WO2019172111A1 - 拍動数算出装置および方法 - Google Patents

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WO2019172111A1
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beats
beat
heart rate
coefficient
instantaneous
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PCT/JP2019/008061
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佐藤　里江子
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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    • A61B5/364—Detecting abnormal ECG interval, e.g. extrasystoles, ectopic heartbeats

Definitions

  • the present invention relates to a pulsation rate calculating apparatus and method for calculating the pulsation rate such as heart rate and pulse rate.
  • the present invention relates to a beat number calculating apparatus and method capable of stably calculating the number of beats even when an abnormal value is included in the instantaneous number of beats.
  • Heart rate variability is useful for controlling the load intensity of cardiopulmonary function.
  • electrodes have been incorporated into clothes such as shirts, and wearable devices that can measure electrocardiograms have been developed to monitor and observe heart rate variability in various situations.
  • Non-Patent Document 1 when a heart rate is calculated from an instantaneous heart rate obtained from an electrocardiogram waveform, a predetermined data point that is a target of moving average is input. Performs the moving average for the number of input data points.
  • a predetermined data point that is a target of moving average is input.
  • the electrocardiogram waveform obtained using the wearable device is likely to be noisy and may cause a heartbeat detection error, so that the instantaneous heart rate includes an abnormal value. For this reason, in order to monitor the transition of the heart rate, it is important to obtain an appropriately averaged heart rate (instantaneous heart rate).
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and even if an abnormal value is included in the instantaneous heart rate such as the instantaneous heart rate,
  • the purpose is to be able to calculate the number.
  • An apparatus for calculating a pulsation rate includes an extraction unit that extracts a plurality of instantaneous pulsation numbers related to the pulsation rate of a heart in a time series from biological information, and an IIR filter using a first coefficient less than a fixed value of 1
  • the first arithmetic unit that obtains the number of beats from a plurality of instantaneous beats in the averaging process by means of the IIR filter using the second coefficient less than 1 of the variable value and the beats from the plurality of instantaneous beats in the averaging process
  • a switching unit that switches between the second calculation unit and the second calculation unit.
  • the beat number calculation method includes a first step of extracting a plurality of instantaneous beat numbers in time series from an electrocardiogram waveform of a living body, and an averaging by an IIR filter using a fixed first coefficient less than 1.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing a configuration of a pulsation number calculating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart for explaining the beat number calculation method according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a flowchart for explaining in more detail the beat number calculation method according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a characteristic diagram showing changes in the number of pulsations calculated in the pulsation number calculation mode (first mode) by the first calculation unit 102 with the averaging coefficient a (first coefficient) being 0.1. .
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing a configuration of a pulsation number calculating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart for explaining the beat number calculation method according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a flowchart for explaining in more detail the beat number calculation method according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a characteristic diagram showing changes in the number
  • FIG. 5 shows changes in the number of beats calculated in the number-of-beats calculation mode (first mode) by the first calculation unit 102 with the averaging coefficient a (first coefficient) being 0.1, and the averaging coefficient a.
  • a characteristic indicating a change in the number of beats calculated in the beat number calculation mode (second mode) by the second calculation unit 103 in which (second coefficient) is a 0.5 ⁇ 0.4 ⁇ N / 20.
  • FIG. FIG. 6 is a characteristic diagram showing a change in the number of beats of a human when a sudden exercise such as pedaling is performed suddenly from a resting state.
  • FIG. 7 is a configuration diagram showing a configuration of another pulsation rate calculating apparatus 100a according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 8A is an explanatory diagram illustrating an example of determination of an abnormal period.
  • FIG. 8B is an explanatory diagram of an example of determining an abnormal period.
  • FIG. 8C is an explanatory diagram illustrating an example of determining an abnormal period.
  • FIG. 8D is an explanatory diagram illustrating an example of determination of an abnormal period.
  • FIG. 8E is an explanatory diagram illustrating an example of determining an abnormal period.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a hardware configuration of the pulsation number calculating apparatus according to the present invention.
  • the beat number calculation apparatus 100 includes an extraction unit 101, a first calculation unit 102, a second calculation unit 103, and a switching unit 104.
  • the extraction unit 101 extracts a plurality of instantaneous pulsations related to the pulsation rate of the heart in time series from the biological information obtained from the target biological body (subject).
  • the biological information is, for example, a subject's electrocardiogram waveform obtained by measurement with the electrocardiograph 121, and the number of beats is the heart rate.
  • the instantaneous heart rate is obtained from the RR interval of the electrocardiogram waveform. For example, if the RR interval is 2 seconds, the instantaneous heart rate is 30 times / minute by 60 seconds / 2.
  • a heart rate will be described as an example of the number of beats.
  • the first calculation unit 102 obtains the heart rate (beat rate) of the subject from a plurality of instantaneous heart rates (instantaneous beat rate) by averaging processing using an IIR (Infinite impulse response) filter using the first coefficient. .
  • the first coefficient is a numerical value less than 1 and is a fixed value. For example, the first calculation unit 102 multiplies the instantaneous heart rate at a certain time by a first coefficient, and adds a value obtained by multiplying the heart rate at the previous time by a value obtained by subtracting the first coefficient from 1 [current time].
  • Heart rate (instantaneous heart rate ⁇ first coefficient) + ⁇ heart rate at the previous time ⁇ (1 ⁇ first coefficient) ⁇ ], the heart rate is obtained and updated in time series.
  • the second calculation unit 103 obtains the heart rate of the subject from a plurality of instantaneous heart rates by the averaging process using the IIR filter using the second coefficient.
  • the second coefficient is a numerical value less than 1 and is a variable value.
  • the second calculation unit 103 adds the value obtained by multiplying the heart rate at the previous time point by the value obtained by subtracting the second coefficient from 1 to the value obtained by multiplying the instantaneous heart rate by the second coefficient, thereby calculating the heart rate. Find and update in time series.
  • the 2nd calculating part 103 is provided with the process part 103a which starts a 2nd coefficient from the value larger than a 1st coefficient, and approximates a 1st coefficient for every beat.
  • the calculation unit 103 uses the second coefficient that has been coefficient-processed by the processing unit 103a.
  • the switching unit 104 is a first calculation unit 102 or a second calculation unit 103 based on the difference between the heart rate obtained last time and the latest instantaneous heart rate by the first calculation unit 102 or the second calculation unit 103. And switch.
