WO2017150156A1 - 心拍検出方法および心拍検出装置 - Google Patents

心拍検出方法および心拍検出装置 Download PDF

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松浦　伸昭
啓 桑原
小笠原　隆行
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日本電信電話株式会社
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    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal

Definitions

  • the present invention relates to a technique for extracting biological information such as a heartbeat interval (RR interval) from an electrocardiogram waveform, and more particularly, a heartbeat detection method and a heartbeat detection device for detecting a heartbeat while acquiring an electrocardiogram waveform in real time. It is about.
  • RR interval heartbeat interval
  • the heart rate or its variation is biometric information obtained from ECG (Electrocardiogram), which is used as an index of exercise intensity in sports-related fields, and is used for evaluation of autonomic function in daily life and rest.
  • ECG Electrocardiogram
  • the ECG waveform is obtained by observing the electrical activity of the heart, and is measured by attaching electrodes to the body surface.
  • ECG waveform induction methods i.e., electrode arrangements. If electrodes are arranged so as to sandwich the heart, such as the left and right chests, a stable waveform with a large amplitude can be obtained.
  • data processing such as heartbeat detection is performed on an ECG waveform
  • the ECG waveform is treated as a discrete data string sampled at a constant time interval.
  • FIG. 9 shows an example of a general ECG waveform.
  • the ECG waveform is composed of a continuous heartbeat waveform, and one heartbeat waveform is composed of components such as a P wave, a Q wave, an R wave, an S wave, and a T wave that reflect the activities of the atrium and the ventricle.
  • the R wave is accompanied by ventricular contraction (ventricular muscle depolarization), and the amplitude is large. Therefore, the heartbeat is often detected using the R wave as a guide.
  • it is easy to detect a heartbeat by taking a time difference of a sampling data string of an ECG waveform to make a sharp change from an R wave to an S wave stand out in a peak shape.
  • the interval between heartbeats for each beat is called an RR interval, and is treated as a primary index of heartbeat variability.
  • Patent Document 1 discloses a configuration for removing perturbation of the baseline of the ECG waveform.
  • Patent Document 2 discloses a configuration for recognizing an R wave with a threshold value based on the amplitude of peaks and valleys of the waveform.
  • Non-Patent Document 1 describes a method for obtaining an RR interval or the like based on a change in a value obtained by time difference of an ECG waveform. Specifically, the absolute value of the difference between the (n + 1) th sampling value and the (n-1) th sampling value is taken, the time when the value exceeds a certain threshold value is recorded, and two consecutive threshold values are exceeded. The time interval is the RR interval.
  • the heartbeat detection method as described above has the following problems.
  • the method of detecting the heartbeat based on the time difference value exceeding a certain threshold using the time difference value of the ECG waveform the heartbeat with a small amplitude of the time difference value is missed, or noise that is not a heartbeat is detected as the heartbeat. It may cause mistakes such as erroneous detection.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a problem of a related heartbeat detection method, and is a diagram showing a part of sampling data of an ECG waveform.
  • the horizontal axis represents time
  • the vertical axis represents the cardiac potential [ ⁇ V].
  • FIG. 11 is a diagram showing the time difference value “(n + 1) th sampling value ⁇ (n ⁇ 1) th sampling value” of the ECG waveform of FIG. 10, where the horizontal axis represents time and the vertical axis represents the difference in cardiac potential. The value [ ⁇ V].
  • the ⁇ mark 11 indicates the heartbeat time detected based on the threshold value TH for the downward peak in accordance with the method of Non-Patent Document 1, and the RR interval [ms] based thereon. ing.
  • the ECG waveform of FIG. 10 the fluctuation of the base line and the superimposition of noise are observed.
  • a peak with a small amplitude is missed (12 places in FIG. 11), or noise is picked up as a heartbeat ( ⁇ mark 13 in FIG. 11).
  • JP 2002-78695 A Japanese Patent Laid-Open No. 2003-561
  • the present invention has been made in view of the above points, and can accurately detect a heartbeat and its time even from ECG waveform data in which the amplitude varies or noise is superimposed.
  • An object is to provide a heart rate detection method and a heart rate detection device.
  • the heart rate detection method of the present invention includes a first step of calculating a time difference value of sampling data for each sampling time from a sampling data string of an electrocardiogram waveform of a living body, and the time difference value is calculated using a first FIFO buffer and a second FIFO buffer.
  • the difference value Ma between the minimum value M detected in the fourth step and the output value a of the first FIFO buffer is sampled. It was calculated for each ring time, when the difference value M-a is not less than the threshold value and is characterized in that it comprises a fifth step of the heartbeat time the sampling time of the output values a.
  • the heartbeat detection device of the present invention includes a time difference value calculation unit configured to calculate a time difference value of sampling data for each sampling time from a sampling data string of a living body's electrocardiogram waveform, and the time difference value calculation unit.
  • the first FIFO buffer and the second FIFO buffer configured to receive the time difference value calculated by the first FIFO buffer, and the third FIFO buffer configured to input the output of the second FIFO buffer.
  • a fourth FIFO buffer configured to receive the output of the third FIFO buffer as input, the time difference value stored in the second FIFO buffer, and the fourth FIFO buffer.
  • a minimum value detecting unit configured to detect a minimum value M of the time difference values at each sampling time; and the minimum value A difference value Ma between the minimum value M detected at the output unit and the output value a of the first FIFO buffer is calculated at each sampling time, and when the difference value Ma is equal to or greater than a threshold value, the output And a heartbeat time determination unit configured to set the sampling time of the value a as the heartbeat time.
