JP7149175B2

JP7149175B2 - ECG peak detector

Info

Publication number: JP7149175B2
Application number: JP2018236116A
Authority: JP
Inventors: 美継鈴木
Original assignee: Ueda Japan Radio Co Ltd
Current assignee: Ueda Japan Radio Co Ltd
Priority date: 2018-12-18
Filing date: 2018-12-18
Publication date: 2022-10-06
Anticipated expiration: 2038-12-18
Also published as: JP2020096710A

Description

本発明は、ＥＣＧピーク検出装置に関し、特に、ＥＣＧ信号のピークのタイミングを検出する装置に関する。 The present invention relates to ECG peak detection devices, and more particularly to devices for detecting the timing of peaks in ECG signals.

心臓の拍動を計測する装置として心電計が広く用いられている。心電計は、人体に接触させる複数の電極を備えている。心電計は、複数の電極間の電位差から心臓の拍動の時間波形を示す心電図（ECG：Electrocardiogram）を取得する。心臓の状態を評価する際には心拍間隔が評価されることが多い。心拍間隔は心電図波形におけるＲ波のピークが現れる時間間隔をいう。ここで、Ｒ波のピークとはＲ波の極大点をいい、以下の説明においてＲ波のピークを単にピークという。心電計は、心電図波形のピークが現れるタイミングを検出し、時間軸上で隣接するピークの時間間隔を求めることで、心拍間隔を求める。 Electrocardiographs are widely used as devices for measuring heart beats. An electrocardiograph has a plurality of electrodes that come into contact with the human body. An electrocardiograph obtains an electrocardiogram (ECG) showing a time waveform of heart beats from potential differences between a plurality of electrodes. Heartbeat intervals are often evaluated when assessing the condition of the heart. The heartbeat interval is the time interval between peaks of R waves in an electrocardiogram waveform. Here, the peak of the R wave means the maximum point of the R wave, and the peak of the R wave is simply referred to as the peak in the following description. An electrocardiograph detects the timing at which peaks appear in an electrocardiogram waveform and obtains the time intervals between adjacent peaks on the time axis, thereby obtaining heartbeat intervals.

以下の特許文献１にはＥＣＧデータを分析するための携帯型システム（心電計）に関する記載がある。この文献には、ＥＣＧによって示される時間波形のピークを、非線形増幅によって誇張する処理が記載されている。 The following patent document 1 describes a portable system (electrocardiograph) for analyzing ECG data. This document describes a process of exaggerating the peak of the time waveform indicated by ECG by nonlinear amplification.

特表２０１５－５１９０８７号公報Japanese Patent Application Publication No. 2015-519087

一般に、心電図波形のピークのタイミング検出は、心電図波形のレベルが所定の閾値を超えるタイミングを検出することで行われる。しかし、複数の電極間の電位差から求められた心電図波形にはノイズが含まれている。そのため、心電図波形のレベルにはノイズによる誤差が含まれており、検出されるタイミングに誤差が生じることがある。 In general, detection of the peak timing of an electrocardiogram waveform is performed by detecting the timing at which the level of the electrocardiogram waveform exceeds a predetermined threshold. However, an electrocardiogram waveform obtained from potential differences between a plurality of electrodes contains noise. Therefore, the level of the electrocardiogram waveform contains an error due to noise, and an error may occur in the detected timing.

本発明は、心電図波形のピークタイミングの検出精度を向上させることを目的とする。 An object of the present invention is to improve the detection accuracy of the peak timing of an electrocardiogram waveform.

本発明は、ＥＣＧ信号を自乗して、自乗ＥＣＧ信号を生成する自乗演算部と、前記自乗ＥＣＧ信号に対して微分演算を施して、微分・自乗ＥＣＧ信号を生成する微分演算部と、前記微分・自乗ＥＣＧ信号のゼロクロスタイミングを検出するゼロクロスタイミング検出部と、を備えることを特徴とする。 The present invention includes a squaring section for squaring an ECG signal to generate a squared ECG signal, a differentiation section for performing a differential operation on the squared ECG signal to generate a differentiated/squared ECG signal, and the differentiation. and a zero-cross timing detector for detecting the zero-cross timing of the squared ECG signal.

