为基线值B。但是，也可以将包含从峰值P出现的时刻起经过了0.1[s]的时间点在内的前后多个时间点作为多个基线判定点tg，将上述多个基线判定点tg的心搏信号的各大小的平均值作为基线值B的结构。根据该结构，提高基线值B的检测精度，能更高精度地计算出峰值P的大小H。
此外，上述实施方式中，对将利用基准值检测单元检测到的基准值作为出现ST分节的基线值B的情况进行了说明，但本发明并不限于此。例如，也可以是将接在S波后面的T波的峰值出现时的心搏信号的大小、出现在P波与Q波之间的平坦部分的心搏信号的大小等作为基准值，将该基准值与峰值P之差作为峰值P的大小H进行检测的结构。
此外，上述实施方式中，对将生物信号作为利用心电传感器2检测到的心搏信号、将搏动的律动周期作为心搏数进行计算的装置结构中的放大电路10的放大率进行反馈控制的情况进行了说明，但本发明并不限于该结构。例如，也可以对将生物信号作为利用脉波传感器检测到的脉波信号、将搏动的律动周期作为脉波数进行计算的装置结构中的放大电路的放大率进行反馈控制。此外，也可以如图7所示的搏动周期计算装置3那样，将生物信号作为利用心电传感器2检测到的心搏信号、以及利用脉波传感器4检测到的脉波信号，将搏动的律动周期作为心搏数及脉搏数进行计算，或计算脉波传输时间的装置结构中的放大电路10及放大电路20的各放大率进行反馈控制。
此外，上述实施方式1、2及3的搏动周期计算装置1、3及5的信号处理部13也可以由ASIC（用于特定用途的特制集成电路）、FPGA（现场可编程门阵列）、DSP（数字信号处理器）等所构成。
工业上的实用性
通过包括计算心搏数或脉搏数的上述实施方式1的搏动周期计算装置1，还同时包括心电传感器2或脉波传感器4，能构成生物传感器。根据该结构，能提供起到上述实施方式1的搏动周期计算装置1的各效果的生物传感器。同样，包括计算脉波传输时间的上述实施方式2的搏动周期计算装置3，还同时包括心电传感器2及脉波传感器4，也能构成生物传感器。根据该结构，能提供起到上述实施方式2的搏动周期计算装置3的各效果的生物传感器。同样，包括对放大心搏信号的放大电路10或放大脉波信号的放大电路20的放大率进行反馈控制的上述实施方式3的搏动周期计算装置5，还同时包括心电传感器2或脉波传感器4，也能构成生物传感器。根据该结构，能提供起到上述实施方式3的搏动周期计算装置5的各效果的生物传感器。
标号说明
1、3…搏动周期计算装置
2…心电传感器
4…脉波传感器
10、20…放大电路
11、21…滤波电路
12、22…AD转换器
13…信号处理部
14…显示部
T1…一定时间
T2…峰值之间时间间隔
T3…时间差（脉波传输时间）
M…最大值
tp…波峰判定点
tg…基线判定点
C…一定值
G…基线
H…峰值的大小

Claims (10)

