JPH08336502A - 心拍間隔検出方法及び装置 - Google Patents
心拍間隔検出方法及び装置Info
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- JPH08336502A JPH08336502A JP7167944A JP16794495A JPH08336502A JP H08336502 A JPH08336502 A JP H08336502A JP 7167944 A JP7167944 A JP 7167944A JP 16794495 A JP16794495 A JP 16794495A JP H08336502 A JPH08336502 A JP H08336502A
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 低コスト高精度で高速演算が可能な心拍間隔
検出方法及び装置を提供することを目的とする。 【構成】 心電図をＡ／Ｄ変換して離散化データとした
後、該離散化データの所定区間毎の最大値及びその時刻
を求めて暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピーク
値とその前後のデータとの電圧差分を求めてその大小関
係からＲ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似演算
した各Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検出す
る。
検出方法及び装置を提供することを目的とする。 【構成】 心電図をＡ／Ｄ変換して離散化データとした
後、該離散化データの所定区間毎の最大値及びその時刻
を求めて暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピーク
値とその前後のデータとの電圧差分を求めてその大小関
係からＲ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似演算
した各Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検出す
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、例えば人間の生理現
象などを検出するために用いる心拍間隔検出方法及び装
置に関する。
象などを検出するために用いる心拍間隔検出方法及び装
置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、人間の心拍間隔情報を測定し、こ
の情報に基づいて人間の生理現象（例えば居眠り状態）
を判定するようにした技術が開発されてきている（例え
ば、特開平２−１２１８号公報及び特開平７−８８０９
４号公報参照）。
の情報に基づいて人間の生理現象（例えば居眠り状態）
を判定するようにした技術が開発されてきている（例え
ば、特開平２−１２１８号公報及び特開平７−８８０９
４号公報参照）。
【０００３】このような技術において、心拍間隔情報を
得ようとする場合には、心電図のＲ波（心室の収縮に伴
う大きな電位変化）の間隔を計測するのが一般的であ
る。
得ようとする場合には、心電図のＲ波（心室の収縮に伴
う大きな電位変化）の間隔を計測するのが一般的であ
る。
【０００４】心電図のＲ波の間隔を測定するためには、
まず、各Ｒ波のピーク値を求めなければならないが、そ
の方法としては、大別すると、アナログ回路によるト
リガ検出と、デジタル信号処理によるピーク点検出の
２つの方法が考えられる。
まず、各Ｒ波のピーク値を求めなければならないが、そ
の方法としては、大別すると、アナログ回路によるト
リガ検出と、デジタル信号処理によるピーク点検出の
２つの方法が考えられる。
【０００５】アナログ回路によるトリガ検出は、図１
０に示すように、アナログ状態の心電図波形を所定のス
ライスレベルで切って、そのトリガ点ＰｙをＲ波のピー
ク値と特定するものである。
０に示すように、アナログ状態の心電図波形を所定のス
ライスレベルで切って、そのトリガ点ＰｙをＲ波のピー
ク値と特定するものである。
【０００６】また、デジタル信号処理によるピーク点
検出は、図１１に示すように、アナログ信号をＡ／Ｄ変
換器で離散化データ（デジタル信号）に変換し（サンプ
リングレートΔＴ間隔の離散化データとなる）、この離
散化データを例えば所定の電圧以上で切ってＲ波のピー
ク成分を抽出し、その最大値ＰｚをＲ波のピーク値と特
定するものである。
検出は、図１１に示すように、アナログ信号をＡ／Ｄ変
換器で離散化データ（デジタル信号）に変換し（サンプ
リングレートΔＴ間隔の離散化データとなる）、この離
散化データを例えば所定の電圧以上で切ってＲ波のピー
