JP5234078B2 - 脈波解析装置および血圧推定装置 - Google Patents

Description

本発明は、脈波信号を解析する脈波解析装置と、当該脈波解析装置を用いる血圧推定装置に関する。

従来、血圧を測定する場合には一般的にカフを用いて行っているが、カフによる締め付けにより被測定者に圧迫感を与えたり、連続的な血圧測定ができないなどの問題があった。

これに対して、近年では、脈波信号を解析して得られる脈波伝播速度や脈波特徴量などを用いて血圧を算出する測定法が検討されている（特許文献１〜８参照）。例えば、容積脈波であれば、光を用いて測定できるため、装置の小型化を実現できるとともに、被測定者の苦痛を解消でき、更には、連続的な血圧測定が可能になる。

脈波信号から情報を抽出するためには波形を２階微分するなどの処理が行われるが、微分処理のため、外乱の影響を受けやすいという問題がある。そのため微分処理前に加算平均を行って、脈波信号をきれいに（高ＳＮに）することが行われている（特許文献９，１０参照）。

特開平１０−２９５６５６号公報 特開平１０−２９５６５７号公報 特開平１１−３１８８３７号公報 特表２００３−５５５号公報 特開２００１−８９０７号公報 特開２００６−２６３３５４号公報 特開２００７−８２６８２号公報 特開２００８−３０２１２７号公報 特開平５−３１２９６２号公報 特許第３９６５４３５号公報

脈波信号を加算平均するときには、脈波信号を一拍ごとに区切って切り出す。そのためには区切りの基点を定める必要がある。上述した特許文献９，１０の技術では、脈波信号の微分ピークや２階微分ピークを加算平均の基点として用いることが提案されているが、外乱が大きい場合は、これらのピーク位置の検出を高い精度で行うことができず、脈波信号の切り出し範囲の精度が低くなってしまうため、加算平均の効果が低減したり、加算することによって脈波信号の波形が更に乱れてしまうといった課題があった。

本発明は、上述した課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、脈波信号の平均化を適切に行うことができる脈波解析装置、および当該脈波解析装置を用いた血圧推定装置を提供することである。

上述した問題を解決するためになされた請求項１に記載の発明は、以下の特徴を有する脈波解析装置である。脈波解析装置は、生体から検出された心電信号および脈波信号を取得して、取得した心電信号の波形の特徴点を抽出する。また、抽出された特徴点の時刻に基づいて、上記取得した脈波信号を一拍ごとの個別脈波信号に区切る基点を定める。そして、この基点により区切られた複数の個別脈波信号それぞれに係数をかけて平均化することで、基準脈波を算出する。その際には、上記個別脈波信号の一部を入れ替えながら繰り返し基準脈波を算出する。
上記係数は、上記入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、の間の相関係数に応じたパラメータに基づき、相関係数が大きいほど寄与度合が大きくなるように上記係数を決定する。

このように構成された脈波解析装置では、心電信号の特徴点を用いて脈波信号を区切る基点を定め、その基点に基づいて脈波信号から個別脈波信号を切り出す。心電信号は脈波信号と比較すると特徴点（波形のピークなど）が明確であることから、微分処理を行わずとも特徴点を高い精度で特定できるため、微分処理によってノイズの影響が大きくなる虞がない。よって、一拍ごとの個別脈波信号を高い精度で切り出すことができるため、脈波の平均化を適切に行うことができ、精度の高い基準脈波を算出できる。

なお、ここで言う係数とは平均化する際に個別脈波信号それぞれの重み付けを可能とするものであり、信頼性の高い個別脈波信号ほど重みが大きくなるように設定したり、重み付けを行わずにそれぞれ同じ値（例えば１）としたりすることができる。

ここでいう切り出しの精度とは、切り出された個別脈波信号の波形それぞれにおける揃いの正確さ（同一性）の程度である。切り出しの精度が低いと、平均化した際に脈波波形（特に微分処理をした波形）のピークがブロードになり（波形がなまり）、例えば血圧推定に用いる特徴点を正しく検出できなくなる。また、基準脈波の精度とは、波形のピークがブロードになっているかどうかの程度であり、精度が高いほどブロードになっていないことを意味する。

なお、基点は心電信号の特徴点に基づいて定められる点であればよく、例えば特徴点が抽出された時刻と同時刻を基点としても良いし、その特徴点が抽出された時刻から一定時間ずらした時刻を基点としてもよい。

心電信号の波形の特徴点としてはどのような特徴点を用いてもよく、例えば請求項２に記載の脈波解析装置のように、Ｒ波のピーク点を特徴点として用いてもよい。Ｒ波は高さが大きくピークが先鋭的であるため、検出が容易であって誤差が生じにくく、脈波信号の切り出し基点を適切に定めることができる。

また、特徴点を抽出するにあたり、請求項３に記載の脈波解析装置のように、１５Ｈｚから３０Ｈｚの範囲にカットオフ周波数を持つローパスフィルタによって処理された心電信号から特徴点を抽出することとしてもよい。

上述したように心電信号をローパスフィルタで処理すると、高周波の電磁ノイズや、振動、体動などによるノイズが重畳してもそれらの影響を低減でき、精度よく脈波信号の切り出しの基点を定めることができる。心電信号自体もその処理によって影響を受けピーク幅が広がってしまう可能性があるが、本発明の脈波解析装置においては特徴点の位置のみを検出できればよいので不都合がない。

心電信号の波形の特徴点によって区切られる個別脈波信号の長さ（周期、基点間の距離）は厳密には一致しないので、複数の個別脈波信号を平均化して基準脈波を算出する場合には各個別脈波信号における重ね合わせの位置を定める必要がある。例えば、個別脈波信号を前後いずれかの基点を基準に重ね合わせたり、あるいは基点間の中心を基準に重ね合わせたりすることが考えられる。

脈波信号や心電信号を連続的に取得する場合、請求項４に記載の脈波解析装置のように、基準脈波を算出する際には、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、その入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、の間の相関係数が最も大きくなるように、新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整することが考えられる。なお、時間軸方向の位置の調整とは、図９に示すように、基準脈波４３に対する個別脈波信号４５の重ね合わせの位置を矢印方向に移動させて調整することである。

このように構成された脈波解析装置では、新たに取得した個別脈波信号に基づいて最新の基準脈波を連続的に取得することができる。そして、新たに個別脈波信号を取得した際には、新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を、既に算出されている基準脈波との相関係数が最も大きくなる位置に調整して他の個別脈波信号と重ねて基準脈波を算出するため、他の個別脈波信号と波形がずれている位置で平均化してしまい基準脈波の波形がブロードになってしまうことを抑制できる。

