JP3787336B2

JP3787336B2 - Ｐｐｇを用いた心拍検出装置及びその方法

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Publication number: JP3787336B2
Application number: JP2003109890A
Authority: JP
Inventors: 美 ▲姫▼ 李; 錫元方; ▲景▼ 煥金
Original assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Current assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Priority date: 2002-04-15
Filing date: 2003-04-15
Publication date: 2006-06-21
Anticipated expiration: 2023-04-15
Also published as: EP1354553A1; US6905470B2; KR20030081903A; KR100462182B1; JP2003310562A; US20030212336A1

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、心拍検出装置及び方法に関し、特に、ユーザの体動がある状態でも心拍検出が可能な、即ち、モーションアーチファクト（ｍｏｔｉｏｎａｒｔｉｆａｃｔ）の影響を極力抑制したフォトプレチスモグラフィー（Ｐｈｏｔｏ−ＰｌｅｔｈｙｓｍｏＧｒａｐｈｙ：以下、ＰＰＧという）を用いた心拍検出装置及びその方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、ＰＰＧは、所定の個数のＬＥＤと光検出器を用いて、心臓拍動に関連した情報を抽出する方法である。このＰＰＧを用いた心拍検出は、簡単なセンサモジュールによって、身体との一つだけの接触点を通じて測定することができるので、身体に二つ以上の電極を貼り付けなければならない心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍｏｒＥＣＧ）を用いる方法に比べて、ユーザに不便さを与えないため、医療または非医療の目的の機器により適しているものである。
【０００３】
しかし、ＰＰＧ信号は、若干の動きにも、大きい振幅のモーションアーチファクトを引き起こすという問題点があった。このモーションアーチファクトは、心拍検出時、人体の揺れや小さな動きなどによるノイズ信号と言われており、信頼度の高い心拍測定のためには、このモーションアーチファクトの除去が望まれる。
【０００４】
心拍検出は、医療または非医療の目的で、様々な分野で広く行なわれており、その代表的な心拍検出法としては、心臓筋肉の収縮と拡張による活動電流を、外部から電極を貼り付けて測定して記録する方法（心電図）が挙げられる。
【０００５】
しかし、従来の心拍検出装置は、基本的に身体の一部に電極を貼り付け、または帯を掛ける方法を採っているため、ユーザに拒否感を与えるだけでなく、使用上の専門的な知識がなければ、これを使用することが極めて不便であるという問題点があった。
【０００６】
このような問題点を解決するために、特許文献１には、ＰＰＧ測定手段によって、血液の脈動により生ずる脈波を検出し、検出された脈波を二次微分して加速度脈波を算出した後、加速度脈波のパターンを用いて、簡単に血液循環系の機能を診断する「循環機能診断装置」が開示されている。このような循環機能診断装置は、特別な専門知識がなくても使用可能であるという長所があるが、モーションアーチファクトに対する対策は、提示されていない。
【０００７】
また、特許文献２には、種々の脈波測定手段（光電式脈波センサ、ＰＰＧセンサ、圧力センサ）を使って、心拍数、ＨＲＶ（心拍変移度：ＨｅａｒｔＲａｔｅＶａｒｉａｂｉｌｉｔｙ）、周波数解析、二次微分ＰＰＧの特徴点等を検出し、これによって心臓機能を診断する「心臓機能診断装置」が開示されている。このような心臓機能診断装置は、眼鏡型、首飾り型、腕時計型で構成され、体動に対する警告の目的で加速度センサが使われているが、依然としてユーザの体動がある状態では、心拍検出が不可能であるという問題点があった。
【０００８】
また、二つの特定波長の光を指や耳に照射して血中の酸素飽和度を測定するパルスオキシメートリー（ｐｕｌｓｅｏｘｉｍｅｔｒｙ）分野において、ＰＰＧのモーションアーチファクト除去に関連した、次のような研究論文が公知にされている。
【０００９】
非特許文献１には、図１に示すように、殆どノイズがないＰＰＧ信号（またはＥＣＧ信号）から合成基準信号を推定し、適応フィルタを介して入力されたＰＰＧ信号と合成基準信号を比較することによって、ノイズ（即ち、モーションアーチファクト）を除去する方法が開示されている。しかし、このようなノイズ除去方法は、基準信号の推定正確度によって信頼度が異なるので、究極的にＥＣＧ信号が基準信号として用いられなければならないという限界があった。
【００１０】
また、非特許文献２には、図２に示すように、ユーザが動いている状態でも信頼度が高い酸素飽和度の測定のためにフィルタバンクを用い、各バンクに出力された信号と基準信号との間の相関値を演算した後、相関値が最も大きい信号を最終的に低域通過フィルタリングして、モーションアーチファクトを除去する方法が開示されている。しかし、モーションアーチファクトは、高域成分と低域成分の両方を含んでいるため、低域通過フィルタリングのみによるモーションアーチファクトの除去は、効果的ではない。
【００１１】
【特許文献１】
特開２０００−２１７７９６号公報
【特許文献２】
特開平１１−９５６４号公報
【非特許文献１】
「合成基準信号を用いたノイズ抵抗性パルスオキシメートリー」，米国，電気電子技術者学会（ＩＥＥＥ），Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．，２０００年８月，Ｖｏｌ．４７，Ｎｏ．８
【非特許文献２】
「モーションアーチファクト除去のためのパルスオキシメータの信号処理」，韓国，第２４回大韓医用生体工学会春季学術大会論文集，２００１年５月２５日−２６日，第２４巻，第１号
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、前記問題点を解決するためになされたものであって、ＰＰＧの適用において大きな問題点であったモーションアーチファクトの影響を極力抑制し、モーションアーチファクトのある状態でもＰＰＧ信号から効果的な心拍検出を可能とする、ＰＰＧを用いた心拍検出装置及びその方法を提供することを目的とする。
【００１３】
また、本発明は、実質的に推定が難しい基準信号を用いないことで、心拍検出の信頼性を向上させることを目的とする。