望ましくは、前記自乗演算部、前記微分演算部および前記ゼロクロスタイミング検出部のそれぞれは、サンプリングされた信号を処理し、前記ゼロクロスタイミング検出部は、前記微分演算部によって時系列で順次生成される前記微分・自乗ＥＣＧ信号のサンプル値に対してゼロクロスタイミングを検出する検出処理を実行し、前記検出処理は、最新のサンプル値よりも所定個数だけ前のサンプル値が所定の判定値以上であり、最新のサンプル値が当該判定値未満であるときに、当該最新のサンプル値が得られたタイミングをゼロクロスタイミングとして検出する処理を含む。 Preferably, each of the squaring section, the differentiation section, and the zero-cross timing detection section processes a sampled signal, and the zero-cross timing detection section sequentially generates the A detection process for detecting a zero-crossing timing is performed on sample values of the differential/squared ECG signal, and the detection process is performed so that a predetermined number of sample values before the latest sample value are equal to or greater than a predetermined judgment value, and the latest sample value is is less than the determination value, the timing at which the latest sample value is obtained is detected as the zero-cross timing.

本発明によれば、心電図波形のピークタイミングの検出精度を向上させることができる。 According to the present invention, it is possible to improve the detection accuracy of the peak timing of an electrocardiogram waveform.

心電計の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of an electrocardiograph. ＥＣＧ信号の例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of an ECG signal; 自乗ＥＣＧ信号の例を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing an example of a squared ECG signal; 微分・自乗ＥＣＧ信号の例を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing an example of a differentiated and squared ECG signal;

図１には、本発明の実施形態に係る心電計１の構成が示されている。心電計１は、電極Ｅ１～Ｅ３、ＥＣＧ信号生成部１０、ＥＣＧピーク検出部１６、および心拍間隔演算部２４を備えている。電極Ｅ１～Ｅ３は被検体に装着される。ＥＣＧ信号生成部１０は、３つの電極Ｅ１～Ｅ３の電位に基づいて、拍動の時間波形を示すＥＣＧ信号を生成し、ＥＣＧピーク検出部１６に出力する。ＥＣＧピーク検出部１６は、ＥＣＧ信号のピークタイミングを検出し、ピークタイミングを示すピークタイミング情報を心拍間隔演算部２４に出力する。このピークタイミング情報は、被検体の心臓の拍動に伴って時間経過と共に順次現れるＥＣＧ信号の各ピークについてピークタイミングを示す。ピークタイミング情報は、ＥＣＧ信号の各ピークをパルス時間波形によって示す信号であってもよい。心拍間隔演算部２４は、ピークタイミング情報に基づいて時間軸上で隣接するピークについて心拍間隔を求める。 FIG. 1 shows the configuration of an electrocardiograph 1 according to an embodiment of the invention. The electrocardiograph 1 includes electrodes E1 to E3, an ECG signal generator 10, an ECG peak detector 16, and a heartbeat interval calculator . Electrodes E1 to E3 are attached to the subject. The ECG signal generation unit 10 generates an ECG signal representing the temporal waveform of pulsation based on the potentials of the three electrodes E1 to E3, and outputs the ECG signal to the ECG peak detection unit 16. FIG. The ECG peak detector 16 detects the peak timing of the ECG signal and outputs peak timing information indicating the peak timing to the heartbeat interval calculator 24 . This peak timing information indicates the peak timing of each peak of the ECG signal that appears sequentially over time as the subject's heart beats. The peak timing information may be a signal that indicates each peak of the ECG signal by a pulse time waveform. The heartbeat interval calculator 24 obtains the heartbeat intervals for adjacent peaks on the time axis based on the peak timing information.

心電計１の具体的な構成および動作について説明する。ＥＣＧ信号生成部１０は、入力回路１２およびＡ／Ｄ変換部１４を備えている。入力回路１２には電極Ｅ１～Ｅ３が接続されている。入力回路１２は、電極Ｅ１～Ｅ３のそれぞれの電位を検出する。入力回路１２は、電極Ｅ１～Ｅ３のそれぞれの電位に基づいて、心臓の拍動を示す検出信号を生成する。入力回路１２はアナログ回路によって構成され、次のような動作によって検出信号を生成する回路であってよい。すなわち、入力回路１２は、電極Ｅ３の電位を基準とした電極Ｅ１の電圧Ｖ１から、電極Ｅ３の電位を基準とした電極Ｅ２の電圧Ｖ２を減算した電圧に基づいて検出信号を生成してよい。 A specific configuration and operation of the electrocardiograph 1 will be described. The ECG signal generator 10 has an input circuit 12 and an A/D converter 14 . Electrodes E1 to E3 are connected to the input circuit 12 . The input circuit 12 detects the potential of each of the electrodes E1-E3. The input circuit 12 generates a detection signal indicating heart beats based on the respective potentials of the electrodes E1 to E3. The input circuit 12 is composed of an analog circuit, and may be a circuit that generates a detection signal by the following operation. That is, the input circuit 12 may generate the detection signal based on a voltage obtained by subtracting the voltage V2 of the electrode E2 based on the potential of the electrode E3 from the voltage V1 of the electrode E1 based on the potential of the electrode E3.

