KR101704491B1

KR101704491B1 - Heart rate measufing apparatus and method, recording medium for performing the method

Info

Publication number: KR101704491B1
Application number: KR1020150041355A
Authority: KR
Inventors: 임성빈; 김선호; 이정섭; 정민규; 강현일; 백계현; 온백산
Original assignee: 숭실대학교산학협력단
Priority date: 2015-03-25
Filing date: 2015-03-25
Publication date: 2017-02-08
Anticipated expiration: 2035-03-25
Also published as: KR20160114893A

Abstract

동잡음이 제거된 심박수 측정 장치 및 방법이 개시된다.
심박수 측정 장치는 PPG 신호와 PPG 신호 측정 시 3축에 대해 가속도 데이터를 함께 측정하고, 측정된 3축의 가속도 데이터, 즉 복수의 가속도 데이터를 입력으로 하고, 동잡음과 관련된 단일의 데이터가 출력되는 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output; 이하 미소(MISO))필터를 통해 동잡음 신호를 모델링하고, 모델링된 동잡음 신호를 측정한 PPG 신호에서 제거하여 정확한 심박수를 측정한다.Disclosed is an apparatus and method for measuring heart rate in which motion noise is removed.
The heart rate measuring device measures the acceleration data for the three axes when measuring the PPG signal and the PPG signal, inputs the measured acceleration data of three axes, that is, a plurality of acceleration data, and outputs a single data related to the motion noise Model the motion noise signal through a Multi Input Single Output (MISO) filter and remove the modeled motion noise signal from the measured PPG signal to measure the accurate heart rate.

Description

TECHNICAL FIELD [0001] The present invention relates to a heart rate measuring apparatus and method, and a recording medium for performing the same. BACKGROUND ART [0002]

본 발명은 심박수 측정 장치 및 방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 심박수 측정에 영향을 미치는 움직임에 따른 동잡음을 제거하는 심박수 측정 장치 및 방법, 이를 수행하기 위한 기록매체에 관한 것이다.[0001] The present invention relates to an apparatus and method for measuring heart rate, and more particularly, to a heart rate measuring apparatus and method for removing motion noise due to a motion affecting heart rate measurement, and a recording medium for performing the method.

적당한 운동량 조절을 하기 위해서는 운동 중 심박수 측정은 중요하다. 종래의 심박수를 측정하는 방법으로는 광 혈류량 측정기(photo-plethysmogram: PPG) 또는 심전도(Electrocardiogram: ECG)를 이용하는 방법이 있다. 이때, PPG는 소정 개수의 LED와 광검출기를 이용하여 심장 박동과 관련되는 혈류량 신호를 검출하는 것으로, PPG 센서모듈을 신체의 일부분(일 예로, 손가락, 귀)에 접촉하여 접촉점을 통해 혈류량 정보를 추출하는 것이며, ECG는 신체에 부착된 피부표면전극을 통해 심장박동 동안에 심장 근육이 탈분극 될 때 유발되는 피부에서의 미세한 전기적 변화를 탐지하여 심박수를 측정하는 것이다.It is important to measure heart rate during exercise in order to control moderate exercise. Conventional methods for measuring the heart rate include a photo-plethysmogram (PPG) or an electrocardiogram (ECG). At this time, the PPG detects the blood flow signal related to the heartbeat by using a predetermined number of LEDs and the photodetector. The PPG sensor module contacts the part of the body (for example, a finger or an ear) The ECG measures the heart rate by detecting minute electrical changes in the skin caused by depolarization of the cardiac muscle during heart beat through the skin surface electrodes attached to the body.

최근 스마트 기기의 사용이 활성화 되면서 운동을 하면서 실시간으로 심박수를 측정하기 위해 손목 또는 팔과 같은 신체에 착용가능한 웨어러블 기기에 대한 관심이 크게 증가하고 있다. 이에 따라, 심박수를 측정할 수 있는 웨어러블 기기가 활발히 연구 개발되고 있다.Recently, as the use of smart devices is activated, there is a great interest in wearable devices that can be worn on the body such as a wrist or an arm in order to measure heart rate in real time while exercising. Accordingly, wearable devices capable of measuring heart rate have been actively researched and developed.

그러나, 기존의 심박수를 측정할 수 있는 웨어러블 기기는 휴대용 기기의 특성상 인체의 움직임으로 인해 동잡음(Motion Artifact: MA)이 발생하며, 이러한 동잡음은 실제 심장박동이 관측되는 주파수 영역과 비슷한 위치에서 발생하여 심박수 추정 오류를 발생시킨다.However, a wearable device capable of measuring the existing heart rate has a motion artifact (MA) due to the motion of the human body due to the characteristics of the portable device, and such motion noise occurs in a position similar to the frequency region where the actual heartbeat is observed Resulting in a heart rate estimation error.

따라서, 정확한 심박수 측정을 위해 인체의 움직임에 의해 발생하는 동잡음을 제거할 수 있는 심박수 측정 장치 및 방법이 필요한 상황이다.Therefore, in order to measure the accurate heart rate, a device and a method for measuring a heart rate capable of removing motion noise caused by the motion of the human body are needed.

한국등록특허 제1019764호Korean Patent No. 1019764 한국등록특허 제0462182호Korean Patent No. 0462182

본 발명의 일측면은 PPG 신호에 포함된 동잡음을 가속도 데이터를 이용하여 모델링하고, PPG 신호에서 모델링된 동잡음을 제거하여 정확한 심박수를 측정하는 심박수 측정 장치 및 방법을 제공한다.One aspect of the present invention provides a heart rate measuring apparatus and method for modeling motion noise included in a PPG signal using acceleration data and removing motion noise modeled in a PPG signal to measure an accurate heart rate.

본 발명의 일측면에 따른 심박수 측정 방법은 심박수 측정 장치에 마련된 PPG 센서로부터 측정된 PPG 신호 및 상기 심박수 측정 장치에 마련된 가속도 센서로부터 측정된 3축의 가속도 데이터를 입력받고, 상기 3축의 가속도 데이터를 입력 데이터로 사용하며 동잡음 신호와 관련된 하나의 데이터를 출력하는 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output) 필터를 통해 상기 PPG 신호에 포함된 동잡음 신호를 모델링하고, 상기 PPG 신호에서 상기 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output) 필터를 통해 모델링된 동잡음 신호를 제거하고, 상기 모델링된 동잡음 신호가 제거된 PPG 신호를 분석하여 심박수를 측정한다.A method for measuring heart rate according to an aspect of the present invention includes receiving a PPG signal measured from a PPG sensor provided in a heart rate measuring apparatus and three axis acceleration data measured from an acceleration sensor provided in the heart rate measuring apparatus, Modeling a motion noise signal included in the PPG signal through a multi input single output filter that uses the data as a data and outputs one data related to the motion noise signal, (Multi Input Single Output) filter, and the heart rate is measured by analyzing the PPG signal from which the modeled dynamic noise signal is removed.

상기 동잡음 신호를 모델링하는 것은, 상기 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output) 필터를 통해 상기 PPG 신호에 포함된 동잡음 신호를 모델링하기 위한 추정벡터를 산출하는 것을 더 포함하며, 상기 추정벡터는 아래의 수학식에 의해 산출될 수 있다.Modeling the motion noise signal further comprises calculating an estimate vector for modeling the motion noise signal included in the PPG signal through the multi input single output filter, Can be calculated by the following equation.

여기서,

는 상기 동잡음 신호를 모델링하기 위한 추정벡터를 나타내며,

은 상기 PPG 신호의 1 by 1000 벡터(vector)로

을 의미하며, A는 상기 3축의 가속도 데이터로 구성된 행렬을 나타내며,

는 행렬 A의 트랜스포지션(transposition)을 나타내며, -1은 역행렬을 나타낸다.here,

Denotes an estimated vector for modeling the motion noise signal,

Lt; RTI ID = 0.0 > 1 < / RTI > by 1000 vector of the PPG signal

, A represents a matrix composed of the acceleration data of the three axes,

Represents the transposition of the matrix A, and -1 represents the inverse matrix.

상기 동잡음 신호를 모델링하는 것은, 상기 추정벡터와 상기 3축의 가속도 데이터로 구성된 행렬의 곱셈 연산을 통해 상기 동잡음 신호를 모델링할 수 있다.The modeling of the motion noise signal may model the motion noise signal by multiplying the estimated vector by a matrix composed of the three-axis acceleration data.