ク成分を抽出し、その最大値ＰｚをＲ波のピーク値と特
定するものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】こうした技術では心拍
間隔を正確に求めることが重要であり、また、車両の居
眠り防止装置などに利用する場合には、リアルタイムで
処理するため高速度のデータ処理が必要となる。しかし
ながら、上記第１の先行技術で示したアナログ回路によ
るトリガ検出では、図１２に示すように、検出したトリ
ガ点Ｐｙと真のピーク値Ｐｘとの間にΔＰの誤差が生
じ、Ｒ波のピーク値の検出精度（それによるＲ波間隔検
出の精度）が悪いという問題がある。また、アナログ信
号の処理であるので、電圧変動に非常に弱く、例えば図
１３に示すように、ピーク値を２回誤検出（Ａで示す）
したり、ピーク値を検出できない（Ｂで示す）等、種々
の問題点を有しているので、実用に供することができな
い。
間隔を正確に求めることが重要であり、また、車両の居
眠り防止装置などに利用する場合には、リアルタイムで
処理するため高速度のデータ処理が必要となる。しかし
ながら、上記第１の先行技術で示したアナログ回路によ
るトリガ検出では、図１２に示すように、検出したトリ
ガ点Ｐｙと真のピーク値Ｐｘとの間にΔＰの誤差が生
じ、Ｒ波のピーク値の検出精度（それによるＲ波間隔検
出の精度）が悪いという問題がある。また、アナログ信
号の処理であるので、電圧変動に非常に弱く、例えば図
１３に示すように、ピーク値を２回誤検出（Ａで示す）
したり、ピーク値を検出できない（Ｂで示す）等、種々
の問題点を有しているので、実用に供することができな
い。
【０００８】また、上述の問題を解決するために用いら
れる上記第２の先行技術で示したデジタル信号処理によ
るピーク点検出では、例えば図１４に示すように、サン
プリングレートΔＴを小さくしなければ、誤差ΔＰが大
きくなり、Ｒ波のピーク値の検出精度（それによるＲ波
間隔検出の精度）がやはり悪くなる。この検出精度を高
めるためには、サンプリングレートΔＴを小さくして高
速でＡ／Ｄ変換を行えば良いが、多量のデータを高速で
処理するためには、演算能力が高く多量のデータを高速
に処理できることが可能なＡ／Ｄ変換器を開発・構成す
る必要があり、装置のコスト増大を招く結果となる。さ
らに加えて、このように心電図からＲ波を検出する処理
は、心電図情報から生理状態を判定する過程の１ステッ
プにすぎず、例えば、リアルタイムにオンラインで処理
を行うことが要求される居眠り判定装置等を構成する場
合には、装置の高速性が要求されるので、心電図からＲ
波を検出する処理の後処理に悪影響を与えないようによ
り処理速度の速い演算装置が必要となる。
れる上記第２の先行技術で示したデジタル信号処理によ
るピーク点検出では、例えば図１４に示すように、サン
プリングレートΔＴを小さくしなければ、誤差ΔＰが大
きくなり、Ｒ波のピーク値の検出精度（それによるＲ波
間隔検出の精度）がやはり悪くなる。この検出精度を高
めるためには、サンプリングレートΔＴを小さくして高
速でＡ／Ｄ変換を行えば良いが、多量のデータを高速で
処理するためには、演算能力が高く多量のデータを高速
に処理できることが可能なＡ／Ｄ変換器を開発・構成す
る必要があり、装置のコスト増大を招く結果となる。さ
らに加えて、このように心電図からＲ波を検出する処理
は、心電図情報から生理状態を判定する過程の１ステッ
プにすぎず、例えば、リアルタイムにオンラインで処理
を行うことが要求される居眠り判定装置等を構成する場
合には、装置の高速性が要求されるので、心電図からＲ
波を検出する処理の後処理に悪影響を与えないようによ
り処理速度の速い演算装置が必要となる。
【０００９】そこで、この発明は上記問題点に鑑み、低
コスト高精度で高速演算が可能な心拍間隔検出方法及び
装置を提供することを目的とする。
コスト高精度で高速演算が可能な心拍間隔検出方法及び
装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る心拍間隔検出方法は、心電図をＡ／Ｄ
変換して離散化データとした後、該離散化データの所定
区間毎の最大値及びその時刻を求めて暫定Ｒ波ピーク値
を特定し、該暫定Ｒ波ピーク値とその前後のデータとの
電圧差分を求めてその大小関係からＲ波ピーク値の時間
を近似演算し、この近似演算した各Ｒ波ピーク値の時間
の間隔から心拍間隔を検出するものである。
に、本発明に係る心拍間隔検出方法は、心電図をＡ／Ｄ
変換して離散化データとした後、該離散化データの所定
区間毎の最大値及びその時刻を求めて暫定Ｒ波ピーク値
を特定し、該暫定Ｒ波ピーク値とその前後のデータとの
電圧差分を求めてその大小関係からＲ波ピーク値の時間
を近似演算し、この近似演算した各Ｒ波ピーク値の時間
の間隔から心拍間隔を検出するものである。
【００１１】また、この心拍間隔検出方法を具体的に実