なお、時間軸方向の位置を調整したとき、その調整後の位置は、例えば個別脈波信号の前後いずれかの基点の位置を移動させる時間のパラメータとして示すことができる。具体的には、基準脈波よりも５ｍｓｅｃ遅れた位置で相関係数が最も高い場合には、その個別脈波信号の位置を「＋５ｍｓｅｃ」というパラメータとして記憶しておき、平均化する際にはそのパラメータを利用して位置を調整することが考えられる。

また、個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整する脈波解析装置としては、上述した請求項４以外に、請求項５に記載の構成が考えられる。
請求項５に記載の脈波解析装置は、基準脈波を算出する際には、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と当該入れ替えを行う直前に算出した基準脈波とを平均した脈波について、その脈波の波形における所定のピークの先鋭度合が最も大きくなるように、新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整する。

２つの脈波波形を平均化したとき、それらの波形が時間軸方向に大きくずれていると、平均した脈波の波形はブロードになるため、ピークの先鋭度合は小さくなる。一方、２つの波形のずれが小さいと、平均した脈波の波形の先鋭度合は大きくなる。

よって、上述した構成の脈波解析装置では、新たに個別脈波信号を取得した際には、既に算出されている基準脈波と新たな個別脈波信号とを平均した脈波の波形における所定のピークの先鋭度合が最も大きい位置に調整して他の個別脈波信号と重ねて基準脈波を算出するため、他の個別脈波信号と平均化する際に波形がずれている位置で平均化してしまい基準脈波の波形がブロードになってしまうことを抑制できる。

なお、脈波信号からピークを求めるためには微分処理を行うことが一般的に行われる。上述した個別脈波信号と基準脈波との平均化は、それらの脈波をそれぞれ微分処理した後に行うものであってもよい。また、それらの脈波を微分処理前に平均化し、その後微分処理するものであってもよい。

本発明の脈波解析装置は、個別脈波信号から基準脈波を算出する際には、個別脈波信号ごとに係数（重み係数）を加味して平均化する。この係数は各個別脈波信号において同一の値を用いてもよい。例えば、上述したように全ての個別脈波信号に係数として「１」をかけることが考えられる。その場合には、個別脈波信号を取得するごとに係数を算出する必要がなくなるため脈波解析装置の処理負担を小さくできる。

また、取得した個別脈波信号を基準脈波の算出に使用する，あるいは使用しないという区別をするために係数を設定してもよい。例えば、個別脈波信号の係数を「０」または「１」のいずれかとすることが考えられる。

また、係数を決定するために、本発明の脈波解析装置は、脈波信号または心電信号の測定精度に関するパラメータに基づき、測定精度が高いほど個別脈波信号の基準脈波に対する寄与度合が大きく、測定精度が低いほど寄与度合が小さくなるように係数を決定することを特徴とする。

このように構成された脈波解析装置であれば、パラメータに基づいて測定精度が高いと判断される個別脈波信号は基準脈波の算出に大きく寄与することとなり、逆に測定精度が低いと判断される個別脈波信号は基準脈波への影響が小さくなるので、基準脈波を高い精度で求めることができるようになる。

なお、ここでいう測定精度とは、脈波信号および心電信号の計測の正確さの程度や、脈波信号や心電信号自体のばらつきの程度であって、測定精度が高い信号とは、ノイズやばらつきがなく安定した信号のことを意味する。
本発明では、具体的には、測定精度に関するパラメータを、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、その入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、の間の相関係数に応じた値としている。
このように構成された脈波解析装置では、新たに取得した個別脈波信号と、予め算出されている基準脈波と、の相関係数を求めることで、新たに取得した個別脈波信号と基準脈波との相違度合を求める。基準脈波は複数の個別脈波信号から求められるものであるため、新たな個別脈波信号と比較するとその信頼性は高い。よって、基準脈波との相違度合が大きければ、新たな個別脈波信号の測定精度が低い可能性が高くなる。
よって、上記構成の脈波解析装置であれば、個別脈波信号の測定精度が低いと判断できる場合の個別脈波信号の基準脈波への寄与度合が小さくなるため、精度の高い基準脈波を算出することができる。

相関係数に応じたパラメータと同時に用いられる測定精度に関するパラメータの例としては、請求項６に記載のように、取得した心電信号から求められる心拍間隔を所定の基準値と比較したときの差、または、取得した心電信号から求められるＲ波のピーク点の高さを所定の基準値と比較したときの差に応じた値とすることが考えられる。その場合、脈波解析装置は、上記の差が小さいほど個別脈波信号の基準脈波への寄与度合が大きくなるように係数を決定する。

心電信号の測定精度が低いと、心電信号の特徴点に基づく個別脈波信号の切り出し精度も低くなってしまう。また心電信号自体に外乱や被験者の生体異常による乱れがある場合、その心電信号と同時に取得される脈波信号に異常がある可能性が高くなる。

上記構成の脈波解析装置であれば、心電信号から得られる情報から個別脈波信号の精度を判定することができる。そして、精度が高いと判断できる個別脈波信号の寄与度合は大きく、精度が低いと判断できるものの寄与度合は小さくして基準脈波を算出するため、精度の高い基準脈波を得ることができる。

なお、上述した基準値とは、被験者自身から予め取得した心拍間隔やＲ波のピーク点高さの平均値や、複数人から取得した平均値などを用いることなどが考えられる。
また、相関係数に応じたパラメータと同時に用いられる測定精度に関するパラメータの他の例としては、請求項７に記載のように、脈波信号または心電信号の測定精度に影響を与える外乱の強さに応じた値とすることが考えられる。その場合、脈波解析装置は、上記外乱が弱いほど個別脈波信号の基準脈波への寄与度合が大きくなるように係数を決定する。

外乱が存在すると脈波信号や心電信号の測定精度に悪影響を及ぼすが、上記構成の脈波解析装置では、外乱が脈波精度に大きな影響を与えていると判断できる場合の個別脈波信号の基準脈波への寄与度合が小さくなるため、精度の高い基準脈波を算出することができる。

上述した外乱とは、例えば、振動、温度、センサと被験者との接触状態に基づくものが挙げられる。そこで、請求項８に記載の脈波解析装置のように、振動センサ，温度センサ，脈波信号を検出する装置と生体（被験者）との間の圧力を測定する圧力センサ，からなる群から選ばれる１つ以上のセンサが検出する信号に基づいて外乱の強さを測定するように構成してもよい。