1.一种搏动周期计算装置，其特征在于，包括：
最大值检测单元，该最大值检测单元对以规定时间间隔获取到的生物信号的最大值进行检测；
峰值判定单元，该峰值判定单元在利用所述最大值检测单元于一定时间内未检测到比所述最大值检测单元已检测到的最大值要大的最大值的情况下，将所述最大值检测单元已检测到的最大值判定为峰值；
计算单元，该计算单元基于利用所述峰值判定单元判定得到的连续的峰值之间的时间间隔，来对产生所述生物信号的生物体的搏动的律动周期进行计算；以及
一定时间变更单元，该一定时间变更单元根据利用所述峰值判定单元判定得到的连续的所述峰值之间的时间间隔，将所述一定时间依次改变为根据所述峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间。
2.如权利要求1所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
在利用所述最大值检测单元于所述一定时间内检测到比所述最大值检测单元已检测到的最大值要大的最大值，且利用所述最大值检测单元在从检测到所述较大的最大值的时间点起的所述一定时间内未检测到比所述较大的最大值还要大的最大值的情况下，所述峰值判定单元将所述最大值检测单元已检测到的所述较大的最大值判定为峰值。
3.如权利要求1或2所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述一定时间变更单元根据利用所述峰值判定单元判定得到的、相互的值处于规定范围内的连续的所述峰值之间的时间间隔，依次改变所述一定时间。
4.如权利要求1至3的任一项所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述生物信号是心搏信号，
所述计算单元将所述搏动的律动周期作为心搏数进行计算。
5.如权利要求1至3的任一项所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述生物信号是脉波信号，
所述计算单元将所述搏动的律动周期作为脉搏数进行计算。
6.如权利要求1至3的任一项所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述最大值检测单元由心搏最大值检测单元和脉波最大值检测单元所构成，其中，该心搏最大值检测单元检测以规定时间间隔获取到的心搏信号的最大值，该脉波最大值检测单元检测对以规定时间间隔获取到的脉波信号进行二次微分所得到的加速度脉波信号的最大值，
所述峰值判定单元由心搏峰值判定单元和脉波峰值判定单元所构成，其中，该心搏峰值判定单元在利用所述心搏最大值检测单元于心搏峰值判定用的所述一定时间内未检测到比所述心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值要大的最大值的情况下，将所述心搏最大值检测单元已检测到的心搏信号的最大值判定为心搏峰值，该脉波峰值判定单元在利用所述脉波最大值检测单元于加速度脉波峰值判定用的所述一定时间内未检测到比所述脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值要大的最大值的情况下，将所述脉波最大值检测单元已检测到的加速度脉波信号的最大值判定为加速度脉波峰值，
所述计算单元根据利用所述心搏峰值判定单元判定得到的心搏峰值与利用所述脉波峰值判定单元判定得到的加速度脉波峰值之间的时间差来计算出脉波传输时间，
所述一定时间变更单元由心搏峰值判定用一定时间变更单元和脉波峰值判定用一定时间变更单元所构成，其中，该心搏峰值判定用一定时间变更单元根据利用所述心搏峰值判定单元判定得到的连续的心搏峰值之间的时间间隔，将心搏峰值判定用的所述一定时间依次改变为根据所述心搏峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间，该脉波峰值判定用一定时间变更单元根据利用所述脉波峰值判定单元判定得到的连续的加速度脉波峰值之间的时间间隔，将加速度脉波峰值判定用的所述一定时间依次改变为根据所述加速度脉波峰值之间的时间间隔所预先确定的多个时间中的任意一个时间。
7.如权利要求1至6的任一项所述的搏动周期计算装置，其特征在于，包括：
放大单元，该放大单元以与控制信号相对应的放大率对所述生物信号进行放大并输出到所述最大值检测单元；以及
基准值检测单元，该基准值检测单元将利用所述放大单元进行了放大的所述生物信号在规定时刻下的大小作为基准值进行检测，
所述计算单元根据利用所述峰值判定单元判定得到的峰值与利用所述基准值检测单元检测到的基准值之差，计算出利用所述峰值判定单元判定得到的峰值的大小，并将基于计算出的峰值的大小的所述控制信号输出到所述放大单元。
8.如权利要求7所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述规定时刻是由P波、Q波、R波、S波、T波、及U波构成的所述生物信号出现ST分节的时刻。
9.如权利要求7或权利要求8所述的搏动周期计算装置，其特征在于，
所述计算单元根据利用所述峰值判定单元连续判定得到的多个峰值与利用所述基准值检测单元对应于各所述峰值连续检测到的多个基准值的各个差值计算出各所述峰值的大小，并在计算出的各所述峰值的大小连续地处于规定范围内的情况下，改变输出到所述放大单元的所述控制信号。
10.一种生物传感器，其特征在于，
包括权利要求1至权利要求9中的任一项所述的搏动周期计算装置。
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Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106604679A (zh) * 2014-09-09 2017-04-26 日本电信电话株式会社 心跳检测方法和心跳检测设备
CN107660133A (zh) * 2015-05-13 2018-02-02 美敦力公司 确定用于信号处理的心脏去极化和复极化波的起始
CN108697331A (zh) * 2016-02-15 2018-10-23 皇家飞利浦有限公司 用于提取心率信息的设备和方法
CN108992053A (zh) * 2018-06-21 2018-12-14 河北工业大学 一种实时的无束缚检测心率和心跳间隔的方法
US10687722B2 (en) 2015-07-31 2020-06-23 Medtronic, Inc. Identifying ambiguous cardiac signals for electrophysiologic mapping
CN111887894A (zh) * 2020-07-24 2020-11-06 辰浩医疗科技(广东)有限公司 一种胎心仪多普勒信号的归一化软件处理方法及系统
CN112805594A (zh) * 2018-10-29 2021-05-14 古野电气株式会社 物标计测装置及物标计测方法
CN113712570A (zh) * 2020-05-12 2021-11-30 深圳市科瑞康实业有限公司 一种长间歇心电信号数据预警方法
CN113712567A (zh) * 2020-05-12 2021-11-30 深圳市科瑞康实业有限公司 一种生成心搏间期差值数据序列系数的方法和装置