  • the time difference value of the sampling data is calculated for each sampling time from the sampling data string of the electrocardiogram waveform, the time difference value is input to the first FIFO buffer and the second FIFO buffer, and further the second The output of the FIFO buffer is input to the third FIFO buffer, the output of the third FIFO buffer is input to the fourth FIFO buffer, the time difference value stored in the second FIFO buffer, and the fourth FIFO buffer
  • the minimum value M of the time difference values stored in is detected and the difference value Ma between the minimum value M and the output value a of the first FIFO buffer is equal to or greater than the threshold value
  • the sampling time of the output value a Is the heartbeat time.
  • the time difference value of the sampling data of the electrocardiogram waveform derived from the R wave has a sharp downward peak and protrudes from the surroundings.
  • the peak derived from the R wave can be accurately detected by confirming the clearance of the time difference value of the sampling data in the peripheral region with respect to this peak.
  • an accurate detection with sensitivity to width and resistance to amplitude fluctuation is performed on the peak derived from the R wave of the time difference value while processing the sampling data string of the electrocardiogram waveform in real time. be able to.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a heartbeat detecting apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart for explaining a heartbeat detecting method according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 shows the difference between the minimum value of the time difference value stored in the second FIFO buffer and the time difference value stored in the fourth FIFO buffer and the output value of the first FIFO buffer. It is the figure plotted above.
  • FIG. 4 is an enlarged view of a portion that fails to detect the R wave by the related heartbeat detection method.
  • FIG. 5 is an enlarged view of a portion in which noise is erroneously detected as an R wave by the related heartbeat detection method.
  • FIG. 6 is a flowchart for explaining the threshold value initial value setting process of the heartbeat detecting method according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a flowchart for explaining threshold value update processing of the heartbeat detection method according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a block diagram showing an example of the configuration of a computer that implements the heartbeat detecting device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of an electrocardiogram waveform.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of sampling data of an electrocardiogram waveform.
  • FIG. 11 is a diagram showing a time difference value of the electrocardiogram waveform of FIG.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a heartbeat detecting apparatus according to a first embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a flowchart for explaining a heartbeat detecting method according to the present embodiment.
  • the heartbeat detecting device includes an electrocardiograph 1 that outputs an ECG waveform sampling data string, a storage unit 2 that stores an ECG waveform sampling data string and sampling time information, and sampling data from the ECG waveform sampling data string.
  • a time difference value calculation unit 3 that calculates a time difference value at each sampling time, and a FIFO buffer (First In, First Out) 4-1 and a FIFO buffer 4 that receive the time difference value calculated by the time difference value calculation unit 3 as input.
  • a FIFO buffer 4-3 that receives the output of the FIFO buffer 4-2
  • the FIFO buffer 4-4 that receives the output of the FIFO buffer 4-3
  • the minimum value M of the difference value and the time difference value stored in the FIFO buffer 4-4 is detected at each sampling time.
  • the heartbeat time determination unit 6 uses the sampling time of the output value a as the heartbeat time. And.
  • the heartbeat detection method of this embodiment will be described.
  • a procedure for detecting one heartbeat and obtaining the heartbeat time will be described.
  • time-series data of the heartbeat time can be obtained.
  • the data string obtained by sampling the ECG waveform is D (i).
  • the electrocardiograph 1 measures an ECG waveform of a living body (human body) (not shown) and outputs a sampling data string D (i) of the ECG waveform. At this time, the electrocardiograph 1 adds the sampling time information to each sampling data and outputs it. Since a specific method for measuring an ECG waveform is a well-known technique, detailed description thereof is omitted.
  • the storage unit 2 stores the sampling data string D (i) of the ECG waveform output from the electrocardiograph 1 and information on the sampling time.
  • the time difference value calculation unit 3 inputs the calculated time difference value Y (i) to the FIFO buffer 4-1 for each sampling time (step S3 in FIG. 2).
  • the input value is held in the FIFO buffer 4-1, and the time corresponding to the size of the FIFO buffer 4-1 (the delay time from when the time difference value is input to the FIFO buffer 4-1 until it is output). ) Will be used for evaluation.
  • the time difference value calculation unit 3 inputs the calculated time difference value Y (i) to the FIFO buffer 4-2 (step S4 in FIG. 2).
  • the data acquisition interval may be as coarse as about 10 ms. Therefore, for example, if the sampling interval of the ECG waveform is 5 ms, the time difference value calculation unit 3 may input the time difference value to the FIFO buffer 4-2 once every two samplings.
  • the output of the FIFO buffer 4-2 is input to the FIFO buffer 4-3 (step S5 in FIG. 2), and the output of the FIFO buffer 4-3 is input to the FIFO buffer 4-4 (step S6 in FIG. 2).
  • the FIFO buffers 4-2 to 4-4 are for obtaining the minimum value (floor level) of the time difference value in a certain time range.
  • the time interval L3 corresponding to the size of the FIFO buffer 4-3 (the delay time from when the time difference value is input to the FIFO buffer 4-3 until it is output) is the width of the peak derived from the R wave (approximately about 10 ms). For example, about 25 ms is preferable.
  • the time interval L2 (delay time from when the time difference value is input to the FIFO buffer 4-2 until it is output) corresponding to the size of the FIFO buffer 4-2, and the size of the FIFO buffer 4-4.