Ａ／Ｄ変換部１４は、検出信号を所定のサンプリング周期でサンプリングし、時間軸上で連なるサンプル値を表すディジタル信号を生成する。Ａ／Ｄ変換部１４は、このようにして生成されたディジタル信号であるＥＣＧ信号をＥＣＧピーク検出部１６に出力する。 The A/D converter 14 samples the detection signal at a predetermined sampling period and generates a digital signal representing consecutive sample values on the time axis. The A/D converter 14 outputs the ECG signal, which is a digital signal thus generated, to the ECG peak detector 16 .

ＥＣＧピーク検出部１６は、自乗演算部１８、微分演算部２０、およびゼロクロスタイミング検出部２２を備えている。ＥＣＧピーク検出部１６は、プロセッサによって構成されてよい。プロセッサは、自らが記憶するプログラム、または外部の記憶装置から読み込まれたプログラムを実行することで、各構成要素（自乗演算部１８、微分演算部２０、およびゼロクロスタイミング検出部２２）を構成する。また、ＥＣＧピーク検出部１６に含まれる各構成要素は、ディジタル回路によって個別に構成されてもよい。 The ECG peak detector 16 has a square calculator 18 , a differential calculator 20 , and a zero cross timing detector 22 . The ECG peak detector 16 may be configured by a processor. The processor configures each component (squaring section 18, differentiation section 20, and zero-crossing timing detection section 22) by executing a program stored by itself or a program read from an external storage device. Also, each component included in the ECG peak detection section 16 may be configured individually by a digital circuit.

自乗演算部１８は、ＥＣＧ信号を自乗して、自乗ＥＣＧ信号を生成する。すなわち、自乗演算部１８は、時間軸上で連なるＥＣＧ信号の各サンプル値を自乗して、自乗ＥＣＧ信号を生成する。微分演算部２０は、自乗ＥＣＧ信号に対して微分演算を施して、微分・自乗ＥＣＧ信号を生成する。すなわち、微分演算部２０は、最新のサンプル値から時間軸上でｊ個だけ前（所定時間だけ前）のサンプル値を減算した差分値を求め、微分・自乗ＥＣＧ信号の最新のサンプル値を生成する。ここで、ｊは任意の自然数である。微分演算部２０は、自乗演算部１８から時間経過と共に順次出力される自乗ＥＣＧ信号のサンプル値に対して、微分・自乗ＥＣＧ信号のサンプル値を順次求める。 The squaring unit 18 squares the ECG signal to generate a squared ECG signal. That is, the squaring unit 18 squares each sample value of the ECG signal consecutive on the time axis to generate a squared ECG signal. The differential operation unit 20 performs differential operation on the squared ECG signal to generate a differential/squared ECG signal. That is, the differential operation unit 20 obtains a difference value by subtracting the j-th previous sample value (predetermined time previous) on the time axis from the latest sample value, and generates the latest sample value of the differential/squared ECG signal. do. Here, j is any natural number. The differential operation unit 20 sequentially obtains the sample values of the differential/squared ECG signal for the sample values of the squared ECG signal sequentially output from the square operation unit 18 over time.

ゼロクロスタイミング検出部２２は、微分・自乗ＥＣＧ信号のゼロクロスタイミングを検出することで、ＥＣＧ信号および自乗ＥＣＧ信号のピークタイミングを検出する。そして、検出されたピークタイミングに基づくピークタイミング情報を生成し、心拍間隔演算部２４に出力する。ここで、ゼロクロスタイミングとは、微分・自乗ＥＣＧ信号の極性が変化するタイミングをいう。微分・自乗ＥＣＧ信号は、自乗ＥＣＧ信号に微分演算を施した信号であるため、ゼロクロスタイミングは、ＥＣＧ信号および自乗ＥＣＧ信号のピークタイミングに一致する。 The zero-cross timing detector 22 detects the peak timings of the ECG signal and the squared ECG signal by detecting the zero-crossing timing of the differential/squared ECG signal. Then, it generates peak timing information based on the detected peak timing and outputs it to the heartbeat interval calculator 24 . Here, the zero-cross timing is the timing at which the polarity of the differential/squared ECG signal changes. Since the differential/squared ECG signal is a signal obtained by performing a differential operation on the squared ECG signal, the zero-cross timings match the peak timings of the ECG signal and the squared ECG signal.

