阅读说明：本技术 心率计算设备和方法 (Heart rate calculation device and method ) 是由 佐藤里江子 松浦伸昭 桑原启 小笠原隆行 于 2019-03-01 设计创作，主要内容包括：在本发明中,第一计算单元(102)通过使用第一系数的IIR滤波器对多个瞬时心率(心跳速率)进行平均处理来确定被检者的心率。所述第一系数是小于1的数值,并且是固定值。第二计算单元(103)通过使用第二系数的IIR滤波器对多个瞬时心率进行平均处理来确定被检者的心率。所述第二系数是小于1的数值,并且是可变值。切换单元(104)基于先前确定的心率与最新的瞬时心率之差在第一计算单元(102)与第二计算单元(103)之间进行切换。(In the present invention, a first calculation unit (102) determines the heart rate of a subject by averaging a plurality of instantaneous heart rates (heart rates) using an IIR filter of a first coefficient. The first coefficient is a numerical value smaller than 1, and is a fixed value. A second calculation unit (103) determines the heart rate of the subject by averaging the plurality of instantaneous heart rates using an IIR filter of a second coefficient. The second coefficient is a numerical value smaller than 1 and is a variable value. The switching unit (104) switches between the first calculation unit (102) and the second calculation unit (103) based on a difference between a previously determined heart rate and a latest instantaneous heart rate.)

心率计算设备和方法

技术领域

本发明涉及一种用于计算诸如心率或脉搏速率等的心跳数的心跳数计算装置和方法，特别地，本发明涉及即使瞬时心跳数包括异常值也能够稳定地计算心跳数的心跳数计算装置和方法。

背景技术

心率波动的测量对于控制心肺功能的负荷强度是有用的。近年来，已开发了可以通过将电极结合在诸如衬衫的衣服中来测量心电图的可穿戴设备。从而，在各种场景中，监视和观察心率波动。

相关技术文献

非专利文献

非专利文献1：C.Park et al.,"An Ultra-Wearable,Wireless,Low Power ECGMonitoring System",Biomedical Circuits and Systems Conference,2006.BioCAS2006.IEEE.

发明内容

本发明要解决的技术问题

然而，由于噪声容易被添加到测量结果(心电图波形)，因此可穿戴式心率测量设备可能会导致心率检测误差。结果是，按时间序列从测量到的心电图波形获得的各跳的瞬时心率包括异常值。为了防止计算这种异常值，重要的是对从测量到的心电图波形中获得的瞬时心率进行适当地平均。

作为平均技术，例如，非专利文献1描述了这样的技术，其中当根据从心电图波形中获得的瞬时心率来计算心率时，获得输入数据点的移动平均，直到输入预定数据点作为移动平均目标为止。然而，没有提及当瞬时心率的时序数据包括异常值时的处理。

由于噪声容易添加到使用可穿戴设备而获得的心电图波形中而导致心率检测误差，因此瞬时心率包括异常值。因此，为了监视心率的变化，重要的是获得适当平均的心率(瞬时心率)。

考虑到上述问题而做出了本发明，并且本发明的目的是：即使关于心脏的心跳数的瞬时心跳数(诸如，瞬时心率)包括异常值，也能够适当地计算心率。

解决问题的方案

根据本发明，提供了一种心跳数计算装置，包括：提取单元，被配置为从生物信息中提取与按时间序列的心脏的心跳数有关的多个瞬时心跳数；第一计算单元，被配置为通过利用使用第一系数的IIR滤波器进行平均处理从多个瞬时心跳数获得心跳数，所述第一系数具有小于1的固定值；第二计算单元，被配置为通过利用使用第二系数的IIR滤波器进行平均处理从多个瞬时心跳数获得心跳数，所述第二系数具有小于1的可变值；以及切换单元，被配置为基于第一计算单元和第二计算单元之一所获得的心跳数与提取单元提取到的最新瞬时心跳数之差在第一计算单元和第二计算单元之间进行切换。

