JP2013056082A

JP2013056082A - 信号処理装置、脈波計測装置及び信号処理方法

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Publication number: JP2013056082A
Application number: JP2011196896A
Authority: JP
Inventors: Masaki Morita; 雅紀森田
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 2011-09-09
Filing date: 2011-09-09
Publication date: 2013-03-28

Abstract

【課題】計測部位の静脈血量が変化しても、体動によるノイズが含まれている測定信号から脈動成分とノイズ成分とを分離する精度の低下を抑制する。
【解決手段】信号処理装置は、生体の脈波測定期間である第１測定期間と、第１測定期間より生体の体動の影響を受けている第２測定期間とにおける、生体を透過又は反射した第１の波長の光と第２の波長の光とを受光した各受光量に基づく第１測定信号及び第２測定信号を取得する取得手段と、第１測定期間及び第２測定期間における第１測定信号と第２測定信号とから、予め定められた脈動を表す周波数帯域の第１周波数成分と、第１周波数成分より低い周波数帯域の第２周波数成分の各信号を各々抽出する抽出手段と、第１測定期間と第２測定期間の第１周波数成分と第２周波数成分の各信号列に基づく第２測定信号と第１測定信号との相関を表す第１係数及び第２係数を用いて、第２測定期間の第１測定信号と第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分を分離する分離手段とを備える。
【選択図】図４

Description

本発明は、信号処理装置、脈波計測装置及び信号処理方法に関する。

指先などの計測部位に光を照射して計測部位を透過又は反射した光を受光するセンサーからの測定値に基づいて生体の脈波を測定する方法が知られている。下記特許文献１には、このような方法で生体の脈波を測定する際、測定対象者の手足の動き、震え、咳など、測定対象者の体動によるアーチファクトが測定信号に混入されている場合に、測定信号から脈動信号とアーチファクト信号とを分離する方法が開示されている。特許文献１の方法は、体動の影響を受けていない安定期間と体動の影響を受けているアーチファクト期間を予め設定し、各期間において、赤色光と赤外光を計測部位に照射して各々受光した受光量に応じた測定信号を取得する。そして、安定期間における赤外光の測定信号に対する赤色光の測定信号のノルム比（φｓ）と、アーチファクト期間における赤外光の測定信号に対する赤色光の測定信号のノルム比（φｎ）とを、赤色光の脈動信号とアーチファクト信号の伝達係数とする分離マトリクスを用いて、アーチファクト期間の脈動信号とアーチファクト信号とを分離する。

特開２００９−２６１４５８号公報

ところで、図１０に示すように、赤色光（波長：６２０ｎｍ）は、酸化ヘモグロビン（実線）に対する還元ヘモグロビン（破線）の吸光係数比が高く、緑色光や赤外光などは、酸化ヘモグロビンに対する還元ヘモグロビンの吸光係数比が低い。つまり、赤色光は、赤外光や緑色光に比べて還元ヘモグロビンへの感度が高く、より多くの光が吸収される。例えば、計測部位を心臓の高さの位置から低い位置に移動させるなどして計測部位の静脈血量が増加すると還元ヘモグロビンが増加し、赤色光と緑色光の脈波信号の振幅は移動前より減少する。特に、赤色光は緑色光よりも多くの光が吸収されるので、赤色光の振幅の減少量は緑色光よりも大きくなる。つまり、計測部位の静脈血量が増えると、緑色光の振幅の減少量に比べて赤色光の振幅の減少量が大きくなるため、上記ノルム比（φｓ、φｎ）の値が変化してしまう。上記分離方法においてノルム比（φｓ、φｎ）は静脈血量が変化するとノルム比の計算値に誤差が生じ、脈動信号とアーチファクト信号を適切に分離することができない。
本発明は、計測部位の静脈血量が変化しても、体動によるノイズが含まれている測定信号から脈動成分とノイズ成分とを分離する精度の低下を抑制する技術を提供する。

本発明に係る信号処理装置は、生体の脈波の測定期間である第１測定期間と、前記第１測定期間より前記生体の体動の影響を受けている第２測定期間とにおける、前記生体を透過又は反射した第１の波長の光を受光した受光量に基づく第１測定信号、及び当該生体を透過又は反射した第２の波長の光を受光した受光量に基づく第２測定信号とを取得する取得手段と、前記取得手段で取得された前記第１測定期間及び前記第２測定期間の各期間における前記第１測定信号と第２測定信号とから、予め定められた脈動を表す周波数帯域の第１周波数成分と、前記第１周波数成分の周波数帯域より低い周波数帯域の第２周波数成分の各信号を各々抽出する抽出手段と、前記抽出手段によって抽出された前記第１測定期間と前記第２測定期間の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各信号列に基づく前記第２測定信号と前記第１測定信号との相関を表す第１係数及び第２係数を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する分離手段とを備えることを特徴とする。この構成によれば、計測部位の静脈血量が変化しても、体動によるノイズが含まれている測定信号から脈動成分とノイズ成分とを分離する精度の低下を抑制することができる。