  • the switching unit 104 switches the calculation unit for obtaining the heart rate output from the beat number calculation device to either the first calculation unit 102 or the second calculation unit 103.
  • the switching unit 104 performs processing for calculating the heart rate using the latest instantaneous heart rate based on the difference between the heart rate obtained last time and the latest instantaneous heart rate, and processing for obtaining the previous heart rate. It is determined whether to keep the part or not, and when it is judged to switch, the processing part is switched.
  • the beat rate calculation device outputs the heart rate obtained by the first calculation unit 102 or the second calculation unit 103 switched by the switching unit 104.
  • the switching unit 104 has a set first beat in which the difference between the heart rate obtained by the first calculation unit 102 and the latest instantaneous heart rate is equal to or greater than a set first constant.
  • the first arithmetic unit 102 is switched to the second arithmetic unit 103.
  • the switching unit 104 for example, the second beat in which a state in which the difference between the heart rate obtained by the second calculation unit 103 and the latest instantaneous heart rate is equal to or less than the set second constant is set.
  • the second arithmetic unit 103 is switched to the first arithmetic unit 102.
  • the switching unit 104 performs the switching.
  • the second arithmetic unit 103 obtains the heart rate.
  • the heart rate was obtained by the second calculation unit 103 last time, and the difference between this heart rate and the instantaneous heart rate extracted by the extraction unit 101 this time is the second state or the third state.
  • the switching unit 104 performs switching.
  • the first arithmetic unit 102 obtains the heart rate.
  • the pulsation number calculating apparatus 100 includes an update stopping unit 105 in addition to the above-described configuration.
  • the update stop unit 105 stops the update of the heart rate when the difference between the heart rate obtained by the first calculation unit 102 and the latest instantaneous heart rate exceeds a set reference value.
  • the update value of the heart rate is limited.
  • step S101 the extraction unit 101 extracts a plurality of instantaneous heart rates in time series from the biological information obtained from the subject.
  • the biological information is, for example, an electrocardiogram waveform of the subject obtained by measurement with the electrocardiograph 121.
  • step S102 it is determined whether or not to switch based on the difference between the latest instantaneous heart rate extracted in step S101 and the heart rate obtained last time (fourth step).
  • step S103 the heart rate is obtained by the same calculation process as the previous time.
  • step S104 the switching unit 104 switches the calculation process, and obtains the heart rate by the calculation process switched in step S105.
  • step S106 the pulsation number calculating apparatus 100 determines whether or not an end instruction has been input. If the end instruction has not been input (no in step S106), the process returns to step S101 to continue the process.
  • step S102 when the heart rate was obtained by the first calculation unit 102 (second step), and the difference between this heart rate and the latest instantaneous heart rate is in the first state, in step S102, the switching unit 104 In step S104, the first calculation unit 102 is switched to the second calculation unit 103. In step S105, the second calculation unit 103 obtains the heart rate from the latest instantaneous heart rate (third step). ).
  • step S102 the switching unit 104 determines that the switching is to be performed, and in step S104, the switching is performed from the second calculation unit 103 to the first calculation unit 102.
  • step S105 the first calculation unit 102 determines the heart rate from the latest instantaneous heart rate. A number is obtained (second step).
  • the second coefficient is started from a value larger than the first coefficient, and is approximated to the first coefficient for each beat.
  • the processing of the second coefficients is performed by the processing unit 103a.
  • the heart rate is updated.
  • the update value of the heart rate can be limited (fifth step). ).
  • Example Next, it demonstrates in detail using an Example.
  • the heart rate calculation process performed by the first calculation unit 102 is referred to as a first mode
  • the heart rate calculation process performed by the second calculation unit 103 is referred to as a second mode.
  • n instantaneous heart rates IHR which are time series data are obtained.
  • HR [n] (1 ⁇ a) ⁇ HR [n ⁇ 1] + a ⁇ IHR [n]” using the averaging coefficient a.
  • the averaging coefficient a takes a value of 0 ⁇ a ⁇ 1. As this value is reduced, the smoothing effect of suppressing fine fluctuations with respect to the heart rate HR [n] increases, while the delay in following a rough change increases.
  • the averaging coefficient a is a fixed value (first coefficient), and in the second mode, the averaging coefficient a is a variable value (second coefficient).
  • FIG. 3 shows one procedure for calculating the heart rate from the instantaneous heart rate.
  • ⁇ HRi is an absolute value obtained by subtracting the latest instantaneous heart rate from the heart rate when the heart rate is obtained.
  • ⁇ HR is a value obtained by subtracting the heart rate calculated at the previous time from the heart rate calculated at the present time.
  • step S201 it is determined whether or not the current mode is the second mode.
  • step S202 it is determined whether or not ⁇ HRi is 20 (second constant) or less. When ⁇ HRi is 20 or less, 1 is added to the count number C2 (second beat number) in step S203.
  • step S204 it is determined whether or not the count number C2 is five. When the count number C2 is 5, in step S205, the second mode is switched to the first mode, and the count number C2 is set to zero. On the other hand, if ⁇ HRi exceeds 20, the count number C2 is set to 0 in step S206.
  • step S207 If it is determined in step S201 that the mode is not the second mode, it is determined in step S207 whether ⁇ HRi is equal to or greater than 40 (first constant). When ⁇ HRi is 40 or more, 1 is added to the count number C1 (first pulsation number) in step S208. Next, in step S209, it is determined whether or not the count number C1 is eight. When the count number C1 is 8, in step S210, the first mode is switched to the second mode, and the count number C1 is set to zero. On the other hand, if ⁇ HRi is less than 40, the count number C1 is set to 0 in step S211.
  • step S212 it is determined whether or not the current mode is the second mode.
  • the second mode it is determined whether or not the count number C3 is 20 in step S213.
  • the second mode is switched to the first mode, and the count number C3 is set to zero.
  • the current mode is the first mode
  • step S213 If it is determined in step S213 that the count number C3 is not 20, calculation in the second mode is performed in step S221, 1 is added to the count number C3, and the process for one time is finished.
  • step S212 If it is determined in step S212 that the mode is not the second mode (first mode), the process proceeds to step S215.
  • the averaging coefficient a is set to 0.1, for example. According to this condition, as shown in FIG. 4, the heart rate HR [n] is appropriately smoothed, and the delay with respect to the change is acceptable.