根据本发明，还提供了一种心跳数计算方法，包括：第一步骤，从活体的心电图波形中提取按时间序列的多个瞬时心跳数；第二步骤，通过利用使用第一系数的IIR滤波器进行平均处理从多个瞬时心跳数获得心跳数，所述第一系数具有小于1的固定值；第三步骤，通过利用使用第二系数的IIR滤波器进行平均处理从多个瞬时心跳数获得心跳数，所述第二系数具有小于1的可变值；第四步骤，基于提取到的最新的瞬时心跳数与先前在第二步骤和第三步骤之一中获得的心跳数之差在第二步骤和第三步骤之间进行切换。

本发明的效果

如上所述，根据本发明，即使瞬时心跳数包括异常值，也可以适当地获得计算心跳数的良好效果。

附图说明

图1是示出了根据本发明实施例的心跳数计算装置的布置的框图；

图2是用于说明根据本发明实施例的心跳数计算方法的流程图；

图3是用于更详细地说明根据本发明实施例的心跳数计算方法的流程图；

图4是示出了通过将平均系数a(第一系数)设置为0.1而由第一计算单元102在心跳数计算模式(第一模式)下计算出的心跳数的变化的时序图；

图5是示出了通过将平均系数a(第一系数)设置为0.1而由第一计算单元102在心跳数计算模式(第一模式)下计算出的心跳数的变化的时序图，以及通过将平均系数a(第二系数)设置为a＝0.5-0.4×N/20而由第二计算单元103在心跳数计算模式(第二模式)下计算出的心跳数的变化的时序图；

图6是示出了当从休息状态突然进行诸如全力蹬踏等运动时人的心跳数的变化的时序图；

图7是示出了根据本发明实施例的另一心跳数计算装置100a的布置的框图；

图8A是示出了确定异常时段的示例的说明时序图；

图8B是示出了确定异常时段的示例的说明时序图；

图8C是示出了确定异常时段的示例的说明时序图；

图8D是示出了确定异常时段的示例的说明时序图；

图8E是示出了确定异常时段的示例的说明时序图；以及图9是示出了根据本发明的心跳数计算装置的硬件布置的框图。

具体实施方式

下面将参考图1来描述根据本发明实施例的心跳数计算装置100。心跳数计算装置100包括提取单元101、第一计算单元102、第二计算单元103和切换单元104。

提取单元101从生物信息中提取与按时间序列的心脏的心跳数有关的多个瞬时心跳数，该生物信息是从目标活体(被检者)获得的。生物信息是例如通过使用心电图仪121进行测量而获得的被检者的心电图波形，而心跳数是心率。众所周知，基于心电图波形的R-R间隔来获得瞬时心率。如果R-R间隔为2秒，则通过计算60秒/2，瞬时心率为30次/分钟。心率将以心跳数来例示。

第一计算单元102通过利用使用第一系数的IIR(无限冲激响应)滤波器进行平均处理来从多个瞬时心率(瞬时心跳数)获得被检者的心率(心跳数)。注意，第一系数是小于1的数值，并且是固定值。第一计算单元102通过如下方式获得按时间序列的心率来更新心率：例如，将给定时间的瞬时心率乘以第一系数，并且将这样获得的值与一个值(该值是通过将前一时间的瞬时心率乘以从1中减去第一系数得到的值而得到的)相加，从而得到按时间序列的心率，即，当前时间的心率＝(瞬时心率×第一系数)+{前一时间的心率×(1-第一系数)}。

第二计算单元103通过利用使用第二系数的IIR滤波器进行平均处理来从多个瞬时心率获得被检者的心率。第二系数是小于1的数值，并且是可变值。第二计算单元103通过如下方式获得按时间序列的心率来更新心率：例如，将瞬时心率乘以第二系数得到的值与一个值(该值是通过将前一时间的心率乘以从1中减去第二系数得到的值而得到的)相加，从而得到按时间序列的心率。第二计算单元103包括处理单元103a，该处理单元103a使第二系数从大于第一系数的值开始，并且对于每一次跳动都使第二系数更接近于第一系数。计算单元103使用已经过处理单元103a进行系数处理的第二系数。