また、本発明に係る信号処理装置は、上記信号処理装置において、前記分離手段は、前記第１測定期間における前記第２測定信号に対する前記第１測定信号の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各ノルム比を加算したノルム比を前記第１係数とし、前記第２測定期間における前記第２測定信号に対する前記第１測定信号の第１周波数成分と前記第２周波数成分の各ノルム比を加算したノルム比を前記第２係数として用いることを特徴とする。この構成によれば、脈動成分とノイズ成分を分離する際に静脈血量の変化の影響を少なくすることができる。

また、本発明に係る信号処理装置は、上記信号処理装置において、前記分離手段は、下記式（１）によって得られるユークリッドノルム比を前記第１係数とし、下記式（２）によって得られるユークリッドノルム比を前記第２係数として用いることを特徴とする。

‖Ｒ_ACpulse‖₂は第１測定期間における第１測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_ACpulse‖₂は第１測定期間における第２測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_DCpulse‖₂は第１測定期間における第１測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_DCpulse‖₂は第１測定期間における第２測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_ACnoise‖₂は第２測定期間における第１測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_ACnoise‖₂は第２測定期間における第２測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_DCnoise‖₂は第２測定期間における第１測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_DCnoise‖₂は第２測定期間における第２測定信号の第２周波数成分のノルムである。
この構成によれば、計測部位における静脈血量が変化する前後のノルム比の差を小さくすることができる。

また、本発明に係る脈波計測装置は、前記第１の波長の光を前記生体に照射し、前記生体を透過又は反射した当該第１の波長の光を受光し、受光量に応じた前記第１測定信号を出力する第１受発光部と、前記第２の波長の光を前記生体に照射し、前記生体を透過又は反射した当該第２の波長の光を受光し、受光量に応じた前記第２測定信号を出力する第２受発光部と、前記第１受発光部と前記第２受発光部から出力された前記第１測定信号及び前記第２測定信号を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分を分離する上記信号処理装置とを備えることを特徴とする。この構成によれば、計測部位の静脈血量が変化しても、体動によるノイズが含まれている測定信号から脈動成分とノイズ成分とを分離する精度の低下を抑制することができる。

また、本発明に係る信号処理方法は、生体の脈波を測定する第１測定期間と、前記第１測定期間よりも前記生体の体動の影響を受けている第２測定期間とにおける、前記生体を透過又は反射した第１の波長の光を受光した受光量に基づく第１測定信号、及び当該生体を透過又は反射した第２の波長の光を受光した受光量に基づく第２測定信号とを取得する取得ステップと、前記取得ステップで取得された前記第１測定期間及び前記第２測定期間の各期間における前記第１測定信号と第２測定信号とから、予め定められた脈動を表す周波数帯域の第１周波数成分と、前記第１周波数成分の周波数帯域より低い周波数帯域の第２周波数成分の各信号を各々抽出する抽出ステップと、前記抽出ステップによって抽出された前記第１測定期間と前記第２測定期間の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各信号列に基づく前記第２測定信号と前記第１測定信号との相関を表す第１係数及び第２係数を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する分離ステップとを有することを特徴とする。この構成によれば、計測部位の静脈血量が変化しても、体動によるノイズが含まれている測定信号から脈動成分とノイズ成分とを分離する精度の低下を抑制することができる。

実施形態に係る脈波計測装置の外観を表す図である。実施形態に係る脈波計測装置の構成例を示すブロック図である。実施形態における信号処理部のハードウェア構成の例を示す図である。実施形態における制御部の機能ブロック図である。実施形態における脈動信号とノイズ信号の計測モデルを表す図である。実施形態におけるＡＣ成分の波形例を表す図である。実施形態におけるＤＣ成分の波形例を表す図である。実施形態に係る脈波計測装置の動作フローを表す図である。従来の方法と実施形態の方法とによるノルム比の算出結果を表す図である。還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンに対する吸光係数を表す図である。

