JP6388447B2 - 生体信号処理装置及び血圧測定システム - Google Patents

Description

本発明は、周期性を有する生体信号から雑音を除去する生体信号処理装置と、これを用いる血圧測定システムに関する。

心臓の動きに起因する心音は、血圧に由来する高い周波数成分が含まれている。この心音は血圧と強い相関性を持つことが知られており、計算機で心音データを適切に処理することで、血圧の類推が可能になる。
特許文献１には、心音を基に中心血圧を測定する中心血圧測定装置の技術内容が開示されている。
また、特許文献２には、心拍を検出する際にノイズ成分を除去する技術内容が開示されている。

特開２０１２−１６４５０号公報 国際公開ＷＯ２０１４／０８４１６２

特許文献１に開示される中心血圧測定装置は、心音の採取に加速度センサを用いている。加速度センサは高価なので、装置のコストを抑えるために、できれば一般的なマイク（エレクトレットコンデンサマイク、ダイナミックマイク、セラミックマイク等）を利用することが好ましい。しかし、これら一般的なマイクを利用すると、被験者の衣服や皮膚、筋肉や骨等から発生するノイズも同時に拾ってしまう。
近年、被験者に常時装着が可能なウェアラブルセンサが市場で注目を集めているが、ウェアラブルセンサを実現するには低価格化、小型化と低消費電力化が必須条件である。血圧測定装置をウェアラブルセンサとして実現するには、低価格なマイクを利用しつつ、ノイズを効果的に除去する技術が不可欠である。
更に、脈拍センサや心電検出装置の代わりに電波を用いることができれば、非接触で心拍の連続検出が可能になる。

本発明は係る状況に鑑みてなされたものであり、生体信号から雑音を除去する生体信号処理装置と、これを用いて連続的に被測定者の血圧を測定する血圧測定システムを提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明の生体信号処理装置は、被測定者の心拍信号を出力する生体信号検出装置から出力される心拍信号のデータである心拍データが格納される心拍バッファと、被測定者の心音信号を出力する心音検出装置から出力される心音信号のデータである心音データが格納される心音バッファと、心拍データから心拍波形におけるＲ波のアドレスを示すＲ波アドレス情報とを具備する。更に、心拍波形の範囲を示す切り出しアドレス情報を出力する心拍検出部と、Ｒ波アドレス情報と切り出しアドレス情報に基いて心音データから所望のデータ部分を切り出した上で、心音バッファ内の心音データとＲ波アドレス情報からＲＲ間隔の平均値であるＲＲ平均値を算出して、データ部分を再配置して、再配置心音データを形成する再配置処理部とを具備する。更に、再配置心音データから直交変換及び直交逆変換を用いてノイズ成分を除去してノイズ除去済再配置心音データを形成するノイズ除去処理部と、Ｒ波アドレス情報と切り出しアドレス情報を用いて、ノイズ除去済再配置心音データの時間軸上の配置を心音バッファ内の心音データの状態に戻す配置復帰処理部とを具備する。
そしてノイズ除去処理部は、入力される離散データ列を離散ウォルシュ・アダマール変換して係数データ列に変換するＷＨＴ変換処理部と、係数データ列の高次係数データの間引き処理を行う係数フィルタと、係数フィルタから出力されるデータ列を離散ウォルシュ・アダマール逆変換して復号離散データ列を生成するＷＨＴ逆変換処理部とを具備する。

本発明によれば、生体信号から雑音を除去する生体信号処理装置と、これを用いて連続的に被測定者の血圧を測定する血圧測定システムを提供することができる。
上記した以外の課題、構成及び効果は、以下の実施形態の説明により明らかにされる。

血圧測定システムの全体構成を示す概略図である。 センサ駆動装置と情報処理装置のハードウェア構成を示すブロック図である。 血圧測定のための演算処理を、情報処理装置で行う場合と、センサ駆動装置で行う場合における、血圧測定システムのソフトウェア機能を示すブロック図である。 信号処理部のソフトウェア機能を示すブロック図である。 ノイズ除去処理部の一例を示すソフトウェア機能のブロック図である。 心拍データ、心音データ及びディレイにより遅延された心音データの波形図である。 心拍データと心音データの波形図である。 再配置処理前の心拍波形と、再配置処理を施した心拍波形を示す波形図である。 心拍検出部の一部の機能である、心拍パルス検出部のソフトウェア機能を示すブロック図である。 心拍パルス検出部が正常にＲ波を検出した場合における、心拍パルス検出部の各箇所におけるデータを模式的に示す波形図である。 心拍パルス検出部がＲ波の検出に失敗した場合における、心拍パルス検出部の各箇所におけるデータを模式的に示す波形図である。 車載用血圧測定システムの全体構成を示す概略図である。 生体信号検出装置の機能ブロック図である。 心音検出装置の機能ブロック図である。

これより説明する実施形態では、先ず、血圧測定装置を構成する信号雑音除去装置を説明し、次に生体信号検出装置を説明する。
信号雑音除去装置は、特許文献２に開示される技術の改良である。
心音に混入するノイズを除去するために、本実施形態の信号雑音除去装置は、強力なノイズフィルタリング機能を有する直交変換と直交逆変換を用いる。
周知のように、直交変換は周期的信号の乗算処理を含む。この乗算処理により、特定の周波数以外の周波数成分は大幅に減衰される。この特徴はノイズフィルタとして極めて有用である。

ところで、心音は血流の音を含む。血流の音とは、血液が血管を流れる際に、血管内壁と血液との摩擦で生じる音である。したがって、心拍の周期と強い相関性（心拍周期の周波数の整数倍の周波数成分）を有する。
そこで、心音から、心拍周期と強い相関性を有する周波数成分だけを取り出すことができれば、心拍周期と無関係のノイズを除去できる。
しかし、心拍の周期には生体特有のゆらぎを含むため、心拍の周期は微妙に一定ではない。
そこで、心拍を脈拍センサで別途検出し、心拍のピークを検出して、心拍周期の平均値を算出し、心拍に同期する心音の信号波形を強制的にその平均値周期に当てはめる（リサンプル）。当てはめを行ってから直交変換、そして直交逆変換を施すことで、心音からノイズ成分の除去が可能になる。
直交逆変換後は、心拍のピークを検出した際に記憶しておいたバッファ内のアドレスに基づき、直交逆変換で取り出した波形を元の心拍周期に戻す。こうして、心音からノイズ除去を実現できる。

更に、特許文献１には、心音の振幅と血圧との相関性を利用して、血圧を推定する技術内容が開示されている。
上述の信号雑音除去装置が出力する、ノイズを除去した心音の信号をそのまま特許文献１に開示される血圧測定装置に入力すれば、マイクを用いた血圧測定装置を実現することができる。
更に、心音の周波数成分と血圧との相関性を利用すれば、信号雑音除去装置の直交変換から、直接的に血圧の推定も可能になる。

生体信号検出装置は、心拍センサや心電検出装置の代わりに、電波を用いて非接触にて生体信号を検出する。人体のインピーダンスは心拍に応じて変動する。そこで、人体に電波を通過させ、そのインピーダンスの変化を検出する。しかし、人体に電波を通過させる際、人体が少しでも動いただけで電波の伝搬状態が大きく変動する。そこで、二つの受信モジュールを設け、同期検波と差動増幅を用いて、変動成分を打ち消すようにする。