現する装置は、心電図ピックアップと、該心電図ピック
アップの出力信号を所定の周波数帯域について増幅する
増幅器と、該増幅器の出力信号を離散化データに変換す
るＡ／Ｄ変換器と、該Ａ／Ｄ変換器によって生成された
離散化データの所定区間毎の最大値及びその時刻を求め
て暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピーク値とそ
の前後のデータとの電圧差分を求めてその大小関係から
Ｒ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似演算した各
Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検出する演算
部を具備して構成することができる。
現する装置は、心電図ピックアップと、該心電図ピック
アップの出力信号を所定の周波数帯域について増幅する
増幅器と、該増幅器の出力信号を離散化データに変換す
るＡ／Ｄ変換器と、該Ａ／Ｄ変換器によって生成された
離散化データの所定区間毎の最大値及びその時刻を求め
て暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピーク値とそ
の前後のデータとの電圧差分を求めてその大小関係から
Ｒ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似演算した各
Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検出する演算
部を具備して構成することができる。
【００１２】
【作用】まず、心電図をＡ／Ｄ変換して離散化データと
した後、該離散化データを例えば所定の閾値で切ってＲ
波のピーク成分を抽出したＲ波ピークデータを作成する
（図１参照）。
した後、該離散化データを例えば所定の閾値で切ってＲ
波のピーク成分を抽出したＲ波ピークデータを作成する
（図１参照）。
【００１３】そしてこの離散化データの初期の２つの最
大値Ｖｍ１、Ｖｍ２を含む領域Ｉｘの範囲のデータを読
み込み、このＩｘのデータの範囲から最大値Ｖｍ１、Ｖ
ｍ２及びその時間ｍ１、ｍ２を求め、この時間の差分
（ｍ２−ｍ１）によってＲ波の暫定間隔Ｉｎを求める。
つまり、ここまでの過程は、Ｒ波の間隔Ｉｎを暫定的に
求め、以後のＲ波のピークを所定区間毎に得るための処
理である。
大値Ｖｍ１、Ｖｍ２を含む領域Ｉｘの範囲のデータを読
み込み、このＩｘのデータの範囲から最大値Ｖｍ１、Ｖ
ｍ２及びその時間ｍ１、ｍ２を求め、この時間の差分
（ｍ２−ｍ１）によってＲ波の暫定間隔Ｉｎを求める。
つまり、ここまでの過程は、Ｒ波の間隔Ｉｎを暫定的に
求め、以後のＲ波のピークを所定区間毎に得るための処
理である。
【００１４】次に、最初の暫定Ｒ波ピーク値ＶＰ１を求
めるためには、Ｉｘ＋Ｉｎの時間Ａを基準として±（Ｉ
ｎ×α）の範囲のデータを読み込み、その区間の最大値
を暫定Ｒ波ピーク値ＶＰ１とする。なお、ここでαは１
以下であって例えば０．５以上の定数である。
めるためには、Ｉｘ＋Ｉｎの時間Ａを基準として±（Ｉ
ｎ×α）の範囲のデータを読み込み、その区間の最大値
を暫定Ｒ波ピーク値ＶＰ１とする。なお、ここでαは１
以下であって例えば０．５以上の定数である。
【００１５】そして、この暫定Ｒ波ピーク値ＶＰ１の前
後のデータの電圧差分を求めて下記するように実際のＲ
波ピーク値の時間に近似したＲ波ピーク値の時間を近似
演算することができる。
後のデータの電圧差分を求めて下記するように実際のＲ
波ピーク値の時間に近似したＲ波ピーク値の時間を近似
演算することができる。
【００１６】心電図におけるＲ波のピーク近傍の波形は
一定の周波数（８Ｈｚ〜１４Ｈｚ）を持ち、２次曲線近
似ができる。そこでこの２次曲線近似の特性を利用して
実際のＲ波ピーク値の時間に近似したＲ波ピーク値の時
間を近似演算することが可能である。
一定の周波数（８Ｈｚ〜１４Ｈｚ）を持ち、２次曲線近
似ができる。そこでこの２次曲線近似の特性を利用して
実際のＲ波ピーク値の時間に近似したＲ波ピーク値の時
間を近似演算することが可能である。
【００１７】ここで、暫定ピーク位置ＶＰ１の時刻をＰ
ｔ、暫定ピーク位置ＶＰ１の１つ前のデータの時刻をＰ
ｂ、暫定ピーク位置ＶＰ１の１つ後のデータの時刻をＰ
ａ、求めるピーク位置の時刻をＰｒ、各データの電圧値
をＶＰｔ、ＶＰｂ、ＶＰａ、Ａ／Ｄ変換器のサンプリン
グレートをΔＴとする。
ｔ、暫定ピーク位置ＶＰ１の１つ前のデータの時刻をＰ
ｂ、暫定ピーク位置ＶＰ１の１つ後のデータの時刻をＰ
ａ、求めるピーク位置の時刻をＰｒ、各データの電圧値
をＶＰｔ、ＶＰｂ、ＶＰａ、Ａ／Ｄ変換器のサンプリン
グレートをΔＴとする。
【００１８】図２に示すように、暫定ピーク位置ＶＰ１