상기 모델링된 동잡음 신호가 제거된 PPG 신호를 분석하여 심박수를 측정하는 것은, 상기 PPG 신호에서 상기 추정벡터와 상기 3축의 가속도 데이터로 구성된 행렬의 곱셈 연산을 통해 모델링된 동잡음 신호를 제거하여 잔차신호를 산출하고, 상기 잔차신호를 분석하여 심박수를 측정할 수 있다.The step of analyzing the PPG signal from which the modeled motion noise signal has been removed to measure the heart rate includes removing the modeled motion noise signal from the PPG signal by a multiplication operation of the estimated vector and a matrix composed of the 3-axis acceleration data, And the heart rate may be measured by analyzing the residual signal.

상기 잔차신호를 분석하여 심박수를 측정하는 것은, 상기 잔차신호에 스펙트럼 분석을 수행하여 상기 잔차신호에서 심박수에 대응하는 주파수를 검출하고, 상기 검출된 주파수에 대응하는 신호에서 극대 점 또는 극소 점을 검출하여 심박수를 측정할 수 있다.The step of analyzing the residual signal and measuring the heart rate may comprise performing spectral analysis on the residual signal to detect a frequency corresponding to the heart rate in the residual signal and detecting a maximum point or a minimum point in the signal corresponding to the detected frequency The heart rate can be measured.

상기 검출된 주파수에 대응하는 신호를 분석하여 측정된 심박수 중 임의의 윈도우에서의 심박수와 이전 윈도우에서의 심박수를 비교하여 그 차이에 따라 상기 임의의 윈도우에서의 심박수를 보정하는 것을 더 포함할 수 있다.Analyzing a signal corresponding to the detected frequency, and comparing the heart rate in a certain window among the measured heart rates with the heart rate in the previous window, and correcting the heart rate in the window according to the difference .

상기 임의의 윈도우에서의 심박수를 보정하는 것은, 상기 임의의 윈도우에서의 심박수와 상기 이전 윈도우에서의 심박수와의 차이가 제1 임계값 이상이면 상기 임의의 윈도우에서의 심박수를 상기 이전 윈도우에서의 심박수에 미리 정해진 심박수를 더한 값으로 보정할 수 있다.Wherein the correction of the heart rate in the arbitrary window is performed when the difference between the heart rate in the arbitrary window and the heart rate in the previous window is equal to or greater than the first threshold value and the heart rate in the arbitrary window is equal to the heart rate To a value obtained by adding a predetermined heart rate.

상기 임의의 윈도우에서의 심박수를 보정하는 것은, 상기 임의의 윈도우에서의 심박수와 상기 이전 윈도우에서의 심박수와의 차이가 제2 임계값 이하이면 상기 임의의 윈도우에서의 심박수를 상기 이전 윈도우에서의 심박수에 미리 정해진 심박수를 뺀 값으로 보정할 수 있다.Wherein the correction of the heart rate in the arbitrary window is performed when the difference between the heart rate in the arbitrary window and the heart rate in the previous window is equal to or less than the second threshold value and the heart rate in the arbitrary window is the heart rate To a value obtained by subtracting a predetermined heart rate.

상기 PPG 센서로부터 측정된 PPG 신호를 입력받는 것은, 미리 정해진 거리 간격에 따라 배치된 상기 PPG 센서로부터 측정된 제1 PPG 신호 및 제2 PPG 신호를 입력받고, 상기 제1 PPG 신호와 제2 PPG 신호를 이용하여 제3 PPG 신호를 산출하는 것을 더 포함하며, 상기 제3 PPG 신호는 아래의 수학식에 의해 산출될 수 있다.The first PPG signal and the second PPG signal measured from the PPG sensor arranged at a predetermined distance interval are inputted to receive the PPG signal measured from the PPG sensor, And calculating the third PPG signal using the third PPG signal, and the third PPG signal can be calculated by the following equation.

여기서,

은 제1 PPG 신호를 의미하며,

은 제2 PPG 신호를 의미하며,

은 제3 PPG 신호를 의미하며,

는 제1 PPG 신호와 제2 PPG 신호 사이에 최대 상호 상관관계(cross correlation) 값이 발생할 때의 샘플 지연값을 의미한다.here,

Means a first PPG signal,

Means a second PPG signal,

Quot; means the third PPG signal,

Means a sample delay value when a maximum cross correlation value occurs between the first PPG signal and the second PPG signal.

심박수를 측정하기 위한, 컴퓨터 프로그램이 기록된 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체일 수 있다.Readable recording medium in which a computer program for recording heart rate is recorded.

본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치는 심박수 측정 장치에 마련된 PPG 센서로부터 측정된 PPG 신호 및 상기 심박수 측정 장치에 마련된 가속도 센서로부터 측정된 3축의 가속도 데이터를 수집하는 수집부, 상기 3축의 가속도 데이터를 입력 데이터로 사용하며 동잡음 신호와 관련된 하나의 데이터를 출력하는 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output) 필터를 통해 상기 PPG 신호에 포함된 동잡음 신호를 모델링하고, 상기 PPG 신호에서 상기 모델링된 동잡음 신호를 제거하는 동잡음 모델링 및 제거부, 상기 모델링된 동잡음 신호가 제거된 PPG 신호에 스펙트럼 분석을 수행하여 심박수에 대응하는 주파수를 검출하는 주파수 검출부 및 상기 주파수 검출부에 의해 검출된 주파수에 대응하는 신호를 분석하여 심박수를 추정하는 심박수 추정부를 포함한다.The apparatus for measuring heart rate according to an embodiment of the present invention includes a collecting unit for collecting PPG signals measured from a PPG sensor provided in a heart rate measuring apparatus and acceleration data of three axes measured from an acceleration sensor provided in the heart rate measuring apparatus, Noise signal included in the PPG signal through a multi-input single-output filter using data as input data and outputting one data related to the dynamic noise signal, A frequency detector for detecting a frequency corresponding to a heart rate by performing spectral analysis on the PPG signal from which the modeled motion noise signal is removed and a frequency detector for detecting a frequency detected by the frequency detector, Including a heart rate estimation unit for analyzing a signal corresponding to the heart rate and estimating the heart rate .

상술한 본 발명의 일측면에 따르면, PPG 신호에 포함된 동잡음을 제거하여 심박수 측정을 수행하므로 정확한 심박수를 측정할 수 있다.According to an aspect of the present invention, accurate heart rate can be measured because the motion noise included in the PPG signal is removed to perform heart rate measurement.

또한. 연산량이 적은 다중입력 단일출력(Multi Input Singel Output)필터를 이용하여 동잡음을 제거하므로 짧은 시간에 심박수를 정확하게 측정할 수 있으며, 연산에 필요한 메모리 용량이 적으므로 적은 메모리 용량을 갖는 웨어러블 기기에 적용할 수 있다.Also. It is possible to accurately measure the heart rate in a short period of time by removing the motion noise by using a multi input single output filter with a small computational complexity, and it is applicable to a wearable device having a small memory capacity since the memory capacity required for calculation is small can do.

도 1 은 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치의 제어 블록도이다.
도 2 는 도 1 에 도시된 심박수 추정부에 의해 추정된 심박수의 추정 그래프 및 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이다.
도 3 은 도 2 에 도시된 극심한 동잡음이 제거된 심박수의 추정 그래프 및 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이다.
도 4 는 실제 심박수과 추정된 심박수 간의 피어슨 상관관계(Pearson correlation)를 도시한 도면이다.
도 5 는 추정된 심박수 중 평균절대오차(Average absolute error)가 가장 낮게 산출된 심박수의 추정 그래프와 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이다.
도 6 은 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 방법을 도시한 순서도이다.
도 7 은 도 6 에 도시된 심박수 추정 단계에 포함된 추가적인 심박수 보정 방법을 도시한 순서도이다.1 is a control block diagram of a heart rate measuring apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a graph showing an estimated heart rate and an actual heart rate graph estimated by the heart rate estimator shown in FIG. 1. FIG.
FIG. 3 is a graph showing an estimated heart rate and an actual heart rate graph of FIG.
FIG. 4 is a diagram showing a Pearson correlation between an actual heart rate and an estimated heart rate.
FIG. 5 is a graph showing an estimated heart rate and an actual heart rate graph in which the average absolute error among the estimated heart rates is calculated to be the lowest.
6 is a flowchart illustrating a method of measuring a heart rate according to an embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a flowchart illustrating an additional heart rate correction method included in the heart rate estimation step shown in FIG.