［第一実施形態：血圧測定システムの全体構成］
図１は、血圧測定システム１０１の全体構成を示す概略図である。
センサ駆動装置１０２には、被測定者１０３の外耳１０３ａに装着される心拍センサ１０４と、被測定者１０３の胸に装着される心音マイク１０５が接続される。センサ駆動装置１０２は、心拍センサ１０４から心拍信号を、心音マイク１０５から心音信号を検出し、ＢｌｕｅＴｏｏｔｈ（登録商標）等の近距離無線通信を用いて、スマートフォン等の携帯型無線端末１０６ａや、パソコン１０６ｂ等の情報処理装置１０６とデータ通信を行う。そして、心音から血圧を算出し、情報処理装置１０６の表示部に表示する。データ通信の詳細等については図３にて後述する。

［第一実施形態：センサ駆動装置１０２と情報処理装置１０６のハードウェア構成］
図２Ａは、センサ駆動装置１０２のハードウェア構成を示すブロック図である。
マイコンを含むセンサ駆動装置１０２は、ＣＰＵ２０１、ＲＯＭ２０２、ＲＡＭ２０３、第一Ａ／Ｄ変換器２０４、第二Ａ／Ｄ変換器２０５、シリアルポートを構成する第一バッファ２０６及び第二バッファ２０７がバス２０８に接続されている。
心拍センサ１０４は、例えば緑色のＬＥＤ２０９と、フォトダイオード２１０の組で構成される。ＬＥＤ２０９のアノードには抵抗Ｒ２１１を通じて電源電圧が印加されている。フォトダイオード２１０のカソードには抵抗Ｒ２１２を通じて電源電圧が印加されている。
ＬＥＤ２０９のカソードは第一バッファ２０６に接続されている。周知のＣＭＯＳインバータである第一バッファ２０６はバス２０８を通じてオンオフ制御される、ＬＥＤ２０９のカソードと接地ノードとの接続を制御するスイッチとして機能する。フォトダイオード２１０のアノードには電流電圧変換と電圧増幅を行う第一オペアンプ２１３を通じて第一Ａ／Ｄ変換器２０４が接続され、被験者の外耳１０３ａにおける血流の変化がデジタルデータに変換される。
心音マイク１０５には電圧増幅を行う第二オペアンプ２１４を通じて第二Ａ／Ｄ変換器２０５が接続され、被験者の胸から検出される心音がデジタルデータに変換される。
近距離無線通信部２１５は第二バッファ２０７に接続され、センサ駆動装置１０２が出力するデータを情報処理装置１０６（図１参照）へ送信する。

図２Ｂは、情報処理装置１０６のハードウェア構成を示すブロック図である。
情報処理装置１０６は、ＣＰＵ２２１、ＲＯＭ２２２、ＲＡＭ２２３、不揮発性ストレージ２２４、表示部２２５、操作部２２６、そして近距離無線通信部２２７から構成され、これらの部材がバス２２８に接続されている。
ここで情報処理装置１０６がスマートフォン等の携帯型無線端末１０６ａの場合、表示部２２５は液晶ディスプレイであり、操作部２２６は静電型位置検出装置である。そして、表示部２２５と操作部２２６は、重なりあってタッチパネルディスプレイ２２９を構成する。

［第一実施形態：センサ駆動装置１０２と情報処理装置１０６のソフトウェア機能］
図３Ａ及び図３Ｂは、血圧測定システム１０１のソフトウェア機能を示すブロック図であり、図３Ａは血圧測定のための演算処理を情報処理装置１０６で行う場合の例を示し、図３Ｂは血圧測定のための演算処理をセンサ駆動装置１０２で行う場合の例を示す。
図３Ａの例では、ＬＥＤ２０９は、センサ駆動装置１０２の発光制御部３０１によって間歇発光駆動される。このＬＥＤ２０９が発する光は、被測定者１０３の外耳１０３ａを透過してフォトダイオード２１０によって検出され、第一Ａ／Ｄ変換器２０４によって心拍データに変換される。
被験者の胸から検出される心音は心音マイク１０５によって検出され、第二Ａ／Ｄ変換器２０５によって心音データに変換される。
心拍データと心音データは、センサ駆動装置１０２の近距離無線通信部２１５によって情報処理装置１０６に送信される。
情報処理装置１０６は、センサ駆動装置１０２から近距離無線通信部２２７を通じて心拍データと心音データを受信する。すると、情報処理装置１０６の信号処理部３０２によって心拍パルスとノイズが除去された心音データ（以下「ノイズ除去心音データ」と略す）が出力される。血圧算出部３０３は、信号処理部３０２で得られるノイズ除去心音データを解析し、血圧データを出力する。そして、心拍パルスと血圧データは入出力制御部３０４に入力され、心拍値と血圧値として表示部２２５に表示される。

図３Ｂの例でも、ＬＥＤ２０９は、センサ駆動装置１０２の発光制御部３０１によって間歇発光駆動される。そしてＬＥＤ２０９が発する光は、被測定者１０３の外耳１０３ａを透過してフォトダイオード２１０によって検出され、第一Ａ／Ｄ変換器２０４によって心拍データに変換される。
被験者の胸から検出される心音は心音マイク１０５によって検出され、第二Ａ／Ｄ変換器２０５によって心音データに変換される。
信号処理部３０２は、心拍データと心音データを受けて、心拍パルスとノイズ除去心音データを出力する。血圧算出部３０３はノイズ除去心音データを解析し、血圧データを出力する。心拍パルスと血圧データは、センサ駆動装置１０２の近距離無線通信部２２７によって情報処理装置１０６に送信される。
情報処理装置１０６は、センサ駆動装置１０２から近距離無線通信部２２７を通じて心拍パルスと血圧データを受信する。心拍パルスと血圧データは入出力制御部３０４に入力され、心拍値と血圧値として表示部２２５に表示される。

すなわち、信号処理部３０２と血圧算出部３０３の機能は、情報処理装置１０６側と、センサ駆動装置１０２側のどちらに実装してもよい。
信号処理部３０２は、心拍データと心音データを基に、心音データからノイズを除去する、生体信号処理装置ということもできる。

［第一実施形態：信号処理部３０２のソフトウェア機能］
図４は、信号処理部３０２のソフトウェア機能を示すブロック図である。
図５Ａ及び図５Ｂは、ノイズ除去処理部４１１の一例を示すソフトウェア機能のブロック図である。
心拍センサ１０４を構成するフォトダイオード２１０が出力する心拍信号は、第一Ａ／Ｄ変換器２０４によって心拍データに変換され、心拍バッファ４０１に格納される。一方、心音マイク１０５が出力する心音信号は、第二Ａ／Ｄ変換器２０５によって心音データに変換され、ディレイ４０２を通じて心音バッファ４０３に格納される。第一Ａ／Ｄ変換器２０４と第二Ａ／Ｄ変換器２０５のサンプリング周波数、そして心拍バッファ４０１と心音バッファ４０３の格納サンプル数は等しく構成されている。