  • N the number of beats after shifting to the second mode
  • the initial instantaneous heart rate is an abnormal value at the start of heart rate calculation, it takes time for the heart rate to approach the correct value in the first mode. However, in this situation, in the second mode, the heart rate quickly converges to a normal value as shown in FIG.
  • an instantaneous heart rate that greatly deviates from the heart rate continues, for example, when a beat having a difference between the instantaneous heart rate and the heart rate of 40 bpm or more continues eight times,
  • the instantaneous heart rate is considered to be more reliable. Therefore, it is desirable to reject the heart rate up to that point and make the heart rate based on the instantaneous heart rate at that time. For this purpose, the mode is shifted to the second mode under the above conditions.
  • the mode is shifted to the first mode. The smoothness of the heart rate can be improved.
  • the heart rate of a human increases at a rate of about 2 bpm / beat at a maximum when sudden exercises such as pedaling are performed suddenly from a resting state. This state is shown in FIG. Conversely, it is unlikely to increase at a rate exceeding that. Therefore, if an upper limit of 2 bpm / beat is provided for the amount of change in heart rate, it is possible to prevent the obtained heart rate from becoming an abnormal value.
  • the instantaneous heart rate deviates greatly from the heart rate, for example, when the difference between the instantaneous heart rate and the heart rate is 40 bpm or more, the instantaneous heart rate is regarded as an abnormal value. It is reasonable to discard this value and not update the heart rate. However, these are in the first mode, and are not applicable in the second mode, which is a measure period for recovering from an abnormal state.
  • the beat number calculation device 100 a includes an extraction unit 101, a first calculation unit 102, a second calculation unit 103, and a switching unit 104. These are the same as those of the beat number calculation apparatus 100 described above.
  • the pulsation number calculating device 100 a includes an output control unit 106.
  • the output control unit 106 is a period in which the heart rate is obtained by the second computing unit 103, a period in which the difference between the heart rate obtained by the first computing unit 102 and the latest instantaneous heart rate exceeds a reference value, or The period in which the required heart rate is within the set abnormal range is determined as the abnormal period, and the heart rate output is stopped during the abnormal period.
  • the calculated heart rate may include an abnormal value or its influence.
  • the required heart rate is 0, which is extremely deviated from a common sense value and becomes an abnormal value (a set abnormal range). In such a case, it is determined as an abnormal period, and output of the obtained heart rate is stopped.
  • the output control unit 106 determines that the period until the abnormal period is determined again within the determination period set after the abnormal period is the second abnormal period, and the second abnormal period outputs the heart rate. It can also be set as the structure which stops. For example, if it is determined again as an abnormal period within 30 seconds after it is determined as an abnormal period, the period from the determination of the previous abnormal period to the determination of the current abnormal period is set as the second abnormal period, During the second abnormal period, the output of the heart rate is stopped.
  • the output control unit 106 when the heart rate obtained during the abnormal period is within an allowable range set for the heart rate obtained during the non-abnormal period, Output the number of beats). Even in the abnormal period, if the calculated heart rate is within ⁇ 10 bpm with respect to the heart rate calculated in a period that is not the abnormal period, the output value is adopted.
  • the beat number calculation method by the beat number calculation apparatus 100a may have the following configuration.
  • the difference between the heart rate obtained by the first computing unit 102 (first step) and the latest instantaneous heart rate exceeds the reference value.
  • the period or the period in which the required heart rate is within the set abnormal range is set as the abnormal period, and the output of the heart rate can be stopped during the abnormal period (sixth step).
  • the heart rate obtained during the abnormal period is within the allowable range set for the heart rate obtained during the non-abnormal period
  • the heart rate (beat rate) is output. (Seventh step). It is also possible to determine a period until the abnormal period is determined again within the determination period set after the abnormal period as the second abnormal period, and to stop outputting the heart rate during the second abnormal period ( Eighth step).
  • FIGS. 8A, 8B, 8C, 8D, and 8E the obtained heart rate is indicated by a white circle.
  • the determination result of whether the obtained heart rate is a normal value or an abnormal value is indicated by a solid line.
  • the determination is 0 for a normal value and 1 for an abnormal value.
  • the time determined as 1 is an abnormal period, and the heart rate is not output.
  • FIG. 8B when it is determined again as an abnormal period within 30 seconds after it is determined as an abnormal period, all the abnormal values (values) from the previous abnormal period until the current abnormal period are determined.
  • the result determined as 1) is indicated by a dotted line.
  • the period in which the value is 1 on the dotted line is the second abnormal period as the heart rate acquisition period, and the obtained heart rate is not output as shown in FIG. 8C.
  • FIG. 8D shows a range of ⁇ 10 by solid lines from the respective heart rate values excluding the heart rate in the second abnormal period described above. Since the heart rate is not always abnormal even in the second abnormal period, as shown in FIG. 8E, any heart rate that falls within this range can be output.
  • the electrocardiogram waveform of the living body is used as the biological information, and the heart rate is described as the number of beats.
  • the present invention is not limited to this, and information on the pulse is used as the biological information.
  • a pulse waveform is obtained in time series as biological information by irradiating the skin with light and measuring reflected light.
  • the amount of light absorbed by the blood changes and the reflected light intensity changes, so the pulse rate can be measured from this change in reflection intensity.
  • the semiconductor light emitting element is used as a light source and the reflected light is measured by a photodiode, the measuring device can be reduced in size and a wristband sensor can be obtained.
  • Such downsizing can be realized very easily by using it on a subject.
  • the pulse rate obtained by measuring the change in the color of the skin surface such as the face can be used as the pulsation rate. Since the amount of light reflected by sunlight or illumination light on the skin changes according to the pulse, the pulse rate can be measured by using the result of photographing the change using a camera or the like. In this case, there is an advantage that the pulse rate can be measured at a location away from the subject without wearing the subject.
  • the beat number calculation device includes a CPU (Central Processing Unit) 301, a main storage device 302, an external storage device 303, and a network connection device 304.
  • a CPU Central Processing Unit
  • main storage device 302 an external storage device 303
  • network connection device 304 is connected to the network 305.
  • Each function can also be distributed among a plurality of computer devices.
  • the pulsation number calculating device in the above-described embodiment can also be configured by a programmable logic device (PLD: Programmable Logic Device) such as an FPGA (field-programmable logic array).