후술하는 본 발명에 대한 상세한 설명은, 본 발명이 실시될 수 있는 특정 실시예를 예시로서 도시하는 첨부 도면을 참조한다. 이들 실시예는 당업자가 본 발명을 실시할 수 있기에 충분하도록 상세히 설명된다. 본 발명의 다양한 실시예는 서로 다르지만 상호 배타적일 필요는 없음이 이해되어야 한다. 예를 들어, 여기에 기재되어 있는 특정 형상, 구조 및 특성은 일 실시예와 관련하여 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 다른 실시예로 구현될 수 있다. 또한, 각각의 개시된 실시예 내의 개별 구성요소의 위치 또는 배치는 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 변경될 수 있음이 이해되어야 한다. 따라서, 후술하는 상세한 설명은 한정적인 의미로서 취하려는 것이 아니며, 본 발명의 범위는, 적절하게 설명된다면, 그 청구항들이 주장하는 것과 균등한 모든 범위와 더불어 첨부된 청구항에 의해서만 한정된다. 도면에서 유사한 참조부호는 여러 측면에 걸쳐서 동일하거나 유사한 기능을 지칭한다.The following detailed description of the invention refers to the accompanying drawings, which illustrate, by way of illustration, specific embodiments in which the invention may be practiced. These embodiments are described in sufficient detail to enable those skilled in the art to practice the invention. It should be understood that the various embodiments of the present invention are different, but need not be mutually exclusive. For example, certain features, structures, and characteristics described herein may be implemented in other embodiments without departing from the spirit and scope of the invention in connection with an embodiment. It is also to be understood that the position or arrangement of the individual components within each disclosed embodiment may be varied without departing from the spirit and scope of the invention. The following detailed description is, therefore, not to be taken in a limiting sense, and the scope of the present invention is to be limited only by the appended claims, along with the full scope of equivalents to which such claims are entitled, if properly explained. In the drawings, like reference numerals refer to the same or similar functions throughout the several views.

이하, 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예들을 보다 상세하게 설명하기로 한다.Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to the drawings.

일반적으로, 심박수는 운동, 외부자극 또는 생체적 변화에 의해 변화하며 이러한 변화가 존재할 때 PPG 신호에 동잡음이 심장 박동수와 유사한 또는 유사하지 않은 형태로 삽입될 수 있다. 이때, 운동, 외부자극 또는 생체적 변화는 가속도 변화를 의미할 수 있으며, 이에 따라 가속도 변화에 의해 동잡음이 발생하여 PPG 신호에 변화가 발생하는 것을 의미할 수 있으므로, 가속도 데이터와 PPG 신호에는 강한 상관 관계가 있는 것으로 가정할 수 있다.Generally, the heart rate varies by exercise, external stimulation or biologic changes, and when such changes are present, the motion noise can be inserted into the PPG signal in a similar or dissimilar form to the heart rate. At this time, motion, external stimulus or biological change may mean acceleration change, which means that a change in the PPG signal occurs due to a motion noise caused by the acceleration change. Therefore, the acceleration data and the PPG signal are strong It can be assumed that there is a correlation.

본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치는 이러한 가속도 데이터와 PPG 신호 간의 상관 관계를 분석하여 PPG 신호에 포함된 동잡음을 제거할 수 있다. 구체적으로, 심박수 측정 장치는 가속도 센서로부터 수집된 가속도 데이터를 이용하여 PPG 신호에 포함된 동잡음을 모델링할 수 있으며, 수집된 PPG 신호에서 모델링된 동잡음을 제거하여 정확한 심박수를 추정할 수 있다.The heart rate measuring apparatus according to an embodiment of the present invention may analyze the correlation between the acceleration data and the PPG signal to remove the motion noise included in the PPG signal. Specifically, the heart rate measuring apparatus can model the motion noise included in the PPG signal using the acceleration data collected from the acceleration sensor, and can accurately estimate the heart rate by removing the modeled motion noise from the collected PPG signal.

도 1 은 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치의 제어 블록도이다.1 is a control block diagram of a heart rate measuring apparatus according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 센서부(110), 수집부(120), 전처리부(130), 동잡음 모델링 및 제거부(140), 주파수 검출부(150) 및 심박수 추정부(160)를 포함할 수 있다.The heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention includes a sensor unit 110, a collecting unit 120, a preprocessing unit 130, a motion modeling and removing unit 140, a frequency detecting unit 150, And may include an estimator 160.

센서부(110)는 인체에 부착되거나 인체에 착용가능한 기기에 구비될 수 있으며, PPG 센서 및 가속도 센서를 포함할 수 있다.The sensor unit 110 may be attached to a human body or wearable to a human body, and may include a PPG sensor and an acceleration sensor.

이때, PPG 센서는 심장 박동에 따른 혈관 굵기의 변화에 따라 빛의 흡수 및 반사 정도가 변화하는 원리를 이용한 것으로서, 적외선을 방출하는 발광부와 발광부로부터 사용자의 신체로 조사되어 반사된 빛을 감지하는 수광부로 구성될 수 있다. PPG 센서는 혈관내의 용적변화에 따라 입사된 광신호 대비 출력 광신호의 감쇠(attenuation)정도를 전기 신호화하여 PPG 신호를 측정할 수 있다.At this time, the PPG sensor uses the principle that the absorption and reflection degree of light changes according to the change of the thickness of the blood vessel according to the heartbeat. The PPG sensor detects the reflected light irradiated to the user's body from the light- And a light receiving part for emitting light. The PPG sensor can measure the PPG signal by converting the degree of attenuation of the output optical signal into electrical signal in comparison with the incident optical signal according to the volume change in the blood vessel.

본 발명의 일 실시예에 따른 센서부(110)는 복수 개의 PPG 센서를 구비할 수 있으며, 복수 개의 PPG 센서는 미리 정해진 일정 간격(예를 들어, 1~2cm)에 따라 배치될 수 있다. 센서부(110)는 미리 정해진 거리 간격에 따라 배치된 복수 개의 PPG 센서로 동시에 복수 개의 PPG 신호를 측정할 수 있다.The sensor unit 110 according to an embodiment of the present invention may include a plurality of PPG sensors, and the plurality of PPG sensors may be disposed at predetermined predetermined intervals (for example, 1 to 2 cm). The sensor unit 110 can simultaneously measure a plurality of PPG signals with a plurality of PPG sensors arranged at a predetermined distance.

가속도 센서는 물체가 느끼는 가속도를 측정하는 센서로써, 중력 가속도에 의해 발생하는 정적 가속도와 지면에 대한 물체의 움직임으로 발생하는 동적 가속도를 동시에 감지할 수 있는 센서이다. 상기와 같은 가속도 정보를 이용하면 물체가 지면에서 얼마나 기울어져 있는지, 물체가 어떤 힘을 받았는지, 그리고 물체가 어떻게 운동하고 있는지 측정할 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 가속도 센서는 x,y,z 축에서의 가속도 데이터를 측정할 수 있다.The acceleration sensor is a sensor that measures the acceleration experienced by an object. It is a sensor that can simultaneously detect static acceleration caused by gravity acceleration and dynamic acceleration generated by movement of an object relative to the ground. Using such acceleration information, it is possible to measure how far the object is tilted from the ground, what force the object is receiving, and how the object is moving. The acceleration sensor according to an embodiment of the present invention can measure acceleration data in the x, y, and z axes.

수집부(120)는 PPG 센서에 의해 측정된 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2) 및 가속도 센서에 의해 측정된 가속도 데이터를 수집할 수 있다. 이때, PPG 센서에 의해 측정된 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2)는 동일한 시간에 측정되며, 소정의 거리 간격으로 두고 측정된 PPG 신호일 수 있다. 예를 들어, PPG 센서가 부착 또는 착용된 인체 일부의 제1 포지션에서 PPG1이 측정되며, 제1 포지션으로부터 2cm 떨어진 제2 포지션에서 PPG2가 측정될 수 있다.The collection unit 120 may collect the acceleration data measured by the two PPG signals PPG1 and PPG2 measured by the PPG sensor and the acceleration sensor. At this time, the two PPG signals (PPG1, PPG2) measured by the PPG sensor are measured at the same time, and may be the PPG signal measured at a predetermined distance. For example, PPG1 may be measured at a first position of a portion of a human body attached or worn with a PPG sensor, and PPG2 may be measured at a second position 2 cm away from the first position.

한편, 수집부(120)에 의해 수집된 각각의 데이터의 샘플링 주파수는 125Hz일 수 있다. 또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 개별 심박수를 추정하기 위한 윈도우 사이즈는 8초 분량, 즉 1000샘플로 구성할 수 있으며, 2초 분량인 250샘플씩 슬라이딩 시키며 윈도우를 오버래핑하여 심박수 추정을 수행할 수 있다.On the other hand, the sampling frequency of each data collected by the collecting unit 120 may be 125 Hz. In the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention, the window size for estimating the individual heart rate may be 8 seconds, i.e., 1000 samples, and the sample is sliced by 250 samples for 2 seconds, It is possible to perform heart rate estimation by overlapping.