ここで、一旦、図６を参照して、心拍バッファ４０１と心音バッファ４０３とディレイ４０２の作用を説明する。
図６は、心音データと心拍データと、ディレイ４０２により遅延された心音データの波形図である。
図６中、一番上の波形図は、図４の検出点Ｐ４０４における、心音データの波形図である。
図６中、上から二番目の波形図は、図４の検出点Ｐ４０５における、心拍データの波形図である。
図６中、一番下の波形図は、図４の検出点Ｐ４０６における、ディレイ４０２によって遅延された心音データの波形図である。
人体の心臓付近から発される心音と、外耳１０３ａから検出される心拍には、心臓と外耳１０３ａとの距離に基づく時間軸上の遅延Ｄ６０１が存在する。ディレイ４０２はこの遅延Ｄ６０１を打ち消し、心拍バッファ４０１に格納される心拍データと、心音バッファ４０３に格納される心音データとの位相を時間軸上で一致させる。

再度図４に戻って、信号処理部３０２の説明を続ける。
心拍バッファ４０１内の心拍データは、心拍検出部４０７によって心拍のピークのアドレス情報と、心拍の範囲のアドレス情報が検出される。
ここで、一旦図７を参照して、心拍データと心音データとを比較して、心拍検出部４０７が検出するアドレス情報について説明する。
図７は、心拍バッファ４０１に格納されている心拍データと、心音バッファ４０３に格納されている心音データの波形図である。図６の下二つの波形図を拡大したものと等価である。
心拍検出部４０７は、心拍バッファ４０１に格納されている心拍データを見て、Ｒ波アドレス情報Ｐ７０１と、切り出しアドレス情報Ａ７０２を出力する。
一般に、健常者の心拍波形は、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、そしてＴ波よりなる。この波形の出現順序は決まっている。
先ず、心拍検出部４０７は心拍バッファ４０１内における心拍データから、ＤＣオフセット成分を除去するべく、仮想的なゼロ電位を演算処理にて算出する。そして、心拍バッファ４０１内におけるＲ波のピークのアドレスを検出する。これがＲ波アドレス情報Ｐ７０１である。
次に、心拍検出部４０７は仮想的なゼロ電位に基づいて、Ｒ波アドレス情報Ｐ７０１の前後に存在する、Ｐ波の始まりのアドレスと、Ｔ波の終わりのアドレスを検出する。これが切り出しアドレス情報Ａ７０２である。
心拍バッファ４０１内のＲ波アドレス情報Ｐ７０１を取得すると、心拍間隔、すなわちＲＲ間隔（RR Interval）を得ることができる。
なお、心拍検出部４０７はＲ波アドレス情報Ｐ７０１を取得すると共に、心拍パルスも出力する。この心拍パルスは入出力制御部３０４（図３参照）に供給され、入出力制御部３０４は心拍パルスの間隔から心拍値を計測する。

再度図４に戻って、信号処理部３０２の説明を続ける。
再配置処理部４０８は、心拍検出部４０７から得られたＲ波アドレス情報Ｐ７０１と切り出しアドレス情報Ａ７０２に基いて、心音バッファ４０３内の心音データの再配置処理を行う。そして、再配置を施したデータを再配置心音データとして再配置バッファ４０９に出力し、これを格納する。
ここで、一旦図８を参照して、心拍データを用いて、再配置処理部４０８の再配置処理について説明する。
図８は、再配置処理前の心拍波形と、再配置処理を施した心拍波形を示す波形図である。実際に再配置処理を行う対象は心音データであるが、理解を容易にするために、心拍波形で再配置処理部４０８による処理を行う例について説明する。

健常者のＲＲ間隔は、周期的に増減を繰り返すことが知られている。すなわち、ＲＲ間隔は常に一定ではなく、変動し続けている。心音データをこのままの状態で離散フーリエ変換等の直交変換を施すと、周期的な変動によってノイズ成分の除去が困難になる。そこで、後段の直交変換によるノイズ除去処理部４１１に心音データを投入する前に、心音データの波形を強制的に等間隔に並べる。
先に、心拍検出部４０７でＲ波アドレス情報Ｐ７０１を検出していた。したがって、ＲＲ間隔を得ている。再配置処理部４０８は先ず、心拍バッファ４０１から検出される全てのＲＲ間隔（Ｒ波アドレス情報Ｐ７０１同士の距離）を取り出し、その平均値を算出する。これがＲＲ平均値である。次に、再配置処理部４０８はＲＲ平均値に基づいて、心拍検出部４０７が検出したＲ波アドレス情報Ｐ７０１をＲＲ平均値の間隔に並べ直す。これが再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１である。
そして、再配置処理部４０８は心音バッファ４０３内の心音データを切り出しアドレス情報Ａ７０２に基いて切り出し、切り出した心音データを、Ｒ波アドレス情報Ｐ７０１と再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１との差であるアドレス移動量Ｇ８０２だけ移動させ、再配置バッファ４０９に格納する。単純に心音データを切り出すと、切り出した心音データの縁の部分でノイズが発生してしまうので、再配置処理部４０８の中に設けられる補間処理部４１０によって、再配置バッファ４０９内の再配置心音データの補間処理が行われる。この補間処理は周知の直線補間、ラグランジェ補間、スプライン補間等が利用可能であり、特にラグランジェ補間が良い演算結果を得る。

こうして再配置処理部４０８は、再配置心音データと、再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１を出力する。再配置心音データは再配置バッファ４０９に格納される。再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１は、後述する配置復帰処理部４１３に供給され、心拍検出部４０７が出力するＲ波アドレス情報Ｐ７０１と切り出しアドレス情報Ａ７０２と共に、ノイズ除去済再配置心音データの心音波形の時間軸上の位置を元に戻す処理に使用される。

再配置バッファ４０９に格納される再配置心音データは、ノイズ除去処理部４１１によってノイズが除去される。ノイズ除去処理部４１１は直交変換と直交逆変換を用いて、ノイズの除去を行う。直交変換には様々な手法が知られているが、代表的な３つの直交変換を用いたノイズ除去について、図５Ａ、図５Ｂ及び図５Ｃにて説明する。
図５Ａは、離散コサイン変換を用いたノイズ除去処理部４１１のソフトウェア機能を示すブロック図の例である。
離散データ列である再配置バッファ４０９に格納される再配置心音データは、ＤＣＴ変換処理部５０１によって、離散データ列のサンプル数と同数の係数データ列に変換される。係数データ列は係数フィルタ５０２によって、高次係数データの間引き処理が行われる。高次係数データの間引き処理が施された係数データ列は、ＤＣＴ逆変換処理部５０３によって、離散データ列と同数の復号離散データ列に変換され、処理済バッファ４１２に格納される。
この復号離散データ列が、ノイズ除去済再配置心音データとなる。

図５Ｂは、離散フーリエ変換を用いたノイズ除去処理部４１１のソフトウェア機能を示すブロック図の例である。
離散データ列である再配置バッファ４０９に格納される再配置心音データは、ＦＦＴ変換処理部５１１によって、離散データ列のサンプル数と同数の複素数データ列に変換される。複素数データ列の実部データ列と虚部データ列はベクトル演算処理部５１２によって、離散データ列のサンプル数と同数の振幅データ列と周波数・位相データ列に変換される。振幅データ列はローパスフィルタ（以下「ＬＰＦ」と略）５１３によって高周波成分が捨象される。高周波成分が捨象された振幅データ列と周波数・位相データ列は逆ベクトル演算処理部５１４によって複素数データ列に変換される。そして、この複素数データ列はＦＦＴ逆変換処理部５１５によって復号離散データ列に変換され、処理済バッファ４１２に格納される。
この復号離散データ列が、ノイズ除去済再配置心音データとなる。