なお、本発明の脈波解析装置にて用いられるパラメータは、請求項９に記載のように、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、その入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、の間の相関係数が最も大きくなるように、新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したときの相関係数に応じた値としてもよい。

個別脈波信号の波形と基準脈波の波形との波形形状自体が近くとも、心電信号によって求められた基点がずれていると相関係数が低くなってしまう。しかしながら、上記構成の脈波解析装置であれば、基点のずれを補正して適切な相関係数を求めることができる。

また、本発明の脈波解析装置にて用いられるパラメータは、請求項１０に記載のように、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、その入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、を平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合が最も大きくなるように、新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したときの相関係数に応じた値としてもよい。

このように構成された脈波解析装置であれば、新たに取得した個別脈波信号と、予め算出されている基準脈波と、を平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合に基づいて基点のずれを補正して、適切な相関係数を求めることができる。

なお、請求項９および請求項１０に記載の脈波解析装置においては、請求項１１に記載の脈波解析装置のように、個別脈波信号の時間軸方向の位置を、±３０ｍｓｅｃの時間幅において調整することとしてもよい。

心電信号の特徴点は、大部分が上述した時間幅において前後するため、上記時間幅において調整位置を探索すれば殆どの場合において適切な位置を求めることができる。また、必要以上に広い範囲まで個別脈波信号をずらして相関係数を求めるといった処理がなくなるため処理負担を低減することができる。

なお、請求項９から請求項１１に記載の脈波解析装置は、請求項１２に記載の脈波解析装置のように個別脈波信号の時間軸方向の位置の調整量が小さいほど、寄与度合が大きくなるように係数を決定することとしてもよい。

基点の位置の調整量が大きいということは、心電信号に基づく基点の位置や、脈波信号の波形の形状が、予め取得されている基準波形と相違している可能性が高いと判断できる。よって、上記構成の脈波解析装置のように、調整量が小さいほど寄与度合が大きくなるようにパラメータを設定することで、高い精度にて取得された個別脈波信号の寄与度を大きくして高い精度の基準脈波を算出することができるようになる。

ところで、予め取得された基準脈波と新たな個別脈波信号との相関係数が非常に低い場合、個別脈波信号の精度が非常に低い可能性があるため、新たな個別脈波信号を用いて基準脈波を算出すると基準脈波の精度が低くなってしまう虞がある。そこで、請求項１３に記載の脈波解析装置のように、個別脈波信号の一部を入れ替えながら繰り返し基準脈波を算出する場合において、入れ替えによって新たに基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、その入れ替えを行う直前に算出した基準脈波と、の間の相関係数が０．７未満の場合、新たな個別脈波信号を基準脈波の算出に用いないように構成してもよい。

このように構成された脈波解析装置であれば、測定精度の低い個別脈波信号によって基準脈波を算出することで基準脈波の精度が低くなってしまうことを防止できる。
ところで、請求項１から請求項１３のいずれか１項に記載の脈波解析装置は、請求項１４に記載のように、車両に搭載されて用いられるものであってもよい。

このように構成された脈波解析装置であれば、車両の運転者や搭乗者について基準脈波を算出することができる。
請求項１５に記載の発明は、請求項１から請求項１４のいずれか１項に記載の脈波解析装置と、その脈波解析装置により算出された基準脈波を用いて血圧を推定する血圧推定手段と、を備えることを特徴とする血圧推定装置である。

このように構成された血圧推定装置であれば、脈波解析装置により算出された基準脈波を用いて精度の高い血圧推定を行うことができる。

血圧推定システムの全体構成を示す説明図 制御装置の機能ブロック図 心電信号と脈波信号を示すグラフ 脈波信号とそれを微分した信号を示すグラフ 基点の決定方法および心電信号の精度の判定方法を説明する図 個別脈波信号をＲ波に基づいて切り出した場合の基準脈波の波形（Ａ）、２階微分した波形（Ｂ）、脈波の立ち上がり点に基づいて切り出した場合の基準脈波の波形（Ｃ）、２階微分した波形（Ｄ） 実施例１の血圧推定処理の処理手順を示すフローチャート 基準脈波の算出方法を説明する図 個別脈波信号の時間軸方向の位置調整を説明する図 実施例２の血圧推定処理の処理手順を示すフローチャート 閾値の決定方法を説明するグラフ 閾値の決定方法を説明するグラフ

以下に本発明の実施形態を図面と共に説明する。
［実施例１］
本実施例では、車両（自動車）に搭載されて運転者の血圧を測定する血圧推定システムについて説明する。

（１．１）血圧推定装置のシステム構成
本実施例の血圧推定システムは、図１に示すように、制御装置１と、自動車の運転者等に情報の報知を行う報知装置３と、手動にてデータの入力を行うマニュアル入力部５と、ハンドル７に取り付けられた脈波センサ９と、脈波センサ９の裏面に取り付けられた圧力センサ１１と、脈波センサ９に併設してハンドル７に取り付けられた皮膚温センサ１３と、自動車内部に取り付けられた振動センサ１５と、ハンドル７に取り付けられた心電センサ１７とを備えている。

制御装置１は、周知のマイクロコンピュータを中心とした電子制御装置であり、血圧推定システム全体を制御するとともに、脈波センサ９や心電センサ１７等からの信号に基づいて後述する血圧推定処理を行う。

報知装置３は、制御装置１が推定した血圧や取得した脈波の情報などを表示する液晶等のディスプレイ２１や、その内容を音声等で出力するスピーカ２３により構成される。
マニュアル入力部５は、手動にて、制御装置１に対する入力操作が可能な例えばキーボードやテンキーやリモコンなどの入力装置である。なお、ディスプレイ２１の表示画面をタッチパネルとして、データを入力するようにしてもよい。

前記脈波センサ９は、周知の発光素子（ＬＥＤ）や受光素子（ＰＤ）を備えた光学式のセンサであり、例えば運転者の指先等に光を照射し、その反射波を利用して脈波（容積脈波）を検出することができる。後述する血圧の推定に用いる脈波信号は、この脈波センサ９から得ることができる。

圧力センサ１１は、加えられた圧力に応じた信号を出力するセンサであって、脈波センサ９に加えられる圧力（即ち、運転者が脈波センサ９の位置にてハンドル７を握る強さ）を検出する。