한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 PPG 신호에 포함된 동잡음을 제거하기 위해, 복수 개의 PPG 신호를 사용할 수 있다. 이때, 복수 개의 PPG 신호를 사용하는 것은, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 임의의 윈도우에서의 심박수를 측정할 시 측정된 복수의 PPG 신호를 통해 추정된 심박수 중 이전 윈도우에서의 심박수와 비교하여 가장 근접한 값을 갖는 PPG 신호를 임의의 윈도우에서의 심박수로 선택하므로, 보다 정확한 심박수를 추정할 수 있도록 여러 심박수 후보군을 생성하기 위함이다. 후술하는 심박수 측정 장치(100)는 3개의 PPG 신호를 이용하여 심박수를 추정하는 것을 예를 들어 설명한다. 이때, 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2)는 수집부(120)에 의해 PPG 센서로부터 측정될 수 있으며, 나머지 하나의 PPG 신호(PPG3)는 전처리부(130)에 의해 생성될 수 있다.Meanwhile, the apparatus 100 for measuring heart rate according to an embodiment of the present invention may use a plurality of PPG signals to remove motion noise included in the PPG signal. At this time, the use of a plurality of PPG signals is performed by the apparatus 100 for measuring a heart rate according to an embodiment of the present invention. The PPG signal having the closest value in comparison with the heart rate in the window is selected as the heart rate in an arbitrary window so as to generate various heart rate candidates so as to estimate a more accurate heart rate. The heart rate measuring apparatus 100 described below estimates the heart rate using three PPG signals, for example. At this time, the two PPG signals PPG1 and PPG2 may be measured by the PPG sensor by the collecting unit 120, and the other PPG signal PPG3 may be generated by the preprocessing unit 130. [

전처리부(130)는 수집부(120)에 의해 수집된 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2)를 이용하여 세번째 PPG 신호(PPG3)를 생성할 수 있다. 이때, 세번째 PPG 신호(PPG3)는 PPG1과 PPG2의 평균값을 갖는 PPG 신호를 의미할 수 있다. 전처리부(130)는 수집부(120)에 의해 수집된 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2)을 이용하는 수학식 1를 통해 PPG3를 생성할 수 있다.The preprocessing unit 130 may generate the third PPG signal PPG3 using the two PPG signals PPG1 and PPG2 collected by the collecting unit 120. [ At this time, the third PPG signal PPG3 may mean a PPG signal having an average value of PPG1 and PPG2. The preprocessing unit 130 can generate PPG3 using Equation 1 using the two PPG signals PPG1 and PPG2 collected by the collecting unit 120. [

여기서,

은 PPG1을 의미하며,

은 PPG2를 의미하며,

은 PPG3을 의미하며,

는 PPG1과 PPG2 사이에 최대 상호 상관관계(cross correlation) 값이 발생할 때의 샘플 지연값을 의미한다.here,

Means PPG1,

Means PPG2,

Means PPG3,

Means a sample delay value when a maximum cross-correlation value occurs between PPG1 and PPG2.

전처리부(130)는 신호의 잡음 또는 변동(fluctuation)을 줄이기 위해, 3개의 PPG 신호(PPG1, PPG2, PPG3)에 이동평균필터를 적용하는 전처리 과정을 수행할 수 있다. 이때, 이동평균필터는

와 같이 구성될 수 있으며, 여기서, N은 필터 계수를 의미한다. 한편, 필터계수는 실험을 통해 가장 적절한 계수로 산출된 7로 고정될 수 있다.The preprocessing unit 130 may perform a preprocessing process of applying a moving average filter to the three PPG signals PPG1, PPG2 and PPG3 in order to reduce noise or fluctuation of signals. At this time, the moving average filter

, Where N is the filter coefficient. On the other hand, the filter coefficient can be fixed to 7, which is calculated as the most appropriate coefficient through experiments.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 수집부(120) 및 전처리부(130)에 의해 수집 및 생성된 3개의 PPG 신호(PPG1, PPG2, PPG3) 및 수집부(120)에 의해 수집된 3축의 가속도 데이터를 이용하여 PPG 신호에 포함된 동잡음을 모델링할 수 있으며, 모델링된 동잡음을 PPG 신호에서 제거할 수 있다.The motion noise modeling and removal unit 140 includes three PPG signals PPG1, PPG2 and PPG3 collected and generated by the collecting unit 120 and the preprocessing unit 130, The acceleration data can be used to model the dynamic noise contained in the PPG signal, and the modeled dynamic noise can be removed from the PPG signal.

구체적으로, 동잡음 모델링 및 제거부(140)는 PPG 신호에 포함된 동잡음을 모델링하기 위해 3개의 PPG 신호를 심장 박동에 관련된 신호 및 동잡음에 관련된 신호로 나타낼 수 있으며, 수학식 2와 같이 나타낼 수 있다.Specifically, the motion noise modeling and removal unit 140 may represent three PPG signals as a signal related to a heartbeat and a signal related to a motion noise to model the motion noise included in the PPG signal. .

여기서,

은 PPG 센서에 의해 수집된 샘플의 PPG 신호를 의미하며,

은 PPG 센서에 의해 수집된 샘플의 PPG 신호 중 측정하고자 하는 심박수에 관련된 신호를 의미하며,

은 각각 x,y,z축의 가속도 신호를 의미하며,

는 PPG 센서에 의해 수집된 샘플의 PPG 신호에 포함된 동잡음에 의한 간섭신호를 의미하며,

은 백색 가산잡음을 의미한다.here,

Means the PPG signal of the sample collected by the PPG sensor,

Means a signal related to the heart rate to be measured among the PPG signals of the sample collected by the PPG sensor,

Respectively denote acceleration signals in the x, y, and z axes, respectively,

Means an interference signal due to motion noise included in the PPG signal of the sample collected by the PPG sensor,

Means white additive noise.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 가속도 데이터를 이용하여 PPG 신호에 포함된 동잡음을 제거하기 위해, 3축의 가속도 데이터, 즉 복수의 가속도 데이터를 입력(Multi Input)하면 동잡음과 관련된 하나의 추정벡터가 출력(Single output)되는 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output; 이하 미소(MISO))필터링을 통해 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링할 수 있다. 즉, 동잡음 모델링 및 제거부(140)는 동잡음에 의한 간섭신호

를 x,y,z 각각의 3축 가속도 데이터와 계수

로 구성되는 미소(MISO)필터링을 통해 수학식 3과 같이 모델링할 수 있다.In order to remove the motion noise included in the PPG signal using the acceleration data, the motion noise modeling and removal unit 140 performs a multi-input operation on the acceleration data of three axes, that is, a plurality of acceleration data, It is possible to model an interference signal due to the motion noise through a multiple input single output (MISO) filtering in which the estimation vector is outputted as a single output. In other words, the dynamic noise modeling and removal unit 140 generates an interference signal

Axis acceleration data of each of x, y, and z and coefficients

(3) through MISO filtering, which is composed of (3).

이때,

는 미소(MISO)필터의 계수를 의미하며,

는 미소(MISO)필터의 지연값을 의미한다.At this time,

Means the coefficient of the MISO filter,

Means the delay value of the MISO filter.

이하에서는, 선형추정을 통해 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링하는 방법을 보다 구체적으로 설명한다.Hereinafter, a method for modeling an interference signal due to motion noise through linear estimation will be described in more detail.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 미소(MISO)필터를 통해 PPG 신호인

과 가속도 데이터

간의 상관관계를 갖는 모델을 획득할 수 있다. 이때, 미소(MISO)필터를 통한 모델 획득에 사용되는 식은 수학식 4와 같다.The dynamic noise modeling and removal unit 140 receives the PPG signal (MISO)

And acceleration data

Can be obtained. At this time, the equation used for acquiring the model through the MISO filter is expressed by Equation (4).

여기서,

은 전처리부(130)에 의해 전처리 과정이 수행된 PPG 신호의 1 by 1000 벡터(vector)이며 수학식 5와 같이 표현되며,

는 모델링 계수로 구성된 1 by 3s 벡터(vector)이며 수학식 6과 같이 표현되며, 이때

는 미소(MISO)필터의 지연값을 의미한다.here,

Is a 1 by 1000 vector of the PPG signal subjected to the preprocessing process by the preprocessing unit 130 and expressed as Equation (5)

Is a 1 by 3s vector (vector) composed of modeling coefficients and expressed as Equation 6,

Means the delay value of the MISO filter.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 수집부(120)에 의해 수집된 3축 가속도 데이터를 이용하여 행렬 A를 생성할 수 있다. 행렬 A는 수학식 7과 같이 구성될 수 있다.The dynamic noise modeling and removal unit 140 may generate the matrix A using the three-axis acceleration data collected by the collecting unit 120. [ The matrix A can be constructed as shown in Equation (7).

