JP3319140B2 - 心拍変動波形解析方法及び装置 - Google Patents
心拍変動波形解析方法及び装置Info
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Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は心拍変動波形解析方法及
び装置に関し、特に心電図のＲ波（心室の収縮に対応す
る電位変化、周波数とも高く検出が容易な電圧パルス）
による心拍変動波形解析方法及び装置に関するものであ
る。なお、本発明は当然、心電図のＲ波の代わりに、脈
波、心音のピーク値等、心拍間隔を抽出し得るデータを
用いる場合にも適用可能なものである。
び装置に関し、特に心電図のＲ波（心室の収縮に対応す
る電位変化、周波数とも高く検出が容易な電圧パルス）
による心拍変動波形解析方法及び装置に関するものであ
る。なお、本発明は当然、心電図のＲ波の代わりに、脈
波、心音のピーク値等、心拍間隔を抽出し得るデータを
用いる場合にも適用可能なものである。
【０００２】心拍の間隔より生成した心拍変動波形の解
析を行うことにより、心拍変動性指標（以下、ＨＲＶと
略称することがある）と呼ばれる指標を得ることができ
る。
析を行うことにより、心拍変動性指標（以下、ＨＲＶと
略称することがある）と呼ばれる指標を得ることができ
る。
【０００３】このＨＲＶは、交感・副交感神経系の活動
水準を反映しており、その周波数成分中の低周波（Ｌ
Ｆ）成分（又はＭＷＳＡ成分と呼ばれる0.05〜0.15サイ
クル／ビートの周波数成分）、高周波（ＨＦ）成分（又
はＲＳＡ成分と呼ばれる0.15〜0.45サイクル／ビートの
周波数成分）のピークパワー値等を検討することで精神
的作業負荷、心的作業負荷、覚醒度、緊張度の定量化が
行える可能性が示唆されており、医学的に検討価値の高
い指標として知られている。
水準を反映しており、その周波数成分中の低周波（Ｌ
Ｆ）成分（又はＭＷＳＡ成分と呼ばれる0.05〜0.15サイ
クル／ビートの周波数成分）、高周波（ＨＦ）成分（又
はＲＳＡ成分と呼ばれる0.15〜0.45サイクル／ビートの
周波数成分）のピークパワー値等を検討することで精神
的作業負荷、心的作業負荷、覚醒度、緊張度の定量化が
行える可能性が示唆されており、医学的に検討価値の高
い指標として知られている。
【０００４】即ち、ＬＦ成分とは交換神経系を反映する
血圧変動性の成分が低周波であることから重要となって
いる成分であり、そのパワーは精神的緊張の増大、起立
性の刺激（姿勢の変化）などにより増大するものとして
認識されている。また、ＨＦ成分とは呼吸変動性の成分
が高周波であることからこのように称されるものであ
り、安静状態や睡眠中に高い値を示し緊張度の増大によ
り消失傾向に向かうことが知られているものである。
血圧変動性の成分が低周波であることから重要となって
いる成分であり、そのパワーは精神的緊張の増大、起立
性の刺激（姿勢の変化）などにより増大するものとして
認識されている。また、ＨＦ成分とは呼吸変動性の成分
が高周波であることからこのように称されるものであ
り、安静状態や睡眠中に高い値を示し緊張度の増大によ
り消失傾向に向かうことが知られているものである。
【０００５】従って、被験者が安静状態に有るか否か、
言い換えれば覚醒度が低下しているか否かを容易に判定
できるＨＲＶ指標が望まれている。
言い換えれば覚醒度が低下しているか否かを容易に判定
できるＨＲＶ指標が望まれている。
【０００６】
【従来の技術】この様なＨＲＶに利用されるパワースペ
クトル（又は周波数成分）値を求めるための従来の方法
及び装置について以下に説明する。
クトル（又は周波数成分）値を求めるための従来の方法
及び装置について以下に説明する。
【０００７】先ず、図７に示すように人体２０に生体用
電極２１〜２３を張り付け、人体２０の心臓活動に対応
する皮膚表面の電位を交流アンプ２４により電極２１と
２３及び電極２２と２３の差電圧を求めて増幅し、出力
信号Ａ，ＢとしてそれぞれＡ／Ｄ変換器２５に送り、こ
こでディジタル信号に変換した後、それぞれ演算部２６
に与えることにより、出力信号Ａ−Ｂ間の電位差を図８
（１）に示すような心電図として記録し且つそのパワー
スペクトル密度（ＰＳＤ）を求めている。
電極２１〜２３を張り付け、人体２０の心臓活動に対応
する皮膚表面の電位を交流アンプ２４により電極２１と
２３及び電極２２と２３の差電圧を求めて増幅し、出力
信号Ａ，ＢとしてそれぞれＡ／Ｄ変換器２５に送り、こ
こでディジタル信号に変換した後、それぞれ演算部２６
に与えることにより、出力信号Ａ−Ｂ間の電位差を図８
（１）に示すような心電図として記録し且つそのパワー
スペクトル密度（ＰＳＤ）を求めている。
【０００８】図８においては、心拍変動波形の生成手順
が示されており、まず同図（１）においてＲ波ピーク時
点を検出し、同図（２）に示すようにＲ波ピーク時点か
らＲ−Ｒ間隔（以下、ＲＲＩと略称する）を計測する。
例えば、同図（１）に示すようにＲ波のピーク間隔ＲＲ
Ｉ１が０．８秒であれば、同図（２）に示すようにその
間隔ＲＲＩ１を「０．８」とする。
が示されており、まず同図（１）においてＲ波ピーク時
点を検出し、同図（２）に示すようにＲ波ピーク時点か
らＲ−Ｒ間隔（以下、ＲＲＩと略称する）を計測する。
例えば、同図（１）に示すようにＲ波のピーク間隔ＲＲ
Ｉ１が０．８秒であれば、同図（２）に示すようにその
間隔ＲＲＩ１を「０．８」とする。
【０００９】なお、以下、このＲＲＩ波形は後述する種
々の処理を施した心拍変動波形と区別するため、原心拍
変動波形と称する。
々の処理を施した心拍変動波形と区別するため、原心拍
変動波形と称する。
【００１０】この様にして心拍に応じて生成されたＲ波
間隔ＲＲＩは、同図（３）に示すように直線補間するこ
とにより横軸を拍数とし縦軸をＲ波間隔ＲＲＩとした原
心拍振変動波形が生成される。
間隔ＲＲＩは、同図（３）に示すように直線補間するこ
とにより横軸を拍数とし縦軸をＲ波間隔ＲＲＩとした原
心拍振変動波形が生成される。
【００１１】この様に生成したＲＲＩ波形により図示の
如く一定の区間だけ切り出してサンプリング周波数５Hz