＜構成＞
図１は、本実施形態に係る脈波計測装置の外観を示す図である。図１（ａ）に示すように、例えば、脈波計測装置１は測定対象の生体２の手などに装着される。脈波計測装置１は、生体２の手首に装着される装置本体１０と、脈波を計測する計測部位に装着される脈波センサー２０とをケーブル３０で接続して構成されている。本実施形態では、脈波センサー２０は、図１（ｂ）に示すように、人差指の根元の手のひら側にバンド４０によって固定される。装置本体１０には、液晶ディスプレイ１５と脈波計測装置１を操作するための操作スイッチ１６が設けられている。以下、脈波計測装置１の各構成を脈波センサー２０、装置本体１０の順に説明する。

図２は、脈波計測装置１の構成を表すブロック図である。脈波センサー２０は、第１受発光部２１０、第２受発光部２２０、及び駆動部２３０有する。第１受発光部２１０は、赤色光の波長（第１の波長の一例）の光を発するＬＥＤ（Light Emitting Diode）などの発光素子と、赤色光の波長の光を受光するフォトダイオードなどの受光素子とを有する。第２受発光部２２０は、緑色光の波長（第２の波長の一例）の光を発するＬＥＤなどの発光素子と、緑色光の光を受光するフォトダイオードなどの受光素子とを有する。第１受発光部２１０の発光素子は、例えば発光ピークの波長が５２５ｎｍ、第２受発光部２２０の発光素子は、例えば発光ピークの波長が６２０ｎｍとなるように構成されている。駆動部２２０は、第１受発光部２１０と第２受発光部２２０の各発光素子を駆動させる駆動回路を有し、第１受発光部２１０と第２受発光部２２０の各発光素子を交互に発光させる。

図１（ｂ）において、計測部位（指）と接触している脈波センサー２０の部分には、ガラス板などの光を透過させる透過板（図示略）が設けられており、透過板の下方に第１受発光部２１０と第２受発光部２２０とが設けられている。第１受発光部２１０と第２受発光部２２０の各発光素子は、透過板の方向が光軸方向となるように固定され、第１受発光部２１０と第２受発光部２２０の各受光素子は、透過板の方向に受光面が向くように固定されている。各発光素子から発した光は透過板を透過して計測部位に照射され、計測部位から反射した光を透過板を介して各受光素子が受光し、各受光素子の受光量に応じた測定信号がケーブル３０を介して装置本体１０へ送出される。以下、第１受発光部２１０で受光された受光量を示す測定信号を第１測定信号、第２受発光部２２０で受光された受光量を示す測定信号を第２測定信号と称する。

装置本体１０は、制御部１１０、信号処理部１２０、計時部１３０、クロック供給部１４０、表示部１５０、及び操作部１６０を有する。制御部１１０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）とメモリ（ＲＯＭ（Read Only Memory）及びＲＡＭ（Random Access Memory）を有し、ＲＯＭに記憶されている制御プログラムをＣＰＵが実行することにより制御部１１０と接続されている各部を制御し、脈波センサー２０で検出された測定信号から生体の脈動を示す脈動成分と体動によるノイズ成分とを分離する分離処理を行う。なお、制御部１１０の機能の詳細は後述する。

信号処理部１２０は、取得手段及び抽出手段の一例である。信号処理部１２０は、脈波センサー２０からケーブル３０を介して出力された第１測定信号と第２測定信号を取得し、各測定信号の波形に含まれる脈動成分（ＡＣ（Alternating Current）成分）と、各測定信号の波形に含まれる基線ゆらぎ成分（ＤＣ（Direct Current）成分）とを抽出する。ＡＣ成分は、計測部位の動脈血によって反射された光量の変化、つまり動脈における心拍動を表しており経時的に変化する。ＤＣ成分は、計測部位の動脈及び静脈以外の生体組織と静脈血によって反射された光量を表し、脈動成分と比べて十分に低い周波数である。なお、ＡＣ成分は、第１周波数成分の一例であり、ＤＣ成分は、第２周波数成分の一例である。

ここで、信号処理部１２０のハードウェア構成を図３に示す。信号処理部１２０は、第１測定信号と第２測定信号からＤＣ成分を除去する各フィルター１２１ａ，１２１ｂと、フィルター１２１ａ，１２１ｂによって抽出された各ＡＣ成分を予め定められたゲインで増幅する増幅回路１２２−１，１２２−２と、増幅されたＡＣ成分の各信号を各々Ａ／Ｄ（Analog-Digital）変換するＡ／Ｄ変換回路１２３−１，１２３−２とを有する。また、信号処理部１２０は、第１測定信号と第２測定信号に含まれるＡＣ成分を除去する各フィルター１２４ａ，１２４ｂと、フィルター１２４ａ，１２４ｂによって抽出されたＤＣ成分の各信号を各々Ａ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換回路１２３−３，１２３−４とを有する。フィルター１２１ａ，１２１ｂは、例えばカットオフ周波数が脈動成分の周波数を表す１．７Ｈｚ〜５Ｈｚであるバンドパスフィルターなどでもよい。フィルター１２４ａ，１２４ｂは、脈動の周波数よりも低い周波数（例えば１Ｈｚ以下）を取り出す移動平均フィルターでもよいし、脈動の周波数帯域を除去するローパスフィルターでもよい。