  • the range of ⁇ (L2 + L3 / 2) to ⁇ (L3 / 2) and (L3 / 2) to (L3 / 2) to (F3) with respect to the output time of the FIFO buffer 4-1 For the range of (L2 + L3 / 2), it can be evaluated whether the output value a is smaller than the minimum value M by a threshold value X or more.
  • the minimum value detection unit 5 detects the minimum value M of the time difference value stored in the FIFO buffer 4-2 and the time difference value stored in the FIFO buffer 4-4 for each sampling time (step S7 in FIG. 2). ).
  • the output value a is a time difference value that is past the time interval L1 from the latest time difference value calculated by the time difference value calculation unit 3, and information on the sampling time of the output value a is acquired from the storage unit 2. Is possible.
  • FIG. 3 is a diagram in which the difference value (M ⁇ a) between the minimum value M and the output value a of the FIFO buffer 4-1 is plotted on the time axis with respect to the sampling data of the ECG waveform shown in FIG.
  • the value of (M ⁇ a) has a sharp upward peak in accordance with the R wave, and is almost close to 0 or a negative value except for the R wave. Therefore, the R wave can be detected by detecting the time point when the value of (M ⁇ a) becomes equal to or greater than the threshold value X.
  • a circle 30 in FIG. 3 indicates the heartbeat time detected by the equation (2) and the RR interval [ms]. It can be seen that according to the method of the present embodiment, the R wave can be accurately detected.
  • the heartbeat time correction unit 7 in the heartbeat time determination unit 6 includes the output value a of the FIFO buffer 4-1, the value b after one sampling of the output value a stored in the FIFO buffer 4-1, It is determined whether the increase / decrease in the value c after the 2-sampling of the output value a stored in the FIFO buffer 4-1, that is, the increase / decrease of the three consecutive values is reversed (step S10 in FIG. 2). Specifically, the heartbeat time correction unit 7 evaluates the authenticity of Expression (3). (Ba) ⁇ (cb) ⁇ 0 (3)
  • the heartbeat time correcting unit 7 determines a peak having an apex at the value b after one sampling of the output value a of the FIFO buffer 4-1, as derived from the R wave. A peak is determined, and the sampling time of the value b is determined as the heartbeat time instead of the heartbeat time determined in step S9 (step S11 in FIG. 2).
  • Expression (2) is satisfied for the output value a of the FIFO buffer 4-1
  • Expression (3) is satisfied
  • Mb ⁇ X is also satisfied for the value b. That is, the sampling time of the value b is more appropriate as the heartbeat time than the sampling time of the output value a.
  • the heartbeat time can be specified more finely.
  • the heartbeat time is determined by the process of step S9.
  • the formula (2) is satisfied and the formula (3) Is established by the process of step S11, and the heartbeat time is fixed.
  • the peak derived from the R wave in the time difference value is a downwardly convex peak
  • the value b is true even when the peak is an upwardly convex b. In the case of an upwardly convex peak as the apex, this is not a problem because it always becomes false in the equation (2).
  • steps S8 and S10 are no, the process returns to step S1 to move the processing target to the sampling data D (i) at the next sampling time. Similarly, when the heartbeat time is determined in step S11, the process returns to step S1 and the processing target is moved to the sampling data D (i) at the next sampling time. In this way, by repeating the processes of steps S1 to S11, time-series data of heartbeat time is obtained.
  • FIG. 4 is an enlarged view of a portion (12 locations in FIG. 11) in which the R wave is not detected by the related heartbeat detection method described in FIG.
  • the time range is -112.5 ms to -12.5 ms (the time range determined by L4 + L3 / 2) and the height is X.
  • A1 and a clearance A2 having a height of X with a time range of 12.5 ms to 112.5 ms (a time range determined by L2 + L3 / 2) are set. That is, the peak of the time difference value having such clearances A1 and A2 is detected as an R wave.
  • FIG. 5 is an enlarged view of a portion (13 portions in FIG. 11) in which noise is erroneously detected as an R wave by the related heartbeat detection method described in FIG.
  • a range of A1 and A2 is set for the peak of the time difference value at the position 13 in FIG. 5, and surrounding noise is included in this range. Has entered, and the clearance is not secured (formula (2) is not established). Therefore, according to the method of the present embodiment, the peak at position 13 is not detected as an R wave.
  • ⁇ is a predetermined coefficient (0 ⁇ ⁇ 1).
  • the heartbeat time determination unit 6 uses ( Mb ) ave as the average value of each value of (Mb) when the heartbeat has been detected so far, and uses the equation (5) ) May be used to update the threshold value X. Thereby, the transition of the threshold value X can be stabilized.
  • the storage unit 2 the time difference value calculation unit 3, the FIFO buffers 4-1 to 4-4, the minimum value detection unit 5, the heartbeat time determination unit 6, and the heartbeat time correction unit 7 of the heartbeat detection device described in the first embodiment.
  • An example of the configuration of this computer is shown in FIG.
  • the computer includes a CPU 40, a storage device 41, and an interface device (hereinafter abbreviated as I / F) 42.
  • I / F interface device
  • An electrocardiograph 1 or the like is connected to the I / F 42.
  • the program for realizing the heartbeat detection method of the present invention is provided in a state of being recorded on a recording medium such as a flexible disk, a CD-ROM, a DVD-ROM, or a memory card, and is stored in the storage device 41.
  • a recording medium such as a flexible disk, a CD-ROM, a DVD-ROM, or a memory card
  • the CPU 40 executes the processing described in the first embodiment according to the program stored in the storage device 41.
  • the present invention can be applied to a technique for detecting a heartbeat of a living body.