  • PLD Programmable Logic Device
  • FPGA field-programmable logic array
  • the first calculation unit that obtains the number of beats from a plurality of instantaneous beats by the averaging process using the IIR filter using the first coefficient of a fixed value less than 1, and the variable value
  • a second arithmetic unit that obtains the number of beats from a plurality of instantaneous beats by means of an averaging process using an IIR filter using a second coefficient less than 1 of the first beat, and the latest instantaneous beat Switch based on the difference with the number.

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Abstract

第１演算部（１０２）は、第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時心拍数（拍動数）より被検者の心拍数を求める。なお、第１係数は、１未満の数値であり、また、固定値である。第２演算部（１０３）は、第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時心拍数より被検者の心拍数を求める。第２係数は、１未満の数値であり、可変値である。切替部（１０４）は、前回求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差に基づいて第１演算部（１０２）と第２演算部（１０３）とを切り替える。

Description

拍動数算出装置および方法
　本発明は、心拍数や脈拍数などの拍動数を算出する拍動数算出装置および方法に関するものである。特に、瞬時拍動数に異常値が含まれる場合にも、安定的に拍動数を算出することのできる拍動数算出装置および方法に関するものである。
　心拍変動を測定することは、心肺機能の負荷強度のコントロールに有用である。昨今では、シャツなどの衣服に電極が組み込まれ、心電を計測できるウエアラブルデバイスが開発され、様々な場面において心拍変動の監視・観察が行われるようになっている。
C. Park et al., "An Ultra-Wearable, Wireless, Low Power ECG Monitoring System", Biomedical Circuits and Systems Conference, 2006. BioCAS 2006. IEEE.
　しかしながら、ウエアラブルな心拍計測デバイスでは、測定される結果（心電図波形）にノイズが加わりやすく、心拍検出ミスを誘発することがある。この結果、測定された心電図波形より時系列に求められる、一拍ごとのある瞬時心拍数に異常値が含まれるようになる。このような異常値の算出を防ぐために、測定される心電図波形より求められる瞬時心拍数を適切に平均化することが重要となる。
　平均化の技術として、例えば、非特許文献１には、心電図波形より得られた瞬時心拍数より心拍数を算出するときに、移動平均の対象とする所定データ点数が入力されるまでの間には、入力済みのデータ点数分の移動平均を行うようにしている。しかし、瞬時心拍数の時系列データに異常値が含まれる場合の対処については言及されていない。
　ウエアラブルデバイスを用いて得られた心電図波形にはノイズが加わりやすく、心拍検出ミスを誘発することがあるため、瞬時心拍数に異常値が含まれるようになる。このため、心拍数の推移をモニタするには、適切に平均化された心拍数（瞬時心拍数）を得ることが重要となる。
　本発明は、以上のような問題点を解消するためになされたものであり、瞬時心拍数など、心臓の拍動数に関する瞬時拍動数に異常値が含まれていても、適切に拍動数を算出できるようにすることを目的とする。
　本発明に係る拍動数算出装置は、生体情報から時系列に心臓の拍動数に関する複数の瞬時拍動数を抽出する抽出部と、固定値の１未満の第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第１演算部と、可変値の１未満の第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第２演算部と、第１演算部または第２演算部で求められた拍動数と、抽出部が抽出した最新の瞬時拍動数との差に基づいて第１演算部と第２演算部とを切り替える切替部とを備える。
　本発明に係る拍動数算出方法は、生体の心電図波形から時系列に複数の瞬時拍動数を抽出する第１ステップと、固定値の１未満の第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第２ステップと、可変値の１未満の第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第３ステップと、第２ステップまたは第３ステップで前回求められた拍動数と、抽出された最新の瞬時拍動数との差に基づいて第２ステップと第３ステップとを切り替える第４ステップとを備える。
　以上説明したことにより、本発明によれば、瞬時拍動数に異常値が含まれていても、適切に拍動数を算出できるという優れた効果が得られる。
図１は、本発明の実施の形態に係る拍動数算出装置の構成を示す構成図である。 図２は、本発明の実施の形態に係る拍動数算出方法を説明するためのフローチャートである。 図３は、本発明の実施の形態に係る拍動数算出方法をより詳細に説明するためのフローチャートである。 図４は、平均化係数ａ（第１係数）を０．１とした第１演算部１０２による拍動数算出モード（第１モード）で算出された拍動数の変化を示す特性図である。 図５は、平均化係数ａ（第１係数）を０．１とした第１演算部１０２による拍動数算出モード（第１モード）で算出された拍動数の変化と、平均化係数ａ（第２係数）をａ＝０．５－０．４×Ｎ／２０とした第２演算部１０３による拍動数算出モード（第２モード）で算出された拍動数の変化とを示す特性図である。 図６は、安静状態から急に、全力でペダリングなどの運動を実施した場合のヒトの拍動数の変化を示す特性図である。 図７は、本発明の実施の形態に係る他の拍動数算出装置１００ａの構成を示す構成図である。 図８Ａは、異常期間の判定例を示す説明図である。 図８Ｂは、異常期間の判定例を示す説明図である。 図８Ｃは、異常期間の判定例を示す説明図である。 図８Ｄは、異常期間の判定例を示す説明図である。 図８Ｅは、異常期間の判定例を示す説明図である。 図９は、本発明に係る拍動数算出装置のハードウエア構成を示す構成図である。