ゼロクロスタイミングの検出は、例えば、次のようにして行われる。すなわち、微分・自乗ＥＣＧ信号の最新のサンプル値が所定の判定値未満であり、最新のサンプル値よりもｋ個だけ前のサンプル値がその判定値以上であるという条件が成立したときに、ゼロクロスタイミング検出部２２は、その最新のサンプル値が微分演算部２０から出力されたタイミングをゼロクロスタイミングとして検出する。ここで、ｋは任意の自然数であり、上述の自然数ｊと同一の値であってもよい。なお、ゼロクロスタイミング検出部２２は、上記の条件が成立したときにおける最新のサンプル値が微分演算部２０から出力されたタイミングの他、このタイミングを所定時間だけ遅延させたものをゼロクロスタイミングとして、ピークタイミング情報を生成してもよい。 Zero-cross timing detection is performed, for example, as follows. That is, when the conditions are established that the latest sample value of the differential/squared ECG signal is less than a predetermined judgment value and the sample value k samples before the latest sample value is equal to or greater than the judgment value, the zero crossing The timing detection unit 22 detects the timing at which the latest sample value is output from the differential operation unit 20 as zero-cross timing. Here, k is an arbitrary natural number, and may be the same value as the natural number j described above. In addition to the timing at which the latest sample value is output from the differential operation unit 20 when the above conditions are satisfied, the zero-cross timing detection unit 22 also delays this timing by a predetermined time as the zero-cross timing. Timing information may be generated.

ゼロクロスタイミング検出部２２は、ゼロクロスタイミング、すなわち、ピークタイミングを示すピークタイミング情報を生成し、心拍間隔演算部２４に出力する。心拍間隔演算部２４は、ピークタイミング情報に基づいて時間軸上で隣接するピークについて心拍間隔を求める。 The zero-cross timing detector 22 generates zero-cross timing, that is, peak timing information indicating peak timing, and outputs the generated peak timing information to the heartbeat interval calculator 24 . The heartbeat interval calculator 24 obtains the heartbeat intervals for adjacent peaks on the time axis based on the peak timing information.

図２にはＥＣＧ信号の例が示されている。横軸は時間を示し、縦軸はＥＣＧ信号のレベルを示す。ＥＣＧ信号５０には、包絡線上の値が極大となるＰ波、包絡線上の値が極小となるＱ波、包絡線上の値が極大となるＲ波、包絡線上の値が極小となるＳ波、および包絡線上の値が極大となるＴ波が順に現れている。本実施形態に係る心電計１の検出対象は、Ｒ波のピークである。 An example of an ECG signal is shown in FIG. The horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates the level of the ECG signal. The ECG signal 50 includes a P wave with a maximum value on the envelope, a Q wave with a minimum value on the envelope, an R wave with a maximum value on the envelope, an S wave with a minimum value on the envelope, and the T wave with the maximum value on the envelope appear in order. The detection target of the electrocardiograph 1 according to this embodiment is the peak of the R wave.

図３には自乗ＥＣＧ信号の例が示されている。自乗ＥＣＧ信号５２は、ＥＣＧ信号５０を自乗したものであるため、ノイズレベルに対する信号レベルの比率を表す信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）が大きくなる。 An example of a squared ECG signal is shown in FIG. Since the squared ECG signal 52 is the ECG signal 50 squared, the signal-to-noise ratio (S/N ratio), which represents the ratio of signal level to noise level, is increased.

図４には微分・自乗ＥＣＧ信号の例が示されている。図４には、微分・自乗ＥＣＧ信号５４と共に、判定値Ｔを示す直線およびサンプル点Ｐ１～Ｐ３が示されている。 FIG. 4 shows an example of a differential-squared ECG signal. FIG. 4 shows the differential/squared ECG signal 54 as well as a straight line indicating the determination value T and the sample points P1 to P3.