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）よりも小さければ（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＜
（ＶＰｔ−ＶＰａ）の場合）、２次曲線の特性から求め
るピーク位置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時
刻Ｐｔと１つ前のデータの時刻Ｐｂの間に存在し、Ｐｒ
＝Ｐｔ−１／４ΔＴと近似することができる。
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）よりも小さければ（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＜
（ＶＰｔ−ＶＰａ）の場合）、２次曲線の特性から求め
るピーク位置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時
刻Ｐｔと１つ前のデータの時刻Ｐｂの間に存在し、Ｐｒ
＝Ｐｔ−１／４ΔＴと近似することができる。
【００１９】図３に示すように、暫定ピーク位置ＶＰ１
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）よりも大きければ（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＞
（ＶＰｔ−ＶＰａ）≠０の場合）、２次曲線の特性から
求めるピーク位置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１
の時刻Ｐｔと１つ後のデータの時刻Ｐａとの間に存在
し、Ｐｒ＝Ｐｔ＋１／４ΔＴと近似することができる。
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）よりも大きければ（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＞
（ＶＰｔ−ＶＰａ）≠０の場合）、２次曲線の特性から
求めるピーク位置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１
の時刻Ｐｔと１つ後のデータの時刻Ｐａとの間に存在
し、Ｐｒ＝Ｐｔ＋１／４ΔＴと近似することができる。
【００２０】図４に示すように、暫定ピーク位置ＶＰ１
の電圧値ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰａ）が０であれば（（ＶＰｔ−ＶＰ
ａ）＝０の場合）、２次曲線の特性から求めるピーク位
置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時刻Ｐｔと１
つ後のデータの時刻Ｐａとの間に存在し、Ｐｒ＝Ｐｔ＋
１／２ΔＴと算定することができる。
の電圧値ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰａ）が０であれば（（ＶＰｔ−ＶＰ
ａ）＝０の場合）、２次曲線の特性から求めるピーク位
置の時刻Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時刻Ｐｔと１
つ後のデータの時刻Ｐａとの間に存在し、Ｐｒ＝Ｐｔ＋
１／２ΔＴと算定することができる。
【００２１】図５に示すように、暫定ピーク位置ＶＰ１
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）と等しく、且つその値が０でない場合
（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＝（ＶＰｔ−ＶＰａ）≠０の場
合）には、２次曲線の特性から求めるピーク位置の時刻
Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時刻Ｐｔと一致し、Ｐ
ｒ＝Ｐｔと算定することができる。
の電圧値ＶＰｔと１つ前のデータの電圧値ＶＰｂとの差
分（ＶＰｔ−ＶＰｂ）が暫定ピーク位置ＶＰ１の電圧値
ＶＰｔと１つ後のデータの電圧値ＶＰａとの差分（ＶＰ
ｔ−ＶＰａ）と等しく、且つその値が０でない場合
（（ＶＰｔ−ＶＰｂ）＝（ＶＰｔ−ＶＰａ）≠０の場
合）には、２次曲線の特性から求めるピーク位置の時刻
Ｐｒは、暫定ピーク位置ＶＰ１の時刻Ｐｔと一致し、Ｐ
ｒ＝Ｐｔと算定することができる。
【００２２】このように、暫定Ｒ波ピーク値とその前後
のデータとの電圧差分を求めてその大小関係から実際の
Ｒ波ピーク値の時間に近似した値を得ることが可能であ
る。
のデータとの電圧差分を求めてその大小関係から実際の
Ｒ波ピーク値の時間に近似した値を得ることが可能であ
る。
【００２３】以後、順次Ｒ波の暫定間隔Ｉｎ毎に離散化
データを読み込み、上記と同様の手順で実際のピーク値
