JPH0123068B2 - - Google Patents
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- JPH0123068B2 JPH0123068B2 JP56120452A JP12045281A JPH0123068B2 JP H0123068 B2 JPH0123068 B2 JP H0123068B2 JP 56120452 A JP56120452 A JP 56120452A JP 12045281 A JP12045281 A JP 12045281A JP H0123068 B2 JPH0123068 B2 JP H0123068B2
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Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は、特に胎児の心拍信号の周期を自己
相関装置で測定する周期測定装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of Industrial Application] The present invention particularly relates to a period measuring device that measures the period of a fetal heartbeat signal using an autocorrelation device.
［従来の技術］
生体信号特に心拍信号の周期測定が行われてき
た。この方式は第１図に示されるような心拍信号
のピークP1，P2，P3……を検出し、二つのピー
ク間の時間を測定して周期を求めるというもので
ある。[Prior Art] Periodic measurements of biological signals, particularly heartbeat signals, have been carried out. This method detects peaks P 1 , P 2 , P 3 . . . of a heartbeat signal as shown in FIG. 1, and measures the time between the two peaks to determine the period.
しかしながら、ピークトリガ測定方式では、一
周期間中に複数のピークをもつ胎児ドプラ信号、
雑音の多い信号に対しては測定ミスを起す可能性
がある。例えば、第２図に示されたように、相互
に発生する異なる二つの信号S1，S2を含んでなる
生体信号の周期をピークトリガ方式で測定した場
合には、異なる信号相互間の周期を生体信号の周
期T1，T2として検出してしまう可能性があり、
正確な周期を測定し損なうことがある。あるいは
また、第３図に示されたように強いノイズによる
トリガミスに基く周期測定ミスが生じる場合もあ
る。 However, in the peak trigger measurement method, fetal Doppler signals with multiple peaks during one cycle,
Measurement errors may occur for noisy signals. For example, as shown in Fig. 2, when the period of a biological signal including two mutually generated mutually occurring signals S 1 and S 2 is measured using the peak trigger method, the period between the different signals is may be detected as the cycles T 1 and T 2 of the biological signals,
Accurate period measurement may not be possible. Alternatively, as shown in FIG. 3, a period measurement error may occur due to a trigger error due to strong noise.
ところで従来、このような欠点を有するピーク
トリガ方式に代るものとして、生体信号の自己相
関方式による周期測定方式が開発されている。 By the way, as an alternative to the peak trigger method which has such drawbacks, a period measurement method using an autocorrelation method for biological signals has been developed.
自己相関方式とは、心拍信号を適当なサンプリ
ングされた周期をもつてサンプリングし、サンプ
リングされたデータに基いて心拍信号の自己相関
関数を計算し、計算された自己相関関数から心拍
信号の周期を測定する方式である。自己相関関数
とは、心拍信号の或る時刻における波形がその時
刻から或る時間だけずれた時刻における波形とど
れだけ類似性を有しているかを示すものである。
換言するならば、心拍信号の繰返し波形の類似度
を示すものである。 The autocorrelation method samples the heartbeat signal with an appropriate sampling period, calculates the autocorrelation function of the heartbeat signal based on the sampled data, and calculates the period of the heartbeat signal from the calculated autocorrelation function. This is a method of measurement. The autocorrelation function indicates how similar the waveform of a heartbeat signal at a certain time is to the waveform at a time shifted by a certain amount of time from that time.
In other words, it indicates the degree of similarity between repetitive waveforms of heartbeat signals.
このことを第４図を参照して述べると、「周期
がＴならばその周期Ｔだけ時間軸上で繰返される
部分M1を、時間（周期）Ｔだけ時間軸上で移動
させると後続する次の部分M2に最も精度高く重
なる」というように表現することができる。 Explaining this with reference to Figure 4, ``If the period is T, then if the portion M1 that is repeated on the time axis by that period T is moved on the time axis by the time (period) T, the following It can be expressed as ``overlaps most accurately with part M 2 of ''.
ところで生体信号から自己相関関数を得るため
には、時間ｔの関数である生体信号ｆ（ｔ）であ
らわすとすると、自己相関関数φ（τ）は、
で求めることができる。 By the way, in order to obtain an autocorrelation function from a biological signal, if it is expressed as a biological signal f(t) which is a function of time t, the autocorrelation function φ(τ) is It can be found by
測定する信号をサンプリングして得られたデー
タをｆ(k)（ｋ＝１，２，…ｎ）とすると、上式(1)
は、
φ（τ）＝１／ｎo
〓k=1
ｆ(k)ｆ（ｋ＋τ） ……(2)
としてあらわされる。 If the data obtained by sampling the signal to be measured is f(k) (k=1, 2,...n), then the above formula (1)
is expressed as φ(τ)=1/n o 〓 k=1 f(k)f(k+τ)...(2).
(2)式は展開すると次式のようになる。 When formula (2) is expanded, it becomes the following formula.
φ（τ）＝１／ｎ｛ｆ(1)ｆ（１＋τ）＋ｆ(2)ｆ
（２＋τ）＋…＋ｆ（ｎ）ｆ（ｎ＋τ）｝ ……(3)
すなわち位相差変数τだけずれている時刻にお
ける二つのデータの積の和によつてあらわされ
る。 φ(τ)=1/n{f(1)f(1+τ)+f(2)f (2+τ)+...+f(n)f(n+τ)}...(3) In other words, it is shifted by the phase difference variable τ It is expressed as the sum of the products of two data at a time.
(1)，(2)，(3)式において、τは心拍信号について
のある時刻とその時刻からある時間だけずれたあ
る時刻までの時間をあらわしている。すなわちτ
は生体信号のｆ（ｔ）に位相差を与える変数であ
り、信号の一周期と考えられる範囲で変化するも
のである。 In equations (1), (2), and (3), τ represents the time between a certain time regarding the heartbeat signal and a certain time that is shifted by a certain amount of time from that time. That is, τ
is a variable that gives a phase difference to f(t) of the biological signal, and changes within a range that can be considered as one cycle of the signal.
ところで一般的に胎児の心拍信号の、相関方式
による周期測定の場合について考えてみると、ま
ず所定のサンプリング周期をもつて心拍信号をサ
ンプリングすることからはじめる。そして胎児心
拍信号の周期は臨床実験により知られているとこ
ろから極めて広く、ほぼ300msないし500msの範
囲にある。したがつて従来、測定に際してはτを
300msないし1500msの範囲で変化させていた。
実際にはサンプリング方式ではτ／Tsをτとし
て使用するため、τは300／Tsないし1500／Ts
の範囲で変化させることになる。ただしTsはサ
ンプリング周期を示している。この範囲で求めた
自己相関関数は、τが心拍信号の周期Ｔおよびそ
の整数倍の時間2T，T3，……の時にピークを有
するので、周期Ｔに相当するピークを検出するこ
とによつて心拍信号の周期を求めることができ
る。 By the way, if we consider the case of measuring the period of a fetal heartbeat signal using a correlation method, the method begins by sampling the heartbeat signal at a predetermined sampling period. The period of the fetal heartbeat signal is extremely wide, as known from clinical experiments, and is approximately in the range of 300ms to 500ms. Therefore, conventionally, when measuring, τ is
It was varied in the range of 300ms to 1500ms.
Actually, in the sampling method, τ/Ts is used as τ, so τ is 300/Ts or 1500/Ts.
It will be changed within the range of. However, Ts indicates the sampling period. The autocorrelation function obtained in this range has a peak when τ is the period T of the heartbeat signal and times 2T, T3, etc., which are integral multiples thereof, so by detecting the peak corresponding to the period T, the heartbeat can be determined. The period of the signal can be determined.