皮膚温センサ１３は、温度に応じた信号を出力するセンサであってハンドル７を握る手の温度を検出する。なお皮膚温センサ１３に変えて自動車室内の温度を測定する温度センサを設けてもよい。

振動センサ１５は、自動車の振動レベルに応じた信号を出力するセンサである。
心電センサ１７は、運転者の左右の手にそれぞれ接触するように、ハンドル７の左右に配置されている電極１７ａ，１７ｂからなる。この電極１７ａ、１７ｂは、心電信号を得るために電圧を印加する電極として用いられる。後述する血圧の推定に用いる心電信号は、この心電センサ１７から得ることができる。

次に、本実施例の制御装置１等の機能を図２のブロック図にて更に詳しく説明する。
図２に示すように、制御装置１は、心電信号取得部２５と、脈波信号取得部２７と、心電信号解析部３１と、心電及び脈波信号解析部３３と、脈波信号解析部３５と、血圧演算部３７とを備えている。

このうち、心電信号取得部２５は、心臓の活動に伴う電気的興奮を、心電センサ１７の電極１７ａ，１７ｂ間の電位差（心電信号）として計測するものである。
脈波信号取得部２７は脈波センサ９を駆動して脈波信号を取得するものである。

心電信号解析部３１は、心電信号を解析する。具体的には、心電信号取得部２５にて取得した心電信号をローパスフィルター（ＬＰＦ）で処理した後にＲ波を抽出したり、心拍間隔（ＲＲＩ）、心拍数（ＨＲ）等を算出したりする。

心電及び脈波信号解析部３３は、心電信号と脈波信号を用いて、心電信号に対する脈波信号の遅れ時間である脈波伝播時間（ＰＴＴ）を求めるものである（図３参照）。
脈波信号解析部３５は、脈波信号を解析して、１階微分（速度脈波）、２階微分（加速度脈波）、３階微分、４階微分を行うとともに、各微分における特徴量（例えば速度脈波のａ１〜ｆ１、加速度脈波のａ〜ｆ等）の算出、ＡＩ（容積ＡＩ；容積脈波より求められる進行波ピークと反射波ピークの比）の算出などを行うものである（図４参照）。

血圧演算部３７は、生体情報である脈波信号および心電信号から得られる特徴量、例えばＰＴＴ、ＨＲ、ＲＲＩ、速度脈波や加速度脈波などの特徴量、容積ＡＩ等を用いた公知の手法による血圧推定（算出）を実行するものである。血圧推定の手法として、例えば特開２００８−３０２１２７号公報、特願２００９−０３６７８９号公報に記載された手法を用いることができる。

またこの血圧演算部３７は、本実施例における特徴的な処理として、基準脈波を算出し、その基準脈波を用いて上述した特徴量を抽出する。基準脈波の算出方法を以下に説明する。

（１．２）基準脈波の算出方法
本実施例では、脈波信号を一拍ごとに切り出した個別脈波信号を平均化した基準脈波を算出する。

（１．２．１）脈波の切り出し
脈波の切り出しについて図５を用いて説明する。制御装置１は、脈波信号と同時に取得した心電信号を２０Ｈｚのカットオフ周波数を持つＬＰＦで処理した後、心電信号の波形のＲ波のピーク点５１を検出する。Ｒ波のピーク点５１の検出方法は周知であるためその説明は割愛する。このＲ波のピーク点５１を検出した時刻を、脈波信号を一拍ごとの個別脈波信号に区切る基点５３として定める。そして脈波信号における基点５３に挟まれた部分を個別脈波信号として切り出す。

（１．２．２）心電信号の精度の判定
次に、心電信号の精度の判定について、図５を用いて説明する。ここで精度を判定する心電信号とは、一拍の個別脈波信号に対応する一拍の心電信号であって、Ｒ波のピーク点５１によって挟まれる部分である。心電信号の精度は、その一拍の心電信号を挟む２つのＲ波のＲ波高さ５７と、ピーク点５１間の距離である心電信号のＲＲＩ５５（心拍間隔）に基づいて判断する。

具体的には、上述した２つのＲ波高さ５７およびＲＲＩ５５それぞれを所定の基準値と比較し、それぞれ基準値との差が予め定められた閾値未満であるか否かを判定する。そして、そのいずれもが閾値未満であった場合に、その一拍の心電信号の精度が高いと判定する。いずれかが閾値以上であった場合には、その心電信号の精度が低いと判定する。

なお、ここでいうＲＲＩやＲ波ピーク高さの基準値とは、被験者（運転者）自身から予め取得したＲＲＩやＲ波ピーク高さの値の平均値や、複数人から取得した平均値などが考えられる。但し、この基準値はこの構成に限定されるものではなく、さまざまな方法で定めることができる。

（１．２．３）基準脈波の算出
制御装置１は、取得した脈波信号を上述した手法で個別脈波信号に切り出す。そして、切り出された複数の個別脈波信号のうち、対応する心電信号の精度が高いと判断されている個別脈波信号を用いて、それら個別脈波信号を平均化した基準脈波を算出する。

図６（Ａ）に、Ｒ波のピーク点を基点として切り出した個別脈波信号を加算平均して基準脈波を算出した場合の脈波波形を示す。また、当該脈波波形を２階微分した加速度脈波の波形を図６（Ｂ）に示す。また比較例として、脈波の立ち上がり点を基点として切り出し、加算平均した脈波波形および加速度脈波波形を図６（Ｃ），（Ｄ）に示す。ここでいう脈波の立ち上がり点とは、脈波のピークとピークの間にある最小値の点である。それぞれ、１０拍、２０拍、３０拍の個別脈波信号を加算した波形を示している。

図６（Ｂ）では、多数の個別脈波信号を平均化しても波形のピーク点の位置および形状の変化が小さく、平均化によってブロードにならず精度の高い基準脈波が算出されている。一方、図６（Ｄ）では、脈波の立ち上がり点のばらつきによって基点の精度が低くなるため、平均化することによりピークがブロードになっており、またその傾向は加算する個別脈波信号の数が多いほど顕著である。これは、波形のピークを正しい位置で加算平均できておらず、時間ズレが生じていることを意味する。そのため、特徴点が変化してしまい適切な脈波波形が出力できないことが分かる。

（１．３）血圧推定装置による処理
以下に、制御装置１により実行される血圧推定処理について、図７のフローチャートを参照して説明する。この血圧推定処理は、マニュアル入力部５によって血圧推定処理を開始するための入力操作がなされたときに開始される。