でＦＦＴ演算（高速フーリエ変換演算）またはＡＲ（自
己回帰モデル）などにより求めたパワースペクトル密度
が図９に示されている。
如く一定の区間だけ切り出してサンプリング周波数５Hz
でＦＦＴ演算（高速フーリエ変換演算）またはＡＲ（自
己回帰モデル）などにより求めたパワースペクトル密度
が図９に示されている。
【００１２】この図９のパワースペクトル推定図から判
るように、推定されたパワーの殆どは０Hzを中心周波数
とするドリフト成分であり、これは図８（３）に示す原
心拍変動波形が多くの非周期性成分を含んでいるためで
ある。
るように、推定されたパワーの殆どは０Hzを中心周波数
とするドリフト成分であり、これは図８（３）に示す原
心拍変動波形が多くの非周期性成分を含んでいるためで
ある。
【００１３】この為、上述したようにＨＲＶとして本来
の検討対象であるＬＦ成分又はＨＦ成分（ピークパワ
ー）の検出が困難となる。
の検討対象であるＬＦ成分又はＨＦ成分（ピークパワ
ー）の検出が困難となる。
【００１４】そこで本発明者は、このような問題を解決
するために、ＨＲＶの差異を比較し得るような精度の良
い周波数成分結果が得られる方法及び装置を特願平5-19
8861号において既に開示した。
するために、ＨＲＶの差異を比較し得るような精度の良
い周波数成分結果が得られる方法及び装置を特願平5-19
8861号において既に開示した。
【００１５】これを図１０により原理的に説明すると、
まず、心電図からのＲ波時刻より同図（１）に示すよう
にＲ波間隔ＲＲＩ１〜ＲＲＩｎを算出する。
まず、心電図からのＲ波時刻より同図（１）に示すよう
にＲ波間隔ＲＲＩ１〜ＲＲＩｎを算出する。
【００１６】この様にＲ波間隔を抽出した後、今度は隣
接したＲＲＩ同士の差を演算して同図（２）に示す波形
（以下、ＲＲＩ’波形と称することがある）を生成す
る。
接したＲＲＩ同士の差を演算して同図（２）に示す波形
（以下、ＲＲＩ’波形と称することがある）を生成す
る。
【００１７】この様に生成されたＲＲＩｎ−ＲＲＩ(n-
1)の波形を図８（３）と同様に長期間にわたって生成す
ることにより図１０（３）に示す様な横軸を拍数とする
波形ＲＲＩ(n-1)を得る。
1)の波形を図８（３）と同様に長期間にわたって生成す
ることにより図１０（３）に示す様な横軸を拍数とする
波形ＲＲＩ(n-1)を得る。
【００１８】この結果、スペクトル計算によって得られ
た特性は図１１に示すようになり、この特性により、心
拍の非定常的でランダムな推移が異なる条件下でのＬＦ
成分及びＨＦ成分のピークパワー位置が比較的容易に推
定することが可能となる。
た特性は図１１に示すようになり、この特性により、心
拍の非定常的でランダムな推移が異なる条件下でのＬＦ
成分及びＨＦ成分のピークパワー位置が比較的容易に推
定することが可能となる。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】実測される心拍変動波
形は必ずしもきれいな波形だけでなく、被験者が健康で
あっても心拍の変化が非常に激しい不整脈が混入するこ
とがある。
形は必ずしもきれいな波形だけでなく、被験者が健康で
あっても心拍の変化が非常に激しい不整脈が混入するこ
とがある。
【００２０】図１２（１）の左側にはこのような不整脈
が混入した心拍変動波形（ＲＲＩ波形）が示されてお
り、この波形データを上記のように周波数解析すると、
同図右側に示すように不整脈部分のデータはＨＦ成分の
大きなデータとして扱われてしまう。
が混入した心拍変動波形（ＲＲＩ波形）が示されてお
り、この波形データを上記のように周波数解析すると、
同図右側に示すように不整脈部分のデータはＨＦ成分の
大きなデータとして扱われてしまう。
【００２１】即ち、この不整脈を含む心拍変動波形は、
同図（２）に示すＨＦ成分が無く不整脈も無い心拍変動
波形のようにＬＦ成分のみの周波数成分とはならず、同
図（３）に示すようにＨＦ成分を多く含む波形と同じ周
波数成分になってしまう。
同図（２）に示すＨＦ成分が無く不整脈も無い心拍変動
波形のようにＬＦ成分のみの周波数成分とはならず、同
図（３）に示すようにＨＦ成分を多く含む波形と同じ周
波数成分になってしまう。
【００２２】また、図１（１）に示すような原心拍変動
波形（ＲＲＩ波形）及び同図（２）に示すような相対変
位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）を生成したときにＲＲ
Ｉに対するヒストグラムをとると図１３に示すように正
規分布となるが、ＲＲＩ波形に不整脈が混入した場合、
周波数解析上問題となる異常波形データＡ，Ｂ，Ｃの分
布は図１３に示すように正規分布の範囲に埋没してしま
い検出が困難となってしまう。
波形（ＲＲＩ波形）及び同図（２）に示すような相対変
位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）を生成したときにＲＲ
Ｉに対するヒストグラムをとると図１３に示すように正
規分布となるが、ＲＲＩ波形に不整脈が混入した場合、
周波数解析上問題となる異常波形データＡ，Ｂ，Ｃの分
布は図１３に示すように正規分布の範囲に埋没してしま
い検出が困難となってしまう。
【００２３】このように、ＨＲＶが検討しようとするＨ
Ｆ成分は安静時に大きく現れる呼吸変動性の成分であ
り、ＨＲＶのＨＦ成分やＬＦ成分の検討を目的とする装
置において、このような不整脈データを含んだまま周波
数解析を行うことには大きな問題が生じることとなる。
Ｆ成分は安静時に大きく現れる呼吸変動性の成分であ
り、ＨＲＶのＨＦ成分やＬＦ成分の検討を目的とする装
置において、このような不整脈データを含んだまま周波
数解析を行うことには大きな問題が生じることとなる。
【００２４】従って本発明は、ＨＲＶの検討対象となる
ＨＦ成分のスペクトル解析結果に影響を与える不整脈を
含む心拍変動波形データを自動的に削除または抑制可能
にする心拍変動波形解析方法及び装置であってスペクト
ル解析以外の方法でもＨＲＶの成分代用値を与えること
ができるものを提供することを目的とする。
ＨＦ成分のスペクトル解析結果に影響を与える不整脈を
含む心拍変動波形データを自動的に削除または抑制可能