切换单元104基于先前获得的心率和最新的瞬时心率之差在第一计算单元102和第二计算单元103之间进行切换。切换单元104从第一计算单元102和第二计算单元103中的一个切换到另一个，处理单元获取从心跳数计算装置输出的心率。切换单元104基于先前计算出的心率与最新的瞬时心率之差来确定是否将上次已计算心率的计算单元之一留作处理单元以执行使用最新的瞬时心率来计算心率的处理，或者从一个计算单元切换到另一个，并且在已确定要切换处理单元时，切换单元104切换处理单元。心跳数计算装置输出由切换单元104切换的第一计算单元102或第二计算单元103计算出的心率。

切换单元104例如在第一状态下从第一计算单元102切换到第二计算单元103，在该第一状态下，最新的瞬时心率与第一计算单元102计算出的心率之差等于或大于所设置的第一常数的状态在所设置的第一心跳数期间继续。

此外，切换单元104例如在第二状态或第三状态下从第二计算单元103切换到第一计算单元102，在该第二状态下，最新的瞬时心率与第二计算单元103计算出的心率之差等于或小于所设置的第二常数的状态在所设置的第二心跳数期间继续，而在该第三状态下，第二系数等于第一系数。

例如，如果第一计算单元102计算了上次的心率，并且该心率与提取单元101本次提取到的瞬时心率之差处于第一状态，则切换单元104执行切换处理。在这种情况下，第二计算单元103计算这次的心率。备选地，例如，如果第二计算单元103计算了上次的心率，并且该心率与提取单元101本次提取到的瞬时心率之差处于第二状态或第三状态，则切换单元104执行切换处理。在这种情况下，第一计算单元102计算这次的心率。

根据实施例的心跳数计算装置100除上述组件之外还包括更新停止单元105。当最新的瞬时心率与第一计算单元102计算出的心率之差超过所设置的参考值时，更新停止单元105停止心率的更新，并且当第一计算单元102在当前时间计算出的心率与第一计算单元102在前一时间计算出的心率之差超过设置的参考值时，限制心率的更新值。

接下来，将参考图2来描述根据实施例的心跳数计算装置100的操作的示例(心跳数计算方法)。

在步骤S101中，提取单元101从生物信息中提取按时间序列的多个瞬时心率，该生物信息是从被检者获得的。生物信息是例如通过使用心电图仪121进行测量而获得的被检者的心电图波形。在步骤S102中，基于在步骤S101中提取到的最新的瞬时心率与上次获得的心率之差来确定是否执行切换处理(第四步骤)。如果确定不执行切换处理(步骤S102中为“否”)，则在步骤S103中，通过执行与上次相同的计算处理来获得心率。另一方面，如果确定执行切换处理(步骤S102中为“是”)，则在步骤S104中，切换单元104切换计算处理并通过在步骤S105中切换的计算处理来计算心率。在步骤S106中，心跳数计算装置100确定是否已输入结束指令。如果还没有输入结束指令(步骤S106为“否”)，则处理返回到步骤S101以继续处理。

例如，如果第一计算单元102计算了上次的心率(第二步骤)，并且该心率与最新的瞬时心率之差处于第一状态，则切换单元104在步骤S102中，确定执行切换处理，在步骤S104中，从第一计算单元102切换到第二计算单元103，并且在步骤S105中，由第二计算单元103根据最新的瞬时心率来计算心率(第三步骤)。

备选地，例如，如果第二计算单元103计算了上次的心率(第三步骤)，并且该心率与最新的瞬时心率之差处于第二状态或第三状态，则切换单元104在步骤S102中，确定执行切换处理，在步骤S104中，从第二计算单元103切换到第一计算单元102，并且在步骤S105中，由第一计算单元102根据最新的瞬时心率来计算心率(第二步骤)。