　以下、本発明の実施の形態に係る拍動数算出装置１００について図１を参照して説明する。拍動数算出装置１００は、抽出部１０１、第１演算部１０２、第２演算部１０３、切替部１０４を備える。
　抽出部１０１は、対象となる生体（被検者）から得られる生体情報から、時系列に心臓の拍動数に関する複数の瞬時拍動数を抽出する。生体情報は、例えば、心電計１２１による測定で得られた被検者の心電図波形であり、拍動数は、心拍数である。よく知られているように、心電図波形のＲＲ間隔より、瞬時心拍数が求められる。例えば、ＲＲ間隔が２秒であれば、６０秒／２により瞬時心拍数は３０回／分となる。以下では、拍動数として心拍数を例に説明する。
　第１演算部１０２は、第１係数を用いたＩＩＲ（Infinite impulse response）フィルタによる平均化処理で複数の瞬時心拍数（瞬時拍動数）より被検者の心拍数（拍動数）を求める。なお、第１係数は、１未満の数値であり、また、固定値である。第１演算部１０２は、例えば、ある時点の瞬時心拍数に第１係数を乗じ、この値に、前の時点の心拍数に１から第１係数を減じた値を乗じた値を加える［現時点の心拍数＝（瞬時心拍数×第１係数）＋｛前の時点の心拍数×（１－第１係数）｝］ことで、心拍数を時系列に求めて更新する。
　第２演算部１０３は、第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時心拍数より被検者の心拍数を求める。第２係数は、１未満の数値であり、可変値である。第２演算部１０３は、例えば、瞬時心拍数に第２係数を乗じた値に、前の時点の心拍数に１から第２係数を減じた値を乗じた値を加えることで、心拍数を時系列に求めて更新する。ここで、第２演算部１０３は、第２係数を第１係数よりも大きい値からはじめ、拍毎に第１係数に近づける処理部１０３ａを備える。演算部１０３は、処理部１０３ａにより係数処理された第２係数を用いる。
　切替部１０４は、第１演算部１０２または第２演算部１０３で、前回に求められた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差に基づいて、第１演算部１０２と第２演算部１０３とを切り替える。切替部１０４は、拍動数算出装置が出力する心拍数を求める演算部を、第１演算部１０２または第２演算部１０３のいずれかに切り替える。切替部１０４は、前回求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差に基づいて、この最新の瞬時心拍数を用いて心拍数を算出するための処理を、前回心拍数を求めた処理部のままとするか切り替えるかを判断し、切り替えると判断した場合に処理部を切り替える。拍動数算出装置は、切替部１０４により切り替えられた第１演算部１０２または第２演算部１０３で求められた心拍数を出力する。
　切替部１０４は、例えば、第１演算部１０２で求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差が、設定されている第１定数以上である状態が、設定されている第１拍動数の間継続した第１状態である場合に第１演算部１０２から第２演算部１０３に切り替える。
　また、切替部１０４は、例えば、第２演算部１０３で求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差が、設定されている第２定数以下である状態が設定されている第２拍動数の間継続する第２状態、または、第２係数が第１係数に等しくなる第３状態である場合に第２演算部１０３から第１演算部１０２に切り替える。
　例えば、前回は、第１演算部１０２により心拍数が求められており、この心拍数と、今回、抽出部１０１により抽出された瞬時心拍数との差が、第１状態の場合、切替部１０４は、切換えを実施する。この場合、今回は、第２演算部１０３により心拍数を求めるものとなる。また、例えば、前回は、第２演算部１０３により心拍数が求められており、この心拍数と、今回、抽出部１０１により抽出された瞬時心拍数との差が、第２状態または第３状態の場合、切替部１０４は、切換えを実施する。この場合、今回は、第１演算部１０２により心拍数を求めるものとなる。
　また、実施の形態に係る拍動数算出装置１００は、上述した構成に加えて更新停止部１０５を備える。更新停止部１０５は、第１演算部１０２で求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、心拍数の更新を停止し、第１演算部１０２で前回の時点で算出された心拍数と現時点で算出された心拍数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、心拍数の更新値を制限する。
　次に、実施の形態に係る拍動数算出装置１００の動作例（拍動数算出方法）について、図２を参照して説明する。
　まず、ステップＳ１０１で、被検者から得られる生体情報から、抽出部１０１が、時系列に複数の瞬時心拍数を抽出する。生体情報は、例えば、心電計１２１による測定で得られた被検者の心電図波形である。次に、ステップＳ１０２で、ステップＳ１０１で抽出された最新の瞬時心拍数と、前回に求められている心拍数との差を元に、切り替えるか否かを判断する（第４ステップ）。ここで、切り替えないと判断した場合（ステップＳ１０２のｎｏ）、ステップＳ１０３で、前回と同じ演算処理により心拍数を求める。一方、切り替えると判断した場合（ステップＳ１０２のｙｅｓ）、ステップＳ１０４で、切替部１０４は、演算処理を切り替え、ステップＳ１０５で切換えた演算処理で心拍数を求める。次に、ステップＳ１０６で、拍動数算出装置１００が、終了指示が入力されたか否かを判断する。終了指示が入力されていない場合（ステップＳ１０６のｎｏ）、ステップＳ１０１に戻り、処理を継続する。
　例えば、前回は、第１演算部１０２により心拍数を求めており（第２ステップ）、この心拍数と最新の瞬時心拍数との差が第１状態である場合、ステップＳ１０２において、切替部１０４は、切り替えるものと判断し、ステップＳ１０４で、第１演算部１０２から第２演算部１０３に切り替え、ステップＳ１０５で、最新の瞬時心拍数から第２演算部１０３により心拍数を求める（第３ステップ）。
　また、例えば、前回は、第２演算部１０３により心拍数を求めており（第３ステップ）、この心拍数と最新の瞬時心拍数との差が、第２状態または第３状態である場合、ステップＳ１０２において、切替部１０４は、切り替えるものと判断し、ステップＳ１０４で、第２演算部１０３から第１演算部１０２に切り替え、ステップＳ１０５で、最新の瞬時心拍数から第１演算部１０２により心拍数を求める（第２ステップ）。
　なお、第２演算部１０３による心拍数の算出処理では、第２係数を第１係数よりも大きい値からはじめ、拍毎に第１係数に近づけるようにする。個の第２係数の処理は、処理部１０３ａで行う。また、図２には示していないが、第１演算部１０２で求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、心拍数の更新を停止し、前回に算出された心拍数と現時点で算出された心拍数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、心拍数の更新値を制限することもできる（第５ステップ）。