にする心拍変動波形解析方法及び装置であってスペクト
ル解析以外の方法でもＨＲＶの成分代用値を与えること
ができるものを提供することを目的とする。
【００２５】
【課題を解決するための手段及び作用】〔１〕本発明方法（その１）：図１ 上記のようにＲＲＩ波形における不整脈部分は図１３に
示したように正規分布の範囲に埋没してしまうが、図１
（２）に現れるＲＲＩ’波形における不整脈部分の点
Ｂ’，Ｃ’は同図（３）に示すように正規分布の範囲か
ら外れた値となるので、ＲＲＩ’波形を用いれば不整脈
の検出・除去が容易となる。
示したように正規分布の範囲に埋没してしまうが、図１
（２）に現れるＲＲＩ’波形における不整脈部分の点
Ｂ’，Ｃ’は同図（３）に示すように正規分布の範囲か
ら外れた値となるので、ＲＲＩ’波形を用いれば不整脈
の検出・除去が容易となる。
【００２６】そこで本発明に係る心拍変動波形解析方法
によれば、まず心拍の間隔から原心拍変動波形（ＲＲＩ
波形）を生成する。そして、該ＲＲＩ波形の隣接する間
隔差を求めて相対変位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）を
生成する。
によれば、まず心拍の間隔から原心拍変動波形（ＲＲＩ
波形）を生成する。そして、該ＲＲＩ波形の隣接する間
隔差を求めて相対変位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）を
生成する。
【００２７】さらに、該ＲＲＩ’波形部分の平均値と標
準偏差を算出し、この平均値と標準偏差から異常判定基
準値を決定する。
準偏差を算出し、この平均値と標準偏差から異常判定基
準値を決定する。
【００２８】この異常判定基準値を更にＲＲＩ’波形部
分と比較し、異常判定基準値＜ＲＲＩ’波形部分である
ことが分かったときには異常に心拍が変化した状態、即
ち不整脈であると判定して該ＲＲＩ’波形部分を該不整
脈が無かった場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に
置き換えた後、その置き換えた波形の一定区間を切り出
してパワースペクトルを求め、その周波数成分を推定す
る。
分と比較し、異常判定基準値＜ＲＲＩ’波形部分である
ことが分かったときには異常に心拍が変化した状態、即
ち不整脈であると判定して該ＲＲＩ’波形部分を該不整
脈が無かった場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に
置き換えた後、その置き換えた波形の一定区間を切り出
してパワースペクトルを求め、その周波数成分を推定す
る。
【００２９】このようにすることにより、図１（２）に
示すように心拍変動波形中に不整脈が混入していても、
同図（３）に示すように正規分布の範囲から不整脈の点
Ｂ’，Ｃ’が外れた値となるため、上記のＲＲＩ’波形
の一定区間の平均値と標準偏差から異常判定基準値を求
めれば、これと不整脈点Ｂ’，Ｃ’とを比較することに
よりその存在を検出することができ、該不整脈が無かっ
た場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置換すれ
ば、あたかも不整脈が無かったようなＲＲＩ’波形が得
られ、後段での周波数解析が正確となる。
示すように心拍変動波形中に不整脈が混入していても、
同図（３）に示すように正規分布の範囲から不整脈の点
Ｂ’，Ｃ’が外れた値となるため、上記のＲＲＩ’波形
の一定区間の平均値と標準偏差から異常判定基準値を求
めれば、これと不整脈点Ｂ’，Ｃ’とを比較することに
よりその存在を検出することができ、該不整脈が無かっ
た場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置換すれ
ば、あたかも不整脈が無かったようなＲＲＩ’波形が得
られ、後段での周波数解析が正確となる。
【００３０】〔２〕本発明装置（その１）： 上記の本発明方法（その１）を実現する本発明に係る心
拍変動波形解析装置としては、心拍ピックアップと、該
ピックアップの出力信号を所定の周波数帯域について増
幅する増幅器と、該増幅器の出力信号をディジタル信号
に変換するＡ／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピ
ーク値の間隔を計測して補間した原心拍変動波形を生成
し、さらに該原心拍変動波形の隣接するピーク点の間隔
差を求めて補間した相対変位心拍変動波形を生成し、該
相対変位心拍変動波形の一定区間を切り出して求めた所
定データ数分の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及
び該標準偏差より異常判定基準値を決定して該異常判定
基準値より該相対変位心拍変動波形が大きいときには不
整脈であるとして該相対変位心拍変動波形部分を該不整
脈が無かった場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に
置き換えた後、その置き換えた波形の一定区間を切り出
してパワースペクトルを求め、その周波数成分を推定す
る演算部と、で構成することが出来る。
拍変動波形解析装置としては、心拍ピックアップと、該
ピックアップの出力信号を所定の周波数帯域について増
幅する増幅器と、該増幅器の出力信号をディジタル信号
に変換するＡ／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピ
ーク値の間隔を計測して補間した原心拍変動波形を生成
し、さらに該原心拍変動波形の隣接するピーク点の間隔
差を求めて補間した相対変位心拍変動波形を生成し、該
相対変位心拍変動波形の一定区間を切り出して求めた所
定データ数分の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及
び該標準偏差より異常判定基準値を決定して該異常判定
基準値より該相対変位心拍変動波形が大きいときには不
整脈であるとして該相対変位心拍変動波形部分を該不整
脈が無かった場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に
置き換えた後、その置き換えた波形の一定区間を切り出