この血圧推定処理では、まず、被験者（運転者）がハンドル７を把持しているかどうかを確認する（Ｓ１）。ここでは、心電センサ１７によって心電信号が検出されている場合にハンドル７が把持されていると判断する。なお、心電センサ１７以外、例えば脈波センサ９、圧力センサ１１、皮膚温センサ１３の出力信号からハンドル７の把持を確認してもよい。

ハンドル７が把持されていなければ（Ｓ１：ＮＯ）、Ｓ１の処理を繰り返すことでハンドル７が把持されるまで待機する。ハンドル７が把持されていれば（Ｓ１：ＹＥＳ）、処理がＳ２に移行する
次に、脈波センサ９および心電センサ１７から脈波信号および心電信号を取得する（Ｓ２）。ここでは、一定数以上の心拍数の信号を取得できる期間（例えば２０ｓｅｃ）において信号を取得する。

次に、心電信号をカットオフ周波数２０ＨｚのＬＰＦ（ローパスフィルタ）にて処理する（Ｓ３）。その後、その心電信号の波形からＲ波を抽出し、Ｒ波のピーク点を検出する（Ｓ４）。

次に、心電信号の精度を判定する（Ｓ５）。ここでは、上記（１．２．２）で説明したように、一拍ごとの心電信号の精度を判定する。
次に、Ｓ４にて検出されたＲ波のピーク点の時刻を基点としてＳ２にて取得した脈波信号を区切り、一拍ごとの個別脈波信号として切り出す（Ｓ６）。

次に、基準脈波を算出する（Ｓ７）。ここでは、Ｓ６にて切り出された複数の個別脈波信号の中から、Ｓ５において対応する心電信号の精度が高いと判定されているもののみを選別し、それらの個別脈波信号を加算平均する。その加算平均した結果が基準脈波となる。

次に、基準脈波から血圧推定に用いる特徴量を抽出する（Ｓ８）。ここでは、基準脈波を２階微分した加速度脈波を算出し、その加速度脈波の波形や心電信号から特徴点（例えばＰＴＴ、ＨＲ、ＡＩ、加速度脈波ａ〜ｆなど）を抽出する。

次に、Ｓ８にて抽出した特徴点に基づいて血圧推定を実行し（Ｓ９）、推定した血圧値をディスプレイ２１に出力して表示させる（Ｓ１０）。またこの表示を行うときには、その内容をスピーカ２３から音声にて出力するように構成してもよい。このＳ１０の後、本処理を終了する。

（１．４）効果
このように構成された血圧推定システムでは、心電信号の特徴点（Ｒ波のピーク）を用いて脈波信号を区切る基点を定め、その基点に基づいて脈波信号から個別脈波信号を切り出すため、脈波信号に基づいて基点を定める場合のように基点の位置がばらつかず、また脈波信号を微分処理して基点を定める場合のように微分処理によってノイズの影響が大きくなる虞がない。よって、一拍ごとの個別脈波信号を高い精度で切り出すことができるため、個別脈波信号の平均化を精度よく行い精度の高い基準脈波を求めることができる。それにより、精度の高い血圧を推定することができる。

また、上記血圧推定システムでは、心電信号をローパスフィルタで処理しているため、高周波の電磁ノイズや、振動、体動などによるノイズが重畳してもそれらの影響を低減でき、精度よく脈波信号の切り出しの基点を定めることができる。

また、上記血圧推定システムでは、対応する心電信号の精度が高い個別脈波信号を選別して基準脈波の算出に用いているため、精度の低い個別脈波信号によって基準脈波の精度が低下してしまうことを防止できる。

［実施例２］
実施例２における血圧推定システムは、基本的に実施例１の血圧推定システムと同じ構成であるが、実行される処理内容が一部変更されている。よって、実施例１と同様である部分の説明は割愛し、変更された処理を中心に説明する。

（２．１）基準脈波の算出方法
本実施例の血圧推定システムにおける基準脈波の算出方法について説明する。本実施例では、新たな個別脈波信号を取得したときに、その個別脈波信号と既に取得した個別脈波信号とを用いて繰り返し基準脈波を更新する。個別脈波信号の切り出し方法については実施例１と同様である。

図８（Ａ）は基準脈波算出のイメージを示している。基準脈波４３は、既に取得された複数の個別脈波信号４１それぞれに重みを付けた加重平均として求められる。図８（Ａ）においては、脈波信号Ｚ^-n1からＺ^-n10までの１０個の個別脈波信号４１によって基準脈波４３が算出されている。なお、脈波信号Ｚ^-n1が最も時系列順で最も後になる（新しい）データであって、Ｚ^-n10が最も前になる（古い）データである。

ここで、図８（Ｂ）のように、新たに個別脈波信号４５（脈波Ｓ（ｎ０））を取得すると、その個別脈波信号４５の時間軸方向の位置を調整するとともに、重み係数を算出し、その重み係数と新たな個別脈波信号４５を使用して基準脈波４３を更新する。

（２．１．１）個別脈波信号の時間軸方向の位置調整
新たな個別脈波信号４５を取得すると、その個別脈波信号４５の時間軸方向の位置を調整する。ここでいう時間軸方向の位置の調整とは、個別脈波信号４５を時間軸方向（図９における矢印方向）にずらして、基準脈波４３と良好に重なる位置に調整することである。具体的な調整方法の例を以下の（Ａ），（Ｂ）に挙げる。

（Ａ）先鋭度合による位置調整
個別脈波信号４５と基準脈波４３とを平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合が大きくなるように、個別脈波信号４５の時間軸方向の位置を調整する。基準脈波４３に対して個別脈波信号４５の位置がずれていると、平均化した際にピークがブロードになり先鋭度合が低下する。よって、先鋭度合が高い場合に、個別脈波信号４５の位置が適切であると判断できる。

そこで、個別脈波信号４５の位置を少しずつずらしながら上記先鋭度合を求め、先鋭度合が最も大きくなる位置や、先鋭度合が所定の閾値以上となる点に個別脈波信号の位置を調整することで、個別脈波信号４５の位置を適切な位置とすることができる。

脈波波形は比較的ピーク点の先鋭度合が小さいので、速度脈波、加速度脈波のピークの先鋭度合に基づいて位置の調整を行ってもよい。なお、個別脈波信号４５と基準脈波４３とを、それぞれ微分した後に平均化してピーク点の先鋭度合を求めてもよいし、予め平均した後に微分処理してピーク点の先鋭度合を求めてもよい。