［実施例］
　次に、実施例を用いてより詳細に説明する。以下では、第１演算部１０２による心拍数の算出処理を第１モードと称し、第２演算部１０３による心拍数の算出処理を第２モードと称する。
　まず、第１モードおよび第２モードの両モードにおいて、複数の瞬時心拍数より被検者の心拍数を求めるためのＩＩＲフィルタによる平均化処理として、ｎ個の時系列データである瞬時心拍数ＩＨＲ［ｎ］に対し、平均化係数ａを用いて、心拍数ＨＲ［ｎ］を「ＨＲ［ｎ］＝（１－ａ）×ＨＲ［ｎ－１］＋ａ×ＩＨＲ［ｎ］」により計算する。
　平均化係数ａは、０＜ａ＜１の値をとる。この値を小さくするほど、心拍数ＨＲ[ｎ]に対して細かな変動を抑える平滑化の効果が高まる一方で、おおまかな変化に追随する際の遅延が大きくなる。
　また、第１モードでは、平均化係数ａを固定値とし（第１係数）、第２モードでは、平均化係数ａを可変値とする（第２係数）。
　上述した条件による実施例における心拍数算出のフローについて、図３を参照して説明する。図３では、瞬時心拍数から心拍数を算出する手順の１回分を示している。なお、ΔＨＲｉは、心拍数から、この心拍数を求めた時点で最新の瞬時心拍数を減じた値の絶対値である。また、ΔＨＲは、現時点で算出された心拍数から、前回の時点で算出された心拍数を引いた値である。
　まず、ステップＳ２０１で、現状のモードが、第２モードで有るか否かを判断する。第２モードの場合、ステップＳ２０２で、ΔＨＲｉが２０（第２定数）以下か否かを判断する。ΔＨＲｉが２０以下である場合、ステップＳ２０３で、カウント数Ｃ２（第２拍動数）に１を加える。次に、ステップＳ２０４で、カウント数Ｃ２が５であるか否かを判断する。カウント数Ｃ２が５の場合、ステップＳ２０５で、第２モードから第１モードに切り替え、カウント数Ｃ２を０にする。一方、ΔＨＲｉが２０を超えている場合、ステップＳ２０６で、カウント数Ｃ２を０にする。
　ステップＳ２０１の判断で、第２モードではないとされた場合、ステップＳ２０７で、ΔＨＲｉが４０（第１定数）以上か否かを判断する。ΔＨＲｉが４０以上である場合、ステップＳ２０８で、カウント数Ｃ１（第１拍動数）に１を加える。次に、ステップＳ２０９で、カウント数Ｃ１が８であるか否かを判断する。カウント数Ｃ１が８の場合、ステップＳ２１０で、第１モードから第２モードに切り替え、カウント数Ｃ１を０にする。一方、ΔＨＲｉが４０未満の場合、ステップＳ２１１で、カウント数Ｃ１を０にする。
　次に、ステップＳ２１２で、現状のモードが、第２モードで有るか否かを判断する。第２モードの場合、ステップＳ２１３で、カウント数Ｃ３が２０であるか否かを判断する。カウント数Ｃ３が２０の場合、ステップＳ２１４で、第２モードから第１モードに切り替え、カウント数Ｃ３を０にする。現在のモードが第１モードの場合、ステップＳ２１５で、ΔＨＲｉが４０以上か否かを判断する。ΔＨＲｉが４０未満の場合、ステップＳ２１６で、第１モードによる算出を行い、ステップＳ２１７で、ΔＨＲが２ｂｐｍより大きいか否かを判断する。ΔＨＲが２ｂｐｍより大きい場合、ステップＳ２１８で、心拍数の更新制限としてＨＲ［ｎ］＝ＨＲ［ｎ－１］＋２とする。また、ΔＨＲが２ｂｐｍ以下の場合、ステップＳ２１９で、ΔＨＲが－２ｂｐｍより小さいか否かを判断する。ΔＨＲが－２ｂｐｍより小さい場合、ステップＳ２２０で、心拍数の更新制限としてＨＲ［ｎ］＝ＨＲ［ｎ－１］－２とする。
　ステップＳ２１３の判断で、カウント数Ｃ３が２０ではないと判断された場合、ステップＳ２２１で、第２モードによる算出を行い、カウント数Ｃ３に１を加え、１回分の処理を終了する。
　また、ステップＳ２１２の判断で、第２モードではない（第１モード）と判断された場合、ステップＳ２１５に移行する。
　上述した処理において、第１モードでは、平均化係数ａを、例えば０．１とする。この条件によれば、図４に示すように、心拍数ＨＲ［ｎ］は適度に平滑化されるとともに、変化に対する遅延も許容され得る程度になる。
　また、第２モードでは、平均化係数ａを、例えば「ａ＝０．５－０．４×Ｎ／２０（Ｎ：第２モードに移行してからの拍数）」とする。すなわち、第２モードでの平均化係数ａは、０．５から始まり、拍毎に０．０２ずつ小さくなり、２０拍目で第１モードでの値０．１に戻る。第２モードの平均化係数ａを一時的に大きくすることで、瞬時心拍数の値を強く反映させ、心拍数の値の収束を加速する効果を持っている。
　心拍数の算出開始時に、初めの瞬時心拍数が異常値であった場合、第１モードでは、心拍数が正しい値に近づくのに時間がかかってしまう。しかし、このような状況において、第２モードであれば、図５に示すように、心拍数は速やかに正常な値に収束する。
　また、心拍数と大きく乖離する瞬時心拍数が続くとき、例えば瞬時心拍数と心拍数との差が４０ｂｐｍ以上である拍が８回連続した場合などは、それまでの心拍数よりも、その時点の瞬時心拍数のほうが、信憑性が高いと考えられる。従って、それまでの心拍数は棄却し、当該時点の瞬時心拍数に基づいた心拍数となるようにすることが望ましい。このためには、上記の条件時には第２モードに移行することにしておく。
　平均化係数ａが第１モードでの値０．１に戻ったら、この後は、平均化係数ａ＝０．１を維持した第１モードとするのが適切である。また、心拍数と瞬時心拍数の差が収束したと考えられるとき、例えば瞬時心拍数と心拍数との差が２０ｂｐｍ以下である拍が５回連続した場合などにも、第１モードに移行し、心拍数の平滑性を向上させることができる。
　なお、ヒトの心拍数は、安静状態から急に、全力でペダリングなどの運動を実施した場合などに、最大で２ｂｐｍ／拍程度の割合で増加する。この状態を図６に示す。逆に、それを超える割合で増加することは考えにくい。従って、心拍数の変化量に２ｂｐｍ／拍の上限を設けておけば、求められた心拍数が異常な値となることを予防できる。
　また、瞬時心拍数が心拍数から大きく乖離するときの単回ごとの扱いとしては、例えば瞬時心拍数と心拍数との差が４０ｂｐｍ以上の場合には、瞬時心拍数のほうを異常値とみなすのが妥当であり、この値を廃棄して、心拍数は更新しないものとする。ただし、これらは第１モードにおいてのことであり、異常な状態から回復させるための措置期間である第２モードにおいては当てはまるものではない。
　次に、本発明の実施の形態に係る他の拍動数算出装置１００ａについて図７を参照して説明する。拍動数算出装置１００ａは、抽出部１０１、第１演算部１０２、第２演算部１０３、切替部１０４を備える。これらは、前述した拍動数算出装置１００と同様である。