여기서, 변수

는 각각 x,y,z 축의 가속도 데이터를 의미하며,

는 미소(MISO)필터의 지연값을 의미하며, 실험을 통해 25로 결정될 수 있다.Here,

X, y, and z axes, respectively,

Means the delay value of the MISO filter, and can be determined as 25 through experiments.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 수학식 4를 이용하여 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링하기 위한 벡터를 산출할 수 있다. 이때, 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링하기 위한 벡터는 추정벡터(

)로 표현할 수 있으며, 추정벡터

는 정사각 행렬

이 정칙행렬이라는 가정하에 수학식 8을 통해 산출할 수 있다.The dynamic noise modeling and removal unit 140 may calculate a vector for modeling the interference signal by the dynamic noise using Equation (4). At this time, the vector for modeling the interference signal due to the motion noise is a vector

), And the estimated vector

Square matrix

Can be calculated through Equation (8) on the assumption that the matrix is a regular matrix.

여기서, T는 행렬의 트랜스포즈를 나타내며, -1은 역행렬을 나타낸다. Here, T represents the transpose of the matrix, and -1 represents an inverse matrix.

동잡음 모델링 및 제거부(140)는 산출한 추정벡터

를 통해 동잡음에 의한 간섭신호를 추정할 수 있다. 동잡음 모델링 및 제거부(140)는 추정벡터

를 이용하여 동잡음에 의한 간섭신호를 추정하기 위해, 추정벡터

와 각각의 가속도 축의 가속도 데이터를 나타내는 행렬 A를 곱하여(

) 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링할 수 있다. 동잡음 모델링 및 제거부(140)는 수학식 9과 같이 PPG 신호의 1 by 1000 벡터(vector)인

에서 모델링된 동잡음에 의한 간섭신호(

)를 제거하여 잔차신호(

)을 산출할 수 있다.The motion noise modeling and removing unit 140 calculates the estimated vector

An interference signal due to the motion noise can be estimated. The dynamic noise modeling and removal unit 140 estimates the estimated vector

In order to estimate an interference signal due to the motion noise,

And a matrix A representing the acceleration data of the respective acceleration axes (

) It is possible to model an interference signal due to motion noise. The dynamic noise modeling and removal unit 140 calculates a 1-by-1000 vector (vector) of the PPG signal

The interference signal due to the dynamic noise modeled in

) To remove the residual signal (

) Can be calculated.

이때, 백색 가산잡음(

)의 영향을 무시할 수 있을 정도로 작아, 모델링된 동잡음에 의한 간섭신호가 제거된 잔차신호(

)는 심박수에 관련된 신호만을 포함할 수 있다.At this time, white additive noise (

) Is small enough to ignore the influence of the interference signal,

) May only include signals related to the heart rate.

주파수 검출부(150)는 동잡음 모델링 및 제거부(140)에 의해 동잡음에 의한 간섭신호가 제거된 잔차신호(

)에서 심박수에 대응하는 주파수 성분을 검출할 수 있다.The frequency detector 150 detects a residual signal (i.e., a residual signal) from which the interference signal due to the motion noise is removed by the motion noise modeling and removing unit 140

It is possible to detect a frequency component corresponding to the heart rate.

구체적으로, 주파수 검출부(150)는 잔차신호(

)의 상관행렬(correlation matrix)을 산출한 후, 이를 이용하여 스펙트럼 분석을 수행할 수 있다. 이때, 잔차신호(

)의 상관행렬(correlation matrix)을 이용하여 스펙트럼 분석을 수행하는 것은, eigenvector method를 사용하여 스펙트럼 분석을 수행할 수 있다. 주파수 검출부(150)는 수학식 10을 통해 유사스펙트럼(pseudo spectrum) 값의 가장 높은 피크점을 검출함으로써 심박수에 대응하는 주파수 추정값을 검출할 수 있다.More specifically, the frequency detector 150 detects the frequency of the residual signal

), And then the spectrum analysis can be performed using the correlation matrix. At this time, the residual signal

) Performing the spectrum analysis using the correlation matrix of the spectrum analyzer can perform spectral analysis using the eigenvector method. The frequency detector 150 may detect a peak value corresponding to the heart rate by detecting the highest peak point of a pseudo spectrum value through Equation (10).

여기서,

은 임의의 주파수에 대한 유사스펙트럼(pseudo spectrum) 값으로, 이는 추정된 스펙트럼 값을 의미하며, N은 eigenvector의 차원(dimension)을 의미하며,

는 입력 데이터의 상관행렬(correlation matrix)의 k번째 eigenvector를 의미하며, 이는 잔차신호(

)로부터 산출될 수 있다. 정수

는 eigenvector method를 사용함에 있어 설정되어야 하는 signal subspace의 구간 길이 또는 차원(dimension)을 의미한다. 이에 따라, SUM(

)에서 사용된 eigenvectors

는 최소 eigenvalue의 집합인

와 동일하며, 벡터

는 복합적 지수(complex exponential)값으로 구성되어 있으며, 따라서 내적값(inner product)

는 푸리에 변환을 의미한다.here,

Is a pseudo spectrum value for an arbitrary frequency, which means an estimated spectrum value, N means a dimension of an eigenvector,

Denotes the kth eigenvector of the correlation matrix of the input data,

. essence

Means the length or dimension of the signal subspace to be set in the eigenvector method. Accordingly, SUM (

Eigenvectors used in

Is a set of minimum eigenvalues

And the vector

Is composed of a complex exponential value, and thus an inner product,

Means Fourier transform.

한편, 정확한 심박수 추정을 위해, 스펙트럼 분석을 수행하기 전에 심장의 생리학적 특성에 의해 발생된 심박수 신호의 변동 범위의 제한을 고려하는 것이 중요하다. 이에 따라, 심박수 주파수 범위를 48BPM ~ 180BPM에 해당하는 [0.8Ha, 3.0Hz]로 제한할 수 있다. 이 범위는 신체의 특성에 따른 심박수 관측대역에 기인한다.On the other hand, for accurate heart rate estimation, it is important to consider the limits of the variation range of the heart rate signal caused by the physiological characteristics of the heart before performing the spectrum analysis. Accordingly, the heart rate frequency range can be limited to [0.8Ha, 3.0Hz] corresponding to 48BPM to 180BPM. This range is due to the heart rate observation band according to the characteristics of the body.

심박수 추정부(160)는 주파수 검출부(150)에 의해 추정된 주파수 추정값에 해당하는 신호를 이용하여 심박수를 추정할 수 있다.The heart rate estimation unit 160 may estimate the heart rate using a signal corresponding to the frequency estimation value estimated by the frequency detection unit 150. [

본 발명의 일 실시예에 따르면, 심박수는 3개의 PPG 신호인

에 대해 추정되었으므로, 각 데이터 프레임마다 3종류의 추정된 심박수 값이 출력될 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 추정부(160)는 상술한 것과 같이, 임의의 윈도우에서의 심박수를 추정할 시 3개의 PPG 신호로 추정된 심박수 중 이전 윈도우에서의 추정 심박수와 비교하여 가장 근접한 값을 갖는 PPG 신호를 임의의 윈도우에서의 심박수로 선택하여 심박수를 추정할 수 있다. 이때, 상술한 것과 같이 이전 윈도우에서의 추정 심박수와 비교하여 임의의 윈도우에서의 심박수를 선택하기 위해서는 초기값, 즉 첫번째 윈도우에서의 추정 심박수가 정해져 있어야 한다. 이에 따라, 심박수 추정부(160)는 첫번째 윈도우에 대해 3개의 PPG 신호로 추정된 심박수 중 임의의 하나의 PPG 신호로 추정된 심박수를 첫번째 윈도우에서의 심박수로 설정할 수 있다. 이때, 첫번째 윈도우에서의 심박수는 3개의 PPG 신호 중 전처리부(120)에 의해 산출된 PPG3에 의해 추정된 심박수를 설정하는 것이 바람직하다. 이때, PPG3를 선택하는 것이 바람직한 이유는 PPG1과 PPG2의 평균값을 갖는 신호로 PPG1, PPG2 중 어느 하나의 신호에 기울지 않은 평균값을 나타내므로, PPG1 및 PPG2에 비해 비교적 정확한 값을 나타낼 가능성이 높기 때문이다. 심박수 추정부(160)는 윈도우 넘버가 2 이상인 윈도우에 대해 3개의 PPG 신호(PPG1, PPG2, PPG3)에 의해 추정된 심박수 추정값 중 이전 윈도우에서의 심박수 추정값과 비교하여 이전 윈도우에서의 심박수 추정값과 가장 근접한 심박수 추정값을 해당 윈도우의 심박수 추정값으로 설정할 수 있다.According to one embodiment of the present invention, the heart rate is three PPG signals

, It is possible to output three kinds of estimated heart rate values for each data frame. As described above, the heart rate estimation unit 160 according to an embodiment of the present invention estimates the heart rate in a certain window by comparing the heart rate estimated by the three PPG signals with the estimated heart rate in the previous window, The heart rate can be estimated by selecting the PPG signal having a value as the heart rate in an arbitrary window. At this time, as described above, in order to select the heart rate in an arbitrary window in comparison with the estimated heart rate in the previous window, the initial value, that is, the estimated heart rate in the first window must be determined. Accordingly, the heart rate estimation unit 160 can set the heart rate estimated from any one PPG signal among the heart rates estimated from the three PPG signals for the first window as the heart rate in the first window. At this time, it is preferable that the heart rate in the first window is set to the heart rate estimated by PPG3 calculated by the preprocessing unit 120 among the three PPG signals. At this time, it is preferable to select PPG3 because it is a signal having an average value of PPG1 and PPG2 and shows a non-inclined average value to any one of signals PPG1 and PPG2, so that it is more likely to show a relatively accurate value than PPG1 and PPG2 . The heart rate estimation unit 160 compares the estimated heart rate value with the estimated heart rate value in the previous window among the estimated heart rate values estimated by the three PPG signals PPG1, PPG2 and PPG3 for the window having the window number 2 or more, It is possible to set the estimated heart rate value as the estimated heart rate value of the window.