してパワースペクトルを求め、その周波数成分を推定す
る演算部と、で構成することが出来る。
【００３１】〔３〕本発明方法（その２）：図２及び図
３ 上記の本発明（その１）で用いたＲＲＩ’波形では、本
来緩慢な心拍変動変化を急峻な心拍変動波形に変換して
しまうことがある。
３ 上記の本発明（その１）で用いたＲＲＩ’波形では、本
来緩慢な心拍変動変化を急峻な心拍変動波形に変換して
しまうことがある。
【００３２】これを図２で説明すると、例えば同図
（１）に示す如くＲＲＩ２からＲＲＩ３への変化に比べ
てＲＲＩ１からＲＲＩ２への変化やＲＲＩ３からＲＲＩ
４への変化が小さい原心拍変動波形（ＲＲＩ波形）か
ら、ＲＲＩ波形の隣接する間隔差を求めて相対変位心拍
変動波形を生成すると、ＲＲＩ１からＲＲＩ４に至る緩
慢な上昇傾向の心拍変動であるにも関わらず同図（２）
に示すように急峻に変化する心拍変動に変換されてしま
う。
（１）に示す如くＲＲＩ２からＲＲＩ３への変化に比べ
てＲＲＩ１からＲＲＩ２への変化やＲＲＩ３からＲＲＩ
４への変化が小さい原心拍変動波形（ＲＲＩ波形）か
ら、ＲＲＩ波形の隣接する間隔差を求めて相対変位心拍
変動波形を生成すると、ＲＲＩ１からＲＲＩ４に至る緩
慢な上昇傾向の心拍変動であるにも関わらず同図（２）
に示すように急峻に変化する心拍変動に変換されてしま
う。
【００３３】このような心拍変動波形は多くのデータを
とると、同図（３）に示すようにＨＦ成分を多く含む波
形になってしまう。
とると、同図（３）に示すようにＨＦ成分を多く含む波
形になってしまう。
【００３４】そこで本発明では、心拍によって生じたＲ
波のピーク点間隔を計測して補間した原心拍変動波形を
生成した後、該原心拍変動波形の所定点サンプルにより
求めた平均値から推定した１／ｆゆらぎ成分波形を生成
して該原心拍変動波形から該１／ｆゆらぎ成分波形を減
算した波形を生成するという手法を採っている。
波のピーク点間隔を計測して補間した原心拍変動波形を
生成した後、該原心拍変動波形の所定点サンプルにより
求めた平均値から推定した１／ｆゆらぎ成分波形を生成
して該原心拍変動波形から該１／ｆゆらぎ成分波形を減
算した波形を生成するという手法を採っている。
【００３５】これを図３により説明すると、まず同図
（１）に示すような長時間算出した場合のＲＲＩ波形の
一部を拡大して示すと同図（２）に示すようになり、こ
のＲＲＩ波形から相対変位心拍変動波形を生成せずに例
えば同図（３）に示すようなロー・パス・フィルタ処理
又は移動平滑化処理を施すことにより１／ｆゆらぎ成分
波形（１／ｆ(n)波形）を推定する。
（１）に示すような長時間算出した場合のＲＲＩ波形の
一部を拡大して示すと同図（２）に示すようになり、こ
のＲＲＩ波形から相対変位心拍変動波形を生成せずに例
えば同図（３）に示すようなロー・パス・フィルタ処理
又は移動平滑化処理を施すことにより１／ｆゆらぎ成分
波形（１／ｆ(n)波形）を推定する。
【００３６】そして、同図（１）の原心拍変動波形から
同図（４）の１／ｆゆらぎ成分波形を減算することによ
り、同図（５）に示すようなＨＲＶの検討対象周波数以
外の成分を著しく抑制した形の心拍変動波形（ＲＲＩ''
波形) が得られることとなる。
同図（４）の１／ｆゆらぎ成分波形を減算することによ
り、同図（５）に示すようなＨＲＶの検討対象周波数以
外の成分を著しく抑制した形の心拍変動波形（ＲＲＩ''
波形) が得られることとなる。
【００３７】このため、本発明では、上記のようにして
減算して生成したＲＲＩ''波形部分を上記のＲＲＩ’波
形と同様にしてその平均値と標準偏差を算出し、該平均
値及び該標準偏差より異常判定基準値を決定して該異常
判定基準値より該ＲＲＩ''波形部分が大きいときには不
整脈であるとして該ＲＲＩ''波形部分を該不整脈が無か
った場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置き換え
た後、その置き換えた波形の一定区間を切り出してパワ
ースペクトルを求め、その周波数成分を推定するように
している。
減算して生成したＲＲＩ''波形部分を上記のＲＲＩ’波
形と同様にしてその平均値と標準偏差を算出し、該平均
値及び該標準偏差より異常判定基準値を決定して該異常
判定基準値より該ＲＲＩ''波形部分が大きいときには不
整脈であるとして該ＲＲＩ''波形部分を該不整脈が無か
った場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置き換え
た後、その置き換えた波形の一定区間を切り出してパワ
ースペクトルを求め、その周波数成分を推定するように
している。
【００３８】従って、本発明の場合も図１（３）に示す
ようにＲＲＩ''波形部分の不整脈点Ｂ’，Ｃ’の検出が
容易となり、不整脈を矯正した形で後段での正確な周波
数解析が行える。
ようにＲＲＩ''波形部分の不整脈点Ｂ’，Ｃ’の検出が
容易となり、不整脈を矯正した形で後段での正確な周波
数解析が行える。
【００３９】〔４〕本発明装置（その２）： 上記の本発明方法（その２）を実現する本発明に係る心
拍変動波形解析装置は、心拍ピックアップと、該ピック
アップの出力信号を所定の周波数帯域について増幅する
増幅器と、該増幅器の出力信号をディジタル信号に変換
するＡ／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピーク値
の間隔を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、該
原心拍変動波形の所定点サンプルにより求めた平均値か
ら推定した１／ｆゆらぎ成分波形を生成し該原心拍変動
波形から該１／ｆゆらぎ成分波形を減算した波形を生成
し、該減算波形の一定区間を切り出して求めた所定デー
タ数分の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標
準偏差より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値
より該減算波形が大きいときには不整脈であるとして該
減算波形部分を該不整脈が無かった場合と同等の正規分