Ａ／Ｄ変換回路１２３−１，１２３−２は、予め定められたサンプリング周波数で第１測定信号と第２測定信号の各ＡＣ成分の信号を量子化し、Ａ／Ｄ変換回路１２３−３，１２３−４は、予め定められたサンプリング周波数で第１測定信号と第２測定信号の各ＤＣ成分の信号を量子化する。本実施形態では、例えばサンプリング周波数は１００Ｈｚであり、１０ビットで量子化される。

計時部１３０は、クロック供給部１４０の計時クロック信号をカウントして時刻を計時する。クロック供給部１４０は、発振回路と分周回路とを有し、発振回路によって基準クロック信号を制御部１１０へ供給するとともに、分周回路により計時用の計時クロック信号を生成して制御部１１０へ供給する。

表示部１５０は、液晶ディスプレイ１５を有し、制御部１１０の制御の下、計時部１３０で計時された時刻の情報や脈波を測定するためのメニュー画面、測定結果などの各種画像を表示する。操作部１６０は、操作スイッチ１６を有し、操作スイッチ１６が操作された操作信号を制御部１１０へ送出する。

次に、制御部１１０の機能について説明する。図４は、制御部１１０の分離処理の機能を実現するための機能ブロック図である。制御部１１０は、分離部１１０ａを有する。分離部１１０ａは、分離手段の一例である。分離部１１０ａは、信号処理部１２０によって第１測定信号及び第２測定信号から各々抽出されてＡ／Ｄ変換されたＡＣ成分（ＡＣ１，ＡＣ２）とＤＣ成分（ＤＣ１，ＤＣ２）の信号列を用いて、体動による影響を受けているノイズ期間（第２測定期間）における第１測定信号及び第２測定信号のＡＣ成分に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離し、分離した脈動成分を示す脈波データを表示部１５０に表示する。具体的には、分離部１１０ａは、ノイズ期間の第１測定信号及び第２測定信号と、ノイズ期間と比べて体動の影響を殆ど受けていない安定期間（第１測定期間）における第１測定信号及び第２測定信号とから各々抽出されたＡＣ成分とＤＣ成分の各信号列に基づく第２測定信号と第１測定信号の相関を表す第１係数及び第２係数として、安定期間におけるＡＣ成分とＤＣ成分の各信号列の第２測定信号に対する第１測定信号のノルム比（φｓ）と、ノイズ期間におけるＡＣ成分とＤＣ成分の各信号列の第２測定信号に対する第１測定信号のノルム比（φｎ）とを用い、ノイズ期間のＡＣ成分に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する。以下、本実施形態における分離方法をより詳細に説明する。

第１測定信号（赤色光）と第２測定信号（緑色光）の計測モデルを図５のように定義する。図５において、ｐは、時刻ｔｎにおける脈動を示す脈動信号であり、ｎは、時刻ｔｎにおけるノイズを示すノイズ信号である。また、Ｇは、第２受発光部２２０の受光素子、つまり緑色光（Ｇ）の端子であり、Ｒは、第１受発光部２１０の受光素子、つまり赤色光（Ｒ）の端子である。脈動信号ｐは、伝達係数１でＧ端子に伝達され、伝達係数φｓでＲ端子に伝達される。ノイズ信号ｎは、伝達係数１でＧ端子に伝達され、伝達係数φｎでＲ端子に伝達される。従って、この計測モデルにおいて時刻ｔｎにおけるφｓは、時刻ｔｎにＧ端子に伝達される脈動信号Ｇｐ（ｔｎ）と、時刻ｔｎにＲ端子に伝達される脈動信号Ｒｐ（ｔｎ）との比（φｓ＝Ｒｐ（ｔｎ）／Ｇｐ（ｔｎ））で表される。また、時刻ｔｎにおけるφｎは、時刻ｔｎにＧ端子に伝達されるノイズ信号Ｇｎ（ｔｎ）と、時刻ｔｎにＲ端子に伝達されるノイズ信号Ｒｐ（ｔｎ）との比（φｎ＝Ｒｐ（ｔｎ）／Ｇｐ（ｔｎ））で表される。測定時刻ｔｎからｔｎ＋ｋまで拡張してｐ，ｎ，Ｇ，Ｒをベクトルとして定義すると、φｓとφｎは、以下の式（３）と式（４）で示すノルム比（ユークリッドノルム比）で表される。なお、‖Ｒpulse‖₂は、安定期間における第１測定信号のベクトルのノルムを示し、‖Ｇpulse‖₂は、安定期間における第２測定信号のベクトルのノルムを示し、‖Ｒnoise‖₂は、ノイズ期間における第１測定信号のベクトルのノルムを示し、‖Ｇnoise‖₂は、ノイズ期間における第２測定信号のベクトルのノルムを示している。