［発明が解決しようとする課題］
しかしながら胎児の場合心拍数の最大変化数は
一拍につき±15BPM（Beat Per Minute；拍／
分）以内であり、従来の装置のように広範囲にわ
たつて自己相関関数を計算することはほとんど意
味のないことであるばかりか、信号処理に要する
時間が無意味に長くなつてしまい、実時間処理が
強く望まれれる周期測定装置においては好ましい
ことではない。さらに、また無意味に広範囲に測
定することによつて雑音に影響されるおそれも生
じてくる。[Problem to be solved by the invention] However, in the case of a fetus, the maximum number of changes in heart rate is ±15 BPM (Beat Per Minute).
(minutes), and it is not only meaningless to calculate the autocorrelation function over a wide range as in conventional equipment, but also the time required for signal processing becomes pointlessly long. This is not preferable in a period measuring device in which processing is strongly desired. Furthermore, there is a risk that the measurement will be influenced by noise due to meaningless wide range measurement.
また、胎児の心拍信号の周期は300msから
1500msにある所から、測定装置のコストを低減
し、周期測定を実時間処理で行うために、サンプ
リング周期を測定データの精度を低減させない程
度の周期に設定する必要がある。 In addition, the period of the fetal heartbeat signal starts from 300ms.
In order to reduce the cost of the measuring device and perform period measurement in real time, it is necessary to set the sampling period to a period that does not reduce the accuracy of the measured data.
この発明は上述のような事情に鑑みなされたも
のであつて、その主要な目的は、心拍信号の自己
相関関数計算範囲を、周期測定に実質的に影響を
与える範囲に限定し、それによつて雑音に影響さ
れるおそれをなくし、かつ実質的に意味のないデ
ータの計算処理をなくしてほぼ実時間で処理する
ことのできる周期測定装置を提供することであ
る。 This invention was made in view of the above-mentioned circumstances, and its main purpose is to limit the calculation range of the autocorrelation function of heartbeat signals to a range that substantially affects period measurement, and thereby It is an object of the present invention to provide a period measuring device which can perform processing almost in real time by eliminating the possibility of being influenced by noise and by eliminating calculation processing of substantially meaningless data.
また、本発明の他の目的は、胎児の心拍信号の
周期が300msから1500msにある所から、心拍信
号の変化分に対応する周期でサンプリングを行う
周期測定装置を提案する所にある。 Another object of the present invention is to propose a period measuring device that performs sampling at a period corresponding to a change in the heartbeat signal from a point where the period of the fetal heartbeat signal is from 300ms to 1500ms.
また本発明の更にその他の目的はメモリ容量を
軽減し、かつ実時間で周期測定を行う周期測定装
置を提案する所にある。 Still another object of the present invention is to propose a period measuring device that reduces memory capacity and measures periods in real time.
また本発明のその他の目的は胎児の心拍信号の
周期を調べるための自己相関関数の計算量を低減
する所にある。 Another object of the present invention is to reduce the amount of calculation of an autocorrelation function for examining the period of a fetal heartbeat signal.
［課題を解決するための手段及び作用］
この発明によれば、心拍信号を所定のサンプリ
ング周期でサンプリングするサンプリング手段
と、前記サンプリング手段によつて得られた心拍
信号のサンプリングされたデータを用いて心拍信
号について所定範囲の自己相関関数を計算する自
己相関関数計算手段と、計算された自己相関関数
からピークを検出するピー検出手段と、該ピーク
検出手段によつて検出されたピークの相関時間軸
上の位置から心拍信号の周期を計算する周期計算
手段とを具備して成る周期測定装置であつて、
長い初期サンプリング周期を設定する初期周期
設定手段と、該初期サンプリング周期のサンプリ
ングにより計算された周期に基づいて、前記自己
相関関数計算手段の計算する位相差変数の範囲を
設定する計算範囲設定手段とを備え、長いサンプ
リング周期で初期周期を計算し、該初期周期に基
づいた所定の位相差変数の範囲で自己相関関数計
算を行つて周期を測定する。[Means and effects for solving the problem] According to the present invention, a sampling means for sampling a heartbeat signal at a predetermined sampling period, and sampled data of the heartbeat signal obtained by the sampling means are used. autocorrelation function calculation means for calculating an autocorrelation function in a predetermined range for a heartbeat signal; peak detection means for detecting a peak from the calculated autocorrelation function; and a correlation time axis of the peak detected by the peak detection means. A period measuring device comprising: period calculation means for calculating the period of a heartbeat signal from an upper position, the initial period setting means for setting a long initial sampling period; calculation range setting means for setting the range of the phase difference variable calculated by the autocorrelation function calculation means based on the period, calculating an initial period with a long sampling period, and setting a predetermined phase difference based on the initial period. The period is measured by calculating the autocorrelation function within the range of variables.
又、長い初期サンプリング周期を設定する初期
周期設定手段と、該初期サンプリング周期のサン
プリングにより計算された周期に基づいて、前記
自己相関関数計算手段の計算する位相差変数の範
囲を設定する計算範囲設定手段と、設定された該
位相差変数の範囲に従つて、サンプリング周期を
変更するサンプリング周期変更手段とを備え、長
いサンプリング周期で初期周期を計算し、該初期
周期に基づいた所定の位相差変数の範囲で、対応
するサンプリング周期でサンプリングをしながら
自己相関関数計算を行つて周期を測定する。 Further, an initial period setting means for setting a long initial sampling period, and a calculation range setting for setting a range of a phase difference variable to be calculated by the autocorrelation function calculation means based on a period calculated by sampling the initial sampling period. and a sampling period changing means for changing the sampling period according to the set range of the phase difference variable, calculating an initial period with a long sampling period, and calculating a predetermined phase difference variable based on the initial period. The period is measured by performing autocorrelation function calculation while sampling at the corresponding sampling period within the range of .
［実施例］
以下この発明の実施例を第５図ないし第９図を
参照しながら説明する。[Embodiments] Examples of the present invention will be described below with reference to FIGS. 5 to 9.
第５図は、計算範囲の縮小の効果を説明するた
めの図であり、横軸は心拍信号周期を示してお
り、矢印で示す範囲は、心拍信号周期域における
自己相関関数計算範囲、すわち位相変差数を変化
させる範囲を示しているものである。 FIG. 5 is a diagram for explaining the effect of reducing the calculation range. The horizontal axis shows the heartbeat signal period, and the range indicated by the arrow is the autocorrelation function calculation range in the heartbeat signal period region, that is, This shows the range in which the phase difference number is changed.
胎児の心拍信号に限らず一般に生体信号の自己
相関関数計算範囲は測定データの信頼性を実質的
に低下せしめない程度内でできるだけ狭く設定す
ることが実時間処理の観点から望まれるところで
ある。すなわち測定結果に実質的に影響を与える
信号範囲のみを計算範囲と定め、この範囲内のみ
について演算処理することになり測定データの信
頼性を実質的に低下せしめることなく実時間で処
理することが望まれる。 From the viewpoint of real-time processing, it is desirable to set the autocorrelation function calculation range of not only fetal heartbeat signals but also biological signals as narrow as possible for biological signals in general without substantially reducing the reliability of measurement data. In other words, only the signal range that substantially affects the measurement results is defined as the calculation range, and calculations are performed only within this range, making it possible to process in real time without substantially reducing the reliability of the measurement data. desired.
また計算範囲を不必要に広く設定した場合に
は、雑音に影響される可能性も生起される。この
観点からも自己相関関数計算範囲を、測定結果に
実質的に影響を与える範囲で計算するように制御
することが望まれるところである。 Furthermore, if the calculation range is set unnecessarily wide, there is a possibility that it will be affected by noise. From this point of view as well, it is desirable to control the autocorrelation function calculation range so that the calculation is performed within a range that substantially affects the measurement results.