布の範囲に収まる値に置き換えた後、その置き換えた波
形の一定区間を切り出してパワースペクトルを求め、そ
の周波数成分を推定する演算部と、で構成されている。
拍変動波形解析装置は、心拍ピックアップと、該ピック
アップの出力信号を所定の周波数帯域について増幅する
増幅器と、該増幅器の出力信号をディジタル信号に変換
するＡ／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピーク値
の間隔を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、該
原心拍変動波形の所定点サンプルにより求めた平均値か
ら推定した１／ｆゆらぎ成分波形を生成し該原心拍変動
波形から該１／ｆゆらぎ成分波形を減算した波形を生成
し、該減算波形の一定区間を切り出して求めた所定デー
タ数分の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標
準偏差より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値
より該減算波形が大きいときには不整脈であるとして該
減算波形部分を該不整脈が無かった場合と同等の正規分
布の範囲に収まる値に置き換えた後、その置き換えた波
形の一定区間を切り出してパワースペクトルを求め、そ
の周波数成分を推定する演算部と、で構成されている。
【００４０】〔５〕本発明方法及び装置（その３）：図
４ 上記の本発明方法・装置（その１；その２）において
は、不整脈であると判定したとき、ＲＲＩ’波形又はＲ
ＲＩ''波形部分ではなく該原心拍変動波形（ＲＲＩ波
形）部分を、該不整脈波形部の所定周囲の平均値で置き
換えてもよい。
４ 上記の本発明方法・装置（その１；その２）において
は、不整脈であると判定したとき、ＲＲＩ’波形又はＲ
ＲＩ''波形部分ではなく該原心拍変動波形（ＲＲＩ波
形）部分を、該不整脈波形部の所定周囲の平均値で置き
換えてもよい。
【００４１】即ち、例えば図１（１）の不整脈の点Ａ，
Ｂ，Ｃに対して図４（１）及び（２）に示すように、そ
れぞれ平均値及び“０”を与えた場合には、不連続な波
形となり、不整脈を除去することにはならないが、同図
（３）に示すように不整脈と見られる波形部分（点Ａ，
Ｂ，Ｃを含む部分）の所定の範囲の平均値（Ａ”，
Ｂ”，Ｃ”）を求めることにより連続的な波形となり、
上記の場合と同様にその相対変位が正規分布の範囲に収
まることなり不整脈が除去された形となることが分か
る。
Ｂ，Ｃに対して図４（１）及び（２）に示すように、そ
れぞれ平均値及び“０”を与えた場合には、不連続な波
形となり、不整脈を除去することにはならないが、同図
（３）に示すように不整脈と見られる波形部分（点Ａ，
Ｂ，Ｃを含む部分）の所定の範囲の平均値（Ａ”，
Ｂ”，Ｃ”）を求めることにより連続的な波形となり、
上記の場合と同様にその相対変位が正規分布の範囲に収
まることなり不整脈が除去された形となることが分か
る。
【００４２】
【実施例】図５は本発明に係る心拍変動波形解析装置の
共通の一実施例を示したもので、基本的には図７に示し
た装置構成と同様に、交流アンプ部２４とＡ／Ｄ変換部
２５と演算部２６とで構成されており、交流アンプ部２
４の入力信号は図示していないが図７と同様に人体に張
り付けた生体用電極から得ている。
共通の一実施例を示したもので、基本的には図７に示し
た装置構成と同様に、交流アンプ部２４とＡ／Ｄ変換部
２５と演算部２６とで構成されており、交流アンプ部２
４の入力信号は図示していないが図７と同様に人体に張
り付けた生体用電極から得ている。
【００４３】そしてこの実施例では、交流アンプ部２４
を作動入力アンプ１とバンドパスフィルタ２との直列回
路で構成しており、バンドパスフィルタ２はＲ波のみを
抽出するために８〜１８Hzの通過帯域に設定されてい
る。
を作動入力アンプ１とバンドパスフィルタ２との直列回
路で構成しており、バンドパスフィルタ２はＲ波のみを
抽出するために８〜１８Hzの通過帯域に設定されてい
る。
【００４４】また、Ａ／Ｄ変換部２５はバンドパスフィ
ルタ２に接続されたアンプ３とサンプルホールド回路４
とＡ／Ｄ変換器５とバッファメモリ６との直列回路で構
成されている。
ルタ２に接続されたアンプ３とサンプルホールド回路４
とＡ／Ｄ変換器５とバッファメモリ６との直列回路で構
成されている。
【００４５】更に、演算部２６はバッファメモリ６に接
続されたデータバス７に相互接続されたＲＡＭ８と演算
アルゴリズム用ＲＯＭ９とＣＰＵ１０とこれらＲＡＭ８
及びＣＰＵ１０と接続されてＣＰＵ１０を経由せずにＲ
ＡＭ８にデータを格納させる為のＤＭＡコントローラ１
１と、ＣＰＵ１０及びＤＭＡコントローラ１１に一定の
クロック信号を与えるための水晶発振回路１２とで構成
されている。
続されたデータバス７に相互接続されたＲＡＭ８と演算
アルゴリズム用ＲＯＭ９とＣＰＵ１０とこれらＲＡＭ８
及びＣＰＵ１０と接続されてＣＰＵ１０を経由せずにＲ
ＡＭ８にデータを格納させる為のＤＭＡコントローラ１
１と、ＣＰＵ１０及びＤＭＡコントローラ１１に一定の
クロック信号を与えるための水晶発振回路１２とで構成
されている。
【００４６】尚、Ａ／Ｄ変換部２５には水晶発振回路１
２からのクロック信号を分周してＡ／Ｄ変換器５に与え
るための分周器１３が設けられており、ＤＭＡコントロ
ーラ１１はサンプルホールド回路４及びＡ／Ｄ変換器５
をも制御するようになっている。
２からのクロック信号を分周してＡ／Ｄ変換器５に与え
るための分周器１３が設けられており、ＤＭＡコントロ
ーラ１１はサンプルホールド回路４及びＡ／Ｄ変換器５
をも制御するようになっている。
【００４７】図６は図５に示したＣＰＵ１０の処理手順
であって上記の本発明方法・装置（その１）に対応した
実施例を示したもので、以下、この図６の処理手順及び
図１及び図１０の波形図を参照して図５の実施例の動作
を説明する。
であって上記の本発明方法・装置（その１）に対応した
実施例を示したもので、以下、この図６の処理手順及び
図１及び図１０の波形図を参照して図５の実施例の動作
を説明する。
【００４８】まず、心電図のＲ波、脈波、心音のピーク
値等の心拍間隔を検出する心拍ピックアップからの出力