도 2 는 도 1 에 도시된 심박수 추정부에 의해 추정된 심박수의 추정 그래프 및 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이며, 도 3 은 도 2 에 도시된 극심한 동잡음이 제거된 심박수의 추정 그래프 및 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이다.FIG. 2 is a graph showing an estimated heart rate and an actual heart rate graph estimated by the heart rate estimating unit shown in FIG. 1. FIG. 3 is a graph showing an estimated heart rate and an actual heart rate Fig.

도 2 를 참조하면, 심박수 추정값에서 특정 윈도우에서 급격한 변화가 발생한 것으로 나타난다. 이에 따라, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 추정부(160)는 급격한 변화가 발생하는 윈도우에 대해 심박수 보정을 수행할 수 있다.Referring to FIG. 2, a sudden change occurs in a specific window from the estimated heart rate. Accordingly, the heart rate estimation unit 160 according to an embodiment of the present invention can perform heart rate correction for a window in which a sudden change occurs.

구체적으로, 심박수 추정부(160)는 심박수 변화는 운동 또는 생리학적 변화에 기인하며, 격한 운동을 하는 경우 심박수가 크게 증가하는 반면, 휴식을 취해도 심박수는 증가량에 비해 급격히 감소하지 않는다는 사실을 고려하여 보정을 수행할 수 있다. 심박수 추정부(160)는 상술한 심박수 변화 요소를 고려하여 임의의 윈도우, 즉 i번째 윈도우에서의 추정된 심박수(

)가 이전 윈도우, 즉 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 미리 정해진 임계값인 제1 임계값 이상 증가하면, i번째 윈도우의 심박수(

)를 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 2BPM을 더한 값으로 보정할 수 있다. 이때, 제1 임계값은 25BPM일 수 있다. 또한, i번째 윈도우에서의 심박수(

)가 이전 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 미리 정해진 임계값인 제2 임계값 이상 감소하면, 해당 윈도우의 심박수(

)를 이전 윈도우에서의 심박수(

)에서 2BPM만큼 뺀 값으로 보정할 수 있다. 이때, 제2 임계값은 16BPM일 수 있다. 도 3 을 참조하면, 보정을 수행하기 전에 비해 심박수 추정 성능을 높아진 것을 확인할 수 있다.Specifically, the heart rate estimating unit 160 determines that the heart rate change is caused by a movement or a physiological change, and when the heart rate is increased, the heart rate increases greatly, but the heart rate does not decrease sharply Correction can be performed. The heart rate estimating unit 160 estimates the heart rate of an arbitrary window, that is, the estimated heart rate in the i-th window in consideration of the above-

) Is the heart rate in the previous window, i.e., the (i-1) th window

) Of the i-th window is increased by at least a first threshold value, which is a predetermined threshold value,

) To the heart rate in the (i-1) th window

) Can be corrected to a value obtained by adding 2 BPM. At this time, the first threshold value may be 25 BPM. Also, the heart rate in the i-th window (

) Is the heart rate in the previous window

), A second threshold value, which is a predetermined threshold value,

) To the heart rate in the previous window

) By 2BPM. At this time, the second threshold value may be 16 BPM. Referring to FIG. 3, it can be seen that the heart rate estimation performance is improved compared to before performing the correction.

이하에서는, 도 4 및 5 를 통해 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치의 실험적으로 측정된 성능 결과에 대해 설명한다. 이때 도 4 는 실제 심박수과 추정된 심박수 간의 피어슨 상관관계(Pearson correlation)를 도시한 도면이며, 도 5 는 추정된 심박수 중 평균절대오차(Average absolute error)가 가장 낮게 산출된 심박수의 추정 그래프와 실제 심박수 그래프를 도시한 도면이다.Hereinafter, experimentally measured performance results of the heart rate measuring apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 4 and 5. FIG. 4 is a graph showing a Pearson correlation between an actual heart rate and an estimated heart rate. FIG. 5 is a graph showing a Pearson correlation between an actual heart rate and an estimated heart rate, FIG. 5 is a graph showing an estimated absolute value of an estimated absolute heart rate, Fig.

본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)의 성능은 절대평균오차(average absolute error)를 통해 측정될 수 있다. 절대평균오차(average absolute error)는 수학식 11과 같이 정의된다.The performance of the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention can be measured through an absolute absolute error. The absolute absolute error is defined by Equation (11).

여기서,

는 절대평균오차(average absolute error)를 의미하며, N은 시간 윈도우(time window)의 총 개수를 의미하며, i는 심박수 추정이 수행되는 윈도우 번호를 의미하며,

는 i번째 윈도우에서 추정된 심박수을 의미하며,

는 i번째 윈도우의 실제 심박수을 의미한다.here,

Denotes an absolute absolute error, N denotes a total number of time windows, i denotes a window number at which heart rate estimation is performed,

Represents the estimated heart rate in the i-th window,

Is the actual heart rate of the i-th window.

본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)를 의해 추정된 심박수 에 대한 절대평균오차(average absolute error) 값은 표 1와 같이 산출된다.The average absolute error value of the heart rate estimated by the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention is calculated as shown in Table 1.

표 1 을 참조하면, 12개의 추정된 심박수 중 10개의 추정된 심박수에 대한 절대평균오차(average absolute error) 값이 2 미만으로 관측되었으며, 이 중 2개의 추정된 심박수(Data No.3, Data No.9)에 대한 절대평균오차(average absolute error) 값이 1미만으로 관측된 것으로 보아, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)에 의해 추정된 심박수과 실제 심박수 간의 차이가 작은 것으로 관측되며, 이에 따라, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)의 성능은 높은 것으로 나타낼 수 있다.Referring to Table 1, an average absolute error value for 10 estimated heart rates out of the 12 estimated heart rates was observed to be less than 2, and two of the estimated heart rates (Data No.3, Data No .9) is observed to be less than 1, the difference between the heart rate estimated by the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention and the actual heart rate is small, Accordingly, the performance of the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention can be shown to be high.

또한, 도 4 와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)에 의해 추정된 심박수과 실제 심박수 간의 피어슨 상관관계(pearson correlation)를 나타낼 수 있으며, 피어슨 상관관계(pearson correlation) 값은 0.9922로 산출되는 것을 확인할 수 있다. 도 5 를 참조하면, 표 1에서 절대평균오차(average absolute error) 값이 가장 작게 관측된 Data No.9 에 따른 추정된 심박수과 실제 심박수 그래프를 확인할 수 있는데, 도 5 에 도시된 그래프에 나타난 것과 같이 실제 심박수와 추정된 심박수가 거의 차이가 없는 것으로 관측된 것으로 보아, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 성능이 뛰어난 것으로 확인할 수 있다.As shown in FIG. 4, a Pearson correlation between a heart rate estimated by the heart rate measuring apparatus 100 according to an embodiment of the present invention and an actual heart rate may be expressed as a Pearson correlation value, 0.9922. &Lt; / RTI > Referring to FIG. 5, the estimated heart rate and actual heart rate graph according to Data No. 9 observed with the smallest absolute absolute error value in Table 1 can be confirmed. As shown in the graph shown in FIG. 5 It is observed that the actual heart rate and the estimated heart rate are not substantially different from each other, and thus it can be confirmed that the apparatus 100 for measuring the heart rate according to the embodiment of the present invention has excellent performance.

이하에서는, 도 6 및 7 을 통하여 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 방법에 대해 설명한다. 이때, 도 6 은 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 방법을 도시한 순서도이며, 도 7 은 도 6 에 도시된 심박수 추정 단계에 포함된 추가적인 심박수 보정 방법을 도시한 순서도이다.Hereinafter, a method for measuring heart rate according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 6 is a flowchart illustrating a heart rate measurement method according to an embodiment of the present invention, and FIG. 7 is a flowchart illustrating an additional heart rate correction method included in the heart rate estimation step shown in FIG.