の時刻Ｐｒを近似演算していく。
データを読み込み、上記と同様の手順で実際のピーク値
の時刻Ｐｒを近似演算していく。
【００２４】そして、これら求めた各ピーク値の時刻Ｐ
ｒの間隔から心拍間隔を検出する。
ｒの間隔から心拍間隔を検出する。
【００２５】
【実施例】以下、この発明の実施例を図面を用いて説明
する。
する。
【００２６】図６に本発明に係る心拍間隔検出装置の基
本構成例を示す。
本構成例を示す。
【００２７】心拍間隔検出装置は、人体２０に生体用電
極２１〜２３を張り付け、人体２０の心臓活動に対応す
る皮膚表面の電位を電極２１と２３及び電極２２と２３
の差電圧として検出して増幅し、出力信号Ａ，Ｂとして
それぞれＡ／Ｄ変換部２５に送り、ここで離散化データ
（デジタル信号）に変換した後、演算部２６で心拍間隔
を検出（算出）するようになっている。
極２１〜２３を張り付け、人体２０の心臓活動に対応す
る皮膚表面の電位を電極２１と２３及び電極２２と２３
の差電圧として検出して増幅し、出力信号Ａ，Ｂとして
それぞれＡ／Ｄ変換部２５に送り、ここで離散化データ
（デジタル信号）に変換した後、演算部２６で心拍間隔
を検出（算出）するようになっている。
【００２８】図７にこの心拍間隔検出装置の具体的構成
例を示す。
例を示す。
【００２９】交流アンプ部２４は、作動入力アンプ１
と、バンドパスフィルタ２との直列回路で構成されてお
り、バンドパスフィルタ２は、Ｒ波を抽出するために８
〜１８Ｈｚの通過帯域に設定されている。
と、バンドパスフィルタ２との直列回路で構成されてお
り、バンドパスフィルタ２は、Ｒ波を抽出するために８
〜１８Ｈｚの通過帯域に設定されている。
【００３０】Ａ／Ｄ変換部２５は、バンドパスフィルタ
２に接続されたアンプ３とサンプルホールド回路４とＡ
／Ｄ変換器５とバッファメモリ６との直列回路で基本的
に構成されており、サンプルホールド回路４とＡ／Ｄ変
換器５は、分周器１２から所定のクロック信号を受けて
データのサンプリング及びＡ／Ｄ変換を実行する。
２に接続されたアンプ３とサンプルホールド回路４とＡ
／Ｄ変換器５とバッファメモリ６との直列回路で基本的
に構成されており、サンプルホールド回路４とＡ／Ｄ変
換器５は、分周器１２から所定のクロック信号を受けて
データのサンプリング及びＡ／Ｄ変換を実行する。
【００３１】演算部２６は、バッファメモリ６に接続さ
れたデータバス７に相互接続されたＲＡＭ８と演算アル
ゴリズム用ＲＯＭ９とＣＰＵ１０と、該ＣＰＵ１０に一
定のクロック信号を与えるための水晶発振器１１とで構
成されている。
れたデータバス７に相互接続されたＲＡＭ８と演算アル
ゴリズム用ＲＯＭ９とＣＰＵ１０と、該ＣＰＵ１０に一
定のクロック信号を与えるための水晶発振器１１とで構
成されている。
【００３２】図８は図７に示したＡ／Ｄ変換部２５の処
理手順を示しており、装置の起動開始後、Ａ／Ｄ変換器
５はＡ／Ｄ変換を実行して心電図を離散化データに変換
し（ステップＳ１００）、該離散化データを図示しない
ピーク成分抽出器を使用して所定の閾値でスライスして
Ｒ波ピークデータを生成し、そのデータＤ（ｎ）をバッ
ファメモリ（６）に格納する。そして、このバッファメ
モリ（６）に格納されたデータＤ（ｎ）を用いて下記す
る演算部２６にて心拍間隔の検出が行われるようになっ
ている。
理手順を示しており、装置の起動開始後、Ａ／Ｄ変換器
５はＡ／Ｄ変換を実行して心電図を離散化データに変換
し（ステップＳ１００）、該離散化データを図示しない
ピーク成分抽出器を使用して所定の閾値でスライスして
Ｒ波ピークデータを生成し、そのデータＤ（ｎ）をバッ
ファメモリ（６）に格納する。そして、このバッファメ
モリ（６）に格納されたデータＤ（ｎ）を用いて下記す
る演算部２６にて心拍間隔の検出が行われるようになっ
ている。
【００３３】図９は図７に示したＣＰＵ１０による心拍
間隔の検出（演算）を実行する処理手順を示したもの
で、以下、この図９および図１乃至図５を参照しつつ心
拍間隔の検出（演算）方法について説明する。
間隔の検出（演算）を実行する処理手順を示したもの
で、以下、この図９および図１乃至図５を参照しつつ心
拍間隔の検出（演算）方法について説明する。
【００３４】まず、ＣＰＵ１０は離散化データの初期の
２つの最大値を読み込んでＲ波の暫定間隔を特定するた
めのデータ読みとり範囲Ｉｘ及びそれ以降のデータを読
み込むための範囲を規定するαの値を１以下であって例
えば０．５以上の定数（実験的・経験的なデータに基づ
いて）に設定すると共に、データ列の順位ｎ及びカウン
タＣの値を０に初期化する（ステップＳ２００）。
２つの最大値を読み込んでＲ波の暫定間隔を特定するた
めのデータ読みとり範囲Ｉｘ及びそれ以降のデータを読
み込むための範囲を規定するαの値を１以下であって例
えば０．５以上の定数（実験的・経験的なデータに基づ