先鋭度合は、例えばピーク点から所定の高さ下がるまでの時間、ピーク点から所定の時間ずれた位置の波形の傾斜角度などから求めることができるが、それらに限定されずさまざまな手法をとることができる。

（Ｂ）相関係数による位置調整
個別脈波信号４５と基準脈波４３との相関係数が大きくなるように、個別脈波信号４５の時間軸方向の位置を調整する。基準脈波４３に対して個別脈波信号４５の位置がずれていると、基準脈波４３と個別脈波信号４５との相関係数が低下する。よって、相関係数が大きければ、個別脈波信号４５の位置が適切であると判断できる。

そこで、個別脈波信号４５の位置を少しずつずらしながら基準脈波４３との相関係数を求め、相関係数が最も大きくなる位置や相関係数が所定の閾値以上となる位置に個別脈波信号の位置を調整することで、個別脈波信号４５の位置を適切な位置とすることができる。

なお、心電信号に基づいて個別脈波信号を切り出すための基点を設定した場合、基点に２０ｍｓｅｃ程度の誤差が予想されるため、先鋭度合または相関係数は個別脈波信号４５の時間を±２０ｍｓｅｃ（または±３０ｍｓｅｃ）の時間幅で適宜ずらしながら求めるとよい。

（２．１．２）基準脈波の算出
本実施例では、１０個の個別脈波係数それぞれに重み係数を付け、その重みを加味した加重平均によって基準脈波４３を算出する。制御装置１は、図８（Ｂ）に示すように新たな個別脈波信号４５取得すると、その個別脈波信号４５に対する重み係数を算出する。具体的な重み係数の算出例を以下の（ｉ）〜（ｉｉｉ）に挙げる。

（ｉ）基準脈波４３との比較
基準脈波４３と個別脈波信号４５との相関係数を求め、その相関係数が大きいほど個別脈波信号４５の基準脈波４３への寄与度合が大きくなるように重み係数を決定する。

また、相関係数は、上述したように個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したうえで求められる。
（ｉｉ）心電信号の精度
ここでいう心電信号とは、一拍の個別脈波信号に対応する一拍の心電信号であって、Ｒ波のピーク点５１によって挟まれる部分それぞれを指す。そこで、心電信号の精度を、その一拍の心電信号を挟む２つのＲ波のＲ波高さ５７と、ピーク点５１間の距離である心電信号のＲＲＩ５５（心拍間隔）に基づいて決定し、その値に基づいてその一拍の心電信号に対応する個別脈波信号４５の重み係数を決定する。

具体的には、取得した心電信号におけるＲ波のピーク高さやＲＲＩを基準値と比較して、ピーク高さの誤差ε₁とＲＲＩの誤差ε₂とを算出する。そして、一拍の心電信号を挟む前後２つのＲ波におけるε₁と、ε₂とを所定の係数をかけて加算したものをその一拍の心電信号の誤差パラメータεとして算出する。その誤差パラメータεが小さいほど、その一拍の心電信号に対応する個別脈波信号４５の基準脈波４３への寄与度合が大きくなるように重み係数を決定する。

なお、ここでいうＲＲＩやＲ波ピーク高さの基準値とは、被験者（運転者）自身から予め取得したＲＲＩやＲ波ピーク高さの値の平均値や、複数人から取得した平均値などが考えられる。但し、この基準値はこの構成に限定されるものではなく、さまざまな方法で定めることができる。

また、本実施例においては、心電信号の精度を個別脈波信号の選別にも用いる（後述する図１０のＳ２６）。
（ｉｉｉ）外乱センサ情報
外乱を測定するセンサの信号に基づいて、脈波信号を取得したタイミングの外乱が小さいほど個別脈波信号４５の基準脈波４３への寄与度合が大きくなるように重み係数を決定する。ここでいう外乱とは心電信号や脈波信号の正常な検出を妨げるものであって、振動、低温、脈波センサ９と人体との接触不良などが挙げられる。自動車が起動している場合など、制御装置１や被験者（運転者）に振動がある場合、出力される脈波信号や心電信号にノイズが入りやすくなる。また低温環境であれば、表面の血流量が少なくなるため、脈波の信号振幅が減少し、相対的にノイズ成分が大きくなり、正確な脈波が測定されにくくなる。これらの情報は、圧力センサ１１、皮膚温センサ１３、振動センサ１５などから取得することができる。

以上説明した（ｉ）〜（ｉｉｉ）による重み係数の算出は、いずれか１つのみを用いてもよいし、複数を組み合わせてもよい。
重み係数を算出すると、図８（Ｃ）に示すように、個別脈波信号４５と脈波信号Ｚ^-n1からＺ^-n9までの合計１０個の脈波信号それぞれに重み係数を加味した加重平均を行い、基準脈波４３の値を更新する。時系列順で最も前になる（古い）Ｚ^-n10は、個別脈波信号４５と入れ替えで使用しなくなる。

（２．２）制御装置による処理
以下に、本実施例の制御装置１により実行される血圧推定処理について、図１０のフローチャートを参照して説明する。この血圧推定処理は、自動車の起動に伴う制御装置１の起動に合わせて開始し、その起動中繰り返し実行される。

この血圧推定処理では、まず、被験者（運転者）がハンドル７を把持しているかどうかを確認する（Ｓ２１）。この処理は図７のＳ１と同様である。
次に、脈波センサ９および心電センサ１７から脈波信号および心電信号を取得する（Ｓ２２）。ここでは、一定数以上の心拍を確認できる期間（例えば１０ｓｅｃ）において信号を取得する。

続くＳ２３，Ｓ２４の処理で、心電信号をＬＰＦで処理した後Ｒ波のピーク点を検出する。これらの処理は図７のＳ３，Ｓ４と同様である。
次に、心電信号の精度を検出する（Ｓ２５）。ここでは、上述した（ｉｉ）と同様の手法にて心電信号の精度を検出する。

次に、Ｓ２４にて検出されたピーク点の時刻を基点としてＳ２２にて取得した脈波信号を区切り、一拍ごとの個別脈波信号として切り出す（Ｓ２６）。更にここでは、切り出した複数の個別脈波信号の中から、Ｓ２５にて検出した心電信号の精度（誤差パラメータε）が最も小さい心電信号に対応する個別脈波信号を１点選別する。