도 6 을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 심박수 측정 장치(100)는 수집부(120)를 통해 PPG 센서에 의해 측정된 2개의 PPG 신호(PPG1, PPG2) 및 가속도 센서를 통해 측정된 3축의 가속도 데이터를 입력받는다(210).Referring to FIG. 6, the apparatus 100 for measuring heart rate according to an embodiment of the present invention includes two PPG signals PPG1 and PPG2 measured by a PPG sensor through a collecting unit 120, And receives acceleration data of three axes (210).

입력받은 PPG1과 PPG2를 이용하여 세번째 PPG 신호인 PPG3를 산출한다(220).The third PPG signal PPG3 is calculated using the input PPG1 and PPG2 (220).

이때, PPG1과 PPG2를 이용하여 PPG3를 산출하는 것은, PPG1과 PPG2의 최대 상관관계(correlation) 값을 산출하여 딜레이를 맞춰주는 평균신호를 검출함으로써 PPG3를 산출할 수 있다. PPG3는 상술한 수학식 1을 사용하여 산출할 수 있다.At this time, calculating PPG3 using PPG1 and PPG2 can calculate PPG3 by calculating the maximum correlation value between PPG1 and PPG2 and detecting an average signal that matches the delay. PPG3 can be calculated using the above-described equation (1).

또한, PPG 신호에 포함된 동잡음을 제거하기 위해, 3축의 가속도 데이터를 입력 데이터로 사용하여 PPG 신호에 포함된 동잡음에 의한 간섭신호와 관련된 하나의 데이터를 출력하는 다중입력 단일출력(Multi Input Single Output; 이하 미소(MISO))필터를 이용하여 PPG1, PPG2, PPG3에 포함된 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링한다(230).In order to remove the motion noise included in the PPG signal, a multi-input single output (Multi Input), which outputs one data related to the interference signal due to the motion noise included in the PPG signal using the 3-axis acceleration data as input data, (MISO) filter 230 to model the interference signal due to the motion noise included in PPG1, PPG2, and PPG3 (230).

이때, 3축의 가속도 데이터를 이용하여 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링하는 것은, 미소(MISO) 필터링 기법을 통해 PPG 신호와 가속도 데이터 간의 상관관계를 추정하여 추정된 상관관계에 따라 PPG 신호에 포함된 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링할 수 있으며, 상술한 수학식 4 내지 8을 통해 수행될 수 있다. 한편, PPG신호와 가속도 데이터 간의 상관관계에 따라 동잡음에 의한 간섭신호를 모델링하는 근거로는, 일반적으로 심박수는 운동, 외부자극 또는 생체적 변화에 의해 변화하며 이러한 변화가 존재할 때 PPG 신호에 동잡음이 심장 박동수와 유사한 또는 유사하지 않은 형태로 삽입될 수 있으며, 이때, 운동, 외부자극 또는 생체적 변화는 통상적으로 가속도 변화를 의미할 수 있으며, 이에 따라 가속도가 변화하면 동잡음이 발생하여 PPG 신호에 변화가 발생하는 것을 의미할 수 있으므로 가속도 데이터와 PPG 신호에는 강한 상관 관계가 있는 것으로 판단될 수 있다.In this case, the modeling of the interference signal by the motion noise using the 3-axis acceleration data is performed by estimating the correlation between the PPG signal and the acceleration data through the MISO filtering technique, The interference signal due to the motion noise can be modeled and can be performed through Equations 4 to 8 described above. On the other hand, as a basis for modeling the interference signal due to the motion noise according to the correlation between the PPG signal and the acceleration data, the heart rate generally changes due to movement, external stimulation or biological change. Noise may be inserted in a similar or dissimilar form to the heart rate, where movement, external stimulation or biologic change may typically signify an acceleration change, resulting in motion noise when PPG It can be determined that there is a strong correlation between the acceleration data and the PPG signal.

동잡음에 의한 간섭신호를 모델링한 후, PPG신호에서 동잡음에 의한 간섭신호를 제거하기 위해, PPG 신호(PPG1, PPG2, PPG3)에서 모델링된 동잡음을 제거한다(240).After modeling the interference signal by the motion noise, the motion noise modeled in the PPG signals (PPG1, PPG2, PPG3) is removed (240) in order to remove the interference signal due to the motion noise in the PPG signal.

동잡음이 제거된 PPG 신호를 이용하여 정확한 심박수를 추정하기 위해, 동잡음이 제거된 PPG 신호에서 심박수에 대응하는 주파수 추정값을 검출한다(250).In order to accurately estimate the heart rate using the PPG signal from which the dynamic noise is removed, a frequency estimation value corresponding to the heart rate is detected in the PPG signal from which the dynamic noise is removed (250).

이때, 동잡음이 제거된 PPG 신호에서 심박수에 대응하는 주파수 추정값을 검출하는 것은, 동잡음이 제거된 PPG 신호에 스펙트럼 분석을 수행하여 심박수에 대응하는 주파수 추정값을 검출할 수 있으며, 상술한 수학식 10을 통해 유사스펙트럼(pseudo spectrum) 값이 가장 높은 값을 갖는 피크점을 검출하여 검출된 피크점에 대응되는 주파수를 검출함으로써 심박수에 대응하는 주파수 추정값을 검출할 수 있다.In this case, the frequency estimation value corresponding to the heart rate is detected in the PPG signal from which the dynamic noise is removed by performing spectral analysis on the PPG signal from which the dynamic noise is removed, thereby detecting a frequency estimation value corresponding to the heart rate. 10, a frequency point corresponding to the heart rate can be detected by detecting a peak point having the highest pseudo spectrum value and detecting a frequency corresponding to the detected peak point.

마지막으로, 동잡음이 제거된 PPG 신호에서 검출된 주파수 추정값에 대응하는 신호를 추출하여 추출한 신호를 분석하여 심박수를 추정한다(260).Finally, the signal corresponding to the frequency estimation value detected in the PPG signal from which the motion noise has been removed is extracted, and the extracted signal is analyzed to estimate the heart rate (260).

이때, 추정한 심박수는 여전히 극심한 동잡음 또는 특정 타입의 동잡음으로 인해 정확한 심박수 추정이 어려울 수 있으며, 이러한 오차를 줄이기 위해 추가적인 보정 작업이 수행될 수 있다. 이러한 추가적인 보정 작업은 도 7 을 통해서 설명하도록 한다.At this time, the estimated heart rate may still be difficult to accurately estimate the heart rate due to severe motion artifacts or certain types of motion artifacts, and additional correction work may be performed to reduce such errors. This additional correction operation will be described with reference to FIG.

도 7 을 참조하면, 도 7 은 극심한 동잡음 또는 특정 타입의 동잡음으로 인한 오차를 줄이기 위한 심박수 보정 방법에 대해 설명하며, 오차를 줄이기 위한 심박수 보정 방법으로, 임의의 윈도우와 임의의 윈도우와 바로 이전의 윈도우에서의 심박수를 비교하여 그 차이가 미리 정해진 임계값 이상 또는 이하인지 여부에 따라 심박수를 보정할 수 있다.Referring to FIG. 7, FIG. 7 illustrates a heart rate correction method for reducing an error due to severe motion artifacts or specific types of motion artifacts, and is a method for correcting a heart rate to reduce errors. The heart rate of the previous window can be compared and the heart rate can be corrected depending on whether the difference is equal to or greater than a predetermined threshold value.

이를 위해, 먼저 추정된 심박수 중 임의의 윈도우인, i번째 윈도우에서 추정된 심박수(

)와 이전 윈도우인 i-1번째 윈도우에서 추정된 심박수(

)를 비교한다(261).To do this, the heart rate estimated at the i-th window, which is an arbitrary window of the estimated heart rate,

) And the estimated heart rate (i-1) in the previous window

(261).

i번째 윈도우에서의 심박수(

)와 이전 윈도우인 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)를 비교했을 때, i번째 윈도우에서의 추정된 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 제1 임계값 이상 증가하는지 여부를 확인한다(262).The heart rate in the ith window (

) And the heart rate (i-1) in the previous window

), The estimated heart rate in the i-th window (

) Is the heart rate in the (i-1) th window

(262) whether or not it increases by a first threshold value or more.

이때, i번째 윈도우에서의 추정된 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 제1 임계값 이상 증가(262)하면, i번째 윈도우의 심박수(

)를 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 2BPM을 더한 값으로 보정한다(263). 이때, 제1 임계값은 25BPM일 수 있다.At this time, the estimated heart rate (

) Is the heart rate in the (i-1) th window

(262) over the first threshold value, the heart rate of the i-th window

) To the heart rate in the (i-1) th window

) Is corrected to a value obtained by adding 2 BPM (263). At this time, the first threshold value may be 25 BPM.