つまり、φｓは、安定期間における第２測定信号に対する第１測定信号のベクトルのノルム比であり、φｎは、ノイズ期間における第２測定信号に対する第１測定信号のベクトルのノルム比である。図５に示す計測モデルは以下の式（５）で表され、脈動信号ｐとノイズ信号ｎを分離するためには以下の式（６）で示す逆行列演算を行えばよい。この式（６）における逆行列が分離マトリクスである。

従来の方法では、第１測定信号と第２測定信号からノイズ成分をある程度低減させた各信号、つまりＡＣ成分の信号列を用いて式（３）、式（４）によりφｓとφｎを算出するようにしている。上述したように、計測部位を心臓の高さから心臓より低い位置に移動させて計測部位の静脈血量を増加させると、図６（ａ）（ｂ）の波形で示すように、赤色光と緑色光の各ＡＣ成分の波形の振幅は移動前と比べて小さくなる。特に、赤色光の振幅は、赤色光と緑色光の還元ヘモグロビンに対する感度の違いから、緑色光よりも減少量が大きくなる。そのため、安定期間とノイズ期間における赤色光と緑色光の各ＡＣ成分を用いて上記φｓとφｎを算出すると、分子（赤色光（第１測定信号）のＡＣ成分のノルム）の減少量が分母（緑色光（第２測定信号）のＡＣ成分のノルム）の減少量より大きくなり、静脈血量が増加する前と後とでφｓとφｎが小さくなる。

一方、第１測定信号と第２測定信号からＡＣ成分を除去したＤＣ成分は、静脈血量の増加に伴って増加する傾向がある。以下、その理由を説明する。受光素子であるフォトダイオードは、光が入射されない状態では抵抗値が大きくなる特性を有し、光が多く入射されるほど出力電圧の振幅が大きくなる傾向がある。

図７は、光が全く入射されない状態（暗状態）と赤色光や緑色光の光が入射した状態の出力電圧を表す図である。この図に示すように、暗状態の場合には、期間Ａと期間Ｂ共に出力電圧は常にＶｃｃとなり、赤色光や緑色光が入射した場合には、期間Ａより期間Ｂの方が受光素子で受光される光の量が少なくなるため、期間Ｂにおいては、光の減少量に伴って出力電圧が増加する。つまり、計測部位を心臓より低い位置に移動させて静脈血量を増加させると、赤色光と緑色光の各受光素子は、移動前よりも入射する光の量が少なくなるため出力電圧は増加する。特に、緑色光より赤色光の方がより多くの光が吸収されるため、受光素子で受光される赤色光の量は緑色光よりも少なくなり、出力電圧の増加量は緑色光よりも赤色光の方が大きくなる。

ＤＣ成分は、出力電圧の時間変化をフィルター１２４ａ，１２４ｂで除去したものである。上記したＤＣ成分の変化を式（３）と式（４）にあてはめると、安定期間及びノイズ期間において静脈血量が増加した場合のφｓ及びφｎは相対的に大きくなることが分かる。そこで、本実施形態の分離方法では、静脈血量の変化に伴って変化するＡＣ成分とＤＣ成分のノルム比を用いて分離マトリクスを構成し、その分離マトリクスを式（６）に適用することとしている。

具体的には、測定時刻ｔｎ〜ｔｎ＋ｋまでの赤色光（第１測定信号）と緑色光（第２測定信号）の各ＡＣ成分の値を要素とするベクトルを、Ｒ_AC＝（Ｒ_ACnＲ_ACn+1Ｒ_ACn+2・・・・Ｒ_ACn+k）、各Ｇ_AC＝（Ｇ_ACnＧ_ACn+1Ｇ_ACn+2・・・・Ｇ_ACn+k）とし、測定時刻ｔｎ〜ｔｎ＋ｋまでの赤色光（第１測定信号）と緑色光（第２測定信号）の各ＤＣ成分の値を要素とするベクトルを、Ｒ_DC＝（Ｒ_DCnＲ_DCn+1Ｒ_DCn+2・・・・Ｒ_DCn+k）、Ｇ_DC＝（Ｇ_DCnＧ_DCn+1Ｇ_DCn+2・・・・Ｇ_DCn+k）とする。