　拍動数算出装置１００ａは、出力制御部１０６を備える。出力制御部１０６は、第２演算部１０３で心拍数を求めている期間、第１演算部１０２で求めた心拍数と、最新の瞬時心拍数との差が基準値を超えている期間、もしくは、求められている心拍数が設定されている異常範囲となっている期間を異常期間と判別し、異常期間は心拍数の出力を停止する。例えば、瞬時心拍数と心拍数との差が４０ｂｐｍ以上の場合は、算出される心拍数には異常値またはその影響が含まれている可能性がある。また、求められている心拍数が、０であるなど、常識的な値から極端に外れて異常値（設定されている異常範囲）となる場合もある。このような場合は、異常期間と判別し、求めた心拍数の出力を停止する。
　また、出力制御部１０６は、異常期間の後から設定されている判別期間以内に再び異常期間と判別されるまでの期間を第２異常期間と判別し、第２異常期間は心拍数の出力を停止する構成とすることもできる。例えば、異常期間と判別された後、３０秒以内に、再度、異常期間と判別された場合、前回の異常期間との判別から今回の異常期間との判別までの期間を第２異常期間とし、この第２異常期間は心拍数の出力を停止する。
　また、出力制御部１０６は、異常期間において求められている心拍数が、異常期間ではない期間において求められている心拍数に対して設定されている許容範囲となっている場合は、心拍数（拍動数）を出力する。異常期間においても、求められている心拍数が、異常期間ではない期間において求められている心拍数に対して、例えば±１０ｂｐｍ以内であれば、出力値として採用する。
　拍動数算出装置１００ａによる拍動数算出方法は、図２を用いて説明した各ステップに加え、次に示す構成とすることもできる。第２演算部１０３（第２ステップ）で心拍数を求めている期間、第１演算部１０２（第１ステップ）で求めた心拍数と最新の瞬時心拍数との差が基準値を超えている期間、もしくは、求められている心拍数が設定されている異常範囲となっている期間を異常期間とし、異常期間は心拍数の出力を停止することもできる（第６ステップ）。また、異常期間において求められている心拍数が、異常期間ではない期間において求められている心拍数に対して設定されている許容範囲となっている場合は、心拍数（拍動数）を出力することもできる（第７ステップ）。また、異常期間の後から設定されている判別期間以内に再び異常期間と判別されるまでの期間を第２異常期間と判別し、第２異常期間は心拍数の出力を停止することもできる（第８ステップ）。
　以下、異常期間の判定例について図８Ａ，図８Ｂ，図８Ｃ，図８Ｄ，図８Ｅを参照して説明する。図８Ａ，図８Ｂ，図８Ｃ，図８Ｄ，図８Ｅにおいて、求められた心拍数を白丸で示している。
　図８Ａでは、求められた心拍数が正常値であるか異常値であるかの判別結果を実線で示している。判別は、正常値の場合は０とし、異常値の場合は１としている。１と判別された時刻は、異常期間であり、心拍数は出力しない。
　図８Ｂでは、異常期間と判別されてから３０秒以内に再度異常期間と判別された場合に、前回の異常期間との判別から今回の異常期間との判別までの間を、すべて異常値（値１）と判別した結果を点線で示している。点線で値１となる期間は、心拍数の取得期間として第２異常期間とし、図８Ｃに示すように、求められた心拍数を出力しない。
　図８Ｄは、上述した第２異常期間の心拍数を除いた各心拍数値から、±１０の範囲を実線で示している。第２異常期間でも心拍数がすべて異常とは限らないため、図８Ｅに示すように、この範囲内に該当する心拍数であれば出力することもできる。
　ところで、上述では、生体情報として、生体の心電図波形を用い、拍動数として心拍数を対象として説明したが、これに限るものではなく、生体情報として、脈拍に関する情報を用い、拍動数として脈拍数を対象とすることもできる。例えば、光を皮膚に照射して反射光を計測することで、生体情報として時系列に脈拍波形が得られる。脈拍に応じて、血液による光の吸収量が変化し、反射光強度が変化するので、この反射強度の変化から脈拍数を計測することができる。例えば、半導体発光素子を光源とし、フォトダイオードで反射光を計測する構成とすれば、計測装置を小型化することができ、リストバンド型センサとすることができる。このような小型化は、被検者に装着して用いることが非常に容易に実現できる。
　また、例えば、顔などの皮膚表面の色の変化を測定することで得られる脈拍数を拍動数とすることもできる。太陽光や照明光が皮膚にあたって反射する光の量が、脈拍に応じて変化するので、この変化をカメラなどを用い撮影した結果を用いることで、脈拍数が計測できる。この場合、被検者が何も装着することなく、被検者から離れた箇所で脈拍数が計測できるという利点がある。
　なお、上述した実施の形態に係る拍動数算出装置は、図９に示すように、ＣＰＵ（CentralProcessingUnit；中央演算処理装置）３０１と主記憶装置３０２と、外部記憶装置３０３とネットワーク接続装置３０４となどを備えた携帯型のコンピュータ機器であり、主記憶装置３０２に展開されたプログラムによりＣＰＵ３０１が動作することで、上述した各機能が実現される。なお、ネットワーク接続装置３０４は、ネットワーク３０５に接続する。また、各機能は、複数のコンピュータ機器に分散させることもできる。
　また、上述した実施の形態における拍動数算出装置は、ＦＰＧＡ（field-programmable gate array）などのプログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ：Programmable Logic Device）により構成することも可能である。例えば、ＦＰＧＡのロジックエレメントに、記憶部、抽出部、第１演算部、第２演算部、切替部の各々を回路として備えることで、拍動数算出装置として機能させることができる。記憶回路、抽出回路、第１演算回路、第２演算回路、切替回路の各々は、所定の書き込み装置を接続してＦＰＧＡに書き込む。
　以上に説明したように、本発明では、固定値の１未満の第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第１演算部と、可変値の１未満の第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第２演算部とを、前回に求めた拍動数と、最新の瞬時拍動数との差に基づいて切り替えるようにした。この結果、本発明によれば、瞬時拍動数に異常値が含まれていても、適切に拍動数が算出できるようになる。
　なお、本発明は以上に説明した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想内で、当分野において通常の知識を有する者により、多くの変形および組み合わせが実施可能であることは明白である。
　１００…拍動数算出装置、１０１…抽出部、１０２…第１演算部、１０３…第２演算部、１０４…切替部、１０５…更新停止部、１０６…出力制御部、１２１…心電計。

Claims (16)

  1. 　生体情報から時系列に心臓の拍動数に関する複数の瞬時拍動数を抽出する抽出部と、
    　固定値の１未満の第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で前記複数の瞬時拍動数より前記拍動数を求める第１演算部と、