  • SYMBOLS 1 Electrocardiograph, 2 ... Memory

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Abstract

心拍検出装置は、心電図波形のサンプリングデータの時間差分値を算出する時間差分値算出部（３）と、時間差分値を入力とするＦＩＦＯバッファ（４－１）およびＦＩＦＯバッファ（４－２）と、ＦＩＦＯバッファ（４－２）の出力を入力とするＦＩＦＯバッファ（４－３）と、ＦＩＦＯバッファ（４－３）の出力を入力とするＦＩＦＯバッファ（４－４）と、ＦＩＦＯバッファ（４－２）に格納された時間差分値およびＦＩＦＯバッファ（４－４）に格納された時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出する最小値検出部（５）と、最小値ＭとＦＩＦＯバッファ（４－１）の出力値ａとの差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする心拍時刻決定部（６）とを備えている。

Description

心拍検出方法および心拍検出装置
　本発明は、心電図波形から心拍間隔（Ｒ－Ｒ間隔）などの生体情報を抽出するための技術に係り、特に心電図波形をリアルタイムに取得しながら心拍を検出するための心拍検出方法および心拍検出装置に関するものである。
　心拍数あるいはその変動はＥＣＧ（Electrocardiogram、心電図）から得られる生体情報であり、スポーツ関連の分野においては運動強度の指標となるとともに、日常生活や安静状態においては自律神経機能の評価などに活用される。ＥＣＧ波形は、心臓の電気的な活動を観測したものであり、電極を体表面に取り付けて計測する。ＥＣＧ波形の誘導法、すなわち電極の配置には様々な種類があるが、例えば左右の胸部など、心臓を挟むように電極を配すると振幅の大きい安定した波形が得られる。ＥＣＧ波形に対し心拍検出などのデータ処理を行う際には、ＥＣＧ波形は一定の時間間隔でサンプリングされた離散的なデータ列として扱われる。
　図９に、一般的なＥＣＧ波形の例を示す。ＥＣＧ波形は、連続した心拍の波形からなり、１つの心拍波形は、それぞれ心房や心室の活動を反映したＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波等の成分からなっている。そのうち、心室の収縮（心室筋の脱分極）に伴うものがＲ波であり、振幅も大きいため、心拍の検出はＲ波を目安にして行われることが多い。特に、ＥＣＧ波形のサンプリングデータ列の時間差分を取ることにより、Ｒ波からＳ波への急峻な変化をピーク状に浮き立たせると、心拍を検出しやすくなる。１拍毎の心拍の間隔は、Ｒ－Ｒ間隔と称され、心拍変動の１次指標として扱われる。
　関連する心拍検出方法として、以下のような文献が公知である。特許文献１には、ＥＣＧ波形の基線の搖動を除去するための構成が開示されている。また、特許文献２には、波形の山と谷との振幅に基づいた閾値でＲ波を認識する構成が開示されている。
　非特許文献１には、ＥＣＧ波形を時間差分した値の変化をもとにＲ－Ｒ間隔などを求める方法が記載されている。具体的には、（ｎ＋１）番目のサンプリング値と（ｎ－１）番目のサンプリング値との差の絶対値をとり、その値がある閾値を超えた時刻を記録し、連続する２つの閾値越え時刻の間隔をＲ－Ｒ間隔としている。
　しかしながら、上記のような心拍検出方法には次のような問題点があった。ＥＣＧ波形の時間差分値を用い、時間差分値がある閾値を超えたことに基づいて心拍を検出する方法では、時間差分値の振幅が小さい心拍を取りこぼす、あるいは、心拍ではないノイズを心拍と誤って検出する、といったミスを引き起こすことがある。
　図１０は、関連する心拍検出方法の問題点を説明する図であり、ＥＣＧ波形のサンプリングデータの一部を示す図である。図１０の横軸は時間、縦軸は心電位［μＶ］である。
　図１１は、図１０のＥＣＧ波形の時間差分値「（ｎ＋１）番目のサンプリング値－（ｎ－１）番目のサンプリング値」を示す図であり、横軸は時間、縦軸は心電位の差分値［μＶ］である。ＥＣＧ波形の時間差分をとることで、Ｒ波～Ｓ波の急峻な心電位の低下に伴う下向きのピークが、心拍のリズムに沿って出現しているのが見て取れる。
　また、図１１中の◆印１１は、非特許文献１の方法に則って、上記の下向きのピークに対する閾値ＴＨに基づいて検出した心拍時刻と、それに基づくＲ－Ｒ間隔［ｍｓ］とを示している。
　図１０のＥＣＧ波形には、基線の搖動やノイズの重畳がみられる。その結果、図１１では、振幅の小さいピークを検出し損ねたり（図１１中の１２の箇所）、ノイズを心拍として拾ったり（図１１中の◆印１３）してしまっている。
特開２００２－７８６９５号公報 特開２００３－５６１号公報
"ECG Implementation on the TMS320C5515 DSP Medical Development Kit (MDK) with the ADS1298 ECG-FE"，Texas Instruments Incorporated，＜http://www.ti.com/lit/an/sprabj1/sprabj1.pdf＞，2011
　本発明は、上記のような点に鑑みてなされたものであり、振幅が変動したり、ノイズが重畳したりしているＥＣＧ波形データからでも、心拍およびその時刻を的確に検出することができる心拍検出方法および心拍検出装置を提供することを目的とする。