ところで胎児心拍信号の場合、その周期は
300msないし1500msであり、心拍数の最大変化
数は臨床実験によるデータから一拍につきほぼ±
15BPM（Beat Per Minute）以内であることが
認められている。 By the way, in the case of a fetal heartbeat signal, its period is
300ms to 1500ms, and the maximum number of changes in heart rate is approximately ± per beat according to data from clinical experiments.
It is permitted to be within 15BPM (Beat Per Minute).
本発明者らは、計算範囲を測定結果に実質的に
影響を与える範囲にのみ限定してできる限り狭い
範囲に設定することが望ましいという上述の考え
を背景として、胎児心拍信号についてのこの事実
に着目したのである。すなわち、胎児の心拍数の
最大変化数は一拍につきほぼ±15BPMであるこ
とから、自己相関関数計算範囲を、前記自己相関
関数計算手段は最新の心拍数から推定される、最
大の心拍数及び最小心拍数にそれぞれ対応する、
一拍の最小周期と最大周期で示される範囲、即
ち、前記最新の心拍数ほぼ±15BPMで示される
心拍周期の範囲で計算するように制御することが
望ましい事実を見出したのである。すなわち自己
相関関数における位相差変数を上記の時間範囲内
で変化させてこの範囲内での自己相関関数を計算
することにより、測定精度を実質的に低下せしめ
ることなく、ほぼ実時間で処理することのできる
方法と、横軸は胎児の心拍信号周期を示してお
り、矢印で示す範囲は自己相関関数計算範囲を示
しているものであり、300msないし1500msの周
期域における計算範囲を矢印範囲で示すように
（最新心拍数±20BPM）に対応する時間の範囲と
している。換言するならば、位相差変数を変化さ
せる範囲を上述の時間範囲に限定している。なお
最大変化数を±15BPMとはせず±20BPMとした
のは、心拍数の最大変化数を余裕をみて多少大き
目に設定し、計算もれを防いて測定データの精度
の低下を防止することを意図したものである。 Based on the above-mentioned idea that it is desirable to limit the calculation range to only the range that substantially affects the measurement result and set it as narrow as possible, the present inventors took this fact regarding the fetal heartbeat signal into consideration. That's why I focused on it. That is, since the maximum number of changes in the fetal heart rate is approximately ±15 BPM per beat, the autocorrelation function calculation means calculates the autocorrelation function calculation range based on the maximum heart rate and the maximum heart rate estimated from the latest heart rate. corresponding to the minimum heart rate,
It has been found that it is desirable to control the calculation in the range indicated by the minimum cycle and maximum cycle of one beat, that is, the range of the heartbeat cycle indicated by the latest heart rate approximately ±15 BPM. That is, by changing the phase difference variable in the autocorrelation function within the above time range and calculating the autocorrelation function within this range, processing can be performed almost in real time without substantially reducing measurement accuracy. The horizontal axis shows the fetal heartbeat signal cycle, the range indicated by the arrow indicates the autocorrelation function calculation range, and the arrow range indicates the calculation range in the period range of 300ms to 1500ms. The time range corresponds to (the latest heart rate ±20BPM). In other words, the range in which the phase difference variable is changed is limited to the above-mentioned time range. The reason why we set the maximum number of changes to ±20BPM instead of ±15BPM is to set the maximum number of changes in heart rate a little larger with some margin, to prevent omissions in calculations, and to prevent a decrease in the accuracy of the measured data. It is intended.
第２図に示す実施例では、上述のように自己相
関関数の計算範囲を換言するならば位相差変数の
変化範囲を、算出される周期に実質的に影響を及
ぼす範囲にのみ限定して計算するように制御した
ことにより、実質的に意味のない多量データの演
算処理が不要となり、相関方式周期測定方式の実
用上の観点から強く望まれている実時間処理に大
きく寄与すると共に、雑音に影響される可能性も
大幅に低減されることができる。 In the example shown in FIG. 2, as mentioned above, the calculation range of the autocorrelation function, in other words, the change range of the phase difference variable is limited to only the range that substantially affects the calculated period. This control eliminates the need for virtually meaningless arithmetic processing of large amounts of data, greatly contributing to real-time processing, which is highly desired from a practical standpoint for the correlation period measurement method, and reducing noise. The possibility of being affected can also be significantly reduced.
第５図に示すように、相関方式による周期測定
方式とは、例えば第６図に示すような構成の周期
測定装置によつて達成される。 As shown in FIG. 5, the period measurement method based on the correlation method is achieved by, for example, a period measurement device configured as shown in FIG.
参照番号２はトランスジユーサであり、例えば
婦人の腹部Ｗに配置されて、胎児の心拍信号を採
取するものである。トランスジユーサ２は前処理
回路３を介してサンプリング回路４に接続されて
いる。トランスジユーサ２によつて採取された心
拍信号は、前処理回路３によつて波形成形がなさ
れた後、サンプリング回路４において設定された
サンプリング周期でサンプリングされかつデジタ
ル信号の形態にアナログ―デジタル変換（Ａ―Ｄ
変換）される。サンプリング回路４はデータメモ
リ６に接続されており、サンプリングされたデー
タはデータメモリ６に記憶される。データメモリ
６は複数のシフトレジスタで構成されているもの
であり、サンプリングされかつデイジタル化され
たデータはサンプリングタイミングでシフトイン
されるごとく構成され、かつ信号線adで指定さ
れる任意の位置のデータを読み出せるように構成
されている。データメモリ６は常に最新のＮ個例
えば256個のデータを記憶している。除算器８お
よび加算器１０が接続されている。除算器８およ
び加算器１０は、データメモリ６に格納されてい
るデータに基づいて実質的に(3)式に示す自己相関
関数計算を行い、その結果を、加算器１０に接続
されている相関メモリ１２に格納する。したがつ
て除算期８および加算期１０は心拍信号の自己相
関関数メモリ１２にはピーク検出器１４が接続さ
れており、ピーク検出器１４は相関メモリ１２に
貯えられた自己相関関数データからピークを検出
する。 Reference number 2 is a transducer, which is placed, for example, in a woman's abdomen W to collect fetal heartbeat signals. The transducer 2 is connected to a sampling circuit 4 via a preprocessing circuit 3. The heartbeat signal collected by the transducer 2 is shaped into a waveform by the preprocessing circuit 3, and then sampled by the sampling circuit 4 at a set sampling period and converted from analog to digital into a digital signal. (A-D
conversion). The sampling circuit 4 is connected to a data memory 6, and the sampled data is stored in the data memory 6. The data memory 6 is composed of a plurality of shift registers, and is structured so that the sampled and digitized data is shifted in at the sampling timing, and data at an arbitrary position specified by the signal line ad is stored. It is configured so that it can be read. The data memory 6 always stores the latest N data, for example, 256 data. A divider 8 and an adder 10 are connected. The divider 8 and the adder 10 substantially calculate the autocorrelation function shown in equation (3) based on the data stored in the data memory 6, and apply the result to the correlation function connected to the adder 10. Store it in the memory 12. Therefore, in the division period 8 and the addition period 10, the peak detector 14 is connected to the autocorrelation function memory 12 of the heartbeat signal, and the peak detector 14 detects the peak from the autocorrelation function data stored in the correlation memory 12. To detect.