図５Ｃは、離散ウォルシュ・アダマール変換を用いたノイズ除去処理部４１１のソフトウェア機能を示すブロック図の例である。
離散データ列である再配置バッファ４０９に格納される再配置心音データは、ＷＨＴ変換処理部５２１によって、離散データ列のサンプル数と同数の係数データ列に変換される。係数データ列は係数フィルタ５２２によって、高次係数データの間引き処理が行われる。高次係数データの間引き処理が施された係数データ列は、ＷＨＴ逆変換処理部５２３によって、離散データ列と同数の復号離散データ列に変換され、処理済バッファ４１２に格納される。
この復号離散データ列が、ノイズ除去済再配置心音データとなる。
機能ブロック単位で見ると、図５Ｃに示した離散ウォルシュ・アダマール変換によるノイズ除去処理は、図５Ａの離散コサイン変換によるノイズ除去処理と全く変わらないように見える。しかし、周知のように離散ウォルシュ・アダマール変換は加減算の行列演算で実現できるため、圧倒的に計算量が少ない。したがって、低消費電力で演算能力が低いワンチップマイコンでも比較的容易に実装が可能である。

処理済バッファ４１２内のノイズ除去済再配置心音データは、配置復帰処理部４１３によって、心音波形の時間軸上の位置が再配置処理部４０８によって移動される前の状態に戻される。すなわち、切り出しアドレス情報Ａ７０２を再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１とＲ波アドレス情報Ｐ７０１との差に基いてずらしたアドレス情報を基に、処理済みバッファ内のノイズ除去済再配置心音データから心音波形を切り出す。そして、再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１とＲ波アドレス情報Ｐ７０１との差に基いて配置の復帰を行い、ノイズ除去済心音データとして出力する。

心音は血流の音を含む。血流の音とは、血液が血管を流れる際に、血管内壁と血液との摩擦で生じる音である。したがって、心拍の周期と強い相関性を有する。
そこで、心音から、心拍周期と強い相関性を有する周波数成分だけを取り出すことができれば、心拍周期と無関係のノイズを除去できる。
しかし、心拍の周期には生体特有のゆらぎを含むため、心拍の周期は微妙に一定ではない。
そこで、心拍データから心拍検出部４０７を用いてＲ波アドレス情報Ｐ７０１と切り出しアドレス情報Ａ７０２を取り出す。次に、再配置処理部４０８はＲ波アドレス情報Ｐ７０１からＲＲ間隔の平均値を算出し、再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１を導き出す。そして、心拍データに同期する心音データを強制的にその平均値周期に当てはめる。切り出した心音波形を等間隔に当てはめを行ってから直交変換、そして直交逆変換を施すことで、心音から心拍の周期と無関係なノイズ成分の除去が可能になる。
直交逆変換後は、Ｒ波アドレス情報Ｐ７０１と再配置Ｒ波アドレス情報Ｐ８０１と切り出しアドレス情報Ａ７０２に基づき、直交逆変換で取り出した波形を基の心拍周期に戻す。こうして、心音からのノイズ除去を実現することができる。

ノイズ除去済心音データは、図３Ａ及び図３Ｂに示されるように、血圧算出部３０３に入力される。血圧算出部３０３は、ノイズ除去済心音データの振幅を血圧算出部３０３内部のテーブルを参照して、血圧を算出する。

［第二実施形態：心拍パルス検出部９０１のソフトウェア機能］
発明者は、本発明を実現するに際し、心拍検出部４０７が心拍ピークデータの出力に誤ったパルスが含まれる場合がある事に気付いた。この原因を調査したところ、被測定者１０３の個人差により、Ｔ波のピーク値が高い場合に、Ｔ波をＲ波と誤検出する場合があることが判明した。そこで、心拍検出部４０７における、Ｒ波を検出する機能に関する改善について、以下に説明する。
図９は、心拍検出部４０７の一部の機能である、心拍パルス検出部９０１のソフトウェア機能を示すブロック図である。なお、心拍パルス検出部９０１はソフトウェアによって実現されているが、説明を簡単にするために擬似的なアナログ回路機能に代えて説明する。

心拍バッファ４０１、あるいは第一Ａ／Ｄ変換器２０４から出力される心拍データは、ディレイ９０２とピークホールド部９０３に供給される。ピークホールド部９０３は周知のアナログ回路におけるピークホールド回路と同様に、時定数を伴って減衰するピークホールド信号を出力する。ディレイ９０２は、ピークホールド部９０３の信号処理によって生じる遅延（latency: レイテンシ）と同じ遅延時間を入力データに与えて、後続する第一加算器９０４においてデータの時間軸を揃えるために設けられている。
第一加算器９０４はピークホールド部９０３のデータに対し、ディレイ９０２のデータを減算する。第一加算器９０４から出力されるデータは、第一コンパレータ９０６によって基準信号レベル値９０７と比較され、第一加算器９０４から出力されるデータが基準信号レベル値９０７以下の場合に論理の真を出力する。このようにして、第一コンパレータ９０６は入力されるデータから心拍のＲ波に相当するパルスを出力する。

第一コンパレータ９０６の出力論理信号は、カウンタ９０８に入力される。周期測定部ともいえるカウンタ９０８はシステムクロック９０９で第一コンパレータ９０６の出力論理信号の間隔を計数し、その値を出力する。
また、第一コンパレータ９０６の出力論理信号は、ラッチ９１０のリセット端子にもに入力される。ラッチ９１０はカウンタ９０８の出力データを記憶する。
カウンタ９０８の出力データとラッチ９１０の出力データは第二加算器９１１に入力される。第二加算器９１１はカウンタ９０８の出力データからラッチ９１０の出力データを減算する。
第二加算器９１１の出力データは、第二コンパレータ９１２に供給される。第二コンパレータ９１２は第二加算器９１１の出力データを基準差分値９１３と比較され、第二加算器９１１から出力されるデータが基準差分値９１３以上の場合に論理の真を出力する。このようにして、第二コンパレータ９１２は第二加算器９１１が出力する差分値が基準差分値９１３以上の値になった場合に、後続する時定数制御部９１４に論理の真を与える。
時定数制御部９１４は、第二コンパレータ９１２の出力論理値が真である場合に、ピークホールド部９０３の時定数を増加させる方向に制御する。

［第二実施形態：心拍パルス検出部９０１の動作］
図１０は、心拍パルス検出部９０１が正常にＲ波を検出した場合における、心拍パルス検出部９０１の各箇所におけるデータを模式的に示す波形図である。そして図１１は、心拍パルス検出部９０１がＲ波の検出に失敗した場合における、心拍パルス検出部９０１の各箇所におけるデータを模式的に示す波形図である。なお、図１０及び図１１では、説明を簡単にするため、心拍波形のうちＲ波とＴ波のみを示し、且つこれらを三角波と仮定し、波形の負方向の成分を捨象して説明する。
測定点Ｐ９２１における波形図は、ディレイ９０２によって時間軸がピークホールド部９０３の出力データと揃えられた心拍データである。一方、測定点Ｐ９２２における波形図は、ピークホールド部９０３の出力データである。すなわち、Ｒ波のピークから時定数を伴って減衰する波形のデータである。
測定点Ｐ９２３における波形図は、測定点Ｐ９２１における心拍データの反転値である。
測定点Ｐ９２４における波形図は、第一加算器９０４が出力するデータである。
測定点Ｐ９２５における波形図は、第一コンパレータ９０６が出力する論理値である。