　本発明の心拍検出方法は、生体の心電図波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出する第１のステップと、前記時間差分値を第１のＦＩＦＯバッファおよび第２のＦＩＦＯバッファに入力する第２のステップと、前記第２のＦＩＦＯバッファの出力を第３のＦＩＦＯバッファに入力し、この第３のＦＩＦＯバッファの出力を第４のＦＩＦＯバッファに入力する第３のステップと、前記第２のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値および前記第４のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出する第４のステップと、前記第４のステップで検出した最小値Ｍと前記第１のＦＩＦＯバッファの出力値ａとの差分値Ｍ－ａをサンプリング時刻ごとに算出し、この差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、前記出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする第５のステップとを含むことを特徴とするものである。
　また、本発明の心拍検出装置は、生体の心電図波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出するように構成された時間差分値算出部と、この時間差分値算出部が算出した時間差分値を入力とするように構成された第１のＦＩＦＯバッファおよび第２のＦＩＦＯバッファと、前記第２のＦＩＦＯバッファの出力を入力とするように構成された第３のＦＩＦＯバッファと、前記第３のＦＩＦＯバッファの出力を入力とするように構成された第４のＦＩＦＯバッファと、前記第２のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値および前記第４のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出するように構成された最小値検出部と、前記最小値検出部で検出された最小値Ｍと前記第１のＦＩＦＯバッファの出力値ａとの差分値Ｍ－ａをサンプリング時刻ごとに算出し、この差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、前記出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とするように構成された心拍時刻決定部とを備えることを特徴とするものである。
　本発明によれば、心電図波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出し、時間差分値を第１のＦＩＦＯバッファおよび第２のＦＩＦＯバッファに入力し、さらに第２のＦＩＦＯバッファの出力を第３のＦＩＦＯバッファに入力し、第３のＦＩＦＯバッファの出力を第４のＦＩＦＯバッファに入力して、第２のＦＩＦＯバッファに格納された時間差分値および第４のＦＩＦＯバッファに格納された時間差分値のうちの最小値Ｍを検出し、最小値Ｍと第１のＦＩＦＯバッファの出力値ａとの差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする。Ｒ波に由来する心電図波形のサンプリングデータの時間差分値は、下向きの鋭いピークを持ち、周囲に対して突出している。本発明では、このピークに対して、その周辺領域のサンプリングデータの時間差分値のクリアランスを確認することで、Ｒ波由来のピークを的確に検出できる。その結果、本発明では、心電図波形のサンプリングデータ列をリアルタイムに処理しながら、その時間差分値のＲ波由来のピークに対し、幅に対する感度と振幅変動に対する耐性を持たせた的確な検出を行うことができる。
図１は、本発明の第１の実施例に係る心拍検出装置の構成を示すブロック図である。 図２は、本発明の第１の実施例に係る心拍検出方法を説明するフローチャートである。 図３は、第２のＦＩＦＯバッファに格納された時間差分値および第４のＦＩＦＯバッファに格納された時間差分値のうちの最小値と、第１のＦＩＦＯバッファの出力値との差を時間軸上にプロットした図である。 図４は、関連する心拍検出方法でＲ波を検出し損ねている部分を拡大した図である。 図５は、関連する心拍検出方法でノイズをＲ波と誤って検出している部分を拡大した図である。 図６は、本発明の第１の実施例に係る心拍検出方法の閾値の初期値設定処理を説明するフローチャートである。 図７は、本発明の第１の実施例に係る心拍検出方法の閾値の更新処理を説明するフローチャートである。 図８は、本発明の第１の実施例に係る心拍検出装置を実現するコンピュータの構成例を示すブロック図である。 図９は、心電図波形の例を示す図である。 図１０は、心電図波形のサンプリングデータの１例を示す図である。 図１１は、図１０の心電図波形の時間差分値を示す図である。
［第１の実施例］
　以下、本発明の実施例について図面を参照して説明する。図１は本発明の第１の実施例に係る心拍検出装置の構成を示すブロック図、図２は本実施例に係る心拍検出方法を説明するフローチャートである。心拍検出装置は、ＥＣＧ波形のサンプリングデータ列を出力する心電計１と、ＥＣＧ波形のサンプリングデータ列とサンプリング時刻の情報とを記憶する記憶部２と、ＥＣＧ波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出する時間差分値算出部３と、時間差分値算出部３が算出した時間差分値を入力とするＦＩＦＯバッファ（First In,First Out）４－１およびＦＩＦＯバッファ４－２と、ＦＩＦＯバッファ４－２の出力を入力とするＦＩＦＯバッファ４－３と、ＦＩＦＯバッファ４－３の出力を入力とするＦＩＦＯバッファ４－４と、ＦＩＦＯバッファ４－２に格納された時間差分値およびＦＩＦＯバッファ４－４に格納された時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出する最小値検出部５と、最小値ＭとＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａとの差分値Ｍ－ａが閾値Ｘ以上のときに、出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする心拍時刻決定部６とを備えている。