ピーク検出器１４には周期計算回路１６が接続
されており、周期計算回路１６はピーク検出回路
１４からピーク検出信号を受けて、心拍信号の周
期を計算する。周期計算回路１６には心拍数計算
回路１８が接続されており、心拍数計算回路１８
は周期計算回路１６からの、周期を示す信号に基
づいてその心拍数を計算する。心拍数計算回路１
８は制御回路２０に接続されている。制御回路２
０には、例えば発光ダイオード（LED）を具備
して成る表示器２２が接続されている。表示器２
２は制御回路２０を介して心拍数計算回路１８か
ら出力される信号に基づいて心拍信号の心拍数を
発光表示する。なおこの時、制御回路２０は、心
拍数計算回路１８からの信号が雑音成分を含んで
いる場合あるいはプローブはずれが生じたような
場合、心拍数計算回路１８からの信号が表示器２
２へ入力しないように制御して誤つた心拍数の表
示を防止する。制御回路２０はさらに、自己相関
関数の計算範囲を設定する計算範囲設定回路２４
に接続されている。計算範囲設定回路２４は、さ
らに乗算器８と加算器１０とに接続されている。
制御回路２０にはさらに基準レベル検出器２６が
接続されており、基準レベル検出器２６はサンプ
リング回路４に接続されている。 A period calculation circuit 16 is connected to the peak detector 14, and the period calculation circuit 16 receives the peak detection signal from the peak detection circuit 14 and calculates the period of the heartbeat signal. A heart rate calculation circuit 18 is connected to the period calculation circuit 16.
calculates its heart rate based on a signal indicating the period from the period calculation circuit 16. Heart rate calculation circuit 1
8 is connected to the control circuit 20. Control circuit 2
0 is connected to a display 22 comprising, for example, a light emitting diode (LED). Display 2
2 displays the heart rate of the heartbeat signal based on the signal output from the heart rate calculation circuit 18 via the control circuit 20. At this time, the control circuit 20 controls the signal from the heart rate calculation circuit 18 to be displayed on the display 2 if the signal from the heart rate calculation circuit 18 contains a noise component or if the probe has become disconnected.
2 to prevent incorrect heart rate display. The control circuit 20 further includes a calculation range setting circuit 24 that sets the calculation range of the autocorrelation function.
It is connected to the. The calculation range setting circuit 24 is further connected to the multiplier 8 and the adder 10.
A reference level detector 26 is further connected to the control circuit 20 , and the reference level detector 26 is connected to the sampling circuit 4 .
更に第７図を参照して本発明の実施例を詳細に
説明する。計算範囲設定回路２４は、制御回路２
０の制御の下に、心拍数計算回路１８からの心拍
数のデータが与えられると、自己相関関数を計算
する範囲を計算する。例えば、この計算範囲が最
新心拍数±20BPMに対応する時間だとすると、
この±20BPMに対応する時間軸内でτをサンプ
リング毎にτ1，τ2……τMと順次変更しながら自己
相関関数を計算する。このとき、計算範囲設定回
路２４は計算すべき位相差変数“τ”をサンプリ
ングデータが格納されたデータモリ６から位相差
変数値τだけ離れた２つのデータを読み出すアド
レスデータとして除算器８に与える。除算器８は
位相差変値だけ離れた２つのサンプリングデータ
x1とx1＋τ1をデータメモリ６から読み出して除算
し、計算範囲設定回路２４からの制御により加算
器１０によつて、相関メモリ１２中のτ1用のメモ
リM1に加え込む。次に計算範囲設定回路２４の
制御により、x1とx1＋τ2をデータメモリ６から読
み出し、乗算しかつ計算範囲設定回路２４の制御
により相関メモリ１２中のτ2用のメモリM2に加
え込む。同様にMmまでの計算を実質的に第２式
に従つて行い、各τ値における自己相関関数の計
算の結果を相関メモリ１２中に格納する。 Further, referring to FIG. 7, an embodiment of the present invention will be described in detail. The calculation range setting circuit 24 is connected to the control circuit 2.
When the heart rate data from the heart rate calculation circuit 18 is given under the control of the heart rate calculation circuit 18, the range for calculating the autocorrelation function is calculated. For example, if this calculation range is the time corresponding to the latest heart rate ±20BPM,
The autocorrelation function is calculated while sequentially changing τ to τ 1 , τ 2 , . . . τ M for each sampling within the time axis corresponding to ±20 BPM. At this time, the calculation range setting circuit 24 supplies the phase difference variable "τ" to be calculated to the divider 8 as address data for reading out two pieces of data separated by the phase difference variable value τ from the data memory 6 in which the sampling data is stored. . Divider 8 divides two sampling data separated by the phase difference variable.
x 1 and x 1 +τ 1 are read from the data memory 6, divided, and added to the memory M 1 for τ 1 in the correlation memory 12 by the adder 10 under the control of the calculation range setting circuit 24. Next, under the control of the calculation range setting circuit 24, x 1 and x 1 + τ 2 are read from the data memory 6, multiplied, and added to the memory M 2 for τ 2 in the correlation memory 12 under the control of the calculation range setting circuit 24. It's crowded. Similarly, calculations up to Mm are performed substantially according to the second equation, and the results of calculation of the autocorrelation function at each τ value are stored in the correlation memory 12.
このような演算をデータのサンプリング毎に行
い、心拍信号の自己相関関数を相関メモリ１２に
格納する。かかる計算をｎ回行うと、即ちｎ回の
サンプリングごとの計算が完了すると、第２式に
おけるｎ回の総和が完了したことになり、計算範
囲設定回路２４はピーク検出器にピーク検出指令
を出す。 Such calculations are performed every time data is sampled, and the autocorrelation function of the heartbeat signal is stored in the correlation memory 12. When such calculation is performed n times, that is, when the calculation for every n sampling is completed, the summation n times in the second equation is completed, and the calculation range setting circuit 24 issues a peak detection command to the peak detector. .
なお、第７図におけるデータメモリ６中の記載
は、１回のサンプリングにおけるデータx1に対す
るx1＋τ1，x1＋τ2……x1＋τMの自己相関関数計算
であり、各サンプリングにおいて、データx1に対
する上述の計算が終了した後、新しいサンプリン
グデータがx1にシフトインされると、x1にシフト
インされた新しいデータに基づいて前述したと同
様の計算を行う。 Note that the description in the data memory 6 in FIG. 7 is the autocorrelation function calculation of x 1 + τ 1 , x 1 + τ 2 . . . x 1 + τ M for data x 1 in one sampling, and in each sampling, After the above calculation for data x 1 is completed, new sampling data is shifted into x 1 and the same calculation as described above is performed based on the new data shifted into x 1 .
ピーク検出器１４はこのようにして相関メモリ
１２に格納された自己相関関数からの計算値のう
ちから最も大きな値を検出することによりピーク
を検出する。ピーク検出器１４はピークを検出す
るとピーク検出信号を受けて、このピークが得ら
れた時の自己相関値の位相差変数の値から心拍信
号の周期を計算する。心拍数計算回路１８は１分
間、即ち、60×103msecで除することにより、１
分間あたりの心拍数を計算する。 The peak detector 14 thus detects a peak by detecting the largest value among the calculated values from the autocorrelation function stored in the correlation memory 12. When the peak detector 14 detects a peak, it receives the peak detection signal and calculates the period of the heartbeat signal from the value of the phase difference variable of the autocorrelation value when the peak is obtained. The heart rate calculation circuit 18 calculates the heart rate by dividing by 1 minute, that is, 60×10 3 msec.
Calculate heart rate per minute.