いて）に設定すると共に、データ列の順位ｎ及びカウン
タＣの値を０に初期化する（ステップＳ２００）。
【００３５】そして、バッファメモリ６よりＩｘ個のデ
ータＤ（１）〜Ｄ（Ｉｘ）をＲＡＭ８に読み込み（ステ
ップＳ２０２）、図１に示すように２つの最大値Ｖｍ
１，Ｖｍ２を算出し、その時刻をデータ列の順位ｎを用
いて各々ｍ１，ｍ２と設定し（ステップＳ２０４）、そ
の差によりＲ波の暫定間隔Ｉｎを求める（ステップＳ２
０６）。
ータＤ（１）〜Ｄ（Ｉｘ）をＲＡＭ８に読み込み（ステ
ップＳ２０２）、図１に示すように２つの最大値Ｖｍ
１，Ｖｍ２を算出し、その時刻をデータ列の順位ｎを用
いて各々ｍ１，ｍ２と設定し（ステップＳ２０４）、そ
の差によりＲ波の暫定間隔Ｉｎを求める（ステップＳ２
０６）。
【００３６】つまり、ここまでの過程は、上述の作用で
説明したように、Ｒ波の暫定間隔Ｉｎを求め、以後のＲ
波のピークを所定区間毎に求めるための処理である。
説明したように、Ｒ波の暫定間隔Ｉｎを求め、以後のＲ
波のピークを所定区間毎に求めるための処理である。
【００３７】次に、最初の暫定Ｒ波ピーク値を求めるた
めに、Ｉｘ＋Ｉｎ−α×Ｉｎ〜Ｉｘ＋Ｉｎ＋α×Ｉｎの
範囲のデータＤ（ｎ）をＲＡＭ８に読み込み（ステップ
Ｓ２０８）、カウンタＣをインクリメントした後（ステ
ップＳ２１０）、読み込んだデータの最大値ＶＰｔ
（Ｎ）（暫定Ｒ波ピーク値である）を求め（ステップＳ
１２１）、かつその時刻Ｐｔを算出する（ステップＳ２
１４）。
めに、Ｉｘ＋Ｉｎ−α×Ｉｎ〜Ｉｘ＋Ｉｎ＋α×Ｉｎの
範囲のデータＤ（ｎ）をＲＡＭ８に読み込み（ステップ
Ｓ２０８）、カウンタＣをインクリメントした後（ステ
ップＳ２１０）、読み込んだデータの最大値ＶＰｔ
（Ｎ）（暫定Ｒ波ピーク値である）を求め（ステップＳ
１２１）、かつその時刻Ｐｔを算出する（ステップＳ２
１４）。
【００３８】そして、上記で求めたデータの最大値ＶＰ
ｔ（Ｎ）及びその時刻及びその前後のデータの電圧差分
に基づいて、実際のＲ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）を近
似演算する（ステップＳ２１６，Ｓ２１８）。
ｔ（Ｎ）及びその時刻及びその前後のデータの電圧差分
に基づいて、実際のＲ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）を近
似演算する（ステップＳ２１６，Ｓ２１８）。
【００３９】具体的には、ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ−
１）＜ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）であれば、図２
の原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
Ｐｒ（Ｃ）は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ−（１／４）×ΔＴと
近似できる。
１）＜ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）であれば、図２
の原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
Ｐｒ（Ｃ）は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ−（１／４）×ΔＴと
近似できる。
【００４０】また、ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ−１）＞
ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）≠０であれば、図３の
原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ＋（１／４）×ΔＴと近似でき
る。
ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）≠０であれば、図３の
原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ＋（１／４）×ΔＴと近似でき
る。
【００４１】同様に、ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）
＝０であれば、図４の原理図で説明したように、実際の
Ｒ波ピーク値の時刻は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ＋（１／２）
×ΔＴと算定することができる。
＝０であれば、図４の原理図で説明したように、実際の
Ｒ波ピーク値の時刻は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔ＋（１／２）
