(57)【要約】【課題】体動の影響を低減した信号を生成する。【解決手段】生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部を具備する信号処理装置。【選択図】図３
2019097735.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部
を具備する信号処理装置。
【請求項２】
前記信号処理部は、
前記検出信号の前記包絡線を生成する包絡線生成部と、
前記包絡線の強度をγ乗（γ＞１）して抑制係数Ａ（Ａ＞１）で乗算することで補正値を算定する演算処理部と、
前記検出信号の強度を前記補正値で除算する除算部とを含む
請求項１の信号処理装置。
【請求項３】
前記包絡線生成部は、前記検出信号の移動最大値の時系列を前記包絡線として生成する
請求項２の信号処理装置。
【請求項４】
前記包絡線生成部は、
前記検出信号を全波整流する全波整流回路と、
前記全波整流後の信号を平滑化する平滑回路とを含む
請求項２の信号処理装置。
【請求項５】
生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部と、
前記信号処理部による処理後の信号を周波数スペクトルに変換する変換部と、
前記周波数スペクトルのうち強度が最大となるピークの周波数から前記生体の脈拍数を特定する脈拍特定部と
を具備する脈拍解析装置。
【請求項６】
生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する
信号処理方法。
【請求項７】
生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部
としてコンピューターを機能させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、信号を処理する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体を通過した光の強度に応じた信号を処理する技術が従来から提案されている。例えば特許文献１には、生体を通過した光の強度に応じた電気信号から、被験者の血中酸素飽和度の算定に利用される包絡線データを生成する技術が開示されている。被験者の体動に起因する誤差を低減した血中酸素飽和度を算定するために、包絡線データが利用される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１２−２４３２０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、特許文献１の技術では、体動に起因する誤差を充分に低減して血中酸素飽和度を高精度に算定することが必ずしもできない。以上の事情を考慮して、本発明の好適な態様は、体動の影響を低減した信号を生成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
以上の課題を解決するために、本発明の好適な態様に係る信号処理装置は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する。検出信号のうち体動が発生した部分における包絡線の強度は、体動がない部分の強度と比較して高くなる。以上の態様では、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調されるから、体動の影響を低減した信号を生成することができる。
【０００６】
本発明の好適な態様において、信号処理部は、前記検出信号の前記包絡線を生成する包絡線生成部と、前記包絡線の強度をγ乗（γ＞１）して抑制係数Ａ（Ａ＞１）で乗算することで補正値を算定する演算処理部と、前記検出信号の強度を前記補正値で除算する除算部とを含む。以上の態様では、包絡線の強度をγ乗して抑制係数Ａで乗算することで算定された補正値により、検出信号の強度が除算されるから、体動の影響を低減した信号を生成することができる。
【０００７】
本発明の好適な態様において、前記包絡線生成部は、前記検出信号の移動最大値の時系列を前記包絡線として生成する。以上の態様では、検出信号の移動最大値の時系列が包絡線として生成されるから、例えばヒルベルト変換により包絡線を生成する構成と比較して、信号処理装置の処理負荷が軽減される。
【０００８】
本発明の好適な態様において、前記包絡線生成部は、前記検出信号を全波整流する全波整流回路と、前記全波整流後の信号を平滑化する平滑回路とを含む。以上の態様では、検出信号を全波整流して当該全波整流後の信号を平滑化することで、包絡線が特定されるから、例えばヒルベルト変換により包絡線を生成する構成と比較して、信号処理装置の処理負荷が軽減される。
【０００９】
本発明の好適な態様に係る脈拍解析装置は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部と、
前記信号処理部による処理後の信号を周波数スペクトルに変換する変換部と、前記周波数スペクトルのうち強度が最大となるピークの周波数から前記生体の脈拍数を特定する脈拍特定部とを具備する。検出信号のうち体動が発生した部分における絡線の強度は、体動がない部分の強度と比較して高くなる。以上の態様では、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調されるから、体動の影響を低減した信号を生成することができる。また、信号処理部による処理後の信号から生体の脈拍数が特定されるから、体動が発生した場合でも高精度に生体の脈拍数を特定することができる。
【００１０】
本発明の好適な態様に係る信号処理方法は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する。
【００１１】
本発明の好適な態様に係るプログラムは、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する信号処理部としてコンピューターを機能させる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の第１実施形態に係る脈拍解析装置の側面図である。
【図２】脈拍解析装置の機能に着目した構成図である。
【図３】信号処理部の構成図である。
【図４】前処理部が生成した検出信号を示すグラフである。
【図５】包絡線生成部が生成した包絡線を示すグラフである。
【図６】演算処理部が生成した補正包絡線を示すグラフである。
【図７】信号処理部が生成した検出信号を示すグラフである。