さらに、本発明は、モーションアーチファクトレベルのしきい値を予め測定し、モーションアーチファクトがしきい値を超える場合、これをユーザに報知し、モーションアーチファクトがしきい値以下である場合にのみ、ＰＰＧ信号に基づいて心拍が発生する時間及び区間内の平均心拍値を出力する心拍検出方法を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明は、前記問題点を解決するためになされたものであって、本発明に係るＰＰＧを用いた心拍検出装置は、ユーザの身体からＰＰＧ信号を検出するＰＰＧセンサ部と、前記ＰＰＧセンサ部で検出されたＰＰＧ信号のうち、特定の周波数帯域の波形のみを通過させるフィルタ部と、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号に基づいてモーションアーチファクトのレベルを判断し、所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるモーションアーチファクトレベル判断部と、前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号から予想平均心拍時間を算出する平均心拍時間推定部と、前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を、ウェーブレット変換を用いて特定のスケールでの近似信号とディテール信号に分離し、前記ディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号と前記分離された近似信号を合算して近似化されたＰＰＧ信号を生成するＰＰＧ信号近似化部と、近似化されたＰＰＧ信号からピークを検出するピーク抽出部と、所定時間内のピークのそれぞれを開始点として選定し、前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内のピークを選択し、複数の候補心拍シーケンスを設定する候補心拍シーケンス形成部と、前記選定された開始点から順に前記予想平均心拍時間だけ離れたウィンドウ信号を選定し、前記開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスをそれぞれ合算した後、この合算値をスコアリングし、スコアリング値が最大である候補心拍シーケンスを最適の心拍シーケンスとして選択する心拍シーケンス選択部と、選択された最適の心拍シーケンスに基づいて平均心拍数を演算する平均心拍数演算部とを備える（請求項１）。
【００１５】
前記平均心拍時間推定部は、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を所定レベルにハードスレッシホールドするハードスレッシホールド部と、前記ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数値を算出する自己相関部と、前記自己相関関数値の一番目のピーク発生時間を検出するピーク検出部とを備える（請求項２）。
【００１６】
ここで、前記ハードスレッシホールド部のハードスレッシホールドレベルは、０．５＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）であることが望ましい（請求項３）。
【００１７】
前記平均心拍時間推定部は、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を所定レベルにクリッピングするクリッピング部をさらに備えることができる（請求項４）。
【００２０】
また、前記心拍シーケンス選択部で選択した最適の心拍シーケンスまたは前記平均心拍数演算部で演算した平均心拍数、及び前記モーションアーチファクトレベル判断部で発生した警告メッセージが表示される表示部をさらに備えることができる（請求項５）。
【００２１】
さらに、前記モーションアーチファクトレベル判断部は、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号の振幅または周波数の変化率による出力を算出するＴＥＯ演算部と、前記ＴＥＯ演算部から出力された信号を所定のウィンドウ関数と畳み込みをする畳込み部と、前記畳込み部から入力された信号を所定レベルにハードスレッシホールドし、前記ハードスレッシホールドした出力が所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるモーションアーチファクトしきい値測定部とを備えることができる（請求項６）。
【００２４】
ここで、前記ＰＰＧ信号近似化部は、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号をウェーブレット変換して近似信号とディテール信号に分離するウェーブレット変換部と、前記ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号のみを抽出する第２のハードスレッシホールド部と、前記ウェーブレット変換によって生成された近似信号と所定のしきい値以上の信号を合算する信号合算部とを備える（請求項７）。
【００２５】
一方、前記問題点を解決するためになされたものであって、本発明に係るＰＰＧを用いた心拍検出信号は、ＰＰＧセンサ部によりユーザから検出されたＰＰＧ信号のうち、特定の周波数帯域の波形のみを通過させるフィルタリングステップと、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号に基づいてモーションアーチファクトのレベルを判断し、所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるステップと、前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号から予想平均心拍時間を算出するステップと、前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を、ウェーブレット変換を用いて近似信号とディテール信号に分離するステップと、前記ディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号と前記分離された近似信号を合算して近似化されたＰＰＧ信号を生成するステップと、近似化されたＰＰＧ信号からピークを検出するステップと、所定時間内のピークのそれぞれを開始点として選定するステップと、前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内のピークを選択し、複数の候補心拍シーケンスを設定するステップと、前記選定された開始点から順に前記予想平均心拍時間だけ離れたウィンドウ信号を選定するステップと、前記開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスをそれぞれ合算した後、この合算値をスコアリングし、スコアリング値が最大である候補心拍シーケンスを最適の心拍シーケンスとして選択するステップと、前記心拍シーケンス選択部によって選択された最適の心拍シーケンスに基づいて平均心拍数を演算するステップとを備える（請求項８）。
【００２６】
前記予想平均心拍時間を算出するステップは、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を所定レベルにハードスレッシホールドするステップと、前記ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数値を算出するステップと、前記自己相関関数値の一番目のピーク発生時間を検出するステップとを備える（請求項９）。