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102772204B (zh) * 2012-07-30 2015-01-07 北京北达同创生物科技有限公司 一种光电式运动员晨脉的检测方法和检测装置
CN102885621B (zh) * 2012-10-19 2015-04-22 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 应用于r波检测的信号处理方法、电路及除颤器
CN105007809B (zh) 2013-02-26 2017-06-13 株式会社村田制作所 脉搏波传播时间测量装置
JP6158324B2 (ja) * 2013-06-05 2017-07-05 株式会社村田製作所 血管異常検知装置
US9702846B2 (en) 2013-11-08 2017-07-11 Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. Biosensor device and related method
CN103610457B (zh) * 2013-11-19 2016-03-30 深圳先进技术研究院 一种心电信号的处理方法及系统
KR102198953B1 (ko) * 2014-03-12 2021-01-05 삼성전자주식회사 병렬 생체 신호 프로세서 및 병렬 생체 신호 프로세서의 제어 방법
CN105011922A (zh) * 2014-04-24 2015-11-04 义明科技股份有限公司 可携式电子装置及其即时心跳量测方法
CN103941873B (zh) * 2014-04-30 2017-05-10 北京智谷睿拓技术服务有限公司 识别方法和设备
JP6252682B2 (ja) 2014-08-15 2017-12-27 株式会社村田製作所 生体情報センサ
US10736517B2 (en) * 2014-10-09 2020-08-11 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Non-contact blood-pressure measuring device and non-contact blood-pressure measuring method
US20160150990A1 (en) * 2014-11-28 2016-06-02 Canon Kabushiki Kaisha Photoacoustic apparatus, subject information acquisition method, and program
JP2016195747A (ja) * 2015-04-06 2016-11-24 セイコーエプソン株式会社 生体情報処理装置、生体情報処理システム、生体情報処理方法及び生体情報処理プログラム
KR20170054030A (ko) * 2015-11-09 2017-05-17 삼성전자주식회사 생체 신호의 특징을 추출하는 방법 및 장치
KR102551184B1 (ko) 2016-02-15 2023-07-04 삼성전자주식회사 생체신호 처리 방법 및 생체신호 처리 장치
JP6971017B2 (ja) * 2016-04-12 2021-11-24 ソニーモバイルコミュニケーションズ株式会社 検出装置、検出方法、およびプログラム
JP6688669B2 (ja) * 2016-04-22 2020-04-28 ユニオンツール株式会社 心電図自動解析装置
KR101908119B1 (ko) * 2016-10-11 2018-10-15 울산과학기술원 생체신호 보정장치 및 방법
JP6831219B2 (ja) * 2016-11-25 2021-02-17 エヌ・ティ・ティ・コミュニケーションズ株式会社 バイタル信号取得装置、バイタル信号取得方法及びコンピュータプログラム
JP2019209041A (ja) * 2018-06-08 2019-12-12 株式会社デンソー 脈波形解析方法、及びプログラム
CN115884809A (zh) * 2020-06-08 2023-03-31 株式会社钟化 除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法
US20230181917A1 (en) * 2020-06-08 2023-06-15 Kaneka Corporation Defibrillating electrical apparatus and defibrillation signal generation method

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101242781A (zh) * 2005-06-15 2008-08-13 奥森医疗科技有限公司 脑灌注监视器
WO2008149559A1 (ja) * 2007-06-08 2008-12-11 Panasonic Corporation 脈波検出装置、機器制御装置および脈波検出方法
CN101637383A (zh) * 2008-08-01 2010-02-03 深圳市新元素医疗技术开发有限公司 一种心电信号的监测方法、系统及移动终端
WO2010093756A2 (en) * 2009-02-11 2010-08-19 Edwards Lifesciences Corporation Detection of parameters in cardiac output related waveforms
CN101828918A (zh) * 2010-05-12 2010-09-15 重庆大学 基于波形特征匹配的心电信号r波峰检测方法
CN101856225A (zh) * 2010-06-30 2010-10-13 重庆大学 一种心电信号r波峰检测方法