　以下、本実施例の心拍検出方法を説明する。ここでは、１つの心拍を検出し、その心拍時刻を得るまでの手順を説明する。このような心拍時刻の算出をＥＣＧ波形データの期間にわたって繰り返すことによって、心拍時刻の時系列データが得られる。
　本実施例では、ＥＣＧ波形をサンプリングしたデータ列をＤ（ｉ）とする。ｉ（ｉ＝１，２，…）は１サンプリングのデータに付与される番号である。番号ｉが大きくなる程、サンプリング時刻が後になることは言うまでもない。
　心電計１は、図示しない生体（人体）のＥＣＧ波形を測定し、ＥＣＧ波形のサンプリングデータ列Ｄ（ｉ）を出力する。このとき、心電計１は、各サンプリングデータにサンプリング時刻の情報を付加して出力する。なお、ＥＣＧ波形の具体的な測定方法は周知の技術であるので、詳細な説明は省略する。
　記憶部２は、心電計１から出力されたＥＣＧ波形のサンプリングデータ列Ｄ（ｉ）とサンプリング時刻の情報とを記憶する。
　時間差分値算出部３は、サンプリングデータＤ（ｉ）の時間差分値Ｙ（ｉ）を算出するため、サンプリングデータＤ（ｉ）の１サンプリング後のデータＤ（ｉ＋１）と１サンプリング前のデータＤ（ｉ－１）とを記憶部２から取得する（図２ステップＳ１）。そして、時間差分値算出部３は、サンプリングデータＤ（ｉ）の時間差分値Ｙ（ｉ）を次式のようにサンプリング時刻ごとに算出する（図２ステップＳ２）。
　Ｙ（ｉ）＝Ｄ（ｉ＋１）－Ｄ（ｉ－１）　　　　　　　・・・（１）
　時間差分値算出部３は、算出した時間差分値Ｙ（ｉ）をサンプリング時刻ごとにＦＩＦＯバッファ４－１に入力する（図２ステップＳ３）。入力された値は、ＦＩＦＯバッファ４－１内に保持され、ＦＩＦＯバッファ４－１の大きさに相当する時間（時間差分値がＦＩＦＯバッファ４－１に入力されてから出力されるまでの遅延時間）の後、評価に用いられることになる。
　また、時間差分値算出部３は、算出した時間差分値Ｙ（ｉ）をＦＩＦＯバッファ４－２に入力する（図２ステップＳ４）。ただし、データの取得間隔は１０ｍｓ程度に粗くしておいて差し支えない。したがって、例えばＥＣＧ波形のサンプリング間隔が５ｍｓであれば、時間差分値算出部３は、２サンプリングに１回、時間差分値をＦＩＦＯバッファ４－２に入力すればよい。
　ＦＩＦＯバッファ４－２の出力はＦＩＦＯバッファ４－３に入力され（図２ステップＳ５）、ＦＩＦＯバッファ４－３の出力はＦＩＦＯバッファ４－４に入力される（図２ステップＳ６）。ＦＩＦＯバッファ４－２～４－４は、一定の時間範囲での時間差分値の最小値（フロアレベル）を求めるためのものである。
　ＦＩＦＯバッファ４－３の大きさに相当する時間間隔Ｌ３（時間差分値がＦＩＦＯバッファ４－３に入力されてから出力されるまでの遅延時間）は、Ｒ波由来のピークの幅（概ね１０ｍｓ程度である）に対して十分広くしておく必要があり、２５ｍｓ程度が好ましい。また、ＦＩＦＯバッファ４－２の大きさに相当する時間間隔Ｌ２（時間差分値がＦＩＦＯバッファ４－２に入力されてから出力されるまでの遅延時間）、およびＦＩＦＯバッファ４－４の大きさに相当する時間間隔Ｌ４（時間差分値がＦＩＦＯバッファ４－４に入力されてから出力されるまでの遅延時間で、Ｌ２＝Ｌ４）は、１００ｍｓ程度が適当である。また、ＦＩＦＯバッファ４－１の大きさに相当する時間間隔Ｌ１は、Ｌ１＝Ｌ２＋Ｌ３／２とすればよい。したがって、上記の数値例で言えば、Ｌ１は１１２．５ｍｓとなる。Ｌ１＝Ｌ２＋Ｌ３／２かつＬ２＝Ｌ４とすることにより、ＦＩＦＯバッファ４－１の出力の時刻に対して、－（Ｌ２＋Ｌ３／２）～－（Ｌ３／２）の範囲と（Ｌ３／２）～（Ｌ２＋Ｌ３／２）の範囲について、出力値ａが最小値Ｍよりも閾値Ｘ以上小さいかどうかを評価することができる。
　最小値検出部５は、ＦＩＦＯバッファ４－２に格納された時間差分値およびＦＩＦＯバッファ４－４に格納された時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出する（図２ステップＳ７）。
　心拍時刻決定部６は、最小値検出部５が検出した最小値ＭとＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａとの差分値Ｍ－ａをサンプリング時刻ごとに算出し、この差分値Ｍ－ａが閾値Ｘ以上の場合、すなわち式（２）が真となった場合（図２ステップＳ８においてｙｅｓ）、出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする（図２ステップＳ９）。
　Ｍ－ａ≧Ｘ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（２）
　なお、出力値ａは、時間差分値算出部３が算出した最新の時間差分値よりも時間間隔Ｌ１だけ過去の時間差分値であり、この出力値ａのサンプリング時刻の情報は記憶部２から取得することが可能である。