先ず、図１０を参照して、心拍パルス検出部９０１の正常時における動作を説明する。
ピークホールド部９０３は、ピーク値を取得した時点から時定数を伴って減衰するデータを出力する。そして、減衰したデータが入力されるデータよりも小さくなると、ピークの検出が始まる。これが図１０における時点Ｔ１００１である。次に、入力されるデータがピークを過ぎて減衰を始めると、ピークホールド部９０３は時定数を伴って減衰するデータを出力する。これが図１０における時点Ｔ１００２である。そして、再度減衰したデータが入力されるデータよりも小さくなるまで、ピークホールド部９０３が形成するデータが出力される。これが時点Ｔ１００３である。
すなわち、時点Ｔ１００１から時点Ｔ１００２の間は、ピークホールド部９０３が形成するデータから入力されるデータが現れている状態である。逆に、時点Ｔ１００２から時点Ｔ１００３の間は、ピークホールド部９０３が形成するデータによって入力されるデータが隠れている（マスキングされている）状態である。

マスキングから現れている箇所のデータに対し、入力データを減算すると、仮にその部分の値がそれぞれ同じ絶対値であれば、ゼロになる。これが、測定点Ｐ９２４における時点Ｔ１００１から時点Ｔ１００２の間である。この、時点Ｔ１００１から時点Ｔ１００２を第一コンパレータ９０６で検出すれば、Ｒ波のピークを検出できる。
このようにして検出されたＲ波のピークによって検出されるＲＲ間隔である、間隔Ｒ１００４と間隔Ｒ１００５は近い値になる。間隔Ｒ１００４と間隔Ｒ１００５の差は、人間の心拍のゆらぎに基づく、小さい値である。
実際には、入力データに含まれるオフセットや第一コンパレータ９０６に印加される基準信号レベル値９０７の誤差等の要因で、第一コンパレータ９０６による時点Ｔ１００１と時点Ｔ１００２の捕捉には誤差が生じるが、実用上は問題ない。

以上を踏まえて、図１１を参照して、心拍パルス検出部９０１の異常時における動作を説明する。
図１１中、時点Ｔ１１０１は図１０の時点Ｔ１００１と同じである。同様に、時点Ｔ１１０２は図１０の時点Ｔ１００２と同じであり、時点Ｔ１１０５は図１０の時点Ｔ１００３と同じである。
Ｔ波のピーク値がＲ波に近い位大きいか、及び／又はピークホールド部９０３の時定数が小さい場合は、Ｔ波もマスキングから現れてしまう。これが図１１における時点Ｔ１１０３からＴ１１０４の間である。すると、本来検出されるべきでないＴ波もＲ波と間違って第一コンパレータ９０６から出力されてしまう。
このようにして検出されたＲ波のピークによって検出されるＲＲ間隔である、間隔Ｒ１１０６と間隔Ｒ１１０７は大幅に異なる値になる。

このように、Ｒ波の検出が正常であるか否かは、現在のＲＲ間隔と直前のＲＲ間隔とを比較することで判定できる。これが、カウンタ９０８、ラッチ９１０、第二加算器９１１と第二コンパレータ９１２の役割である。
ピークホールド部９０３の時定数が常時最適な値であれば理想的ではあるが、そのような値を割り出すことは困難である。そこで、本実施形態の心拍パルス検出部９０１は、ピークホールド部９０３の時定数を適応的に制御する。すなわち、Ｒ波の検出が異常状態であると判断した場合には、ピークホールド部９０３の時定数を増加させる。これが、時定数制御部９１４の役割である。

［第三実施形態：生体信号検出装置の全体構成］
第一実施形態では、血圧測定システム１０１を開示した。第一実施形態の血圧測定システム１０１は、心音信号と心拍信号を与えることで、心音信号からノイズを除去し、血圧を算出できる。血圧測定システム１０１では、心音信号を音響マイクで、心拍信号をＬＥＤ２０９とフォトダイオード２１０よりなる光電センサで検出していた。これらセンサは人体と接触する必要がある。もし、これらのセンサを人体に非接触で実現できれば、乗用車等に組み込む車載用血圧測定システム１２０１を実現できる。

図１２は車載用血圧測定システム１２０１の全体構成を示す概略図である。
車載用血圧測定システム１２０１は、生体信号検出装置１２０２と、心音検出装置１２０３と、血圧測定装置１２０４よりなる。このうち血圧測定装置１２０４は、第一実施形態で説明した血圧測定システム１０１の、信号処理部３０２及び血圧算出部３０３と等価である。
心音検出装置１２０３は、ヘリカルアンテナ１２０５から凡そ６０ＭＨｚ程度の微弱な電波を運転者１２０６に照射して、その反射波から心音信号を検出する。

生体信号検出装置１２０２には、３つのアンテナが接続されている。
第一アンテナ１２０７は凡そ５〜１０ｃｍ四方の金属板であり、ドライバーシート１２０８の背もたれ１２０８ａに埋め込まれている。
第二アンテナ１２０９も第一アンテナ１２０７と同様、凡そ５〜２０ｃｍ四方の金属板であり、ドライバーシート１２０８のシート１２０８ｂに埋め込まれている。
第三アンテナ１２１０は自動車のステアリング１２１１に金属線として埋め込まれる。また、第三アンテナ１２１０はステアリング１２１１に埋め込む代わりに、ステアリング１２１１近傍のダッシュボードに埋め込んでもよい。その際、第三アンテナ１２１０の形状は第一アンテナ１２０７及び第二アンテナ１２０９と同様の、凡そ５〜１０ｃｍ四方の金属板で形成される。

生体信号検出装置１２０２の交流抵抗検出部１２１２は、第一アンテナ１２０７から数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚ程度の、ＨＦ帯の微弱な無変調電波を発する。そして、第二アンテナ１２０９と第三アンテナ１２１０からそれぞれ電波を受信する。交流抵抗検出部１２１２は、生体信号を含む信号を出力するので、バンドパスフィルタ（以下「ＢＰＦ」と略）１２１３でＤＣオフセット成分と高周波ノイズ成分を除去し、心電信号に略等しい生体信号を出力する。
こうして、生体信号検出装置１２０２から得られる生体信号と、心音検出装置１２０３から得られる心音信号は、それぞれ血圧測定装置１２０４に入力され、被測定者１０３の血圧が測定される。