×ΔＴと算定することができる。
【００４２】また、ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ−１）＝
ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）≠０であれば、図５の
原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔと算定できる。
ＶＰｔ（Ｎ）−ＶＰｔ（Ｎ＋１）≠０であれば、図５の
原理図で説明したように、実際のＲ波ピーク値の時刻
は、Ｐｒ（Ｃ）＝Ｐｔと算定できる。
【００４３】このようにして近似演算して求めた実際の
Ｒ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）は、その算出の度に順次
その内容をＲＡＭ８に格納され、その各時間の間隔差か
ら心拍間隔が求められる。
Ｒ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）は、その算出の度に順次
その内容をＲＡＭ８に格納され、その各時間の間隔差か
ら心拍間隔が求められる。
【００４４】しかる後は、暫定Ｒ波間隔Ｉｎを順次平均
化処理しつつ（ステップＳ２２０〜Ｓ２２６）、次の暫
定Ｒ波間隔Ｉｎの範囲でデータＤ（ｎ）を読み込み（ス
テップＳ２２８）、ステップＳ２１０に戻って上記と同
様の手順で実際のＲ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）の近似
演算を行う。
化処理しつつ（ステップＳ２２０〜Ｓ２２６）、次の暫
定Ｒ波間隔Ｉｎの範囲でデータＤ（ｎ）を読み込み（ス
テップＳ２２８）、ステップＳ２１０に戻って上記と同
様の手順で実際のＲ波ピーク値の時刻Ｐｒ（Ｃ）の近似
演算を行う。
【００４５】
【発明の効果】以上述べたようにこの発明によれば、暫
定Ｒ波ピーク値とその前後のデータの電圧差分の大小関
係から真のＲ波ピーク値の時間を近似演算して心拍間隔
を得るようにしたので、サンプリングレートを小さくし
て高速のＡ／Ｄ変換をせずとも従来と同様のＡ／Ｄ変換
器を使用して高速，高精度にＲ波ピーク値の時刻の近似
が可能となる。また、多少のアルゴリズムの追加によっ
て本発明の処理の実行及び構成が可能であるので、装置
の低コスト化が図れるものである。
定Ｒ波ピーク値とその前後のデータの電圧差分の大小関
係から真のＲ波ピーク値の時間を近似演算して心拍間隔
を得るようにしたので、サンプリングレートを小さくし
て高速のＡ／Ｄ変換をせずとも従来と同様のＡ／Ｄ変換
器を使用して高速，高精度にＲ波ピーク値の時刻の近似
が可能となる。また、多少のアルゴリズムの追加によっ
て本発明の処理の実行及び構成が可能であるので、装置
の低コスト化が図れるものである。
【図１乃至図５】本発明に係る心拍間隔検出方法の原理
説明図である。
説明図である。
【図６及び図７】本発明に係る心拍間隔検出装置の一構
成例を示す図である。
成例を示す図である。
【図８及び図９】本発明に係る心拍間隔検出方法の処理
アルゴリズムの一例を示す図である。
アルゴリズムの一例を示す図である。
【図１０乃至図１４】従来技術の問題点を説明する図で
ある。
ある。
２０ 人体 ２１〜２３ 交流アンプ ２５ Ａ／Ｄ変換部 ２６ 演算部 ８ ＲＡＭ ９ ＲＯＭ １０ ＣＰＵ
Claims (2)
- 【請求項１】 心電図をＡ／Ｄ変換して離散化データと
した後、該離散化データの所定区間毎の最大値及びその
時刻を求めて暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピ
ーク値とその前後のデータとの電圧差分を求めてその大
小関係からＲ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似
演算した各Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検
出することを特徴とする心拍間隔検出方法。 - 【請求項２】 心電図ピックアップと、該心電図ピック
アップの出力信号を所定の周波数帯域について増幅する
増幅器と、該増幅器の出力信号を離散化データに変換す
るＡ／Ｄ変換器と、該Ａ／Ｄ変換器によって生成された
離散化データの所定区間毎の最大値及びその時刻を求め
て暫定Ｒ波ピーク値を特定し、該暫定Ｒ波ピーク値とそ
の前後のデータとの電圧差分を求めてその大小関係から
Ｒ波ピーク値の時間を近似演算し、この近似演算した各
Ｒ波ピーク値の時間の間隔から心拍間隔を検出する演算