【００２７】
ここで、前記ハードスレッシホールドレベルは、０．５＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）であることが望ましい（請求項１０）。
【００２８】
また、前記予想平均心拍時間を算出するステップは、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を所定レベルにクリッピングするステップをさらに備えることができる（請求項１１）。
【００３１】
また、前記候補心拍シーケンスを設定するステップは、前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内に多数のピークが存在する場合、予想平均心拍時間に近いピークを選択するステップと、前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内にピークがなく、または信号の大きさが所定値以下であるとき、ΔＴの範囲を所定区間だけ拡張させるステップとを備える（請求項１２）。
【００３４】
ここで、本発明に係るＰＰＧを用いた心拍検出方法は、前記選択された最適の心拍シーケンスまたは前記演算された平均心拍数、及び前記警告メッセージを表示するステップをさらに備えることができる（請求項１３）。
【００３５】
前記警告メッセージを発生させるステップは、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号から振幅と周波数の急激な変化率を算出するＴＥＯ演算ステップと、前記ＴＥＯ演算ステップから出力された信号を所定のウィンドウ関数と畳み込みをする畳込みステップと、前記畳み込みをした信号を所定のレベルにハードスレッシホールドし、該ハードスレッシホールドされた信号が所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるステップとを備える（請求項１４）。
【００３８】
ここで、前記近似化されたＰＰＧ信号を生成するステップは、前記ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号のみを抽出するハードスレッシホールドステップと、前記近似信号と、前記ハードスレッシホールドステップで抽出された所定のしきい値以上の信号とを合算する信号合算ステップとを備える（請求項１５）。
【００３９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好ましい実施の形態を、添付図面に基づいて詳しく説明する。まず、図３は、本発明に係る心拍検出装置１００の概略を示すブロック図である。この心拍検出装置１００は、ＰＰＧセンサ部１０と、フィルタ部３０と、モーションアーチファクトレベル判断部５０と、心拍検出部７０と、表示部９０とから構成されている。
【００４０】
前記ＰＰＧセンサ部１０は、心臓拍動による血管の太さの変化によって、光の吸収及び反射の程度が変化する原理を用いたものであって、赤外線を放出する発光部（図示せず）と、発光部から人体に照射されて反射した光を感知する受光部（図示せず）とから構成され、図１２に示すように、受光部から出力される、時間による光血流量の変化からＰＰＧ信号を検出し、フィルタ部３０に出力する。
また、前記フィルタ部３０は、ＰＰＧセンサ部１０で検出されたＰＰＧ信号のうち、心拍に関連した信号成分のみを通過させる役割を果たすものである。
【００４１】
図１３は、フィルタ部３０を通過したＰＰＧ信号波形の一例を示す図である。ここでフィルタ部３０は、帯域通過フィルタまたは二次微分フィルタであることが好ましい。
【００４２】
また、図１２乃至図１９において、Ｘ軸とＹ軸は、それぞれサンプル数と電圧を示し、Ｘ軸のサンプル数は下記の関係式によって時間Ｘｔに置換され得る。
Ｘｔ＝サンプル数／サンプリング周波数
【００４３】
本発明では、サンプリング周波数が２５Ｈｚである場合を説明しており、上記の関係式によって図１２乃至図１９のおけるＸ軸のサンプル数５００、１０００、１５００、２０００、２５００、３０００は、それぞれ時間上２０秒、４０秒、６０秒、８０秒、１００秒、１２０秒を意味する。
【００４４】
図４は、図３に示したモーションアーチファクトレベル判断部５０の内部の構成を示す図である。
前記モーションアーチファクトレベル判断部５０は、ＴＥＯ演算部５１と、畳込み（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）部５２と、モーションアーチファクトしきい値測定部５３とから構成されており、モーションアーチファクトがしきい値以下である場合にのみ、フィルタリングされたＰＰＧ信号を心拍検出部７０に出力するようになっている。
【００４５】
前記ＴＥＯ演算部５１は、モーションアーチファクトが激しいとき、瞬間的に振幅と周波数が大きく増加することを用いたものであり、ＴＥＯ（ＴｅａｇｅｒＥｎｅｒｇｙＯｐｅｒａｔｏｒ）演算を用いて、ＰＰＧ信号から振幅と周波数の急激な変化率を算出することによって、フィルタ部３０から出力されたＰＰＧ信号においてモーションアーチファクトが発生した区間を検出する。
また、前記畳込み部５２は、ＴＥＯ演算部５１から出力されたＰＰＧ信号を、バートレットウィンドウ関数（Ｂａｒｔｌｅｔｔｗｉｎｄｏｗｆｕｎｃｔｉｏｎ）と畳み込みをすることによって、ＴＥＯ出力信号がスムーズになるようにするものである。
【００４６】
図１４は、ＴＥＯ演算部５１と畳込み部５２を通過したＰＰＧ信号波形の一例を示す図である。
図１４に示すように、フィルタ部３０を通過したＰＰＧ信号にモーションアーチファクトが含まれている場合（図１３（ｂ）参照）は、これをＴＥＯ演算した後、バートレットウィンドウ関数と畳み込みをすると、モーションアーチファクトが激しい区間において大きい振幅を持った波形が出力されることがわかる。
【００４７】
前記ＴＥＯ演算部５１と畳込み部５２は、フィルタ部３０から出力されたＰＰＧ信号からモーションアーチファクトのレベルを容易に判断するように前処理を行うものであって、装置構成の簡素化のために省略することも可能である。
【００４８】
前記モーションアーチファクトしきい値測定部５３は、ＰＰＧ信号からモーションアーチファクトのレベルを判断するために、ＰＰＧ信号を正常な心拍信号が存在する区間でのＴＥＯ出力値（ＴＥＯｏｕｔｐｕｔ）に適正値を乗算した値をしきい値として、これより高い振幅値を持つ信号が出力されると、深刻なモーションアーチファクト状態と認識し、表示部９０に警告メッセージを表示し、そうでなければ、モーションアーチファクトレベルが許容可能な範囲であると認識し、フィルタ部３０から出力されたＰＰＧ信号を心拍検出部７０に出力する。
【００４９】
図５は、図３に示した心拍検出部７０の内部の構成を示す図である。
この心拍検出部７０は、リサンプリング部７１と、第１のハードスレッシホールド部７２と、ＰＰＧ信号近似化部７３と、クリッピング部７７と、畳込み部７８と、平均心拍時間推定部７９と、心拍シーケンス／平均心拍数抽出部８０とから構成されている。