信号は交流アンプ部２４において差動入力アンプ１で増
幅されると共にバンドパスフィルタ２でＲ波のみが取り
出される。
値等の心拍間隔を検出する心拍ピックアップからの出力
信号は交流アンプ部２４において差動入力アンプ１で増
幅されると共にバンドパスフィルタ２でＲ波のみが取り
出される。
【００４９】このＲ波はＡ／Ｄ変換部２５においてアン
プ３で増幅された後、ＤＭＡコントローラ１１の制御下
のサンプルホールド回路４によりサンプルホールドされ
てＡ／Ｄ変換器５によりディジタル信号に変換され、バ
ッファメモリ６からデータバス７を介してＣＰＵ１０に
取り込まれる。
プ３で増幅された後、ＤＭＡコントローラ１１の制御下
のサンプルホールド回路４によりサンプルホールドされ
てＡ／Ｄ変換器５によりディジタル信号に変換され、バ
ッファメモリ６からデータバス７を介してＣＰＵ１０に
取り込まれる。
【００５０】ＣＰＵ１０では処理を開始するとＲ波形デ
ータを読み込み（ステップＳ１）、そのＲ波時刻を検出
する（ステップＳ２）。
ータを読み込み（ステップＳ１）、そのＲ波時刻を検出
する（ステップＳ２）。
【００５１】この様にして求めたＲ波時刻より図８
（２）に示したように原心拍変動波形ＲＲＩ１〜ＲＲＩ
ｎを算出する（ステップＳ３）。
（２）に示したように原心拍変動波形ＲＲＩ１〜ＲＲＩ
ｎを算出する（ステップＳ３）。
【００５２】この様にＲ波間隔ＲＲＩを抽出した後、今
度は隣接したＲＲＩ同士の差を演算して（ステップＳ
４）、図１０（２）に示す波形を生成する。
度は隣接したＲＲＩ同士の差を演算して（ステップＳ
４）、図１０（２）に示す波形を生成する。
【００５３】この様に生成されたＲＲＩ(n-1) −ＲＲＩ
ｎの波形を図８（３）と同様に長期間に渡って生成する
ことにより図１（２）に示す様な横軸を拍数とする波形
を得る。
ｎの波形を図８（３）と同様に長期間に渡って生成する
ことにより図１（２）に示す様な横軸を拍数とする波形
を得る。
【００５４】この変換されたデータをＲＲＩ’ｎとする
と、このデータＲＲＩ’ｎをＲＡＭ８に格納しておく
（ステップＳ５）。
と、このデータＲＲＩ’ｎをＲＡＭ８に格納しておく
（ステップＳ５）。
【００５５】次に、ＣＰＵ１０は、波形データＲＲＩ’
ｎから、次式により平均値＊ＲＲＩ’ｎ（図ではＲＲＩ
のオーバーラインで示されているが、ここでは＊を使用
する）と標準偏差ＳＲＲＩ’ｎを求める（ステップＳ
６）。
ｎから、次式により平均値＊ＲＲＩ’ｎ（図ではＲＲＩ
のオーバーラインで示されているが、ここでは＊を使用
する）と標準偏差ＳＲＲＩ’ｎを求める（ステップＳ
６）。
【００５６】
【数１】
【００５７】
【数２】
【００５８】そして、これらの平均値＊ＲＲＩ’ｎ及び
標準偏差ＳＲＲＩ’ｎを用いて次式により異常判定基準
値ｋを求める（ステップＳ７）。
標準偏差ＳＲＲＩ’ｎを用いて次式により異常判定基準
値ｋを求める（ステップＳ７）。
【００５９】
【数３】
【００６０】ただし、ｇは波形の性質によって任意に設
定される定数で通常２．５が与えられる。また、ｋは波
形データ数が少ない場合には、２．５以下、データ数が
多い場合には２．５以上が与えられる。
定される定数で通常２．５が与えられる。また、ｋは波
形データ数が少ない場合には、２．５以下、データ数が
多い場合には２．５以上が与えられる。
【００６１】ここで、ＲＲＩ’波形のサンプル点位置を
示すパラメータｉの初期値を“１”に設定した後（ステ
ップＳ８）、パラメータｉ＞ｎになるまでは処理を繰り
返すために（ステップＳ９）、ステップＳ１０において
点ｉのデータＲＲＩｉをＲＡＭ８から読み出す。
示すパラメータｉの初期値を“１”に設定した後（ステ
ップＳ８）、パラメータｉ＞ｎになるまでは処理を繰り
返すために（ステップＳ９）、ステップＳ１０において
点ｉのデータＲＲＩｉをＲＡＭ８から読み出す。
【００６２】そして、ＲＲＩ’ｉ≧ｋであるか否かを判
定する（ステップＳ１１）。
定する（ステップＳ１１）。
【００６３】これはＲＲＩ’波形のサンプル点ｉの値が
心拍変化の異常を示す値ｋを越えているか否か、即ち不
整脈状態にあるか否かを判定しており、この結果、ＲＲ
Ｉ’ｉ≧ｋであれば、不整脈異常であるとしてこの点ｉ
のＲＲＩ’波形の値を所定値「ｘ」で置き換えてＲＡＭ
８に格納する（ステップＳ１２）。
心拍変化の異常を示す値ｋを越えているか否か、即ち不
整脈状態にあるか否かを判定しており、この結果、ＲＲ
Ｉ’ｉ≧ｋであれば、不整脈異常であるとしてこの点ｉ
のＲＲＩ’波形の値を所定値「ｘ」で置き換えてＲＡＭ
８に格納する（ステップＳ１２）。
【００６４】この場合の所定値ｘは通常“０”を与える
が、図１（２）に示した異常値Ａ’，Ｂ’，Ｃ’付近の
平均値を算出して用いてもよい。これにより、図１
（３）に示すようにＲＲＩ’ヒストグラムにおいて点
Ｂ’，Ｃ’は正規分布の範囲に収まることとなる。
が、図１（２）に示した異常値Ａ’，Ｂ’，Ｃ’付近の
平均値を算出して用いてもよい。これにより、図１
（３）に示すようにＲＲＩ’ヒストグラムにおいて点
Ｂ’，Ｃ’は正規分布の範囲に収まることとなる。
【００６５】ステップＳ１１においてＲＲＩ’ｉ＜ｋで
あれば、ステップＳ１２を実行せずにステップＳ１３に
進み、パラメータｉを「１」だけインクリメントしてス
テップＳ９でｉ＞ｎとなるまで繰り返し、ｉ＞ｎとなっ
た時点でＲＲＩ’ｎデータをＲＡＭ８から読み出して周
波数解析統計処理部（図示せず）等へ処理を移す。
あれば、ステップＳ１２を実行せずにステップＳ１３に
進み、パラメータｉを「１」だけインクリメントしてス
テップＳ９でｉ＞ｎとなるまで繰り返し、ｉ＞ｎとなっ
た時点でＲＲＩ’ｎデータをＲＡＭ８から読み出して周
波数解析統計処理部（図示せず）等へ処理を移す。
【００６６】上記の実施例では、本発明（その１）に対
応して相対変位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）により平
均値及び標準偏差並びに異常判定基準値を求めて不整脈
点を正規分布範囲内に収まるように制御しているが、本
発明（その２）に対応して図３（５）のＲＲＩ''波形
（ＲＲＩ波形−１／ｆゆらぎ成分波形）を用いる場合に
は、図６のステップＳ４，Ｓ５，Ｓ６，Ｓ１０，Ｓ１