次に、重み係数を算出する（Ｓ２７）。ここでは、上記（ｉ）〜（ｉｉｉ）のいずれかの手法を用いて重み係数を算出する。その際、いずれか１つのみを用いて算出しても良いし、２つ以上を組み合わせて算出しても良い。

次に、個別脈波信号の時間軸方向の位置調整を行う（Ｓ２８）。ここでは、上記（Ａ），（Ｂ）のいずれかの手法を用いて個別脈波信号の時間軸方向の位置調整を行う。
次に、基準脈波を算出する（Ｓ２９）。ここでは、直前のＳ２６にて切り出された個別脈波信号であってＳ２８にて位置の調整が行われたものと、それ以前のＳ２６にて切り出された個別脈波信号のうち新しいものから順に９個と、に基づいて基準脈波を算出する。具体的には、１０個の個別脈波信号Ｘ_iの重み係数をｎ_iとしたとき、基準脈波は（Ｘ₁ｎ₁＋・・・＋Ｘ₁₀ｎ₁₀）／（ｎ₁＋・・・＋ｎ₁₀）として求められる。なお、ここでいうＸ_iｎ_iは、２つの変数Ｘ_iおよびｎ_iの積である。

なお、本血圧推定処理を開始した直後であってＳ２６の処理を９回実行していない場合には、個別脈波信号の不足分を予め設定されている初期個別脈波信号によって補う。つまり、本血圧推定処理において最初に実行されるＳ２９では、９個の初期個別脈波信号とＳ２６にて切り出した個別脈波信号から基準脈波を算出する。そしてＳ２１〜Ｓ３２の処理がループするごとに、用いる初期個別脈波信号の数を減らしていく。また、Ｓ２７にて（ｉ）の手法を用いる場合にも、本血圧推定処理を開始した直後は初期個別脈波信号を用いるとよい。

上記初期個別脈波信号は、予め定められた汎用の個別脈波信号であっても良いし、自動車の走行開始前などに予め被験者から測定した値であってもよい。また、初期個別脈波信号は心拍数に対応させて複数準備しておき、上記血圧推定処理にて用いる場合には、そのときの心拍数に対応する初期個別脈波信号を選択して用いるように構成してもよい。

続くＳ３０〜Ｓ３２は、図７のＳ８〜Ｓ１０の処理と同様である。なお、Ｓ３２の処理の後、処理がＳ２１に戻る。
（２．３）発明の効果
このように構成された脈波推定システムでは、新たに取得した個別脈波信号に基づいて最新の基準脈波を連続的に取得することができる。

また、新たに個別脈波信号を取得した際には、既に算出されている基準脈波との相関係数、あるいは既に算出されている基準脈波と平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合に基づいて個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したうえで他の個別脈波信号と揃えて基準脈波を算出するため、他の個別脈波信号と平均化する際に波形がずれている位置で平均化してしまい、基準脈波の波形がブロードになってしまうことを抑制できる。

また、上記脈波推定システムでは、個別脈波信号それぞれに個別脈波信号の測定精度に基づく重み係数を付けて平均化するため、基準脈波を高い精度で求めることができるようになる。

［その他の実施形態］
以上、本発明の実施例について説明したが、本発明は、上記実施例に何ら限定されることはなく、本発明の技術的範囲に属する限り種々の形態をとり得ることはいうまでもない。

例えば、上記実施例２においては、個別脈波信号と基準脈波との相関係数を求め、それにより重み係数を決定する構成を例示したが、相関係数が所定の閾値未満となった場合には、そのときの個別脈波信号を基準波形の算出に用いないように構成してもよい。なお、その場合の閾値としては、例えば０．７と設定することが考えられる。その根拠を、図１１および図１２を用いて説明する。

図１１（Ａ）〜（Ｄ）のグラフは、１０個の個別脈波信号を２階微分した波形の加算平均（以降、加算平均２階微分波形という）とリファレンス脈波とを並べて表示したもの（いずれも加速度脈波）であるが、グラフごとに、加算平均２階微分波形の基となる個別脈波信号それぞれのリファレンス脈波との相関係数の平均値Ｍが相違する。なおリファレンス脈波とは、個別脈波信号を安静な環境下にて測定したものと言い換えることもできる。

図１１（Ａ）は、上記平均値Ｍが０．９３３である場合のグラフである。同様に、図１１（Ｂ）は平均値Ｍが０．７７５であり、図１１（Ｃ）は平均値Ｍが０．７５０であり、図１１（Ｄ）は平均値Ｍが０．５８６である場合のグラフである。

図１１（Ａ）〜（Ｄ）それぞれにおいて、加算平均２階微分波形とリファレンス脈波との相関係数Ｒは、図１１（Ａ）が０，９９７であり、図１１（Ｂ）は０．９８７であり、図１１（Ｃ）は０．９５２であり、図１１（Ｄ）は０．９１０である。各グラフにおける加算平均２階微分波形が正しいピークを示しているか否かを目視で判定した結果、図１１（Ｃ）のように相関係数Ｒが０．９５以上であれば、リファレンス脈波と同様にピークが検出されていることがわかる。

図１２に、図１１（Ａ）〜（Ｄ）に対応する上記相関係数Ｒと上記平均値Ｍとをプロットしたグラフを示す。縦軸が相関係数Ｒ（加算平均２階微分波形とリファレンスの脈波との相関係数）であり、横軸が平均値Ｍ（個別脈波信号とリファレンス脈波との相関係数の平均値）である。上記図１１（Ａ）〜（Ｄ）それぞれに対応するプロットに（Ａ）〜（Ｄ）の符号を付している。

上述したように、相関係数Ｒが約０．９５以上であれば、２階微分の各ピークのズレが小さくなるため、加算平均２階微分波形を正しい脈波として解析しても問題が生じない。図１２のグラフから分かるように、リファレンスとの相関の低い個別脈波信号に基づいて加算平均２階微分波形を求めると相関係数Ｒが低くなる。そのため相関係数Ｒを一定値以上とするためには、リファレンス脈波との相関係数がある閾値以上の個別脈波信号を用いて加算平均２階微分波形を作成することが考えられる。その閾値は個々の個別脈波信号によって異なり、ある幅を持つため、一意には決まらないが、グラフに近似曲線を引くことで類推される。

上記プロットに近似直線を引いた結果、相関係数Ｒが０．９５以上を満たすためには、平均値Ｍが０．７１６程度必要であることが分かる。上述したようにこの０．７１６は厳密な値ではないことを勘案すると閾値は０．７と定めることができる。つまり、閾値を０．７以上とすることで、加算平均２階微分波形は精度の高いものとなる。