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5722736A (en) * 1980-07-17 1982-02-05 Terumo Corp Cycle measuring system
US4463425A (en) 1980-07-17 1984-07-31 Terumo Corporation Period measurement system
US4960126A (en) * 1988-01-15 1990-10-02 Criticare Systems, Inc. ECG synchronized pulse oximeter
US6438196B1 (en) * 2001-06-28 2002-08-20 General Electric Company EKG driven CT image reconstruction for cardiac imaging
JP3770204B2 (ja) 2002-05-22 2006-04-26 株式会社デンソー 脈波解析装置及び生体状態監視装置
KR101084554B1 (ko) * 2003-09-12 2011-11-17 보디미디어 인코퍼레이티드 심장 관련 파라미터를 측정하기 위한 방법 및 장치
JP4469746B2 (ja) * 2005-03-29 2010-05-26 株式会社東芝 心拍計測装置及び心拍計測装置の作動方法
US20080116941A1 (en) * 2006-11-16 2008-05-22 Qualcomm Incorporated Peak signal detector
JP4649429B2 (ja) 2007-03-12 2011-03-09 株式会社大成 心拍測定システム及び方法
JP2009112624A (ja) 2007-11-08 2009-05-28 Almedio Inc 心拍測定装置
JP2009112625A (ja) * 2007-11-08 2009-05-28 Almedio Inc 心拍測定装置
JP5139106B2 (ja) * 2008-02-12 2013-02-06 株式会社東芝 脈波間隔計測装置及び計測方法
JP2010051387A (ja) * 2008-08-26 2010-03-11 Nagoya City Univ 睡眠呼吸障害の無呼吸発作又は低呼吸発作に伴うｃｖｈｒの検出装置
EP2415397B1 (en) 2009-04-02 2015-06-03 Murata Manufacturing Co., Ltd. Cardiac signal detection device
KR101307212B1 (ko) 2009-04-30 2013-09-11 가부시키가이샤 무라타 세이사쿠쇼 생체 센서 장치

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101242781A (zh) * 2005-06-15 2008-08-13 奥森医疗科技有限公司 脑灌注监视器
WO2008149559A1 (ja) * 2007-06-08 2008-12-11 Panasonic Corporation 脈波検出装置、機器制御装置および脈波検出方法
CN101637383A (zh) * 2008-08-01 2010-02-03 深圳市新元素医疗技术开发有限公司 一种心电信号的监测方法、系统及移动终端
WO2010093756A2 (en) * 2009-02-11 2010-08-19 Edwards Lifesciences Corporation Detection of parameters in cardiac output related waveforms
CN101828918A (zh) * 2010-05-12 2010-09-15 重庆大学 基于波形特征匹配的心电信号r波峰检测方法
CN101856225A (zh) * 2010-06-30 2010-10-13 重庆大学 一种心电信号r波峰检测方法

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI583356B (zh) * 2014-09-09 2017-05-21 Nippon Telegraph & Telephone Heart rate detection method and heart rate detection device
CN106604679A (zh) * 2014-09-09 2017-04-26 日本电信电话株式会社 心跳检测方法和心跳检测设备
US10750969B2 (en) 2014-09-09 2020-08-25 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Heartbeat detection method and heartbeat detection device
CN107660133B (zh) * 2015-05-13 2020-08-25 美敦力公司 确定用于信号处理的心脏去极化和复极化波的起始
CN107660133A (zh) * 2015-05-13 2018-02-02 美敦力公司 确定用于信号处理的心脏去极化和复极化波的起始
US10687722B2 (en) 2015-07-31 2020-06-23 Medtronic, Inc. Identifying ambiguous cardiac signals for electrophysiologic mapping
CN108697331A (zh) * 2016-02-15 2018-10-23 皇家飞利浦有限公司 用于提取心率信息的设备和方法
CN108992053A (zh) * 2018-06-21 2018-12-14 河北工业大学 一种实时的无束缚检测心率和心跳间隔的方法
CN112805594A (zh) * 2018-10-29 2021-05-14 古野电气株式会社 物标计测装置及物标计测方法
CN113712570A (zh) * 2020-05-12 2021-11-30 深圳市科瑞康实业有限公司 一种长间歇心电信号数据预警方法
CN113712567A (zh) * 2020-05-12 2021-11-30 深圳市科瑞康实业有限公司 一种生成心搏间期差值数据序列系数的方法和装置
CN113712567B (zh) * 2020-05-12 2023-09-01 深圳市科瑞康实业有限公司 一种生成心搏间期差值数据序列系数的方法和装置
CN113712570B (zh) * 2020-05-12 2024-03-08 深圳市科瑞康实业有限公司 一种长间歇心电信号数据预警方法
CN111887894A (zh) * 2020-07-24 2020-11-06 辰浩医疗科技(广东)有限公司 一种胎心仪多普勒信号的归一化软件处理方法及系统

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