１，Ｓ１２でこのＲＲＩ''波形に置き換えればよい。
応して相対変位心拍変動波形（ＲＲＩ’波形）により平
均値及び標準偏差並びに異常判定基準値を求めて不整脈
点を正規分布範囲内に収まるように制御しているが、本
発明（その２）に対応して図３（５）のＲＲＩ''波形
（ＲＲＩ波形−１／ｆゆらぎ成分波形）を用いる場合に
は、図６のステップＳ４，Ｓ５，Ｓ６，Ｓ１０，Ｓ１
１，Ｓ１２でこのＲＲＩ''波形に置き換えればよい。
【００６７】なお、１／ｆゆらぎ成分波形は、図３
（１），（２）に示したＲＲＩ波形において、次式の如
く３点サンプルにより平均値（移動平滑化値）を求める
ことにより１／ｆゆらぎ成分波形を推定することができ
る。
（１），（２）に示したＲＲＩ波形において、次式の如
く３点サンプルにより平均値（移動平滑化値）を求める
ことにより１／ｆゆらぎ成分波形を推定することができ
る。
【００６８】
【数４】
【００６９】また、この平均値はアナログ回路としての
ロー・パス・フィルタを用いることによっても求めるこ
とができる。
ロー・パス・フィルタを用いることによっても求めるこ
とができる。
【００７０】さらに、本発明（その３）のように、原心
拍変動波形（ＲＲＩ波形）を矯正する場合には、図６の
ステップＳ１２においてＲＲＩ’波形の代わりにＲＲＩ
波形を用いてデータの置換を図４に示したように行えば
よい。
拍変動波形（ＲＲＩ波形）を矯正する場合には、図６の
ステップＳ１２においてＲＲＩ’波形の代わりにＲＲＩ
波形を用いてデータの置換を図４に示したように行えば
よい。
【００７１】この場合、一例として、図４（３）点Ａ”
は、図１（１）に示した点Ａの２つ前のサンプル点の平
均値を用い、点Ｃ”は点Ｃの２つ後のサンプル点の平均
値を用い、そして点Ｂ”は点Ａ”とＣ”の平均値を用い
ればよい。
は、図１（１）に示した点Ａの２つ前のサンプル点の平
均値を用い、点Ｃ”は点Ｃの２つ後のサンプル点の平均
値を用い、そして点Ｂ”は点Ａ”とＣ”の平均値を用い
ればよい。
【００７２】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る心拍
変動波形解析方法及び装置によれば、心拍の間隔から原
心拍変動波形を生成し、さらに該原心拍変動波形の隣接
する間隔差を求めて相対変位心拍変動波形を生成する
か、或いは該原心拍変動波形から１／ｆゆらぎ成分波形
を生成して該原心拍変動波形から該１／ｆゆらぎ成分波
形を減算した波形を生成し、該生成した波形部分の平均
値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準偏差より異
常判定基準値を決定して該異常判定基準値より該波形部
分が大きいときには不整脈であるとして該波形部分をそ
の正規分布の範囲に収まる値に置き換えるか、或いは原
心拍変動波形部分をその所定周囲の平均値で置き換えた
後、その周波数成分を推定するように構成したので、例
えば実路運転時における運転者の心拍データから医学的
に検討可能なＨＲＶのＬＦ／ＨＦパワーを高精度に推定
することが出来、正確な居眠り運転等の警報を発するこ
とができる。
変動波形解析方法及び装置によれば、心拍の間隔から原
心拍変動波形を生成し、さらに該原心拍変動波形の隣接
する間隔差を求めて相対変位心拍変動波形を生成する
か、或いは該原心拍変動波形から１／ｆゆらぎ成分波形
を生成して該原心拍変動波形から該１／ｆゆらぎ成分波
形を減算した波形を生成し、該生成した波形部分の平均
値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準偏差より異
常判定基準値を決定して該異常判定基準値より該波形部
分が大きいときには不整脈であるとして該波形部分をそ
の正規分布の範囲に収まる値に置き換えるか、或いは原
心拍変動波形部分をその所定周囲の平均値で置き換えた
後、その周波数成分を推定するように構成したので、例
えば実路運転時における運転者の心拍データから医学的
に検討可能なＨＲＶのＬＦ／ＨＦパワーを高精度に推定
することが出来、正確な居眠り運転等の警報を発するこ
とができる。
【図１】本発明に係る心拍変動波形解析方法及び装置
（その１）の動作原理を説明するための波形図である。
（その１）の動作原理を説明するための波形図である。
【図２】本発明に係る心拍変動波形解析方法及び装置
（その１）の問題点を説明するための波形図である。
（その１）の問題点を説明するための波形図である。
【図３】本発明に係る心拍変動波形解析方法及び装置
（その２）の動作原理を説明するための波形図である。
（その２）の動作原理を説明するための波形図である。
【図４】本発明に係る心拍変動波形解析方法及び装置
（その３）の動作原理を説明するための波形図である。
（その３）の動作原理を説明するための波形図である。
【図５】本発明に係る心拍変動波形解析装置の共通の一
実施例を示したブロック図である。
実施例を示したブロック図である。
【図６】本発明に係る心拍変動波形解析装置（その１）
の演算部における演算処理例を示したフローチャート図
である。
の演算部における演算処理例を示したフローチャート図
である。
【図７】一般的な心拍変動波形解析装置としてのパワー
スペクトルの測定系を示したブロック図である。
スペクトルの測定系を示したブロック図である。
【図８】従来の心拍変動波形生成手順を示した波形図で
ある。
ある。
【図９】従来例によってパワースペクトル推定されたグ
ラフ図である。
ラフ図である。
【図１０】特願平5-189961号による心拍変動波形解析方
法及び装置における動作原理を説明するための波形図で
ある。
法及び装置における動作原理を説明するための波形図で
ある。
【図１１】特願平5-189961号による心拍変動波形解析方
法及び装置においてパワースペクトル推定した波形図で
ある。
法及び装置においてパワースペクトル推定した波形図で
ある。
【図１２】従来例の問題点を説明するための波形図であ
る。
る。
【図１３】従来例におけるＲＲＩヒストグラムを示した
特性グラフ図である。
特性グラフ図である。