    　可変値の１未満の第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で前記複数の瞬時拍動数より前記拍動数を求める第２演算部と、
    　前記第１演算部または前記第２演算部で求められた前記拍動数と、前記抽出部が抽出した最新の瞬時拍動数との差に基づいて前記第１演算部と前記第２演算部とを切り替える切替部と
    　を備える拍動数算出装置。
  2. 　請求項１記載の拍動数算出装置において、
    　前記第２演算部は、前記第２係数を前記第１係数よりも大きい値からはじめ、拍毎に前記第１係数に近づける係数処理部を有する
    　ことを特徴とする拍動数算出装置。
  3. 　請求項１または２記載の拍動数算出装置において、
    　前記切替部は、
    　前記第１演算部で求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている第１定数以上である状態が、設定されている第１拍動数の間継続した第１状態である場合に前記第１演算部から前記第２演算部に切り替え、
    　前記第２演算部で求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている第２定数以下である状態が設定されている第２拍動数の間継続する第２状態、または、前記第２係数が前記第１係数に等しくなる第３状態である場合に前記第２演算部から前記第１演算部に切り替える
    　ことを特徴とする拍動数算出装置。
  4. 　請求項１～３のいずれか１項に記載の拍動数算出装置において、
    　前記第１演算部で求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、前記拍動数の更新を停止し、前記第１演算部で前回の時点で算出された前記拍動数と現時点で算出された前記拍動数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、前記拍動数の更新値を制限する更新停止部を更に備えることを特徴とする拍動数算出装置。
  5. 　請求項１～４のいずれか１項に記載の拍動数算出装置において、
    　前記第２演算部で前記拍動数を求めている期間、前記第１演算部で求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が設定されている基準値を超えている期間、もしくは、求められている前記拍動数が設定されている異常範囲となっている期間を異常期間と判別し、前記異常期間は前記拍動数の出力を停止する出力制御部を更に備えることを特徴とする拍動数算出装置。
  6. 　請求項５記載の拍動数算出装置において、
    　前記出力制御部は、前記異常期間において求められている前記拍動数が、前記異常期間ではない期間において求められている前記拍動数に対して設定されている許容範囲となっている場合は、前記拍動数を出力することを特徴とする拍動数算出装置。
  7. 　請求項１～６のいずれか１項に記載の拍動数算出装置において、
    　生体情報は、生体の心電図波形であり、前記拍動数は心拍数であることを特徴とする拍動数算出装置。
  8. 　請求項１～６のいずれか１項に記載の拍動数算出装置において、
    　生体情報は、脈拍に関する情報であり、前記拍動数は脈拍数であることを特徴とする拍動数算出装置。
  9. 　生体の心電図波形から時系列に複数の瞬時拍動数を抽出する第１ステップと、
    　固定値の１未満の第１係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で前記複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第２ステップと、
    　可変値の１未満の第２係数を用いたＩＩＲフィルタによる平均化処理で前記複数の瞬時拍動数より拍動数を求める第３ステップと、
    　前記第２ステップまたは前記第３ステップで前回求められた前記拍動数と、抽出された最新の瞬時拍動数との差に基づいて前記第２ステップと前記第３ステップとを切り替える第４ステップと
    　を備える拍動数算出方法。
  10. 　請求項９記載の拍動数算出方法において、
    　前記第３ステップでは、前記第２係数を前記第１係数よりも大きい値からはじめ、拍毎に前記第１係数に近づける
    　ことを特徴とする拍動数算出方法。
  11. 　請求項９または１０記載の拍動数算出方法において、
    　前記第４ステップは、
    　前記第２ステップで求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている第１定数以上である状態が、設定されている第１拍動数の間継続した第１状態である場合に前記第２ステップから前記第３ステップに切り替え、
    　前記第３ステップで求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている第２定数以下である状態が設定されている第２拍動数の間継続する第２状態、または、前記第２係数が前記第１係数に等しくなる第３状態である場合に前記第３ステップから前記第２ステップに切り替える
    　ことを特徴とする拍動数算出方法。
  12. 　請求項９～１１のいずれか１項に記載の拍動数算出方法において、
    　前記第２ステップで求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、前記拍動数の更新を停止し、前記第２ステップで前回の時点で算出された前記拍動数と現時点で算出された前記拍動数との差が、設定されている基準値を超えた場合に、前記拍動数の更新値を制限する第５ステップを更に備えることを特徴とする拍動数算出方法。
  13. 　請求項９～１２のいずれか１項に記載の拍動数算出方法において、
    　前記第２ステップで前記拍動数を求めている期間、前記第１ステップで求めた前記拍動数と、最新の瞬時拍動数との差が設定されている基準値を超えている期間、もしくは、求められている前記拍動数が設定されている異常範囲となっている期間を異常期間とし、前記異常期間は前記拍動数の出力を停止する第６ステップを更に備えることを特徴とする拍動数算出方法。
  14. 　請求項１３記載の拍動数算出方法において、
    　前記異常期間において求められている前記拍動数が、前記異常期間ではない期間において求められている前記拍動数に対して設定されている許容範囲となっている場合は、前記拍動数を出力する第７ステップを更に備えることを特徴とする拍動数算出方法。
  15. 　請求項９～１４のいずれか１項に記載の拍動数算出方法において、
    　生体情報は、生体の心電図波形であり、前記拍動数は心拍数であることを特徴とする拍動数算出方法。
  16. 　請求項９～１４のいずれか１項に記載の拍動数算出方法において、
    　生体情報は、脈拍に関する情報であり、前記拍動数は脈拍数であることを特徴とする拍動数算出方法。
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