注意，在第二计算单元103的心率计算处理中，第二系数从大于第一系数的值开始，并且对于每一次跳动都使第二系数更接近于第一系数。该第二系数处理由处理单元103a执行。尽管在图2中未示出，但是当最新的瞬时心率与第一计算单元102计算出的心率之差超过所设置的参考值时，可以停止心率的更新，并且当前一时间计算出的心率与当前时间计算出的心率之差超过所设置的参考值时，可以限制心率的更新值(第五步骤)。

[示例]

将使用示例来提供更详细的描述。第一计算单元102的心率计算处理在下文中被称为第一模式，第二计算单元103的心率计算处理在下文中被称为第二模式。

在第一模式和第二模式两者下，作为利用根据多个瞬时心率来获得被检者心率的IIR滤波器进行的平均处理，使用作为n个时序数据的瞬时心率IHR[n]的平均系数a通过“HR[n]＝(1-a)×HR[n-1]+a×IHR[n]”来计算心率HR[n]。

平均系数a取值为0<a<1。当该值较小时，抑制心率HR[n]的微小波动的平滑效果较高，而追随粗略变化时的延迟较大。

在第一模式下，平均系数a是固定值(第一系数)。在第二模式下，平均系数a是可变值(第二系数)。

将参考图3来描述上述条件下的根据示例的心率计算过程。图3示出了根据瞬时心率来计算心率的过程的一个周期。注意，ΔHRi表示通过从心率中减去获得心率时的最新瞬时心率而获得的值的绝对值。此外，ΔHR表示通过从当前时间计算出的心率中减去前一时间计算出的心率而获得的值。

在步骤S201中，确定当前模式是否为第二模式。如果当前模式是第二模式，则在步骤S202中，确定ΔHRi是否等于或小于20(第二常数)。如果ΔHRi等于或小于20，则在步骤S203中，将1加到计数C2(第二心跳数)。在步骤S204中，确定计数C2是否等于5。如果计数C2等于5，则在步骤S205中，将第二模式切换到第一模式并将计数C2设置为0。另一方面，如果ΔHRi超过20，则在步骤S206中，将计数C2设置为0。

如果在步骤S201中确定当前模式不是第二模式，则在步骤S207中，确定ΔHRi是否等于或大于40(第一常数)。如果ΔHRi等于或大于40，则在步骤S208中，将1加到计数C1(第一心跳数)。然后在步骤S209中，确定计数C1是否等于8。如果计数C1等于8，则在步骤S210中，将第一模式切换到第二模式并将计数C1设置为0。另一方面，如果ΔHRi小于40，则在步骤S211中，将计数C1设置为0。

在步骤S212中，确定当前模式是否为第二模式。如果当前模式是第二模式，则在步骤S213中，确定计数C3是否等于20。如果计数C3等于20，则在步骤S214中，将第二模式切换到第一模式并将计数C3设置为0。如果当前模式是第一模式，则在步骤S215中，确定ΔHRi是否等于或大于40。如果ΔHRi小于40，则在步骤S216中，以第一模式执行计算，并且在步骤S217中，确定ΔHR是否大于2bpm。如果ΔHR大于2bpm，则在步骤S218中，将HR[n]＝HR[n-1]+2设置为心率更新限制。如果ΔHR等于或小于2bpm，则在步骤S219中，确定ΔHR是否小于-2bpm。如果ΔHR小于-2bpm，则在步骤S220中，将HR[n]＝HR[n-1]-2设置为心率更新限制。

如果在步骤S213中确定计数C3不等于20，则在步骤S221中，以第二模式执行计算并将1加到计数C3，从而结束一个周期的处理。

如果在步骤S212中确定当前模式不是第二模式(当前模式是第一模式)，则该过程转换到步骤S215。

在上述处理中，在第一模式下，平均系数a被设置为例如0.1。在这种情况下，如图4中所示，适度平滑心率HR[n]，同时可允许变化的延迟。

在第二模式下，例如通过“a＝0.5-0.4×N/20(N：转移到第二模式后的跳数)”来给出平均系数a。即，在第二模式下，平均系数a从0.5开始，对于每一次跳动都减小0.02，并且在第20跳返回到第一模式下的0.1的值。通过暂时使第二模式下的平均系数a变大，强烈地反映了瞬时心率的值，从而获得了加速心率值的收敛的效果。