そして、ＡＣ成分のベクトルとＤＣ成分のベクトルの各々について、緑色光（第２測定信号）に対する赤色光（第１測定信号）のベクトルのノルム比を以下の式（７）、式（８）によって求め、以下の式（９）によりＡＣ成分とＤＣ成分の各ノルム比を加算したφ_AC+DCを求める。なお、式（７）、式（８）において、‖Ｒ_AC‖₂は、第１測定信号のＡＣ成分のベクトルのノルムを示し、‖Ｇ_AC‖₂は、第２測定信号のＡＣ成分のベクトルのノルムを示し、‖Ｒ_DC‖₂は、第１測定信号のＤＣ成分のベクトルのノルムを示し、‖Ｇ_DC‖₂は、第２測定信号のＤＣ成分のベクトルのノルムを示している。

式（９）に式（３）と式（４）を適用して安定期間とノイズ期間のノルム比を算出すると、以下の式（１０）、式（１１）で示すノルム比となる。なお、式（１０）、式（１１）において、‖Ｒ_ACpulse‖₂は、安定期間における第１測定信号のＡＣ成分のノルムを示し、‖Ｇ_ACpulse‖₂は、安定期間における第２測定信号のＡＣ成分のノルムを示し、‖Ｒ_DCpulse‖₂は、安定期間における第１測定信号のＤＣ成分のノルムを示し、‖Ｇ_DCpulse‖₂は、安定期間における第２測定信号のＤＣ成分のノルムを示している。

式（１０）によって求められたノルム比をφｓ、式（１１）によって求められたノルム比をφｎとして式（６）の分離マトリクスに代入し、ノイズ期間で測定された第１測定信号及び第２測定信号のＡＣ成分を用いて式（６）の演算を行うことにより、ノイズ期間における第１測定信号及び第２測定信号から脈動信号（脈動成分）ｐとノイズ信号（ノイズ成分）ｎとを分離する。

＜動作例＞
以下、本実施形態に係る脈波計測装置１の動作例を説明する。図８は、脈波計測装置１の動作フローを示す図である。なお、以下の説明では、説明の便宜上、安定期間として測定対象者の体動の影響を受けないように安静な状態で脈波を測定する期間と、ノイズ期間として測定対象者が計測部位を動かすなどして体動の影響を受ける状態で脈波を測定する期間とを予め設けるようにする。

脈波計測装置１の制御部１１０は、操作部１６０を介して脈波を測定する操作を受付けると（ステップＳ１０：ＹＥＳ）、脈波センサー２０において第１受発光部２１０と第２受発光部２２０とから一定の時間間隔で交互に赤色光と緑色光を脈波センサー２０が装着されている計測部位に照射して、計測部位から反射された赤色光と緑色光を各々受光し、受光量に応じた第１測定信号及び第２測定信号を制御部１１０に送出する（ステップＳ１１）。なお、制御部１１０は、操作部１６０を介して脈波を測定する操作を受付けなければ（ステップＳ１０：ＮＯ）、操作がなされるまで待機する。

制御部１１０は、信号処理部１２０において、脈波センサー２０から送出された第１測定信号と第２測定信号を取得して、第１測定信号と第２測定信号とからＡＣ成分の信号とＤＣ成分の信号を各々抽出する。そして、制御部１１０は、信号処理部１２０において、抽出した第１測定信号と第２測定信号の各ＡＣ成分の信号を各々増幅してＡ／Ｄ変換すると共に、抽出した第１測定信号と第２測定信号の各ＤＣ成分の信号をＡ／Ｄ変換し、Ａ／Ｄ変換された各ＡＣ成分と各ＤＣ成分のデータをＲＡＭに時系列に記憶する（ステップＳ１２）。

制御部１１０は、ＲＡＭに記憶されている第１測定信号と第２測定信号のＡＣ成分とＤＣ成分の各データから連続するｎ個のデータを読み出し、読み出したＡＣ成分とＤＣ成分について、第２測定信号に対する第１測定信号のノルム比を式（７）、式（８）によって求め、式（９）によりＡＣ成分とＤＣ成分の各ノルム比を加算して安定期間におけるノルム比（φｓ）を求める（ステップＳ１３）。