制御回路２０はさらに適当な時間間隔で基準レ
ベル検出器２６に信号を出力する。基準レベル検
出器２６は制御回路２０からの信号を受けて、サ
ンプリングされたデータに符号付けする場合の最
適な基準レベル（ゼロレベル）を検出するための
ものである。詳述すると、サンプリングされたデ
ータに符号付けする際データの正負のバランスが
性格にとられているほど自己相関関数曲線は周期
性を明確に表わすものであり、基準レベル検出器
２６はそのために設けられているサンプリングの
際データの最大値、最小値あるいは平均値を検出
して基準レベルの最適値を求めるものである。 Control circuit 20 further outputs a signal to reference level detector 26 at appropriate time intervals. The reference level detector 26 receives the signal from the control circuit 20 and detects the optimum reference level (zero level) when coding the sampled data. To be more specific, the more the balance between positive and negative values of the data is taken into consideration when coding the sampled data, the more clearly the autocorrelation function curve expresses periodicity, and the reference level detector 26 is provided for this purpose. The optimum value of the reference level is determined by detecting the maximum value, minimum value, or average value of the data during sampling.
第６図に示す実施例において、計算範囲設定回
路２４により自己相関関数計算を、（最新心拍数
±20BPM）に対応する時間の範囲で計算するよ
うに制御することにより、実質的に意味のない多
量のデータをサンプリングして不必要に計算時間
を増大せしめてしまうこともなく、また心拍数測
定精度の実質的な低下を招くことのない周期測定
が得られる
更に詳述すると、計算範囲設定回路２４は、心
拍数計算回路１８において後述の方法により計算
された心拍数（単位BPM）に20BPMを加えた数
と、前記心拍数より20BPMを引いた心拍数、即
ち、最新の心拍数より推定される最大心拍数と、
最小心拍数にそれぞれ対応する、最新の心拍数に
より推定さる最小周期と最大周期を計算する。最
小及び最大周期は実質的な周期に対応するもので
あつて、実際にはデータメモリ６のアドレスを示
すものである。最小周期のアドレスx1と最大周期
のアドレスxMは、計算範囲設定回路２４にて、
次の式で算出される。 In the embodiment shown in FIG. 6, by controlling the calculation range setting circuit 24 to calculate the autocorrelation function in a time range corresponding to (the latest heart rate ±20 BPM), it is possible to eliminate the substantially meaningless Period measurement can be obtained without unnecessarily increasing calculation time by sampling a large amount of data, and without causing a substantial decrease in heart rate measurement accuracy.More specifically, calculation range setting circuit 24 is estimated from the heart rate (unit: BPM) calculated by the heart rate calculation circuit 18 by the method described below plus 20 BPM, and the heart rate obtained by subtracting 20 BPM from the heart rate, that is, the latest heart rate. maximum heart rate and
Calculate the minimum period and maximum period estimated by the latest heart rate, each corresponding to the minimum heart rate. The minimum and maximum periods correspond to actual periods and actually indicate addresses of the data memory 6. The minimum cycle address x 1 and the maximum cycle address x M are determined by the calculation range setting circuit 24.
It is calculated using the following formula.
x1＝60×103／推定される最大心拍数／サンプリング
レート＋１
xM＝60×103／推定される最小心拍数／サンプリング
レート＋１
但し、データメモリ６のアドレスは１番地より
番地（アドレス）ずけがされているものとする。 x 1 = 60 x 10 3 / Estimated maximum heart rate / Sampling rate + 1 x M = 60 x 10 3 / Estimated minimum heart rate / Sampling rate + 1 However, the address of data memory 6 is ).
ところで、実時間処理を望む観点からは、ほぼ
300msないし1500msなる胎児の心拍信号周期の
全域にわたつて一様な一定サンプリング周期をも
つサンプリングすることは望ましいことではな
い。というのは、周期の短い心拍信号領域におい
てはサンプリリング周期を短く設定して密なデー
タ検出を行うことが高精度な測定を達成する観点
から望まれるところであるが、一方周期の長い心
拍信号領域においては時間の変化に対して信号変
化はそれほど急激ではないのでサンプリング周期
をある程度長く設定しても測定データの精度を実
質的に低減せしめることにはならないからであ
る。それのみならず長い周期の領域におけるサン
プリング周期を短い周期におけるサンプリング周
期と同じ周期に設定した場合には、時間の変化に
比してそれほど急激には変化しない長い周期の信
号の領域におけるデータが実質的に不必要に多量
にサンプリングされ、演算回数が無意味に増大さ
れて、実時間測定の大きな妨げとなつてしまう。 By the way, from the perspective of wanting real-time processing, almost all
It is not desirable to sample with a uniform constant sampling period over the entire fetal heartbeat signal period of 300 ms to 1500 ms. This is because in the heartbeat signal region with a short period, it is desirable to set the sampling period short and perform dense data detection from the viewpoint of achieving high-precision measurement, but on the other hand, in the heartbeat signal region with a long period. This is because, since the signal change is not so rapid with respect to time, even if the sampling period is set to a certain length, the accuracy of the measured data will not be substantially reduced. Not only this, but if the sampling period in the long period region is set to the same period as the sampling period in the short period, the data in the region of the long period signal, which does not change as rapidly as time changes, will be effectively Therefore, an unnecessarily large amount of sampling is performed, and the number of calculations is increased meaninglessly, which greatly impedes real-time measurement.
このような観点から、自己相関関数計算範囲の
限定に加えて、第８図に示すように、心拍信号の
周期の変化に対応させて段階的にサンプリング周
期を変化させ、実質的に意味のないデータの演算
処理をなくすことは好ましいことである。 From this point of view, in addition to limiting the autocorrelation function calculation range, as shown in Figure 8, the sampling period is changed in stages in response to changes in the period of the heartbeat signal, which makes it virtually meaningless. Eliminating data arithmetic processing is preferable.
心拍信号の周期の変化に対応させて段階的にサ
ンプリング周期を変化させていく他の根拠は、次
のようなことである。すなわち、周期は心拍数に
逆比例するので、例えば心拍数が低くなれば周期
は広がつていく。このため±20BPMに対応する
時間の範囲は広がつていくので、サンプリング周
期も長くとらなければならなくなる。このように
心拍信号周期の変化に対応して±20BPMに対応
する時間の範囲も変化していくので、心拍信号周
期の変化に対応させてサンプリング周期を変化さ
せていく必要が生じる。 Another reason for changing the sampling period in stages in response to changes in the period of the heartbeat signal is as follows. That is, the period is inversely proportional to the heart rate, so for example, as the heart rate decreases, the period becomes wider. For this reason, the time range corresponding to ±20 BPM becomes wider, and the sampling period must also be longer. In this way, the time range corresponding to ±20 BPM changes in response to changes in the heartbeat signal period, so it is necessary to change the sampling period in response to changes in the heartbeat signal period.
具体的には、広範囲な心拍信号領域をいくつか
の領域に分割し、各領域の心拍信号の周期の大き
さにしたがつてそれぞれ対応した大きさのサンプ
リング周期に定めている。詳述すると、心拍数の
高い領域、換言するならば心拍信号周期の大きな
領域には長いサンプリング周期を設定している。 Specifically, the wide heartbeat signal region is divided into several regions, and the sampling period is determined to correspond to the period of the heartbeat signal in each region. To be more specific, a long sampling period is set for an area where the heart rate is high, or in other words, an area where the heartbeat signal period is large.
サンプリング周期について第８図を参照して説
明すると、心拍信号周期域に二つの閾値TH1，
TH2を定めて胎児心拍信号周期域を三つの領域
，，に分割し、各領域毎に対応する異なる
サンプリング周期を設定してある。すなわち、心
拍信号の周期の変化に対応させてサンプリング周
期を段階的に変化させている。閾値TH1，TH2
としては、それぞれ、例えば600ms，1000msが
定められ、この場合には、領域，，の範囲
はそれぞれ300―600ms，600―1000ms，1000―
1500msとなる。 To explain the sampling period with reference to FIG. 8, there are two thresholds TH 1 and TH 1 in the heartbeat signal period region.