如果在开始计算心率时初始的瞬时心率是异常值，则心率要花费时间才能接近第一模式下的正确值。然而，如果将第二模式设置为这种状态，则心率会迅速收敛到正确值，如图5中所示。

当大幅度偏离心率的瞬时心率继续时，例如，当接连八次获得偏离心率40bpm或更多的瞬时心率时，该时间的瞬时心率被认为比该时间之前的心率具有更高的可靠性。因此，期望丢弃在该时间之前的心率，并且基于该时间的瞬时心率来计算心率。为此，在上述条件下，模式转换为第二模式。

在平均系数a返回到第一模式下的0.1的值之后，适当的是设置保持平均系数a＝0.1的第一模式。此外，如果认为心率与瞬时心率之差已收敛，即使当例如接连五次获得偏离心率20bpm或更小的瞬时心率时，模式也会转换到第一模式，从而可以提高心率的平滑度。

注意，例如当从休息状态突然执行诸如全力蹬踏的运动时，人的心率至多以约2bpm/跳的速率增加。图6示出了这种状态。相反，几乎不认为心率以超过2bpm/跳的速率增加。因此，如果心率的变化量具有2bpm/跳的上限，则可以防止所获得的心率成为异常值。

作为每次当瞬时心率大幅度偏离心率的处理，例如，如果瞬时心率与心率之差等于或大于40bpm，则将瞬时心率视为异常值是适当的，并且丢弃该值且不会更新心率。然而，这对应于第一模式，并且作为用于从异常状态恢复状态的时段，这同样不适用于第二模式，。

接下来将参考图7来描述根据本发明实施例的另一心跳数计算装置100a。心跳数计算装置100a包括提取单元101、第一计算单元102、第二计算单元103和切换单元104。这些组件与上述心跳数计算装置100的组件相同。

心跳数计算装置100a包括输出控制单元106。输出控制单元106将第二计算单元103计算心率的时段、最新的瞬时心率与第一计算单元102计算出的心率之差超过参考值的时段、或者计算出的心率落在设置的异常范围内的时段确定为异常时段，并且在异常时段期间停止心率的输出。例如，如果瞬时心率和心率之差等于或大于40bpm，则计算出的心率可能包括异常值或其影响。备选地，计算出的心率极可能会偏离正常值而变为诸如0的异常值(落在所设置的异常范围内)。在这种情况下，确定异常时段以停止输出计算出的心率。

此外，输出控制单元106可以被配置为将设置在异常时段之后的确定时段内直到再次确定异常时段的时段确定为第二异常时段，并且在第二异常时段期间停止心率的输出。例如，如果在确定异常时段之后的30sec内再次确定异常时段，则将异常时段的上一确定到异常时段的本次确定的时段设置为第二异常时段，并且在该第二异常时段期间停止心率的输出。

如果异常时段期间获得的心率落在针对不同于异常时段的时段期间获得的心率而设置的允许范围内，则输出控制单元106输出心率(心跳数)。即使在异常时段期间，所获得的心率与除异常时段之外的时段期间获得的心率之差也落在例如±10bpm的范围内，则所获得的心率被采用作为输出值。

除了参考图2来描述的步骤之外，心跳数计算装置100a的心跳数计算方法还可以包括以下步骤。可以将第二计算单元103计算心率(第二步骤)的时段、最新的瞬时心率与第一计算单元102计算出的心率(第一步骤)之差超过参考值的时段、或者计算出的心率落在所设置的异常范围内的时段设置为异常时段，并且在异常时段期间停止输出心率(第六步骤)。如果异常时段期间获得的心率落在针对不同于异常时段的时段期间获得的心率而设置的允许范围内，则可以输出心率(心跳数)(第七步骤)。此外，可以将设置在异常时段之后的确定时段内直到再次确定异常时段的时段确定为第二异常时段，并且在第二异常时段期间停止心率的输出(第八步骤)。