【００５０】
前記リサンプリング部７１は、ＰＰＧセンサ部１０から入力されたＰＰＧ信号のサンプリング周波数が必要以上に高い場合、迅速な信号処理のために再度サンプリングし（以下、リサンプリングという）、前記第１のハードスレッシホールド部７２は、リサンプリングされたＰＰＧ信号を、所定のレベルにハードスレッシホールドし、所定のレベル以下の不要なピークを除去する。なお、このリサンプリング部７１は、装置構成の簡素化のために省略することも可能である。
【００５１】
ここで、ハードスレッシホールドとは、スレッシホールドレベルと入力信号を比較し、スレッシホールドレベルよりも小さな信号値は０に置換し、スレッシホールドレベルよりも大きい信号値はそのまま維持させる過程を意味するものである。
【００５２】
前記ＰＰＧ信号近似化部７３は、ウェーブレット変換を用いて高周波成分の雑音を除去することによって、ＰＰＧ信号を近似化させる役割をするものであり、ウェーブレット変換部７４と、第２のハードスレッシホールド部７５と、信号合算部７６とから構成されている。
【００５３】
前記ウェーブレット変換部７４は、第１のハードスレッシホールド部７２から入力されたＰＰＧ信号を、ウェーブレット変換して、全体的な波形曲線を示す近似（ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ）信号とディテール（ｄｅｔａｉｌ）信号に分解する役割を果たすものである。
【００５４】
図１５（ａ）は、ウェーブレット変換されたＰＰＧ信号波形の一例を示す図である。
図１５（ａ）に示すように、ＰＰＧ信号は、ウェーブレット変換によって全体的な波形曲線を示す近似信号成分ａ５と、ディテール信号成分ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５に分解される。
【００５５】
前記第２のハードスレッシホールド部７５は、ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５のうち、小さな振幅を持つ成分は０に置換し、大きい振幅を持つ成分のみを抽出することによって、高周波成分の雑音を除去する。
【００５６】
ここで、心拍に関連した信号成分のみを目立たせるために、概して高周波数領域にあるディテール信号（例えば、ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４）は、不要な信号として無視し、心拍の微細な変化に関連したディテール信号（例えば、ｄ５）からのみ大きい振幅を持つ成分を抽出するようにすることも可能である。
【００５７】
前記信号合算部７６は、ウェーブレット変換によって生成された近似信号と、ハードスレッシホールドを経たディテール信号を合算し、近似化されたＰＰＧ信号をクリッピング部７７に出力する。
【００５８】
図１５（ｂ）は、ＰＰＧ信号近似化部７３から出力されるＰＰＧ信号波形の一例を示す図である。
図１５（ｂ）に示すように、ウェーブレット変換によって生成された近似信号と、ハードスレッシホールドを経たディテール信号を合算すると、高周波成分が除去され近似化されたＰＰＧ信号を得ることができ、この近似化されたＰＰＧ信号は、ディテール信号がハードスレッシホールドを経たので、不連続点を持つようになる。
【００５９】
このため、前記クリッピング部７７は、近似化されたＰＰＧ信号のうち、０以上の値はそのまま通過させ、０以下の値は０に置換（以下、ゼロクリッピングという）し、心拍に関連した信号成分のみ、即ち、心拍による正（＋）のピークのみを畳込み部７８に出力し、この畳込み部７８は、ゼロクリッピングされたＰＰＧ信号をバートレットウィンドウ関数と畳み込みをすることによって、ＰＰＧ信号がスムーズになり、近似化による不連続点を除去することが可能となる。
【００６０】
図１６（ａ）は、畳込みによって不連続点が除去されたＰＰＧ信号波形の一例を示す図である。
図１６（ａ）に示すように、畳込み部７８から心拍シーケンス／平均心拍数抽出部８０に入力される変形された信号は、心拍に関連した信号成分のみを有すると共に不連続点も除去されているので、心拍によるピークを容易に検出することができる状態であることがわかる。
【００６１】
前記心拍シーケンス／平均心拍数抽出部８０は、心拍抽出時、モーションアーチファクトの影響を極力抑制する役割を果たすものであり、ピーク抽出部８１と、候補心拍シーケンス形成部８２と、心拍シーケンス選択部８３と、平均心拍演算部８４とから構成されている。
【００６２】
前記ピーク抽出部８１は、畳込み部７８からＰＰＧ信号が入力され、このＰＰＧ信号から初期区間（約２秒内の区間）内にある全てのピークを検出する。ピークの検出は、元の信号を微分した後、零交次点（ｚｅｒｏ−ｃｒｏｓｓｉｎｇｐｏｉｎｔｓ）の位置を探す方式で行われる。ピーク検出時に、図１６（ｂ）に示すように、モーションアーチファクトによって瞬間的に高い振幅を持つピークも同時に検出することができるので、正確な心拍測定のためには、このようなモーションアーチファクトによるピークと、心拍によるピークを区分する過程がさらに必要となる。
【００６３】
このため、本発明では、初期区間で抽出されたピークをそれぞれ開始点とする複数の候補心拍シーケンスを形成し、これらのうち最適の心拍シーケンスを選択することによって、モーションアーチファクトの影響を極力抑制しており、これについては、後述する図９の説明において詳述するため、以下、略述する。
【００６４】
前記候補心拍シーケンス形成部８２は、初期区間内のピークを開始点として順に予想平均心拍時間の付近（予想平均心拍時間±ΔＴ）に存在するピークで複数の候補心拍シーケンスを形成し、複数の候補心拍シーケンスと同一の開始点から予想平均心拍時間だけ離れた時間を中心とするウィンドウ信号を選定する。
【００６５】
前記心拍シーケンス選択部８３は、それぞれの候補心拍シーケンスとウィンドウ信号を乗算し、乗算した値を全て合算した後、この合算値をスコアリングし、スコアリング値が最大である候補を最適の心拍シーケンスとして選択し、これを表示部９０に出力し、または所定区間内の平均心拍数を演算する平均心拍数演算部８４に出力する。
【００６６】
以下、前記した候補心拍シーケンスのうち、最適の心拍シーケンスを選択する過程について説明する（図１７参照）。まず、開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスを乗算して、得られたそれぞれの値を全て合算し、最終的に合算された値をスコアリングすることで、スコアリング値が最も大きい候補心拍シーケンスが、最適の心拍シーケンス（図１７において二番目の候補シーケンス）として選択される。ここで、実線と点線で示した矢印及び台形状は、それぞれ二つの候補心拍シーケンスと同じ開始点から予想平均心拍時間だけ離れた時間及びこの時間を中心とするウィンドウである。
【００６７】
ここで、前記予想平均心拍時間は、平均心拍時間推定部７９から得られるが、以下、図６を参照して、この平均心拍時間推定部７９についてより詳しく説明する。
【００６８】