２０ 人体 ２１〜２３ 生体用電極 ２４ 交流アンプ ２５ ＡＤ変換部 ２６ 演算部 ８ ＲＡＭ ９ ＲＯＭ １０ ＣＰＵ 図中、同一符号は同一または相当部分を示す。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/0452 - 5/0472 A61B 5/18
Claims (8)
- 【請求項１】 心拍によって生じたＲ波のピーク点間隔
を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、さらに該
原心拍変動波形の隣接するピーク点の間隔差を求めて補
間した相対変位心拍変動波形を生成し、該相対変位心拍
変動波形の一定区間を切り出して求めた所定データ数分
の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準偏差
より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値より該
相対変位心拍変動波形部分が大きいときには不整脈であ
るとして該相対変位心拍変動波形部分を該不整脈が無か
った場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置き換え
た後、その置き換えた波形の一定区間を切り出してパワ
ースペクトルを求め、その周波数成分を推定することを
特徴とした心拍変動波形解析方法。 - 【請求項２】 心拍によって生じたＲ波のピーク点間隔
を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、該原心拍
変動波形の所定点サンプルにより求めた平均値から推定
した１／ｆゆらぎ成分波形を生成し該原心拍変動波形か
ら該１／ｆゆらぎ成分波形を減算した波形を生成し、該
減算波形部分の一定区間を切り出して求めた所定データ
数分の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準
偏差より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値よ
り該減算波形部分が大きいときには不整脈であるとして
該減算波形部分を該不整脈が無かった場合と同等の正規
分布の範囲に収まる値に置き換えた後、その置き換えた
波形の一定区間を切り出してパワースペクトルを求め、
その周波数成分を推定することを特徴とした心拍変動波
形解析方法。 - 【請求項３】 該１／ｆゆらぎ成分波形が該原心拍変動
波形をロー・パス・フィルタ処理又は移動平滑化処理す
ることにより生成されることを特徴とした請求項２に記
載の心拍変動波形解析方法。 - 【請求項４】 該不整脈であると判定したとき、その波
形部分ではなく該原心拍変動波形部分を、該不整脈波形
部の所定周囲の平均値で置き換えることを特徴とした請
求項１又は２に記載の心拍変動波形解析方法。 - 【請求項５】 心拍ピックアップと、該ピックアップの
出力信号を所定の周波数帯域について増幅する増幅器
と、該増幅器の出力信号をディジタル信号に変換するＡ
／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピーク値の間隔
を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、さらに該
原心拍変動波形の隣接するピーク点の間隔差を求めて補
間した相対変位心拍変動波形を生成し、該相対変位心拍
変動波形の一定区間を切り出して求めた所定データ数分
の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準偏差
より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値より該
相対変位心拍変動波形が大きいときには不整脈であると
して該相対変位心拍変動波形部分を該不整脈が無かった
場合と同等の正規分布の範囲に収まる値に置き換えた
後、その置き換えた波形の一定区間を切り出してパワー
スペクトルを求め、その周波数成分を推定する演算部
と、を備えたことを特徴とする心拍変動波形解析装置。 - 【請求項６】 心拍ピックアップと、該ピックアップの
出力信号を所定の周波数帯域について増幅する増幅器
と、該増幅器の出力信号をディジタル信号に変換するＡ
／Ｄ変換器と、該ディジタル信号によるピーク値の間隔
を計測して補間した原心拍変動波形を生成し、該原心拍
変動波形の所定点サンプルにより求めた平均値から推定
した１／ｆゆらぎ成分波形を生成し該原心拍変動波形か
ら該１／ｆゆらぎ成分波形を減算した波形を生成し、該
減算波形の一定区間を切り出して求めた所定データ数分
の平均値と標準偏差を算出し、該平均値及び該標準偏差
より異常判定基準値を決定して該異常判定基準値より該
減算波形が大きいときには不整脈であるとして該減算波
形部分を該不整脈が無かった場合と同等の正規分布の範
囲に収まる値に置き換えた後、その置き換えた波形の一
定区間を切り出してパワースペクトルを求め、その周波
数成分を推定する演算部と、を備えたことを特徴とする
心拍変動波形解析装置。 - 【請求項７】 該演算部において１／ｆゆらぎ成分波形
が該原心拍変動波形をロー・パス・フィルタ処理又は移
動平滑化処理することにより生成されることを特徴とし
た請求項６に記載の心拍変動波形解析装置。 - 【請求項８】 該不整脈であると判定したとき、該波形
部分ではなく該原心拍変動波形部分を、該不整脈波形部
の所定周囲の平均値で置き換えることを特徴とした請求
項５又は６に記載の心拍変動波形解析装置。
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| JP08008494A JP3319140B2 (ja) | 1994-04-19 | 1994-04-19 | 心拍変動波形解析方法及び装置 |
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1994
- 1994-04-19 JP JP08008494A patent/JP3319140B2/ja not_active Expired - Fee Related
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