下面将参考图8A、图8B、图8C、图8D和图8E来描述确定异常时段的示例。参考图8A、图8B、图8C、图8D和图8E，用空心圆来表示所获得的心率。

在图8A中，用实线来表示确定所获得的心率是正常值还是异常值的结果。如果心率是正常值，则被确定为0，如果心率是异常值，则被确定为1。被确定为1的时间落在异常时段内，因此不会输出心率。

在图8B中，当在确定异常时段之后的30秒内再次确定异常时段时，用虚线来表示将从异常时段的上一确定到异常时段的本次确定的整个时段确定为异常值(值为1)的结果。如图8C中所示，将确定值为1的用虚线表示的时段设置为心率获取时段的第二异常时段，并且在该时段期间不输出所获得的心率。

在图8D中，用实线表示除上述第二异常时段期间获得的心率之外的距每个心率值±10的范围。如图8E中所示，由于并非第二异常时段期间的所有心率都异常，因此可以输出该范围内的心率。

在以上描述中，将活体的心电图波形用作生物信息，并且将心率用作心跳数。然而，本发明不限于此。关于脉搏的信息可以用作生物信息，并且脉搏速率可以用作心跳数。例如，通过用光照射皮肤并测量反射光来获得按时间序列的脉搏波形作为生物信息。由于血液的光吸收量取决于脉搏而变化从而改变反射光强度，因此可以根据反射强度的变化来测量脉搏速率。通过形成例如其中半导体发光元件用作光源且光电二极管测量反射光的布置，可以使测量装置小型化，从而获得腕带型传感器。这样的小型化使得通过将其安装在被检体上可以非常容易地使用测量装置。

此外，例如，可以将通过测量面部等的皮肤表面的颜色变化而获得的脉搏速率用作心跳数。由于当用阳光或照明光照射皮肤并且皮肤反射光时获得的光量根据脉搏变化，因此可以使用通过相机等捕获变化的结果来测量脉搏速率。在这种情况下，可以获得如下优点：可以在远离被检者的位置测量脉搏速率而无需在被检体上安装任何物品。

注意，根据上述实施例的心跳数计算装置是包括如图9中所示的CPU(中央处理单元)301、主存储设备302、外部存储设备303和网络连接设备304的移动计算机装置。当CPU301通过加载到主存储设备302中的程序进行操作时，实现了上述功能中的每个功能。注意，网络连接设备304连接到网络305。各个功能也可以分配给多个计算机装置。

可以通过诸如FPGA(现场可编程门阵列)的PLD(可编程逻辑设备)来形成根据上述实施例的心跳数计算装置。例如，将存储单元、提取单元、第一计算单元、第二计算单元和切换单元设置为FPGA的逻辑元件中的电路，可以将FPGA用作心跳数计算装置。通过连接预定的写入设备，将存储单元、提取单元、第一计算单元、第二计算单元和切换单元中的每一个写入FPGA。

如上所述，根据本发明，基于先前计算出的心跳数与最新的瞬时心跳数之差来切换第一计算单元和第二计算单元，其中，第一计算单元通过利用使用第一系数的IIR滤波器进行平均处理来从多个瞬时心跳数计算心跳数，所述第一系数具有小于1的固定值，并且第二计算单元通过利用使用第二系数的IIR滤波器进行平均处理来从多个瞬时心跳数计算心跳数，所述第二系数具有小于1的可变值。结果是，根据本发明，即使瞬时心跳数包括异常值，也可以适当地计算心跳数。

注意，本发明不限于上述实施例，并且很明显的是，本领域技术人员可以在本发明的技术范围内进行许多修改和组合。

附图标记的说明

100...心跳数计算装置、101...提取单元、102...第一计算单元、103...第二计算单元、104...切换单元、105...更新停止单元、106...输出控制单元、121...心电图。