또한, i번째 윈도우에서의 추정된 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 제1 임계값 이상 증가(262)하지 않으면, i번째 윈도우에서의 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 미리 정해진 임계값인 제2 임계값 이상 감소하는지 여부를 확인한다(264).Also, the estimated heart rate (i.

) Is the heart rate in the (i-1) th window

(262), the heart rate of the i-th window

) Is the heart rate in the (i-1) th window

(264) whether or not it decreases by a second threshold value which is a predetermined threshold value.

이때, i번째 윈도우에서의 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 미리 정해진 임계값인 제2 임계값 이상 감소하면, i번째 윈도우의 심박수(

)를 이전 윈도우에서의 심박수(

)에서 2BPM만큼 뺀 값으로 보정한다(265). 이때, 제2 임계값은 -16BPM일 수 있다.At this time, the heart rate (i.

) Is the heart rate in the (i-1) th window

) Of the i-th window is decreased by a second threshold value, which is a predetermined threshold value,

) To the heart rate in the previous window

) By 2BPM (265). At this time, the second threshold value may be -16 BPM.

또한, i번째 윈도우에서의 추정된 심박수(

)가 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 제1 임계값 이상 증가하지 않으며, i번째 윈도우에서의 심박수(

)가 이전 윈도우에서의 심박수(

)에 비해 미리 정해진 임계값인 제2 임계값 이상 감소하지 않으면, 즉, i번째 윈도우에서의 심박수(

)에서 i-1번째 윈도우에서의 심박수(

)를 뺀 값이 -16BPM을 초과하며 25BPM 미만이면, 추정된 심박수에 대한 보정을 수행하지 않는다.Also, the estimated heart rate (i.

) Is the heart rate in the (i-1) th window

) Of the i-th window, and the heart rate (i.

) Is the heart rate in the previous window

), That is, when the heart rate (i. E.

) In the i-th window

) Is greater than -16 BPM and less than 25 BPM, no correction is made to the estimated heart rate.

이와 같은, 가속도 데이터를 이용하여 심박수 신호에 포함된 동잡음 신호를 제거하는 기술은 애플리케이션으로 구현되거나 다양한 컴퓨터 구성요소를 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령어의 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체에 기록될 수 있다. 상기 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체는 프로그램 명령어, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있다.Such a technique for removing motion noise signals included in a heart rate signal using acceleration data may be implemented in an application or implemented in the form of program instructions that can be executed through various computer components and recorded on a computer readable recording medium . The computer-readable recording medium may include program commands, data files, data structures, and the like, alone or in combination.

상기 컴퓨터 판독 가능한 기록 매체에 기록되는 프로그램 명령어는 본 발명을 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들이거니와 컴퓨터 소프트웨어 분야의 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다.The program instructions recorded on the computer-readable recording medium may be ones that are specially designed and configured for the present invention and are known and available to those skilled in the art of computer software.

컴퓨터 판독 가능한 기록 매체의 예에는, 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체, CD-ROM, DVD 와 같은 광기록 매체, 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 ROM, RAM, 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령어를 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다.Examples of computer-readable recording media include magnetic media such as hard disks, floppy disks and magnetic tape, optical recording media such as CD-ROMs and DVDs, magneto-optical media such as floptical disks, media, and hardware devices specifically configured to store and execute program instructions such as ROM, RAM, flash memory, and the like.

프로그램 명령어의 예에는, 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드 뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드도 포함된다. 상기 하드웨어 장치는 본 발명에 따른 처리를 수행하기 위해 하나 이상의 소프트웨어 모듈로서 작동하도록 구성될 수 있으며, 그 역도 마찬가지이다.Examples of program instructions include machine language code such as those generated by a compiler, as well as high-level language code that can be executed by a computer using an interpreter or the like. The hardware device may be configured to operate as one or more software modules for performing the processing according to the present invention, and vice versa.

이상에서는 실시예들을 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.While the present invention has been particularly shown and described with reference to exemplary embodiments thereof, it will be understood by those skilled in the art that various changes and modifications may be made therein without departing from the spirit and scope of the invention as defined in the appended claims. It will be possible.

100: 심박수 측정 장치100: Heart rate measuring device

Claims

The PPG signal measured from the PPG sensor provided in the heart rate measuring apparatus and the acceleration data of the three axes measured from the acceleration sensor provided in the heart rate measuring apparatus,
Noise signal included in the PPG signal through a multi-input single-output filter using the three-axis acceleration data as input data and outputting one data related to the dynamic noise signal,
Removing the motion noise signal modeled through the multi input single output filter in the PPG signal,
The PPG signal from which the modeled dynamic noise signal is removed is analyzed to measure a heart rate,
Modeling the dynamic noise signal may comprise:
Further comprising calculating an estimate vector for modeling the dynamic noise signal contained in the PPG signal via the multiple input single output filter,
The estimation vector may be expressed as:
A matrix A composed of the acceleration data of the three axes and an inverse matrix of the matrix calculated by computing the transpose matrix of the matrix A,
Wherein the PPG signal vector and the transpose matrix of (A) are calculated.

The method according to claim 1,
Wherein the estimated vector is calculated by the following equation.

here,

Denotes an estimated vector for modeling the motion noise signal,

Lt; RTI ID = 0.0 > 1 < / RTI > by 1000 vector of the PPG signal

, A represents a matrix composed of the acceleration data of the three axes,

3. The method of claim 2,
Modeling the dynamic noise signal may comprise:
Wherein the motion noise signal is modeled by a multiplication operation of the estimated vector and a matrix composed of the three-axis acceleration data.

The method of claim 3,
The method of measuring the heart rate by analyzing the PPG signal from which the modeled dynamic noise signal is removed,
Calculating a residual signal by removing the motion noise signal modeled by multiplying the estimated vector by the matrix of the 3-axis acceleration data in the PPG signal, and analyzing the residual signal to measure the heart rate.

5. The method of claim 4,
The heart rate is measured by analyzing the residual signal,
Performing a spectrum analysis on the residual signal to detect a frequency corresponding to a heart rate in the residual signal and detecting a peak point or a peak point in a signal corresponding to the detected frequency to measure a heart rate.

6. The method of claim 5,
Analyzing a signal corresponding to the detected frequency to compare a heart rate in an arbitrary window among the measured heart rates with a heart rate in a previous window and correcting a heart rate in the window according to the difference, Way.

The method according to claim 6,
Correction of the heart rate in any window
Wherein if the difference between the heart rate in the arbitrary window and the heart rate in the previous window is equal to or greater than the first threshold value and the heart rate in the certain window is equal to the heart rate in the previous window plus a predetermined heart rate, Way.

The method according to claim 6,
Correction of the heart rate in any window
Wherein when the difference between the heart rate in the arbitrary window and the heart rate in the previous window is equal to or less than the second threshold value, the heart rate is corrected to a value obtained by subtracting a predetermined heart rate from the heart rate in the previous window Way.

The method according to claim 1,
Receiving the PPG signal measured from the PPG sensor,
Further comprising receiving a first PPG signal and a second PPG signal measured from the PPG sensor disposed at a predetermined distance interval and calculating a third PPG signal using the first PPG signal and the second PPG signal And the third PPG signal is calculated by the following equation.

here,

Means a first PPG signal,

Means a second PPG signal,

Quot; means the third PPG signal,

A computer-readable recording medium on which a computer program is recorded for measuring a heart rate according to any one of claims 1 to 9.

A collecting unit for collecting the PPG signal measured from the PPG sensor provided in the heart rate measuring apparatus and the 3-axis acceleration data measured from the acceleration sensor provided in the heart rate measuring apparatus;
Noise signal included in the PPG signal through a multi-input single output filter that uses the acceleration data of the three axes as input data and outputs one data related to the motion noise signal, Dynamic noise modeling and elimination for removing the modeled dynamic noise signal from a signal;
A frequency detector for performing spectral analysis on the PPG signal from which the modeled dynamic noise signal is removed to detect a frequency corresponding to the heart rate; And
And a heart rate estimator for estimating a heart rate by analyzing a signal corresponding to the frequency detected by the frequency detector,
Wherein the dynamic noise modeling and removing unit comprises:
Calculating an estimated vector for modeling a dynamic noise signal included in the PPG signal through the multiple input single output filter,
The estimation vector may be expressed as:
A matrix A composed of the acceleration data of the three axes and an inverse matrix of the matrix calculated by computing the transpose matrix of the matrix A,
And a matrix calculated by calculating the vector of the PPG signal and the transpose matrix of (A).