　図３は、図１０に示したＥＣＧ波形のサンプリングデータに関して、最小値ＭとＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａとの差（Ｍ－ａ）の値を時間軸上にプロットした図である。（Ｍ－ａ）の値は、Ｒ波に合わせて上向きの鋭いピークを持ち、Ｒ波以外のところでは概ね０に近いかマイナスの値になる。したがって、（Ｍ－ａ）の値が閾値Ｘ以上となった時点を検出することで、Ｒ波を検出することができる。図３中の○印３０は、式（２）により検出した心拍時刻とＲ－Ｒ間隔［ｍｓ］とを示している。本実施例の方法によれば、Ｒ波を的確に検出できていることが分かる。
　さらに、心拍時刻決定部６内の心拍時刻修正部７は、ＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａと、ＦＩＦＯバッファ４－１に格納されている、出力値ａの１サンプリング後の値ｂと、ＦＩＦＯバッファ４－１に格納されている、出力値ａの２サンプリング後の値ｃ、すなわち時間的に連続する３つの値の増減が反転しているかどうかを判定する（図２ステップＳ１０）。具体的には、心拍時刻修正部７は、式（３）の真偽を評価する。
　（ｂ－ａ）×（ｃ－ｂ）≦０　　　　　　　　　　　　・・・（３）
　心拍時刻修正部７は、式（３）が真であった場合（ステップＳ１０においてｙｅｓ）、ＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａの１サンプリング後の値ｂを頂点とするピークをＲ波由来のピークと判断し、ステップＳ９で決定された心拍時刻の代わりに、値ｂのサンプリング時刻を心拍時刻として確定する（図２ステップＳ１１）。ＦＩＦＯバッファ４－１の出力値ａについて式（２）が成立し、かつ式（３）が成立する場合、値ｂについても、Ｍ－ｂ≧Ｘが成立する。つまり、値ｂのサンプリング時刻は、出力値ａのサンプリング時刻よりも心拍時刻としてより適切である。こうして、本実施例では、より細かく心拍時刻を特定することができる。
　なお、式（２）が成立し、式（３）が成立しない場合でも、ステップＳ９の処理により心拍時刻が決定されるが、この心拍時刻は、式（２）が成立し、かつ式（３）が成立した時点で、ステップＳ１１の処理により修正され、心拍時刻が確定する。
　また、時間差分値におけるＲ波由来のピークは下に凸のピークであるのに対し、式（３）では値ｂを頂点とする上に凸のピークの場合も真となるが、値ｂを頂点とする上に凸のピークの場合、式（２）で必ず偽となるため、問題とはならない。
　ステップＳ８，Ｓ１０が判定ｎｏの場合には、ステップＳ１に戻り、次のサンプリング時刻のサンプリングデータＤ（ｉ）に処理対象を移す。同様に、ステップＳ１１で心拍時刻が確定した場合にもステップＳ１に戻り、次のサンプリング時刻のサンプリングデータＤ（ｉ）に処理対象を移せばよい。
　こうして、ステップＳ１～Ｓ１１の処理を繰り返すことで、心拍時刻の時系列データが得られる。
　図４は、図１１で説明した関連する心拍検出方法でＲ波を検出し損ねている部分（図１１中の１２の箇所）を拡大した図である。本実施例によれば、時間差分値のピークの頂点の時刻に対して、時刻の範囲が－１１２．５ｍｓ～－１２．５ｍｓ（Ｌ４＋Ｌ３／２で決まる時刻の範囲）で高さがＸというクリアランスＡ１と、時刻の範囲が１２．５ｍｓ～１１２．５ｍｓ（Ｌ２＋Ｌ３／２で決まる時刻の範囲）で高さがＸというクリアランスＡ２とが設定される。つまり、このようなクリアランスＡ１，Ａ２を有する時間差分値のピークをＲ波として検出するということである。
　一方、図５は、図１１で説明した関連する心拍検出方法でノイズをＲ波と誤って検出している部分（図１１中の１３の箇所）を拡大した図である。本実施例によれば、上記と同様に、図５の１３の位置にある時間差分値のピークの頂点に対して、Ａ１，Ａ２という範囲が設定されるが、この範囲の中に周辺のノイズが入り込んできており、クリアランスが確保されていない（式（２）が成立しない）。したがって、本実施例の方法に従えば、１３の位置にあるピークをＲ波として検出することはない。
　心拍時刻決定部６は、例えばＥＣＧ波形の取り始めの２秒間は心拍検出を行わず、その間の（Ｍ－ａ）の最大値を基に閾値Ｘの初期値を設定すればよい（図６ステップＳ１２，Ｓ１３）。ＥＣＧ波形の取り始めの２秒間の（Ｍ－ａ）の最大値を（Ｍ－ａ）maxとすれば、心拍時刻決定部６は、例えば次式により閾値Ｘの初期値を設定する。
　Ｘ＝α×（Ｍ－ａ）max　　　　　　　　　　　　　　 ・・・（４）
　αは予め定められた係数である（０＜α＜１）。このように、ＥＣＧ波形の取り始めの期間の（Ｍ－ａ）の値を用いることにより、ＥＣＧ波形を採取する電極の特性や個人差等によらず、閾値Ｘの初期値を適切に設定することができる。
　また、心拍時刻決定部６は、ステップＳ１０，Ｓ１１の処理で心拍を検出した際の（Ｍ－ｂ）の直近の平均値を用いて閾値Ｘを更新してもよい。直近の複数回（例えば５回）の心拍を検出した際の（Ｍ－ｂ）の各値の平均値を（Ｍ－ｂ）aveとすれば、心拍時刻決定部６は、例えば次式により閾値Ｘを更新する（図７ステップＳ１４，Ｓ１５）。
　Ｘ＝α×（Ｍ－ｂ）ave　　　　　　　　　　　　　　 ・・・（５）
　このような閾値Ｘの更新を行なうことで、ＥＣＧ波形のトレンドを反映することができる。また、心拍時刻決定部６は、ステップＳ８の判定を行なう際に、それまでに心拍を検出した際の（Ｍ－ｂ）の各値の平均値を（Ｍ－ｂ）aveとして、式（５）により閾値Ｘを更新してもよい。これにより、閾値Ｘの推移を安定化させることができる。
［第２の実施例］