部と、を具備することを特徴とする心拍間隔検出装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7167944A JPH08336502A (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 心拍間隔検出方法及び装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7167944A JPH08336502A (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 心拍間隔検出方法及び装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08336502A true JPH08336502A (ja) | 1996-12-24 |
Family
ID=15858949
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7167944A Pending JPH08336502A (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 心拍間隔検出方法及び装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08336502A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103565427A (zh) * | 2013-11-19 | 2014-02-12 | 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 | 准周期生理信号特征点的检测 |
| JP2015508671A (ja) * | 2012-03-12 | 2015-03-23 | シェンズェン シーレン テクノロジー カンパニー リミテッドＳｈｅｎｚｈｅｎ Ｓｅｅｌｅｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏ．， Ｌｔｄ． | 生理信号周期を取得する方法及びシステム |
| JP2015527173A (ja) * | 2012-09-07 | 2015-09-17 | ヴァイタル コネクト, インコーポレイテッドVital Connect, Inc. | マルチレートｅｃｇ処理を使用するｒ−ｒ間隔の測定 |
| CN113171107A (zh) * | 2021-04-26 | 2021-07-27 | 中山大学 | 一种心率变异性信号的非接触式提取方法及系统 |
| WO2022091195A1 (ja) * | 2020-10-27 | 2022-05-05 | 日本電信電話株式会社 | Ｒｒｉ計測装置、ｒｒｉ計測方法およびｒｒｉ計測プログラム |
-
1995
- 1995-06-09 JP JP7167944A patent/JPH08336502A/ja active Pending
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9814405B2 (en) | 2012-09-07 | 2017-11-14 | Vital Connect, Inc. | R-R interval measurement using multi-rate ECG processing |
| JP2018038830A (ja) * | 2012-09-07 | 2018-03-15 | ヴァイタル コネクト, インコーポレイテッドVital Connect, Inc. | マルチレートｅｃｇ処理を使用するｒ−ｒ間隔の測定 |
| US10667713B2 (en) | 2012-09-07 | 2020-06-02 | Vital Connect, Inc. | R-R interval measurement using multi-rate ECG processing |
| CN103565427A (zh) * | 2013-11-19 | 2014-02-12 | 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 | 准周期生理信号特征点的检测 |
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| JPWO2022091195A1 (ja) * | 2020-10-27 | 2022-05-05 | ||
| CN113171107A (zh) * | 2021-04-26 | 2021-07-27 | 中山大学 | 一种心率变异性信号的非接触式提取方法及系统 |
| CN113171107B (zh) * | 2021-04-26 | 2024-03-19 | 中山大学 | 一种心率变异性信号的非接触式提取方法及系统 |
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