図１３は、生体信号検出装置１２０２の機能ブロック図である。
発振源１３０１は数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚ程度の、ＨＦ帯の無変調高周波信号を生成する。この無変調高周波信号は第一アンテナ１２０７から無変調電波として送信される。
第二アンテナ１２０９には、コイルＬ１３０２とコンデンサＣ１３０３よりなる同調回路が接続されている。第三アンテナ１２１０にも、コイルＬ１３０４とコンデンサＣ１３０５よりなる同調回路が接続されている。
第二アンテナ１２０９が接続されている同調回路の出力信号は、第一ミキサ１３０６に印加される。第一ミキサ１３０６には発振源１３０１の無変調高周波信号も入力される。
第三アンテナ１２１０が接続されている同調回路の出力信号は、第二ミキサ１３０７に印加される。第二ミキサ１３０７には、発振源１３０１の無変調高周波信号が、第一π／２移相回路１３０８を通じて入力される。すなわち、第二ミキサ１３０７には発振源１３０１の無変調高周波信号がπ／２だけ位相が遅れた信号が入力される。なお、第一ミキサ１３０６と第二ミキサ１３０７は、例えばデュアルゲートＦＥＴ等が利用可能である。

第一ミキサ１３０６には、第二アンテナ１２０９が接続されている同調回路の出力信号と、発振源１３０１の無変調高周波信号とが供給され、これらの周波数成分の和信号と差信号が第一ミキサ１３０６の出力信号として、第一ＬＰＦ１３０９に供給される。第一ＬＰＦ１３０９は、入力された周波数成分の和信号と差信号のうち、差信号のみを出力する。そして、第一ＬＰＦ１３０９の出力信号は、第二π／２移相回路１３１０によってπ／２だけ位相が遅延される。
第二ミキサ１３０７には、第三アンテナ１２１０が接続されている同調回路の出力信号と、発振源１３０１の無変調高周波信号がπ／２移相された信号とが供給され、これらのの周波数成分の和信号と差信号が第二ミキサ１３０７の出力信号として、第二ＬＰＦ１３１１に供給される。第二ＬＰＦ１３１１は、入力された周波数成分の和信号と差信号のうち、差信号のみを出力する。
第二π／２移相回路１３１０の出力信号と、第二ＬＰＦ１３１１の出力信号は、それぞれ差動増幅器１３１２に入力される。差動増幅器１３１２は、第二π／２移相回路１３１０の出力信号と、第二ＬＰＦ１３１１の出力信号の同相成分を打ち消し、逆相成分のみを出力する。そして、差動増幅器１３１２の出力信号はＢＰＦ１２１３に入力される。
二つの同調回路を除けば、第一ミキサ１３０６、第二ミキサ１３０７、第一π／２移相回路１３０８、第一ＬＰＦ１３０９、第二π／２移相回路１３１０、第二ＬＰＦ１３１１は、周知の同期検波回路と変わらない。

心拍、すなわち血流の圧力変化は、人体のインピーダンス変化という現象をもたらす。心拍信号に略等しい心電信号は、人体の複数箇所に電極を接続して、微弱な交流信号を流して、人体のインピーダンス変化を検出する。本実施形態の生体信号検出装置１２０２は、電波を用いて、この人体のインピーダンス変化を非接触で検出する。
しかし、電波の伝搬は送信側と受信側との間に介在する物体の存在により、受信側の検出信号のゲインが大幅に変動する。図１２の場合、被測定者である運転者１２０６が少しでも動いただけで、受信側の信号レベルが大幅に変動する。
そこで、本実施形態の生体信号検出装置１２０２は、同期検波回路を応用した。受信側にアンテナと同調回路を二つ設けることで、人体の動きに基づく信号レベルの変動は、差動増幅器１３１２で同相成分として打ち消され、人体のインピーダンス変化に基づく信号レベルの変動は、差動増幅器１３１２で逆相成分として検出される。すなわち、人体のインピーダンス変化は、無変調高周波信号に対し、振幅変調を生じさせることと等価となる。

図１４は、心音検出装置１２０３の機能ブロック図である。この心音検出装置１２０３は、本願の発明者が「脈拍センサ」として出願済（特願２０１３−２１７０９３号）の技術内容である。
心音検出装置１２０３は、以下に記す、二つの要素に分けられる。
第一は、対象物に進行波である電波を送信し、対象物から反射される反射波を受信して抽出する要素である。この第一の要素には、パルス波生成部１４０２、ＢＰＦ１４０３、第一ＲＦ増幅器１４０４、方向性結合器１４０５及びヘリカルアンテナ１２０５（第四アンテナ）が含まれる。
第二は、進行波と反射波から周波数差信号を生成し、更に脈拍の信号を抽出する要素である。この第二の要素としては、第二ＲＦ増幅器１４０８、第三ＲＦ増幅器１４０９、第三ミキサ１４１０、第四ミキサ１４１２、第三ＬＰＦ１４１４、第四ＬＰＦ１４１５、差動増幅器１４１６及び第五ＬＰＦ１４１７が含まれる。

信号生成部ともいえるパルス波生成部１４０２は、比較的低い周波数のパルスを生成する。このパルス波生成部１４０２で生成されるパルスの周波数は、例えば１ＭＨｚである。
ＢＰＦ１４０３は、パルス波生成部１４０２が生成したパルスから高調波成分を取り出す。ＢＰＦ１４０３の中心周波数と帯域幅は、例えば６０ＭＨｚ±３ＭＨｚである。ＢＰＦ１４０３は例えばＬＣ共振回路を多段接続した回路構成が利用可能である。
第一ＲＦ増幅器１４０４は、ＢＰＦ１４０３を通過した高調波成分の信号を増幅する。

第一ＲＦ増幅器１４０４によって増幅された高調波成分の信号は、方向性結合器１４０５の入力端子（図１４中「ＩＮ」）に入力される。そして、この高調波成分の信号は方向性結合器１４０５の出力端子（図１４中「ＯＵＴ」）に接続されたヘリカルアンテナ１２０５に供給される。
方向性結合器１４０５は、コイル、コンデンサ及び抵抗で形成され、ＶＳＷＲ計（電圧定在波比：Voltage Standing Wave Ratio）等に用いられる周知の回路素子である。方向性結合器１４０５は、第一の伝送路に含まれる進行波と反射波に基づいて、進行波に比例した出力信号と、反射波に比例した出力信号とをそれぞれ出力することができる。

ヘリカルアンテナ１２０５は、高調波成分の信号に基づく、複数の周波数の電波を発する。そして、人体等の対象物によって反射された電波は、ヘリカルアンテナ１２０５によって受信され、方向性結合器１４０５の内部で定在波を生じる。
方向性結合器１４０５の分離端子（図１４中「Ｉｓｏｌａｔｅｄ」）には、ヘリカルアンテナ１２０５を通じて出力端子から入力される電波の信号（反射波）に比例した信号が出力される。
方向性結合器１４０５の結合端子（図１４中「Ｃｏｕｐｌｅｄ」）には、入力端子に入力される高調波成分の信号（進行波）に比例した信号が出力される。
結合端子は、抵抗Ｒ１４０７を介して接地ノードに接続されている。抵抗Ｒ１４０７としては方向性結合器１４０５及びヘリカルアンテナ１２０５のインピーダンスに等しい抵抗値が設定される。多くの場合、５０Ωか７５Ωである。