　第１の実施例で説明した心拍検出装置の記憶部２と時間差分値算出部３とＦＩＦＯバッファ４－１～４－４と最小値検出部５と心拍時刻決定部６と心拍時刻修正部７とは、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、記憶装置及びインターフェースを備えたコンピュータと、これらのハードウェア資源を制御するプログラムによって実現することができる。このコンピュータの構成例を図８に示す。コンピュータは、ＣＰＵ４０と、記憶装置４１と、インターフェース装置（以下、Ｉ／Ｆと略する）４２とを備えている。Ｉ／Ｆ４２には、心電計１などが接続される。このようなコンピュータにおいて、本発明の心拍検出方法を実現させるためのプログラムは、フレキシブルディスク、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ－ＲＯＭ、メモリカードなどの記録媒体に記録された状態で提供され、記憶装置４１に格納される。ＣＰＵ４０は、記憶装置４１に記憶されたプログラムに従って第１の実施例で説明した処理を実行する。
　本発明は、生体の心拍を検出する技術に適用することができる。
　１…心電計、２…記憶部、３…時間差分値算出部、４－１～４－４…ＦＩＦＯバッファ、５…最小値検出部、６…心拍時刻決定部、７…心拍時刻修正部。

Claims (7)

  1. 　生体の心電図波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出する第１のステップと、
    　前記時間差分値を第１のＦＩＦＯバッファおよび第２のＦＩＦＯバッファに入力する第２のステップと、
    　前記第２のＦＩＦＯバッファの出力を第３のＦＩＦＯバッファに入力し、この第３のＦＩＦＯバッファの出力を第４のＦＩＦＯバッファに入力する第３のステップと、
    　前記第２のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値および前記第４のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出する第４のステップと、
    　前記第４のステップで検出した最小値Ｍと前記第１のＦＩＦＯバッファの出力値ａとの差分値Ｍ－ａをサンプリング時刻ごとに算出し、この差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、前記出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とする第５のステップとを含むことを特徴とする心拍検出方法。
  2. 　請求項１記載の心拍検出方法において、
    　前記出力値ａと、前記第１のＦＩＦＯバッファに格納されている、前記出力値ａの１サンプリング後の値ｂと、前記第１のＦＩＦＯバッファに格納されている、前記出力値ａの２サンプリング後の値ｃの３つの値の増減が、前記値ｂを境として反転しているときに、前記第５のステップで決定した心拍時刻の代わりに、前記値ｂのサンプリング時刻を心拍時刻として確定する第６のステップをさらに含むことを特徴とする心拍検出方法。
  3. 　請求項１または２記載の心拍検出方法において、
    　前記第１のＦＩＦＯバッファの大きさに相当する時間間隔をＬ１、前記第２のＦＩＦＯバッファの大きさに相当する時間間隔をＬ２、前記第３のＦＩＦＯバッファの大きさに相当する時間間隔をＬ３、前記第４のＦＩＦＯバッファの大きさに相当する時間間隔をＬ４とするとき、Ｌ１＝Ｌ２＋Ｌ３／２かつＬ２＝Ｌ４であることを特徴とする心拍検出方法。
  4. 　請求項１乃至３のいずれか１項に記載の心拍検出方法において、
    　前記心電図波形の取り始めの所定期間の前記差分値Ｍ－ａに基づいて前記閾値の初期値を設定する第７のステップをさらに含むことを特徴とする心拍検出方法。
  5. 　請求項２記載の心拍検出方法において、
    　前記ａ，ｂ，ｃの３つの値を用いて心拍時刻を複数回確定した際の各回の前記最小値Ｍと前記値ｂとの差分値Ｍ－ｂの平均値に基づいて前記閾値を更新する第８のステップをさらに含むことを特徴とする心拍検出方法。
  6. 　生体の心電図波形のサンプリングデータ列からサンプリングデータの時間差分値をサンプリング時刻ごとに算出するように構成された時間差分値算出部と、
    　この時間差分値算出部が算出した時間差分値を入力とするように構成された第１のＦＩＦＯバッファおよび第２のＦＩＦＯバッファと、
    　前記第２のＦＩＦＯバッファの出力を入力とするように構成された第３のＦＩＦＯバッファと、
    　前記第３のＦＩＦＯバッファの出力を入力とするように構成された第４のＦＩＦＯバッファと、
    　前記第２のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値および前記第４のＦＩＦＯバッファに格納された前記時間差分値のうちの最小値Ｍをサンプリング時刻ごとに検出するように構成された最小値検出部と、
    　前記最小値検出部で検出された最小値Ｍと前記第１のＦＩＦＯバッファの出力値ａとの差分値Ｍ－ａをサンプリング時刻ごとに算出し、この差分値Ｍ－ａが閾値以上のときに、前記出力値ａのサンプリング時刻を心拍時刻とするように構成された心拍時刻決定部とを備えることを特徴とする心拍検出装置。
  7. 　請求項６記載の心拍検出装置において、
    　前記出力値ａと、前記第１のＦＩＦＯバッファに格納されている、前記出力値ａの１サンプリング後の値ｂと、前記第１のＦＩＦＯバッファに格納されている、前記出力値ａの２サンプリング後の値ｃの３つの値の増減が、前記値ｂを境として反転しているときに、前記心拍時刻決定部によって決定された心拍時刻の代わりに、前記値ｂのサンプリング時刻を心拍時刻として確定する心拍時刻修正部をさらに備えることを特徴とする心拍検出装置。
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