制御部１１０は、ノイズ期間についても安定期間と同様にしてノルム比（φｎ）を求める。そして、制御部１１０は、安定期間のノルム比（φｓ）とノイズ期間のノルム比（φｎ）とを式（６）における分離マトリクスに代入し、ノイズ期間における第１測定信号と第２測定信号のＡＣ成分の各値を式（６）のＧ、Ｒに代入して演算することにより、ノイズ期間における脈動成分とノイズ成分とを分離する（ステップＳ１４）。制御部１１０は、分離した脈動成分のデータに基づく脈波を示す画像を表示部１５０に表示させる（ステップＳ１５）。

上記方法によってノルム比φｓ、φｎを求めることにより、安定期間又はノイズ期間において、計測部位を心臓の高さの位置から心臓より低い位置へ移動させても、移動後のノルム比φｓ、φｎを移動前のノルム比φｓ、φｎに近づけることができる。図９は、安定期間において期間Ａ（計測部位が心臓の高さの位置）と期間Ｂ（計測部位が心臓より低い位置）とを設けて脈波を計測し、従来の方法と本実施形態の方法とによって求めた期間Ａと期間Ｂのノルム比φｓ及び誤差を表している。図９に示すように、従来の方法では、ＡＣ成分のノルム比を用いて期間Ａ及び期間Ｂのφｓを求めた結果、静脈血量が増加する前の期間Ａと静脈血量が増加した後の期間Ｂの誤差は０．０９１である。一方、本実施形態の方法では、ＡＣ成分とＤＣ成分の各ノルム比を用いて期間Ａ及び期間Ｂのφｓを求めた結果、期間Ｂのφｓは期間Ａよりも減少しているものの、期間Ａと期間Ｂの誤差は従来の方法よりも小さい０．０２３であり、従来の方法よりも期間Ａのノルム比に近い値となっている。この結果は、ノイズ期間において計測部位を心臓より低い位置に移動させた場合も同様である。従って、本実施形態の方法によってノルム比を求めることにより、従来の方法と比べて、体動によるノイズを含んでいる第１測定信号及び第２測定信号から脈動信号とノイズ信号をより正確に分離することができる。

＜変形例＞
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、以下のように変形させて実施してもよい。また、以下の変形例を組み合わせてもよい。

（１）上述した実施形態では、測定対象者に着脱可能な脈波センサー２０と本体装置１０で構成される脈波計測装置１について説明したが、第１測定信号と第２測定信号を取得し、本体装置１０の信号処理部１２０及び制御部１１０の機能を有する信号処理装置であれば本体装置１０の構成に限らない。信号処理装置として、例えばＰＣや携帯情報端末などの装置を用いる場合には、有線又は無線により脈波センサー２０と通信接続し、脈波センサー２０から出力される第１測定信号と第２測定信号を取得するようにしてもよい。また、信号処理装置は、脈波センサー２０で測定された第１測定信号と第２測定信号の波形データが予め記憶された記憶装置から第１測定信号と第２測定信号の各波形データを読み出し、第１測定信号と第２測定信号を取得してもよい。

（２）上述した実施形態では、赤色光と緑色光の光を各々発する発光素子を用いる例を説明したが、例えば、赤色光と赤外光など、発光ピークが異なる波長の光であって、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンに対する吸光係数が異なる光であればこの組み合わせには限らない。この場合、還元ヘモグロビンに対する吸光係数が低い光の測定信号のＡＣ成分を脈動成分として出力する。

（３）上述した実施形態では、安定期間として脈波を測定する期間を設け、安定期間の測定結果を用いてノルム比φｓを算出する例を説明したが、測定対象者の体動の影響を受けないように安静な状態で予め測定した測定結果に基づくノルム比φｓが脈波計測装置１に予め記憶されていてもよい。この場合には、脈波計測装置１において、算出されたノルム比φｓを記憶する記憶手段を設けるように構成する。

（４）上述した実施形態では、計測部位において反射された光を第１受発光部２１０及び第２受発光部２２０で受光する例を説明したが、計測部位を透過した光を受光するように構成してもよい。

（５）上述した実施形態では、人差指を計測部位として脈波センサー２０を装着する例を説明したが、計測部位としては、例えば、手の甲、手首、足の甲、耳朶などの生体の部位であればこれに限定されない。

（６）上述した実施形態では、第２測定信号と第１測定信号の相関を表す係数としてユークリッドノルムを用いたノルム比φｓ、φｎを適用する例を説明したが、安定期間とノイズ期間の第１測定信号及び第２測定信号のＡＣ成分とＤＣ成分の最大値ノルムを用いてノルム比φｓ、φｎを算出してもよい。