TH 2 is determined, the fetal heartbeat signal period region is divided into three regions, and a different sampling period is set for each region. That is, the sampling period is changed in stages in response to changes in the period of the heartbeat signal. Threshold TH 1 , TH 2
For example, 600ms and 1000ms are determined, respectively, and in this case, the ranges of area, , are 300-600ms, 600-1000ms, and 1000-ms, respectively.
It will be 1500ms.
ところで、周期が300―600msなる小さな周期
の領域においては、時間の変化に対する信号の
変化が比較的大きいため高精度な測定結果を維持
する観点からサンプリング周期を小さくとること
が必要である。さた600―1000msなる中間的な周
期の領域に対しては時間の変化に対する信号の
変化が領域のそれに比べてそれほど大きくはな
いので、サンプリング周期を領域におけるそれ
に比べて長く設定される。さらに1000ないし
1500msなる周期の領域においては信号の変化
は最も長く設定される。すなわち、心拍信号の周
期が長くなるにしたがつて段階的に信号周期領域
を定め順次サンプリング周期を長く設定してい
る。 By the way, in a region with a small period of 300 to 600 ms, the change in the signal over time is relatively large, so it is necessary to keep the sampling period small in order to maintain highly accurate measurement results. Furthermore, for a region with an intermediate period of 600-1000 ms, the change in the signal over time is not so large compared to that in the region, so the sampling period is set longer than that in the region. Another 1000 or so
In the period region of 1500 ms, the signal change is set to be the longest. That is, as the period of the heartbeat signal becomes longer, the signal period region is determined in stages and the sampling period is set to be longer.
ここで領域，，におけるサンプリング周
期をそれぞれTs―，Ts―とすると、各サン
プリング周期の関係は次のようにあらわされる。 Here, if the sampling periods in the regions , and , are respectively Ts- and Ts-, the relationship between the sampling periods is expressed as follows.
Ts―＜Ts―＜Ts―
サンプリング周期Ts―，Ts―の設定につ
いては、領域，，の分割の形態によつても
異なるが、領域，，を上述のように例えば
それぞれ300ms―600ms―1000ms，1000ms―
15msと設定した場合には、サンプリング周期Ts
―1，Ts―，Ts―は例えばそれぞれ5ms，
7.5ms，11.25msと定めることができる。 Ts―＜Ts―＜Ts― The setting of the sampling period Ts―, Ts― differs depending on the form of division of the area, , but as mentioned above, for example, the sampling period Ts―, Ts― is set to 300ms, 1000ms―
When set to 15ms, the sampling period Ts
― 1 , Ts―, Ts― are each 5ms, for example,
It can be determined as 7.5ms and 11.25ms.
ところで、領域の変更が生じた場合、以前の領
域における測定で得られているサンプリングデー
タを、新たな領域に設定されているサンプリング
周期に対応する周期のデータに補正して用いるこ
とができるが、この場合補正演算を容易にする観
点から、隣接する領域相互間におけるサンプリン
グ周期の変更割合は一定比率とすることが好まし
い。特に、この一定比率は、例えば3/2，4/3等の
ように分数比であらわされる一定比率とすること
が好ましい。 By the way, when a change in area occurs, the sampling data obtained from measurements in the previous area can be corrected and used for data with a period corresponding to the sampling period set in the new area. In this case, from the viewpoint of facilitating the correction calculation, it is preferable that the rate of change in the sampling period between adjacent areas is constant. In particular, this fixed ratio is preferably a fixed ratio expressed as a fractional ratio, such as 3/2, 4/3, etc.
なお、サンプリング周期の変更領域の数は任意
に設定できるが、やたらに多くすることは繁雑に
なるばかりで好ましいことではない。測定対象、
精度、計算速度の短縮化等を校了して、例えば実
施例に示したように３個程度の領域に定めること
が適当である。 Note that although the number of sampling period change areas can be set arbitrarily, increasing the number too much is not preferable because it only becomes complicated. measurement target,
It is appropriate to set the range to about three regions, for example, as shown in the embodiment, after checking accuracy, shortening of calculation speed, etc.
心拍信号の全周期域を例えば三つの領域に区分
し、心拍信号の周期の変化に対応させて領域を適
当に変更するために、第６図に示す実施例では領
域設定回路２８が設けられている。領域設定回路
２８は、制御回路２０、サンプリング回路４、周
期計算回路１６に接続されている。 In the embodiment shown in FIG. 6, a region setting circuit 28 is provided in order to divide the entire period range of the heartbeat signal into, for example, three regions and change the regions appropriately in response to changes in the period of the heartbeat signal. There is. The area setting circuit 28 is connected to the control circuit 20, the sampling circuit 4, and the period calculation circuit 16.
領域設定回路２８は制御回路２０からの領域変
更の指示信号を受けて領域の変更を行う。制御回
路２０は心拍数計算回路１８からの心拍数を示す
信号を受け、その心拍数に対応する周期を計算
し、その周期の属する領域を指示する信号を出力
する。したがつて、制御回路２０は計算して得ら
れた心拍数の周期がその時設定されている領域に
おける周期範囲を越えた場合、その周期が属する
周期範囲の新たな領域を指示する信号が領域設定
回路２８に出力する。例えば今周期範囲が300ms
―600msと定められている領域が設定されてお
り領域にて測定がなされている場合において、
心拍数計算回路１８から得られた信号の心拍数に
対応する周期が例えば590msから610msになつた
ような場合、測定領域を例えばサンプリング周期
5msの周期範囲を定めている領域に変更指示す
る信号を出力する。領域設定回路２８はこの変更
指示信号を受けて、サンプリング回路４にサンプ
リング周期変更信号を出力し、サンプリング回路
４におけるサンプリング周期を、領域に予め設
定されているサンプリング周期例えば7.5msに変
更する。このように、測定された心拍数に対応す
る周期が設定領域において予め定められている周
期範囲を越えると、領域の変更が行われ、サンプ
リング周期が新たな領域において予め設定されて
いる周期に変更される。 The area setting circuit 28 receives an area change instruction signal from the control circuit 20 and changes the area. The control circuit 20 receives a signal indicating the heart rate from the heart rate calculation circuit 18, calculates the period corresponding to the heart rate, and outputs a signal indicating the region to which the period belongs. Therefore, when the calculated period of the heart rate exceeds the period range in the currently set area, the control circuit 20 sends a signal indicating a new area of the period range to which the period belongs to the area setting. Output to circuit 28. For example, the current cycle range is 300ms
- If a region defined as 600ms is set and measurements are taken in the region,
If the period corresponding to the heart rate of the signal obtained from the heart rate calculation circuit 18 changes from, for example, 590 ms to 610 ms, the measurement area is changed to, for example, the sampling period.
Outputs a signal instructing changes to the area that defines the 5ms period range. In response to this change instruction signal, the region setting circuit 28 outputs a sampling period change signal to the sampling circuit 4, and changes the sampling period in the sampling circuit 4 to a preset sampling period for the region, for example, 7.5 ms. In this way, when the period corresponding to the measured heart rate exceeds the predetermined period range in the set area, the area is changed and the sampling period is changed to the preset period in the new area. be done.
領域設定回路２８はまた設定された領域におい
て定められているサンプリング周期を示す信号を
周期計算回路１６に出力する。周期計算回路１６
は、計算範囲設定回路２４に設定された位相差変
数値τ1とサンプリング周期Ts、ピーク検出器１
４により出力される所のピーク値を記憶する相関
メモリ１２のアドレスAP（図示せず）から周期Ｔ
を算出する。 The area setting circuit 28 also outputs a signal indicating the sampling period determined in the set area to the period calculating circuit 16. Period calculation circuit 16
is the phase difference variable value τ 1 set in the calculation range setting circuit 24, the sampling period T s , and the peak detector 1
4 from the address A P (not shown) of the correlation memory 12 that stores the peak value outputted by the period T.