図６は、図５に示した平均心拍時間推定部７９の内部の構成を示す図である。前記平均心拍時間推定部７９は、心拍シーケンス抽出に必要な予想平均心拍時間を出力するものであり、リサンプリング部８５と、クリッピング部８６と、第３のハードスレッシホールド部８７と、自己相関部８８と、ピーク検出部８９とから構成されている。
【００６９】
前記平均心拍時間推定部７９は、スピーチプロセシング（ｓｐｅｅｃｈｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）における区間内平均ピッチ区間推定方法に基づいて平均心拍時間を推定し、特にノイズによるエラーを最小化するために、リサンプリング、クリッピング、ハードスレッシホールド、自己相関関数（ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎｆｕｎｃｔｉｏｎ）によって雑音を除去した後、予想平均心拍時間を推定する。
【００７０】
前記リサンプリング部８５が、入力されたＰＰＧ信号をリサンプリングしてサンプリング率（サンプリング周波数）を低くすると、クリッピング部８６は、リサンプリングされたＰＰＧ信号をゼロクリッピングして、ＰＰＧ信号から心拍による正（＋）のピークのみを出力し、前記第３のハードスレッシホールド部８７は、クリッピングされたＰＰＧ信号、即ち、心拍による正（＋）のピーク信号を、所定のレベルにハードスレッシホールドして、モーションアーチファクトによる小さなピークを除去する。
【００７１】
前記自己相関部８８は、入力信号の自己相関関数を求めると、雑音（ランダムノイズ）のような非周期性の信号成分は０に収束し、周期性を持つ信号成分は、その周期及びその整数倍に該当する時間において大きい振幅値を持つようになる原理を用いたものであり、ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数を求めて雑音の影響無しに周期性を持つ信号の周期を求めることができる。
【００７２】
図１８は、自己相関部８８から出力される自己相関関数の一例を示す図である。
図１８に示すように、ＰＰＧ信号の自己相関関数を求めると、心拍の周期に該当する個所で自己相関関数がピークを持つようになるので、心拍の予想周期を容易に検出することができる。
【００７３】
前記ピーク検出部８９は、ＰＰＧ信号の自己相関関数から一番目のピークの発生時間を検出し、これを予想平均心拍時間として推定し、候補心拍シーケンス形成部８２は、この予想平均心拍時間に基づいて心拍が発生する確率が高い区間でのみピークを検出し、複数の候補心拍シーケンスを形成するので、短時間で候補心拍シーケンスを抽出することができる。
【００７４】
表示部９０は、ユーザの心拍シーケンスまたは平均心拍数を画面に表示するためのものであり、ＨＲＶ解析機（ＨｅａｒｔＲａｔｅＶａｒｉａｂｉｌｉｔｙＡｎａｌｙｚｅｒ）によって、心拍変化率の時間領域及び周波数領域における特徴に関する情報を得て、これをユーザに表示することができるようにするものである。
【００７５】
以下、本発明によるＰＰＧを用いた心拍検出方法について、添付図面に基づいて詳しく説明する。
図７は、本発明による心拍検出方法の一実施の形態を示すフローチャートである。まず、ＰＰＧセンサ部１０によってＰＰＧ信号が検出されると（図１２参照）、フィルタ部３０は、検出されたＰＰＧ信号のうち心拍に関連した信号成分のみを通過させる（ステップＳ１０〜ステップＳ３０）（図１３参照）。
【００７６】
その後、フィルタ部３０から出力されたＰＰＧ信号のうち、モーションアーチファクトが発生した区間を検出するために、ＴＥＯ演算を用いて入力されたＰＰＧ信号から、振幅と周波数の急激な変化率を抽出する（ステップＳ５０）。ここで、ＴＥＯ演算は下記の（１）式で示される。
（ｘ（ｔ））＝［ｄｘ（ｔ）／ｄｔ］²−ｘ（ｔ）［ｄ²ｘ（ｔ）／ｄｔ²］…（１）
【００７７】
上記（１）式のように、ＴＥＯ演算は、入力された信号の瞬間振幅と瞬間周波数の積の自乗に比例する出力を算出し、ＰＰＧ信号から振幅と周波数の急激な変化率を抽出することによって、モーションアーチファクトが発生した区間を検出する。
【００７８】
その後、ＴＥＯ演算を経たＰＰＧ信号とバートレットウィンドウ関数を畳み込んでＰＰＧ信号をスムーズにした後（ステップＳ７０）、スムーズになったＰＰＧ信号を、正常な心拍信号が存在する区間でのＴＥＯ出力値に対して適正なレベルにハードスレッシホールドして、モーションアーチファクトのレベルがしきい値以上であるか否かを判断する（ステップＳ９０）。ここで、ハードスレッシホールドレベルは、下記の（２）式で示される。
Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ＝３＊ｍａｘ（ＴＥＯｏｕｔｐｕｔ） …（２）
【００７９】
この実施の形態において、モーションアーチファクトのレベルがしきい値以上であるか否かを判断するハードスレッシホールドレベルを、正常な心拍信号が存在する区間でのＴＥＯ出力値の最大値の３倍と設定し、しきい値以上の信号が検出された場合、これを深刻なモーションアーチファクト状態として、それ以上心拍検出を行わないようにする。
【００８０】
ハードスレッシホールドによって、深刻なモーションアーチファクト状態であると判断された場合は、表示部９０に警告メッセージを表示し、そうでない場合は、モーションアーチファクトのレベルが許容可能な範囲に該当するので、心拍検出ステップに進む（ステップＳ１００）。
【００８１】
従って、モーションアーチファクトレベル判断ステップ（ステップＳ５０〜ステップＳ１００）によって、モーションアーチファクトがしきい値以下である場合にのみ心拍を検出し、モーションアーチファクトがしきい値以上である場合は、これをユーザに警告して体動を減らすようにすることができる。
【００８２】
その後、迅速な信号処理のために、ＰＰＧ信号をリサンプリングする前処理を行った後（ステップＳ１１０）、リサンプリングされたＰＰＧ信号を適正なレベルにハードスレッシホールドし、不要なＰＰＧ信号を除去する（ステップＳ１３０）。この実施の形態において、ハードスレッシホールドレベルは、下記の（３）式で示される。
Ｔｈ１＝ａ＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）（但し、ａ＜０．４） …（３）
【００８３】
この実施の形態において、ハードスレッシホールドレベルＴｈ１を、区間内のＰＰＧ信号における最大値のａ倍（ａは、０．４未満）と設定し、ハードスレッシホールドレベルＴｈ１未満の信号は心拍によるピークでないので、これを不要な信号として除去するようにする。
【００８４】
次に、ウェーブレット変換を用いてＰＰＧ信号から高周波成分の雑音を除去することによって、ＰＰＧ信号を近似化させる（ステップＳ１５０）。以下、図８を参照してＰＰＧ信号の近似化について詳述する。
【００８５】
まず、ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号をウェーブレット変換し、相違したスケールに該当するそれぞれの成分に分解すると、図１５（ａ）に示すように、全体的な波形曲線を示す近似信号成分ａ５とディテール信号成分ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４、ｄ５が得られる（ステップＳ１５１）。