１・・・脈波計測装置、１０・・・本体装置、１５・・・液晶ディスプレイ、１６・・・操作スイッチ、２０・・・脈波センサー、３０・・・ケーブル、４０・・・バンド、１１０・・・制御部、１１０ａ・・・分離部、１２０・・・信号処理部、１２１ａ，１２１ｂ，１２４ａ，１２４ｂ・・・フィルター、１２２−１，１２２−２・・・増幅回路、１２３−１，１２３−２，１２３−３，１２３−４・・・Ａ／Ｄ変換回路、１３０・・・計時部、１４０・・・クロック供給部、１５０・・・表示部、１６０・・・操作部、２１０・・・第１受発光部、２２０・・・第２受発光部、２３０・・・駆動部

Claims

生体の脈波の測定期間である第１測定期間と、前記第１測定期間より前記生体の体動の影響を受けている第２測定期間とにおける、前記生体を透過又は反射した第１の波長の光を受光した受光量に基づく第１測定信号、及び当該生体を透過又は反射した第２の波長の光を受光した受光量に基づく第２測定信号とを取得する取得手段と、
前記取得手段で取得された前記第１測定期間及び前記第２測定期間の各期間における前記第１測定信号と第２測定信号とから、予め定められた脈動を表す周波数帯域の第１周波数成分と、前記第１周波数成分の周波数帯域より低い周波数帯域の第２周波数成分の各信号を各々抽出する抽出手段と、
前記抽出手段によって抽出された前記第１測定期間と前記第２測定期間の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各信号列に基づく前記第２測定信号と前記第１測定信号との相関を表す第１係数及び第２係数を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する分離手段と
を備えることを特徴とする信号処理装置。
前記分離手段は、前記第１測定期間における前記第２測定信号に対する前記第１測定信号の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各ノルム比を加算したノルム比を前記第１係数とし、前記第２測定期間における前記第２測定信号に対する前記第１測定信号の第１周波数成分と前記第２周波数成分の各ノルム比を加算したノルム比を前記第２係数として用いることを特徴とする請求項１に記載の信号処理装置。
前記分離手段は、下記式（１）によって得られるユークリッドノルム比を前記第１係数とし、下記式（２）によって得られるユークリッドノルム比を前記第２係数として用いることを特徴とする請求項１又は２に記載の信号処理装置。

‖Ｒ_ACpulse‖₂は第１測定期間における第１測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_ACpulse‖₂は第１測定期間における第２測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_DCpulse‖₂は第１測定期間における第１測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_DCpulse‖₂は第１測定期間における第２測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_ACnoise‖₂は第２測定期間における第１測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_ACnoise‖₂は第２測定期間における第２測定信号の第１周波数成分のノルムである。
‖Ｒ_DCnoise‖₂は第２測定期間における第１測定信号の第２周波数成分のノルムである。
‖Ｇ_DCnoise‖₂は第２測定期間における第２測定信号の第２周波数成分のノルムである。
前記第１の波長の光を前記生体に照射し、前記生体を透過又は反射した当該第１の波長の光を受光し、受光量に応じた前記第１測定信号を出力する第１受発光部と、
前記第２の波長の光を前記生体に照射し、前記生体を透過又は反射した当該第２の波長の光を受光し、受光量に応じた前記第２測定信号を出力する第２受発光部と、
前記第１受発光部と前記第２受発光部から出力された前記第１測定信号及び前記第２測定信号を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する請求項１から３のいずれか一項に記載の信号処理装置と
を備えることを特徴とする脈波計測装置。
生体の脈波の測定期間である第１測定期間と、前記第１測定期間よりも前記生体の体動の影響を受けている第２測定期間とにおける、前記生体を透過又は反射した第１の波長の光を受光した受光量に基づく第１測定信号、及び当該生体を透過又は反射した第２の波長の光を受光した受光量に基づく第２測定信号とを取得する取得ステップと、
前記取得ステップで取得された前記第１測定期間及び前記第２測定期間の各期間における前記第１測定信号と第２測定信号とから、予め定められた脈動を表す周波数帯域の第１周波数成分と、前記第１周波数成分の周波数帯域より低い周波数帯域の第２周波数成分の各信号を各々抽出する抽出ステップと、
前記抽出ステップによって抽出された前記第１測定期間と前記第２測定期間の前記第１周波数成分と前記第２周波数成分の各信号列に基づく前記第２測定信号と前記第１測定信号との相関を表す第１係数及び第２係数を用いて、前記第２測定期間における前記第１測定信号と前記第２測定信号に含まれる脈動成分とノイズ成分とを分離する分離ステップと
を有することを特徴とする信号処理方法。