Calculate.
周期計算回路１６の働きを式で示すと、次のよ
うになる。 The function of the period calculation circuit 16 can be expressed as follows.
即ち、周期Ｔは、
Ｔ＝τ1×Ts＋（AP―１）×Ts ……(4)
ここで、τ1は自己相関関数計算の範囲のうちの
最小の位相差変数値である。APは、相関メモリ
１２のピークデータを記憶するアドレスを示し、
Tsはサンプリング周期を示す。なお、相関メモ
リ１２のアドレスは１番より番地づけされている
ものとする。 That is, the period T is T=τ 1 ×T s + (A P −1) × T s ……(4) Here, τ 1 is the minimum phase difference variable value within the range of autocorrelation function calculation. be. A P indicates an address for storing peak data in the correlation memory 12,
T s indicates the sampling period. It is assumed that the addresses of the correlation memory 12 are numbered starting from number 1.
更に詳述すれば、計算範囲設定回路２４に設定
された位相差変数値τ1は実時間ではT1＝τ1×（サ
ンプリングレート）で示されるものであるので、
ピーク検出器１４のアドレスが、例えば第７図に
示されるM4であれば、そのときの周期Ｔは第７
図で明らかなようにＴ＝T1＋３×（サンプリング
レート）となる。このような計算を周期計算回路
１６は行い、心拍周期を求めるのである。 More specifically, since the phase difference variable value τ 1 set in the calculation range setting circuit 24 is expressed as T 1 = τ 1 × (sampling rate) in real time,
If the address of the peak detector 14 is, for example, M4 shown in FIG.
As is clear from the figure, T=T 1 +3×(sampling rate). The cycle calculation circuit 16 performs such calculations to determine the heartbeat cycle.
なお、本発明の周期測定装置の始動時には、計
算範囲設定回路２４が基準とする心拍数を測定す
る。初期値はサンプリング周期Tsを長くし、
300ms〜1500msの周期の全領域についての自己
相関関数を計算することにより求まるのである。
この初期値測定方法により求まる初期値は精度は
よくないが、初期値としては充分である。 Note that when starting up the period measuring device of the present invention, the calculation range setting circuit 24 measures the heart rate as a reference. The initial value increases the sampling period T s ,
It is determined by calculating the autocorrelation function for the entire range of periods from 300ms to 1500ms.
Although the initial value obtained by this initial value measurement method is not accurate, it is sufficient as an initial value.
以上述べたようにこの発明によれば、心拍信号
の周期測定において、自己相関関数の計算を、算
出される周期に実質的に影響を与える範囲、例え
ば（最新心拍数±20BPM）に対応する時間の範
囲で計算されるように制御したことにより、算出
されるデータ精度を実質的に低下させることな
く、しかも実質的に意味のない多量のデータをサ
ンプリングしてむやみにむだに計算時間を長くせ
しめてしまうことなく、実質的に実時間で処理す
ることのできる。周期測定装置が提供される。 As described above, according to the present invention, when measuring the period of a heartbeat signal, the calculation of the autocorrelation function is performed within a range that substantially affects the calculated period, for example, the time corresponding to (the latest heart rate ± 20 BPM). By controlling the calculation so that it is calculated within the range of , the accuracy of the calculated data is not substantially reduced, and in addition, a large amount of essentially meaningless data is sampled and the calculation time is unnecessarily increased. Processing can be done virtually in real time, without any downtime. A period measuring device is provided.
また本発明のよれば、心拍周期が長くなつた場
合、サンプリング周期Tsが長くなるので、有限
データメモリ６に入る周期期間は長くなる。更
に、１つのサンプリングタイミングから次のサン
プリングタイミングの間に自己相関関数を求める
ための計算可能の回数（τ1〜τnの個数）は、サン
プリング周期によつて決定される計算処理に使用
できる時間によつて限定されることになる。従つ
て自己相関関数の最大の計算可能範囲は、サンプ
リング周期がｌ倍になつたとすれば、
（サンプリング周期の増加倍数）×（サンプリン
グ周期の間に計算可能となつた増加倍数）とな
り、これはそれぞれ上述の説明でわかるように、
それぞれともにｌ，ｌとなるため、計算可能の最
大の位相差変数値はl2倍となる。 Further, according to the present invention, when the heartbeat period becomes longer, the sampling period T s becomes longer, and therefore the cycle period stored in the finite data memory 6 becomes longer. Furthermore, the number of times that can be calculated to obtain the autocorrelation function from one sampling timing to the next sampling timing (the number of τ 1 to τ n ) is the time available for calculation processing determined by the sampling period. will be limited by. Therefore, if the sampling period increases by l times, the maximum computable range of the autocorrelation function is (multiply of increase in sampling period) × (multiply of increase that became computable during the sampling period), which is As can be seen from the above explanation,
Since both are l and l, the maximum computable phase difference variable value is l 2 times.
さらにこの発明によれば、自己相関関数の計算
範囲の限定し加えて、心拍信号の周期の変化に対
応させてサンプリング周期を変化させる装置とし
たことにより、データ精度を実質的に低下させる
ことなく、計算時間を一層短縮せしめたものと
し、かつサンプリング周期の変化を段階的に一定
比率をもつて変化させることにより古いデータを
補正してそのまま新しいデータとして使用するこ
とができそれによつて連続測定を可能とし実時間
で処理される周期測定装置が提供される。 Furthermore, according to the present invention, in addition to limiting the calculation range of the autocorrelation function, the device changes the sampling period in response to changes in the period of the heartbeat signal, without substantially reducing data accuracy. , the calculation time is further shortened, and by changing the sampling period in stages at a constant ratio, old data can be corrected and used as new data, thereby making it possible to perform continuous measurements. A period measurement device is provided that allows processing in real time.
［発明の効果］
本発明により、心拍信号の周期測定において、
算出されるデータ精度を実質的に低下させること
なく、しかも実質的に意味のない多量のデータを
サンプリングしてむやみにむだに計算時間を長く
せしめてしまうことなく、メモリ容量を軽減し、
実質的に実時間で処理することのできる周期測定
装置が提供できる。[Effects of the Invention] According to the present invention, in the period measurement of a heartbeat signal,
It reduces memory capacity without substantially reducing the accuracy of calculated data, and without unnecessarily prolonging calculation time by sampling a large amount of essentially meaningless data.
A period measuring device that can perform processing substantially in real time can be provided.
さらに、データ精度を実質的に低下させること
なく、メモリ容量を更に軽減し、計算時間を一層
短縮せしめた連続測定可能で実時間で処理される
周期測定装置が提供できる。 Furthermore, it is possible to provide a period measuring device that can perform continuous measurement and process in real time, which further reduces memory capacity and calculation time without substantially reducing data accuracy.