【００８６】
その後、第２のハードスレッシホールド部７５が、ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号のうち小さな振幅を持つ成分は捨て、大きい振幅を持つ成分のみを抽出することによって、高周波成分の雑音を除去する（ステップＳ１５２）。このためのハードスレッシホールドレベルは、下記の（４）式で示される。
Ｔｈ２＝ｂ＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）（但し、０．７＜ｂ＜１） …（４）
【００８７】
その後、ウェーブレット変換によって生成された近似信号と、ハードスレッシホールドを経たディテール信号を合算すると、図１５（ｂ）に示すように、ＰＰＧ信号が近似化される（ステップＳ１５３）。ここで、合算されるディテール信号は、上述したように、高周波数領域のディテール信号（例えば、ｄ１、ｄ２、ｄ３、ｄ４）を除いた、心拍の微細な変化に関連したディテール信号（例えば、ｄ５）のみを選択することができる。
【００８８】
また、ＰＰＧ信号の近似化ステップＳ１５０は、高周波成分の雑音を除去することによって、ＰＰＧ信号を近似化させることができるのに対し、近似信号とディテール信号との合算時、ディテール信号はスレッシホールドを経たので、不連続点が発生し（図１５（ｂ）参照）、この不連続点を除去するために、近似化されたＰＰＧ信号をゼロクリッピングし、心拍とは無関係な信号成分を除去した後（ステップＳ１７０）、ゼロクリッピングされたＰＰＧ信号をバートレットウィンドウ関数と畳み込みをすることによってＰＰＧ信号がスムーズになるようにして、近似化による不連続点を除去する（ステップＳ１９０）。
【００８９】
その後、近似化されたＰＰＧ信号から、モーションアーチファクトの影響を極力抑制し、最適の心拍シーケンス／平均心拍数を抽出する（ステップＳ２１０）。以下、図９を参照して心拍シーケンス／平均心拍数抽出について詳述する。
【００９０】
まず、近似化されたＰＰＧ信号から初期区間（約２秒内の区間）内にある全てのピークを検出した後（ステップＳ２１１）、初期区間内のピークをそれぞれ開始ピークとする複数の候補心拍シーケンスを形成する（ステップＳ２１２）（図１７参照）。このとき、候補心拍シーケンスは、開始ピークとこれからＩＢＩ±ΔＴ以内にあるピークを解析区間の終わりまで順に検出し、これを一連のシーケンスとして形成したことを意味する。
【００９１】
ここで、候補心拍シーケンス形成時、平均心拍時間推定部７９によって算出された予想平均心拍時間（ｍｅａｎＩＢＩ）が用いられる。以下、図１０を参照して予想平均心拍時間を推定するステップ（ステップＳ１４０）について詳述する。
【００９２】
まず、入力されたＰＰＧ信号をリサンプリングして不要な高周波成分を除去した後（ステップＳ１４１）、リサンプリングされたＰＰＧ信号をゼロクリッピングして心拍によるピーク成分のみを出力する（ステップＳ１４２）。
【００９３】
その後、ゼロクリッピングされたＰＰＧ信号をハードスレッシホールドし、心拍に関連したピークのみを抽出する（ステップＳ１４３）。ここで、ハードスレッシホールドレベルは、下記の（５）式で示される。
Ｔｈ３＝ｃ＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）（但し、ｃ＝０．５） …（５）
【００９４】
この実施の形態におけるハードスレッシホールドレベルＴｈ３は、区間内のＰＰＧ信号において、最大値のｃ倍（ここで、ｃは０．５）と設定し、ハードスレッシホールドレベルＴｈ３未満の信号は、心拍によるピークでないので、これを不要な信号として除去するようにする。
【００９５】
その後、ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数を求めた後（ステップＳ１４４）、雑音が除去されたＰＰＧ信号の自己相関関数から一番目のピーク発生時間τ（ｔａｕ）を検出し、これを予想平均心拍時間として抽出する（ステップＳ１４５）（図１８参照）。
【００９６】
ここで、平均心拍時間推定部７９から予想平均心拍時間を抽出するのは、心拍が発生する確率が高い区間においてのみピークを検出することによって、短時間で候補心拍シーケンスを形成するためである。
【００９７】
また、候補心拍シーケンスの形成時、予想平均心拍時間（ｍｅａｎＩＢＩ）±ΔＴの区間内に、二つ以上のピークが存在する場合、予想平均心拍時間（ｍｅａｎＩＢＩ）に近いピークを選択し、この区間内にピークが存在せず、またはピークの振幅が小さ過ぎる場合（ここで、初期区間の２秒内の最大のピークサイズの３／１０以下である場合）、ΔＴの範囲を所定の区間だけ拡張させて、候補心拍シーケンスを形成する。この実施の形態では、５サンプルずつ拡張させ、時間上では１／５秒（５サンプル／２５Ｈｚ）ずつ拡張させる。
【００９８】
その後、それぞれの候補心拍シーケンスをスコアリングしてスコアリング値によって最適の心拍シーケンスを選択する（ステップＳ２１３）。以下、これについて図１１を参照して詳細に説明する。
まず、前述した候補心拍シーケンス形成ステップＳ２１２で選ばれた初期区間（約２秒内の区間）内のピークのそれぞれを開始点として、予想平均心拍時間（ｍｅａｎＩＢＩ）だけ離れた点を中心とするウィンドウ信号を選定する（ステップＳ２２１）（図１７参照）。即ち、ウィンドウ信号は、候補心拍シーケンスと同じ開始点から順に予想平均心拍時間だけ離れた時間を中心とするウィンドウ信号から選ばれ、ウィンドウ信号の幅は選択的に変更することができる。この実施の形態では、ウィンドウ信号の幅が２＊ΔＴになるように設定されている。
【００９９】
その後、開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスを乗算して、乗算値を全て合算した後（ステップＳ２２２〜ステップＳ２２３）、合算された値をスコアリングして、スコアリング値が最大である候補を最適の心拍シーケンスとして選定する（ステップＳ２２４〜ステップＳ２２５）（図１７参照）。前記したように、図１７の実線と点線で表示した矢印及び台形状は、それぞれ二つの候補心拍シーケンスと同じ開始点から予想平均心拍時間だけ離れた時間及びこの時間を中心とするウィンドウであり、二番目の候補シーケンスが最適の心拍シーケンスとして選ばれる。
【０１００】
最後に、ステップＳ２１３で選ばれた最適の心拍シーケンスによる個々の心拍発生時間を画面に表示し、または所定区間内の心拍シーケンスによる個々の心拍発生時間に基づいて平均心拍数を演算した後（ステップＳ２１４）、これを画面に表示し（ステップＳ２３０）、ユーザから他の心拍測定命令が入力された場合、ＰＰＧ信号検出ステップに移し、そうでない場合は、心拍測定を終了する（ステップＳ２５０）。
【０１０１】
図１９は、本発明によってモーションアーチファクトが含まれたＰＰＧ信号から正確な心拍が検出されたことを示す波形図であり、モーションアーチファクトによって、図１９（ａ）のように、ＰＰＧ信号に瞬間的なピークが発生しても、本発明の心拍検出方法によると、ＰＰＧ信号からモーションアーチファクトを除去し、図１９（ｂ）のように、心拍を正確に検出することができる。