従って、上記実施例２において基準脈波を算出する際に、個別脈波信号と基準脈波との相関係数が０．７以上の個別脈波信号を用いれば、除去するデータを少なくして、かつ正確な基準脈波を得ることができる。

なお、本実施例では一拍の脈波ごとに約８００点をサンプリングしており、その約８００点のデータによって相関をとっている。
また、上記各実施例においては、心電信号を２０Ｈｚのカットオフ周波数を持つローパスフィルタにて処理する構成を例示したが、１５〜３０Ｈｚの範囲であれば、良好にノイズを除去することができる。なお、ローパスフィルタのカットオフ周波数は、外乱によって変更してもよい。例えば振動センサ１５の検出する振動レベルが所定の閾値以上であれば２０Ｈｚとし、所定の閾値以下であれば３０Ｈｚとしたりローパスフィルタによる処理を行わないように構成してもよい。

また、上記実施例２においては、Ｓ２２にて取得した脈波信号の中からＳ２６にて１つの個別脈波信号を選別して切り出し、その個別脈波信号により基準脈波を更新する構成を例示したが、取得した脈波信号に含まれる全ての個別脈波信号それぞれを取得するごとに基準脈波を更新する構成であってもよい。

また、上記実施例２では、個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整する構成を例示したが、その調整量に応じて重み係数を補正してもよい。例えば調整量が大きい個別脈波信号は重み係数を小さく、調整量が小さい個別脈波信号は重み係数を大きくすることが考えられる。

１…制御装置、３…報知装置、５…マニュアル入力部、７…ハンドル、９…脈波センサ、１１…圧力センサ、１３…皮膚温センサ、１５…振動センサ、１７…心電センサ、１７ａ，１７ｂ…電極、２１…ディスプレイ、２３…スピーカ、２５…心電信号取得部、２７…脈波信号取得部、３１…心電信号解析部、３３…心電及び脈波信号解析部、３５…脈波信号解析部、３７…血圧演算部、４１…個別脈波信号、４３…基準脈波、４５…個別脈波信号、５１…ピーク点、５３…基点、５５…心拍間隔、５７…Ｒ波高さ

Claims (15)

1. 生体から検出された心電信号および脈波信号を取得する信号取得手段と、
   前記信号取得手段が取得した心電信号の波形の特徴点を抽出する抽出手段と、
   前記抽出手段により抽出された特徴点の時刻に基づいて、前記信号取得手段が取得した脈波信号を一拍ごとの個別脈波信号に区切る基点を定める基点特定手段と、
   前記基点特定手段により区切られた複数の個別脈波信号それぞれに係数をかけて平均化してなる基準脈波を、前記個別脈波信号の一部を入れ替えながら繰り返し算出する基準脈波算出手段と、
   前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波と、の間の相関係数に応じたパラメータに基づき、前記相関係数が大きいほど前記個別脈波信号の前記基準脈波に対する寄与度合が大きくなるように前記係数を決定する係数決定手段と、を備える
   ことを特徴とする脈波解析装置。
2. 前記心電信号の波形の特徴点とは、Ｒ波のピーク点である
   ことを特徴とする請求項１に記載の脈波解析装置。
3. 前記抽出手段は、１５Ｈｚから３０Ｈｚの範囲にカットオフ周波数をもつローパスフィルタによって処理された前記心電信号から前記特徴点を抽出する
   ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の脈波解析装置。
4. 前記基準脈波を算出する際には、前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波と、の間の相関係数が最も大きくなるように、前記新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整する
   ことを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
5. 前記基準脈波を算出する際には、前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波とを平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合が最も大きくなるように、前記新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整する
   ことを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
6. 前記係数決定手段は、さらに、前記信号取得手段が取得した心電信号から求められる心拍間隔を所定の基準値と比較したときの差、または、前記信号取得手段が取得した心電信号から求められるＲ波のピーク点の高さを所定の基準値と比較したときの差に応じたパラメータに基づき、前記差が小さいほど前記寄与度合が大きくなるように前記係数を決定する
   ことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
7. 前記脈波信号または前記心電信号の測定精度に影響を与える外乱の強さを測定する外乱強度取得手段を備え、
   前記係数決定手段は、さらに、前記外乱強度取得手段が取得した前記外乱の強さに応じたパラメータに基づき、前記外乱が弱いほど前記寄与度合が大きくなるように前記係数を決定する
   ことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
8. 前記外乱強度取得手段は、振動センサ，温度センサ，前記脈波信号を検出する装置と前記生体との間の圧力を測定する圧力センサ，からなる群から選ばれる１つ以上のセンサが検出する信号に基づいて外乱の強さを測定する
   ことを特徴とする請求項７に記載の脈波解析装置。
9. 前記パラメータは、前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波と、の間の相関係数が最も大きくなるように、前記新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したときの相関係数に応じた値である
   ことを特徴とする請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
10. 前記パラメータは、前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波と、を平均した脈波に基づく波形における所定のピークの先鋭度合が最も大きくなるように、前記新たな個別脈波信号の時間軸方向の位置を調整したときの相関係数に応じた値である
    ことを特徴とする請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
11. 前記係数決定手段は、前記個別脈波信号の時間軸方向の位置を、±３０ｍｓｅｃの時間幅において調整する
    ことを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の脈波解析装置。
12. 前記係数決定手段は、前記個別脈波信号の時間軸方向の位置の調整量が小さいほど、前記寄与度合が大きくなるように前記係数を決定する
    ことを特徴とする請求項９から請求項１１のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
13. 前記基準脈波算出手段は、前記個別脈波信号の一部を入れ替えながら繰り返し前記基準脈波を算出するものであり、前記入れ替えによって新たに前記基準脈波の算出に用いられる新たな個別脈波信号と、当該入れ替えを行う直前に算出した前記基準脈波と、の間の相関係数が０．７未満の場合、当該新たな個別脈波信号を前記基準脈波の算出に用いない
    ことを特徴とする請求項１から請求項１２のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
14. 車両に搭載されて用いられるものである
    ことを特徴とする請求項１から請求項１３のいずれか１項に記載の脈波解析装置。
15. 請求項１から請求項１４のいずれか１項に記載の脈波解析装置と、
    前記脈波解析装置により算出された基準脈波を用いて血圧を推定する血圧推定手段と、を備える
    ことを特徴とする血圧推定装置。