上記のように、ゼロクロスタイミング検出部２２は、微分・自乗ＥＣＧ信号５４の最新のサンプル値が判定値Ｔ未満であり、最新のサンプル値よりもｋ個だけ前のサンプル値が判定値Ｔ以上であるという条件が成立したときに、最新のサンプル値が微分演算部２０から出力されたタイミングをゼロクロスタイミングとして検出する。図４に示される例において、ｋ＝１とした場合、およびｋ＝２とした場合のいずれの場合においても、最新のサンプル値Ｐ３のタイミングがゼロクロスタイミングとして検出される。すなわち、ｋ＝１の場合には、最新のサンプル値Ｐ３が判定値Ｔ未満であり、１つ前のサンプル値Ｐ２が判定値Ｔ以上であるという判断がされる。この判断に基づき、サンプル値Ｐ３のタイミングがゼロクロスタイミングとして検出される。ｋ＝２の場合には、最新のサンプル値Ｐ３が判定値Ｔ未満であり、２つ前のサンプル値Ｐ１が判定値Ｔ以上であるという判断がされる。この判断に基づき、サンプル値Ｐ３のタイミングがゼロクロスタイミングとして検出される。 As described above, the zero-cross timing detector 22 determines that the latest sample value of the differential/squared ECG signal 54 is less than the judgment value T, and the sample value that is k samples before the latest sample value is equal to or greater than the judgment value T. The timing at which the latest sample value is output from the differential operation unit 20 when the condition that there is one is satisfied is detected as the zero-cross timing. In the example shown in FIG. 4, the timing of the latest sample value P3 is detected as the zero-cross timing in both cases of k=1 and k=2. That is, when k=1, it is determined that the latest sample value P3 is less than the judgment value T and the previous sample value P2 is the judgment value T or more. Based on this judgment, the timing of the sample value P3 is detected as the zero cross timing. When k=2, it is determined that the latest sample value P3 is less than the judgment value T and the sample value P1 two samples before is the judgment value T or more. Based on this judgment, the timing of the sample value P3 is detected as the zero cross timing.

本実施形態に係る心電計１は、ＥＣＧ信号から自乗ＥＣＧ信号を生成し、Ｓ／Ｎ比を向上させた上で微分・自乗ＥＣＧ信号を生成する。微分・自乗ＥＣＧ信号は、自乗ＥＣＧ信号の時間変化率を示す信号である。そのため、微分・自乗ＥＣＧ信号のレベルは、自乗ＥＣＧに含まれるノイズレベルの影響を受け難く、さらには、微分・自乗ＥＣＧ信号のゼロクロスタイミングもまた、ノイズレベルの影響を受け難い。したがって、本実施形態に係る心電計１によれば、ＥＣＧ信号にピークが現れるタイミングが高精度で検出される。 The electrocardiograph 1 according to this embodiment generates a squared ECG signal from an ECG signal, improves the S/N ratio, and then generates a differential/squared ECG signal. The differential/squared ECG signal is a signal that indicates the time rate of change of the squared ECG signal. Therefore, the level of the differential/square ECG signal is less likely to be affected by the noise level contained in the squared ECG, and the zero-crossing timing of the differential/square ECG signal is also less likely to be affected by the noise level. Therefore, according to the electrocardiograph 1 according to the present embodiment, the timing at which the peak appears in the ECG signal can be detected with high accuracy.

１心電計、１０ＥＣＧ信号生成部、１２入力回路、１４Ａ／Ｄ変換部、１６ＥＣＧピーク検出部、１８自乗演算部、２０微分演算部、２２ゼロクロスタイミング検出部、２４心拍間隔演算部、５０ＥＣＧ信号、５２自乗ＥＣＧ信号、５４微分・自乗ＥＣＧ信号、Ｅ１～Ｅ３電極。
1 electrocardiograph, 10 ECG signal generation unit, 12 input circuit, 14 A/D conversion unit, 16 ECG peak detection unit, 18 square operation unit, 20 differentiation operation unit, 22 zero cross timing detection unit, 24 heartbeat interval operation unit, 50 ECG signals, 52 squared ECG signals, 54 differential and squared ECG signals, E1-E3 electrodes.

Claims

a squaring unit for squaring an ECG signal to generate a squared ECG signal;
a differential operation unit that performs differential operation on the squared ECG signal to generate a differential/squared ECG signal;
a zero-cross timing detector that detects the zero-cross timing of the differential/squared ECG signal;
An ECG peak detection device comprising:

The ECG peak detection device of claim 1, wherein
Each of the squaring unit, the differential operation unit, and the zero-cross timing detection unit processes the sampled signal,
The zero-cross timing detection unit performs a detection process for detecting zero-cross timing on the sample values of the differential/squared ECG signal sequentially generated in time series by the differential operation unit,
The detection process includes
The timing at which the latest sample value is obtained when the sample value a predetermined number before the latest sample value is equal to or greater than a predetermined judgment value and the latest sample value is less than the judgment value is defined as the zero-crossing timing. An ECG peak detection device, characterized in that it includes processing for detecting.