【０１０２】
本発明は、図示した一実施の形態を参考として説明しているが、これは、一例に過ぎず、本技術の分野における通常の知識を有する者であれば、これから様々な変形及び均等な他の実施の形態が可能であるということは容易に理解できる。従って、本発明の真の技術的保護範囲は、添付した請求範囲の技術的思想によって決せられるべきである。
【０１０３】
【発明の効果】
本発明に係るＰＰＧを用いた心拍検出装置及びその方法によれば、以下のような効果を奏する。
すなわち、従来の技術とは異なり、基準信号がなくても、ＰＰＧ信号から直接心拍検出が可能であるので、心拍の測定を必要とする医療または非医療を目的とする機器、例えば、身体状態診断機能スポーツ時計、ストレスレベル測定装置、カロリー消費量測定装置、情緒認識装置、患者監視装置、麻酔レベルモニターリング装置などに好適に適用することが可能となる。
【０１０４】
また、本発明によると、ユーザが動いている状態でも、ＰＰＧ信号から効率的に心拍を検出することができるので、ユーザが拒否感や不快感を引き起こすことなく、心拍を検出することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のパルスオキシメータにおいて合成基準信号を用いてノイズを除去する方法を示す図である。
【図２】従来のパルスオキシメータからモーションアーチファクトを除去する方法を示す図である。
【図３】本発明に係る心拍検出装置の概略を示すブロックである。
【図４】図３に示したモーションアーチファクトレベル判断部の内部の構成を示す図である。
【図５】図３に示した心拍検出部の内部の構成を示す図である。
【図６】図５に示した平均心拍時間推定部の内部の構成を示す図である。
【図７】本発明に係る心拍検出方法を説明するためのフローチャートである。
【図８】図７におけるＰＰＧ信号近似化ステップの詳細を示すフローチャートである。
【図９】図７における心拍シーケンス／平均心拍数抽出ステップの詳細を示すフローチャートである。
【図１０】図７における平均心拍時間推定ステップの詳細を示すフローチャートである。
【図１１】図９における最適の心拍シーケンス選択ステップの詳細を示すフローチャートである。
【図１２】ＰＰＧセンサ部によって検出されたＰＰＧ信号の波形図である。
【図１３】（ａ）は、フィルタ部を通過したモーションアーチファクトが含まれていないＰＰＧ信号の波形図であり、（ｂ）は、フィルタ部を通過したモーションアーチファクトが含まれたＰＰＧ信号の波形図である。
【図１４】ＴＥＯ演算部と畳込み部を通過したＰＰＧ信号の波形図である。
【図１５】（ａ）は、ウェーブレット変換部から出力されるＰＰＧ信号の波形図であり、（ｂ）は、ＰＰＧ信号近似化部から出力されるＰＰＧ信号の波形図である。
【図１６】（ａ）は、畳込み部から心拍シーケンス／平均心拍数抽出部に入力されるモーションアーチファクトが含まれていないＰＰＧ信号の波形図であり、（ｂ）は、畳込み部から心拍シーケンス／平均心拍数抽出部に入力されるモーションアーチファクトが含まれたＰＰＧ信号の波形図である。
【図１７】候補心拍シーケンスのうち、最適の心拍シーケンスを選択する方法を説明するための波形図である。
【図１８】平均心拍時間推定部から出力されるＰＰＧ信号の波形図である。
【図１９】本発明によってモーションアーチファクトが含まれたＰＰＧ信号から正確な心拍が検出されたことを示す波形図である。
【符号の説明】
１０：ＰＰＧセンサ部
３０：フィルタ部
５０：モーションアーチファクトレベル判断部
７０：心拍検出部
９０：表示部
５１：ＴＥＯ演算部
５２、７８：畳込み部
５３、７２、７５、８７：ハードスレッシホールド部
７３：ＰＰＧ信号近似化部
７４：ウェーブレット変換部
７６：信号合算部
７７、８６：クリッピング部
７９：平均心拍時間推定部
８０：心拍シーケンス／平均心拍数抽出部
８１：ピーク抽出部
８２：候補心拍シーケンス形成部
８３：心拍シーケンス選択部
８４：平均心拍演算部

Claims

ユーザの身体からＰＰＧ信号を検出するＰＰＧセンサ部と、
前記ＰＰＧセンサ部で検出されたＰＰＧ信号のうち、特定の周波数帯域の波形のみを通過させるフィルタ部と、
前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号に基づいてモーションアーチファクトのレベルを判断し、所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるモーションアーチファクトレベル判断部と、
前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号から予想平均心拍時間を算出する平均心拍時間推定部と、
前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を、ウェーブレット変換を用いて特定のスケールでの近似信号とディテール信号に分離し、前記ディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号と前記分離された近似信号を合算して近似化されたＰＰＧ信号を生成するＰＰＧ信号近似化部と、
近似化されたＰＰＧ信号からピークを検出するピーク抽出部と、
所定時間内のピークのそれぞれを開始点として選定し、前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内のピークを選択し、複数の候補心拍シーケンスを設定する候補心拍シーケンス形成部と、
前記選定された開始点から順に前記予想平均心拍時間だけ離れたウィンドウ信号を選定し、前記開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスをそれぞれ合算した後、この合算値をスコアリングし、スコアリング値が最大である候補心拍シーケンスを最適の心拍シーケンスとして選択する心拍シーケンス選択部と、
選択された最適の心拍シーケンスに基づいて平均心拍数を演算する平均心拍数演算部とを備えることを特徴とするＰＰＧ信号を用いた心拍検出装置。
前記平均心拍時間推定部が、
前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を所定レベルにハードスレッシホールドするハードスレッシホールド部と、
前記ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数値を算出する自己相関部と、
前記自己相関関数値の一番目のピーク発生時間を検出するピーク検出部とを備えることを特徴とする請求項１に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
前記ハードスレッシホールド部のハードスレッシホールドレベルが、０．５＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）であることを特徴とする請求項２に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