第１図はピークトリガ装置による周期測定を説
明するために用いた生体信号波形図、第２図およ
び第３図は第１図と同様にピークトリガ装置によ
り周期測定を説明するために用いた生体信号波形
図、第４図は自己相関装置による周期測定を説明
するために用いた生体信号波形図、第５図はこの
発明による計算範囲の縮小の効果を説明した図、
第６図はこの発明の周期測定装置を組込んだ周期
測定装置をブロツクダイヤフラム、第７図は計算
範囲設定回路から与えられる位相差変数値τに基
づくサンプリングデータの読み出し及び計算結果
を格納、並びに周期の計算を説明するブロツクク
図、第８図は心拍信号の周期の変化に対応して段
階的にサンプリング周期を変化せしめる装置を説
明するための図、第９図は基準レベル発生器の詳
細を説明するブロツク図である。
Figure 1 is a biological signal waveform diagram used to explain period measurement with a peak trigger device, and Figures 2 and 3 are biological signal waveform diagrams used to explain period measurement with a peak trigger device, similar to Figure 1. Signal waveform diagram; FIG. 4 is a biological signal waveform diagram used to explain period measurement using an autocorrelation device; FIG. 5 is a diagram illustrating the effect of reducing the calculation range according to the present invention;
FIG. 6 shows a block diaphragm of a period measuring device incorporating the period measuring device of the present invention, and FIG. 7 shows reading of sampling data based on the phase difference variable value τ given from the calculation range setting circuit and storage of calculation results. Figure 8 is a block diagram explaining the period calculation; Figure 8 is a diagram illustrating a device that changes the sampling period in stages in response to changes in the cycle of the heartbeat signal; Figure 9 shows details of the reference level generator. It is a block diagram for explanation.
Claims (1)
リングするサンプリング手段と、前記サンプリン
グ手段によつて得られた心拍信号のサンプリング
されたデータを用いて心拍信号について所定範囲
の自己相関関数を計算する自己相関関数計算手段
と、計算された自己相関関数からピークを検出す
るピーク検出手段と、該ピーク検出手段によつて
検出されたピークの相関時間軸上の位置から心拍
信号の周期を計算する周期計算手段とを具備して
成る周期測定装置であつて、 長い初期サンプリング周期を設定する初期周期
設定手段と、 該初期サンプリング周期のサンプリングにより
計算された周期に基づいて、前記自己相関関数計
算手段の計算する位相差変数の範囲を設定する計
算範囲設定手段とを備え、 長いサンプリング周期で初期周期を計算し、該
初期周期に基づいた所定の位相差変数の範囲で自
己相関関数計算を行つて周期を測定することを特
徴とする周期測定装置。 ２ 計算範囲設定手段は、最新心拍数から10乃至
20BPMを引いた心拍数に対応する周期と、前記
最新心拍数に10乃至20BPMを加えた心拍数に対
応する周期で示される範囲の位相差変数値を計算
範囲に設定することを特徴とする特許請求の範囲
第２項に記載の周期測定装置。 ３ 前記サンプリング手段の前記サンプリング周
期を前記心拍信号の周期の変化に対応させること
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の周期測
定装置。 ４ 前記サンプリング周期の各変化段階相互間に
おける変化割合を一定比率とした特許請求の範囲
第３項に記載の周期測定装置。 ５ 心拍信号を所定のサンプリング周期でサンプ
リングするサンプリング手段と、前記サンプリン
グ手段によつて得られた心拍信号のサンプリング
されたデータを用いて心拍信号について所定範囲
の自己相関関数を計算する自己相関関数計算手段
と、計算された自己相関関数からピークを検出す
るピーク検出手段と、該ピーク検出手段によつて
検出されたピークの相関時間軸上の位置から心拍
信号の周期を計算する周期計算手段とを具備して
成る周期測定装置であつて、 長い初期サンプリング周期を設定する初期周期
設定手段と、 該初期サンプリング周期のサンプリングにより
計算された周期に基づいて、前記自己相関関数計
算手段の計算する位相差変数の範囲を設定する計
算範囲設定手段と、 設定された該位相差変数の範囲に従つて、サン
プリング周期を変更するサンプリング周期変更手
段とを備え、 長いサンプリング周期で初期周期を計算し、該
初期周期に基づいた所定の位相差変数の範囲で、
対応するサンプリング周期でサンプリングをしな
がら自己相関関数計算を行つて周期を測定するこ
とを特徴とする周期測定装置。 ６ 前記選択された各段階におけるサンプリング
周期は隣接する各段階のサンプリング周期相互間
において一定比率をとなることを特徴とする特許
請求の範囲第５項に記載の周期測定装置。[Claims] 1. Sampling means for sampling a heartbeat signal at a predetermined sampling period, and an autocorrelation function in a predetermined range for the heartbeat signal using sampled data of the heartbeat signal obtained by the sampling means. an autocorrelation function calculating means for calculating, a peak detecting means for detecting a peak from the calculated autocorrelation function, and a period of the heartbeat signal from the position on the correlation time axis of the peak detected by the peak detecting means. A period measuring device comprising: initial period setting means for setting a long initial sampling period; and calculating the autocorrelation function based on the period calculated by sampling the initial sampling period. calculation range setting means for setting the range of the phase difference variable calculated by the means, calculating an initial period with a long sampling period, and performing autocorrelation function calculation in a predetermined range of the phase difference variable based on the initial period. A period measuring device characterized in that the period is measured by using a clock. 2 The calculation range setting means is from 10 to 10 from the latest heart rate.
A patent characterized in that a calculation range is set to a phase difference variable value in a range indicated by a period corresponding to a heart rate minus 20 BPM and a period corresponding to a heart rate obtained by adding 10 to 20 BPM to the latest heart rate. A period measuring device according to claim 2. 3. The period measuring device according to claim 1, wherein the sampling period of the sampling means corresponds to a change in the period of the heartbeat signal. 4. The period measuring device according to claim 3, wherein the rate of change between each change stage of the sampling period is a constant ratio. 5. Sampling means for sampling the heartbeat signal at a predetermined sampling period; and autocorrelation function calculation for calculating an autocorrelation function in a predetermined range for the heartbeat signal using the sampled data of the heartbeat signal obtained by the sampling means. means, peak detection means for detecting a peak from the calculated autocorrelation function, and period calculation means for calculating the period of the heartbeat signal from the position on the correlation time axis of the peak detected by the peak detection means. A period measuring device comprising: initial period setting means for setting a long initial sampling period; and a phase difference calculated by the autocorrelation function calculation means based on the period calculated by sampling the initial sampling period. A calculation range setting means for setting a range of a variable; and a sampling period changing means for changing a sampling period according to the set range of the phase difference variable; For a given phase difference variable range based on the period,
A period measuring device that measures a period by calculating an autocorrelation function while sampling at a corresponding sampling period. 6. The period measuring device according to claim 5, wherein the sampling period in each of the selected stages is a constant ratio between the sampling periods in adjacent stages.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56120452A JPS5822029A (en) | 1981-07-31 | 1981-07-31 | Cycle measuring system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56120452A JPS5822029A (en) | 1981-07-31 | 1981-07-31 | Cycle measuring system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5822029A JPS5822029A (en) | 1983-02-09 |
| JPH0123068B2 true JPH0123068B2 (en) | 1989-04-28 |
Family
ID=14786533
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56120452A Granted JPS5822029A (en) | 1981-07-31 | 1981-07-31 | Cycle measuring system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5822029A (en) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009297367A (en) * | 2008-06-16 | 2009-12-24 | Combi Wellness Corp | Physiological state discriminating device and exercise machine |
| JP2010203943A (en) * | 2009-03-04 | 2010-09-16 | Yamatake Corp | Apparatus and method for diagnosis of clogging in connecting pipe |
| JP2013509956A (en) * | 2009-11-04 | 2013-03-21 | グラクソ グループ リミテッド | Heart rate monitor |
| JP6086647B2 (en) * | 2012-03-06 | 2017-03-01 | 株式会社エー・アンド・デイ | Automatic blood pressure measurement device |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS535888A (en) * | 1976-07-05 | 1978-01-19 | Toitsu Kogyo Kk | System for counting fatal pulse |
-
1981
- 1981-07-31 JP JP56120452A patent/JPS5822029A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS535888A (en) * | 1976-07-05 | 1978-01-19 | Toitsu Kogyo Kk | System for counting fatal pulse |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5822029A (en) | 1983-02-09 |
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