第二ＲＦ増幅器１４０８は、ＢＰＦ１４０３を通過した高調波成分の信号（進行波）を増幅する。
第三ＲＦ増幅器１４０９は、方向性結合器１４０５の分離端子から出力される、ヘリカルアンテナ１２０５を通じて出力端子から入力される電波の信号（反射波）を増幅する。
第二ＲＦ増幅器１４０８の出力信号は、第三ミキサ１４１０に供給されると共に、反転増幅器１４１１を介して第四ミキサ１４１２に供給される。
第三ＲＦ増幅器１４０９の出力信号は、第四ミキサ１４１２に供給されると共に、バッファ１４１３を介して第三ミキサ１４１０に供給される。なお、第二ＲＦ増幅器１４０８の出力信号と第三ＲＦ増幅器１４０９の出力信号は、位相が異なっていても所望の信号を第三ミキサ１４１０及び第四ミキサ１４１２から得られる。したがって、反転増幅器１４１１の代わりにバッファ（非反転増幅器）を用いてもよい。
こうして、第三ミキサ１４１０と第四ミキサ１４１２は、それぞれ進行波と反射波の乗算信号を出力する。ここで、第三ミキサ１４１０と第四ミキサ１４１２としては、例えばデュアルゲートＦＥＴ等が利用可能である。

第三ミキサ１４１０の出力信号は、第三ＬＰＦ１４１４に供給される。第三ＬＰＦ１４１４は、第三ミキサ１４１０から出力される進行波と反射波の乗算信号のうち、進行波と反射波の、それぞれの周波数の差の信号を出力する。
同様に、第四ミキサ１４１２の出力信号は、第四ＬＰＦ１４１５に供給される。第四ＬＰＦ１４１５は、第四ミキサ１４１２から出力される進行波と反射波の乗算信号のうち、進行波と反射波の周波数の差の信号を出力する。
第三ＬＰＦ１４１４の出力信号と、第四ＬＰＦ１４１５の出力信号は、それぞれ差動増幅器１４１６に入力される。オペアンプよりなる差動増幅器１４１６は、第三ＬＰＦ１４１４の出力信号と、第四ＬＰＦ１４１５の出力信号からノイズ成分を除去した信号を出力する。
差動増幅器１４１６の出力信号は、第五ＬＰＦ１４１７に供給される。第五ＬＰＦ１４１７は、差動増幅器１４１６の出力信号から比較的高い周波数の交流成分を除去して、人体の心音を示す低周波信号を通過させる。

以上説明したように、第一実施形態で説明した技術内容に基づく血圧測定装置１２０４に、本実施形態で説明した生体信号検出装置１２０２が出力する心拍信号と、心音検出装置１２０３が出力する心音信号を与えることで、人体に非接触でかつ連続的に血圧を測定できる血圧測定システム１０１を実現することができる。

以上説明した実施形態には、以下に記す応用例が可能である。
（１）図１３に示した生体信号検出装置１２０２の、第一ＬＰＦ１３０９の後段に接続されている第二π／２移相回路１３１０は、第二ＬＰＦ１３１１の後段に接続してもよい。この時、第一ＬＰＦ１３０９の出力信号は、同期検波回路における「ＵＳＢ＋ＬＳＢ」（Upper Side Band, Lower Side Band）であり、第二ＬＰＦ１３１１の後段に接続される第二π／２移相回路１３１０の出力信号は、同期検波回路における「ＵＳＢ−ＬＳＢ」である。そして差動増幅器１３１２は、ＵＳＢの信号を出力することとなる。

（２）第一実施形態における血圧測定システム１０１と、第三実施形態における車載用血圧測定システム１２０１は、
被測定者１０３の心拍信号を出力する生体信号検出装置１２０２と、
前記被測定者１０３の心音信号を出力する心音検出装置１２０３と、
前記生体信号検出装置１２０２から出力される心拍信号と、前記心音検出装置１２０３から出力される心音信号を用いて、被測定者１０３の血圧を測定する血圧測定装置１２０４と
という構成において等しい。
第一実施形態における生体信号検出装置１２０２は、被測定者１０３の外耳１０３ａに装着する心拍センサ１０４である。
第一実施形態における心音検出装置１２０３は、被測定者１０３の胸に貼付する心音マイク１０５である。

（３）特許文献１に開示される血圧測定方法は、心音の振幅と血圧に相関性があることを利用して、心音の振幅と血圧との対応関係をデータにしたテーブルを参照して、心音の振幅を血圧のデータに変換する技術を基礎としている。この技術内容を応用し、心音の振幅の代わりに、心音を構成する信号の周波数と血圧の対応関係をデータにしたテーブルを用意して、心音の周波数成分から血圧のデータに変換することが可能である。この場合、ノイズ除去処理部４１１の内部から、心音を構成する周波数に関する情報を取り出すことで、心音の周波数成分から血液データへの変換が実現できるので、図５ＡのＤＣＴ逆変換処理部５０３又は図５ＢのＦＦＴ逆変換処理部５１５又は図５ＣのＷＨＴ逆変換処理部５２３、そして図４の配置復帰処理部４１３が不要になる。

（４）第二実施形態における心拍パルス検出部９０１は、単独で心拍検出装置として実施可能である。心拍信号を扱う様々な装置やアプリケーションに、容易に心拍パルス検出部９０１を組み込むことが可能である。

本実施形態では、血圧測定システムについて説明した。
第一実施形態の血圧測定システム１０１では、特に心音信号と心拍信号を用いて心音信号に混入するノイズを除去することが可能な信号処理部３０２について説明した。この信号処理装置３０６は、周期的変動を伴う心拍信号のＲ波を検出して、ＲＲ間隔の平均値を求める。そして、心拍信号と同期して周期的変動を伴う心音信号の波形を、強制的にＲＲ間隔の平均値の間隔に再配置する。再配置後、直交変換、直交逆変換を用いたノイズ除去を行い、得られた波形の配置を元に戻す。このように再配置処理をノイズ除去の前後に行うことで、心拍の周期と無関係なノイズ成分を効果的に除去することができる。

第二実施形態の心拍パルス検出部９０１では、心拍信号のＲ波の検出に機能するピークホールド部９０３の時定数を適応的に制御することで、Ｒ波の誤検出の可能性を極力減らすことができる。この技術は、本明細書で開示する血圧測定システムのみならず、心拍を検出する機器全般で信頼性の向上に寄与する。

第三実施形態の車載用血圧測定システム１２０１では、電波を用いて被測定者に対し非接触にて心拍信号を検出する、生体信号検出装置１２０２について説明した。発振源１３０１から第一アンテナ１２０７を通じて送信する電波を、第二アンテナ１２０９と第三アンテナ１２１０とでそれぞれ受信し、同期検波を行う。被測定者、すなわち人体のインピーダンス変化は、無変調電波に対し振幅変調と同等の効果を生じさせ、人体の存在によって生じる受信電波のゲイン変動は、差動増幅器１３１２によって打ち消される。このように同期検波を用いることにより、被測定者に対し非接触にて心拍信号を検出できる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載した本発明の要旨を逸脱しない限りにおいて、他の変形例、応用例を含む。
例えば、上記した実施形態は本発明をわかりやすく説明するために装置及びシステムの構成を詳細にかつ具体的に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることは可能であり、更にはある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることも可能である。
また、上記の各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計するなどによりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行するためのソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ（Solid State Drive）等の揮発性あるいは不揮発性のストレージ、または、ＩＣカード、光ディスク等の記録媒体に保持することができる。
また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしもすべての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。