前記平均心拍時間推定部が、前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号を所定レベルにクリッピングするクリッピング部をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
前記心拍シーケンス選択部で選択した最適の心拍シーケンスまたは前記平均心拍数演算部で演算した平均心拍数、及び前記モーションアーチファクトレベル判断部で発生した警告メッセージが表示される表示部をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
前記モーションアーチファクトレベル判断部が、
前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号の振幅または周波数の変化率による出力を算出するＴＥＯ演算部と、
前記ＴＥＯ演算部から出力された信号を所定のウィンドウ関数と畳み込みをする畳込み部と、
前記畳込み部から入力された信号を所定レベルにハードスレッシホールドし、前記ハードスレッシホールドした出力が所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるモーションアーチファクトしきい値測定部とを備えることを特徴とする請求項１に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
前記ＰＰＧ信号近似化部が、
前記フィルタ部を通過したＰＰＧ信号をウェーブレット変換して近似信号とディテール信号に分離するウェーブレット変換部と、
前記ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号のみを抽出する第２のハードスレッシホールド部と、
前記ウェーブレット変換によって生成された近似信号と所定のしきい値以上の信号を合算する信号合算部とを備えることを特徴とする請求項１に記載のＰＰＧを用いた心拍検出装置。
ＰＰＧセンサ部によりユーザから検出されたＰＰＧ信号のうち、特定の周波数帯域の波形のみを通過させるフィルタリングステップと、
前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号に基づいてモーションアーチファクトのレベルを判断し、所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるステップと、
前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号から予想平均心拍時間を算出するステップと、
前記モーションアーチファクトのレベルが所定のしきい値未満であるときに、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を、ウェーブレット変換を用いて近似信号とディテール信号に分離するステップと、
前記ディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号と前記分離された近似信号を合算して近似化されたＰＰＧ信号を生成するステップと、
近似化されたＰＰＧ信号からピークを検出するステップと、
所定時間内のピークのそれぞれを開始点として選定するステップと、
前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内のピークを選択し、複数の候補心拍シーケンスを設定するステップと、
前記選定された開始点から順に前記予想平均心拍時間だけ離れたウィンドウ信号を選定するステップと、
前記開始点が同じであるウィンドウ信号と候補心拍シーケンスをそれぞれ合算した後、この合算値をスコアリングし、スコアリング値が最大である候補心拍シーケンスを最適の心拍シーケンスとして選択するステップと、
前記心拍シーケンス選択部によって選択された最適の心拍シーケンスに基づいて平均心拍数を演算するステップとを備えることを特徴とするＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記予想平均心拍時間を算出するステップは、
前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を所定レベルにハードスレッシホールドするステップと、
前記ハードスレッシホールドされたＰＰＧ信号の自己相関関数値を算出するステップと、
前記自己相関関数値の一番目のピーク発生時間を検出するステップとを備えることを特徴とする請求項８に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記ハードスレッシホールドレベルは、０．５＊ｍａｘ（ｉｎｐｕｔ）であることを特徴とする請求項９に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記予想平均心拍時間を算出するステップは、前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号を所定レベルにクリッピングするステップをさらに備えることを特徴とする請求項９に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記候補心拍シーケンスを設定するステップは、
前記開始点から順に前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内に多数のピークが存在する場合、予想平均心拍時間に近いピークを選択するステップと、
前記予想平均心拍時間±ΔＴだけ離れた区間内にピークがなく、または信号の大きさが所定値以下であるとき、ΔＴの範囲を所定区間だけ拡張させるステップとを備えることを特徴とする請求項８に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記選択された最適の心拍シーケンスまたは前記演算された平均心拍数、及び前記警告メッセージを表示するステップをさらに備えることを特徴とする請求項８に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記警告メッセージを発生させるステップは、
前記フィルタリングステップで通過したＰＰＧ信号から振幅と周波数の急激な変化率を算出するＴＥＯ演算ステップと、
前記ＴＥＯ演算ステップから出力された信号を所定のウィンドウ関数と畳み込みをする畳込みステップと、
前記畳み込みをした信号を所定のレベルにハードスレッシホールドし、該ハードスレッシホールドされた信号が所定のしきい値以上であるとき、警告メッセージを発生させるステップとを備えることを特徴とする請求項８に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。
前記近似化されたＰＰＧ信号を生成するステップは、
前記ウェーブレット変換によって生成されたディテール信号のうち、所定のしきい値以上の信号のみを抽出するハードスレッシホールドステップと、
前記近似信号と、前記ハードスレッシホールドステップで抽出された所定のしきい値以上の信号とを合算する信号合算ステップとを備えることを特徴とする請求項８に記載のＰＰＧを用いた心拍検出方法。