１０１…血圧測定システム、１０２…センサ駆動装置、１０３…被測定者、１０４…心拍センサ、１０５…心音マイク、１０６…情報処理装置、２０１…ＣＰＵ、２０２…ＲＯＭ、２０３…ＲＡＭ、２０４…第一Ａ／Ｄ変換器、２０５…第二Ａ／Ｄ変換器、２０６…第一バッファ、２０７…第二バッファ、２０８…バス、２０９…ＬＥＤ、２１０…フォトダイオード、２１３…第一オペアンプ、２１４…第二オペアンプ、２１５…近距離無線通信部、２２１…ＣＰＵ、２２２…ＲＯＭ、２２３…ＲＡＭ、２２４…不揮発性ストレージ、２２５…表示部、２２６…操作部、２２７…近距離無線通信部、２２８…バス、２２９…タッチパネルディスプレイ、３０１…発光制御部、３０２…信号処理部、３０３…血圧算出部、３０４…入出力制御部、３０６…信号処理装置、４０１…心拍バッファ、４０２…ディレイ、４０３…心音バッファ、４０７…心拍検出部、４０８…再配置処理部、４０９…再配置バッファ、４１０…補間処理部、４１１…ノイズ除去処理部、４１２…処理済バッファ、４１３…配置復帰処理部、５０１…ＤＣＴ変換処理部、５０２…係数フィルタ、５０３…ＤＣＴ逆変換処理部、５１１…ＦＦＴ変換処理部、５１２…ベクトル演算処理部、５１３…ローパスフィルタ、５１４…逆ベクトル演算処理部、５１５…ＦＦＴ逆変換処理部、５２１…ＷＨＴ変換処理部、５２２…係数フィルタ、５２３…ＷＨＴ逆変換処理部、９０１…心拍パルス検出部、９０２…ディレイ、９０３…ピークホールド部、９０４…第一加算器、９０６…第一コンパレータ、９０７…基準信号レベル値、９０８…カウンタ、９０９…システムクロック、９１０…ラッチ、９１１…第二加算器、９１２…第二コンパレータ、９１３…基準差分値、９１４…時定数制御部、１２０１…車載用血圧測定システム、１２０２…生体信号検出装置、１２０３…心音検出装置、１２０４…血圧測定装置、１２０５…ヘリカルアンテナ、１２０６…運転者、１２０７…第一アンテナ、１２０８…ドライバーシート、１２０９…第二アンテナ、１２１０…第三アンテナ、１２１１…ステアリング、１２１２…交流抵抗検出部、１２１３…ＢＰＦ、１３０１…発振源、１３０６…第一ミキサ、１３０７…第二ミキサ、１３０８…第一π／２移相回路、１３０９…第一ＬＰＦ、１３１０…第二π／２移相回路、１３１１…第二ＬＰＦ、１３１２…差動増幅器、１４０２…パルス波生成部、１４０３…ＢＰＦ、１４０４…第一ＲＦ増幅器、１４０５…方向性結合器、１４０８…第二ＲＦ増幅器、１４０９…第三ＲＦ増幅器、１４１０…第三ミキサ、１４１１…反転増幅器、１４１２…第四ミキサ、１４１３…バッファ、１４１４…第三ＬＰＦ、１４１５…第四ＬＰＦ、１４１６…差動増幅器、１４１７…第五ＬＰＦ

Claims (2)

1. 被測定者の心拍信号を出力する生体信号検出装置から出力される前記心拍信号のデータである心拍データが格納される心拍バッファと、
   前記被測定者の心音信号を出力する心音検出装置から出力される前記心音信号のデータである心音データが格納される心音バッファと、
   前記心拍データから心拍波形におけるＲ波のアドレスを示すＲ波アドレス情報と、心拍波形の範囲を示す切り出しアドレス情報を出力する心拍検出部と、
   前記Ｒ波アドレス情報と前記切り出しアドレス情報に基いて前記心音データから所望のデータ部分を切り出した上で、前記心音バッファ内の前記心音データと前記Ｒ波アドレス情報からＲＲ間隔の平均値であるＲＲ平均値を算出して、前記データ部分を再配置して、再配置心音データを形成する再配置処理部と、
   前記再配置心音データから直交変換及び直交逆変換を用いてノイズ成分を除去してノイズ除去済再配置心音データを形成するノイズ除去処理部と、
   前記Ｒ波アドレス情報と前記切り出しアドレス情報を用いて、前記ノイズ除去済再配置心音データの時間軸上の配置を前記心音バッファ内の前記心音データの状態に戻す配置復帰処理部と
   を具備し、
   前記ノイズ除去処理部は、
   入力される離散データ列を離散ウォルシュ・アダマール変換して係数データ列に変換するＷＨＴ変換処理部と、
   前記係数データ列の高次係数データの間引き処理を行う係数フィルタと、
   前記係数フィルタから出力されるデータ列を離散ウォルシュ・アダマール逆変換して復号離散データ列を生成するＷＨＴ逆変換処理部と
   を具備する、生体信号処理装置。
2. 生体信号検出装置と、心音検出装置と、血圧測定装置とを具備する血圧測定システムであって、
   前記血圧測定装置は、
   前記生体信号検出装置から出力される心拍信号と、前記心音検出装置から出力される心音信号を用いて、前記心音信号のノイズを除去する生体信号処理装置と、
   前記生体信号処理装置から出力されるノイズ除去済心音データを用いて被測定者の血圧を算出する血圧算出部と
   を有し、
   前記生体信号処理装置は、
   被測定者の心拍信号を出力する生体信号検出装置から出力される前記心拍信号のデータである心拍データが格納される心拍バッファと、
   前記被測定者の心音信号を出力する心音検出装置から出力される前記心音信号のデータである心音データが格納される心音バッファと、
   前記心拍データから心拍波形におけるＲ波のアドレスを示すＲ波アドレス情報と、心拍波形の範囲を示す切り出しアドレス情報を出力する心拍検出部と、
   前記Ｒ波アドレス情報と前記切り出しアドレス情報に基いて前記心音データから所望のデータ部分を切り出した上で、前記心音バッファ内の前記心音データと前記Ｒ波アドレス情報からＲＲ間隔の平均値であるＲＲ平均値を算出して、前記データ部分を再配置して、再配置心音データを形成する再配置処理部と、
   前記再配置心音データから直交変換及び直交逆変換を用いてノイズ成分を除去してノイズ除去済再配置心音データを形成するノイズ除去処理部と、
   前記Ｒ波アドレス情報と前記切り出しアドレス情報を用いて、前記ノイズ除去済再配置心音データの時間軸上の配置を前記心音バッファ内の前記心音データの状態に戻す配置復帰処理部と
   を具備し、
   前記ノイズ除去処理部は、
   入力される離散データ列を離散ウォルシュ・アダマール変換して係数データ列に変換するＷＨＴ変換処理部と、
   前記係数データ列の高次係数データの間引き処理を行う係数フィルタと、
   前記係数フィルタから出力されるデータ列を離散ウォルシュ・アダマール逆変換して復号離散データ列を生成するＷＨＴ逆変換処理部と
   を具備する、血圧測定システム。

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