【図８】変換部が生成した周波数スペクトルを示すグラフである。
【図９】制御装置が実行する処理のフローチャートである。
【図１０】体動の影響が含まれる検出信号を示すグラフである。
【図１１】図１０の検出信号から生成された周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１２】補正処理により生成された検出信号を示すグラフである。
【図１３】図１２の検出信号から生成された周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１４】係数γおよび抑制係数Ａの双方を１に設定した場合に生成される検出信号を示すグラフである。
【図１５】係数γを１に設定した場合に生成される検出信号を示すグラフである。
【図１６】抑制係数Ａを１に設定した場合に生成される検出信号を示すグラフである。
【図１７】図１４から図１６の検出信号から生成される周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１８】第２実施形態に係る信号処理部の構成図である。
【図１９】包絡線生成部の回路図である。
【図２０】第３実施形態に係る脈拍解析装置の使用例を示す模式図である。
【図２１】第３実施形態に係る脈拍解析装置の他の使用例を示す模式図である。
【図２２】変形例における脈拍解析装置の構成図である。
【図２３】変形例における脈拍解析装置の構成図である。
【図２４】変形例における脈拍解析装置の構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る脈拍解析装置１００の側面図である。脈拍解析装置１００は、被験者の脈拍数（１分間における拍動の回数）を非侵襲的に測定する測定機器である。被験者の身体のうち特定の部位（以下「測定部位」という）Ｈに脈拍解析装置１００が装着される。例えば手首や上腕が測定部位Ｈとして例示される。
【００１４】
脈拍解析装置１００は、測定部位Ｈに装着される。第１実施形態の脈拍解析装置１００は、図１に例示される通り、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の携帯機器である。脈拍解析装置１００は、測定部位Ｈにベルト１４を巻回することで被験者の身体に装着される。
【００１５】
図２は、脈拍解析装置１００の電気的な構成図である。脈拍解析装置１００は、検出装置３０と制御装置２２と表示装置２３とを具備する。制御装置２２は、筐体部１２の内部に設置される。表示装置２３（例えば液晶表示パネル）は、図１に例示される通り、例えば筐体部１２における測定部位Ｈとは反対側の表面に設置される。表示装置２３は、測定結果を含む各種の画像を制御装置２２による制御のもとで表示する。
【００１６】
検出装置３０は、測定部位Ｈの状態に応じた検出信号Ｚaを生成する光学センサーモジュールである。図２に例示される通り、第１実施形態の検出装置３０は、発光部３１と受光部３２と駆動回路３３とＡ／Ｄ変換器３４とを具備する。発光部３１および受光部３２は、例えば筐体部１２において測定部位Ｈに対向する位置に設置される。なお、駆動回路３３およびＡ／Ｄ変換器３４の一方または双方を検出装置３０とは別体の外部回路として設置してもよい。
【００１７】
発光部３１は、測定部位Ｈに光を照射する光源である。第１実施形態の発光部３１は、例えばインコヒーレントな光を出射するＬＥＤ（Light Emitting Diode）等の発光素子が発光部３１として好適に利用される。駆動回路３３は、発光部３１を発光させる。なお、相異なる波長の光を出射する複数の発光部３１を利用してもよい。
【００１８】
発光部３１から測定部位Ｈに入射した光は、測定部位Ｈの内部を通過しながら拡散反射を繰返したうえで生体の外部に出射する。具体的には、測定部位Ｈの内部に存在する動脈（例えば、上腕動脈、橈骨動脈または尺骨動脈）等の血管と血管内の血液とを通過した光が測定部位Ｈから出射する。
【００１９】
受光部３２は、測定部位Ｈから到来する光を受光する。第１実施形態の受光部３２は、測定部位Ｈから到達する光の強度の時間変化を表す検出信号（つまり生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号）Ｚa’を生成する。例えば、受光部３２は、受光強度に応じた電荷を発生するフォトダイオード（ＰＤ：Photo Diode）等の受光素子を含む。検出信号Ｚa’は、測定部位Ｈからの受光強度に応じたアナログの電圧信号である。測定部位Ｈの内部の血管は、拍動と同等の周期で反復的に拡張および収縮するから、測定部位Ｈからの受光レベルに応じて受光部３２が生成する検出信号Ｚa’は、測定部位Ｈの血管の血流量の変動に対応した周期的な変動成分を含む脈波信号である。すなわち、検出信号Ｚa’には、拍動を表す成分が含まれている。検出信号Ｚa’の時間長は、想定される拍動の周期の２倍以上（例えば１６秒）が好適である。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の検出装置３０は、発光部３１と受光部３２とが測定部位Ｈに対して片側に位置する反射型の光学センサーである。ただし、発光部３１と受光部３２とが測定部位Ｈを挟んで反対側に位置する透過型の光学センサーを検出装置３０として利用してもよい。
【００２０】
Ａ／Ｄ変換器３４は、受光部３２が生成したアナログの検出信号Ｚa’からデジタルの検出信号Ｚaを生成する。検出信号Ｚaは、受光部３２による受光の強度に応じたデジタル信号である。第１実施形態のＡ／Ｄ変換器３４の分解能が１２bit（４０９６段階）である場合を便宜的に想定する。なお、Ａ／Ｄ変換器３４の分解能は任意である。Ａ／Ｄ変換器３４が生成した検出信号Ｚaは、制御装置２２に供給される。
【００２１】
制御装置２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置であり、脈拍解析装置１００の全体を制御する。なお、制御装置２２の機能を複数の集積回路に分散した構成、または、制御装置２２の一部または全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。第１実施形態の制御装置２２は、記憶装置（図示略）に記憶されたプログラムを実行することで、検出装置３０が生成した検出信号Ｚaから脈拍数を特定するための複数の機能（信号処理部２２１，変換部２２３，脈拍特定部２２５）を実現する。なお、制御装置２２の一部の機能を専用の電子回路で実現してもよい。
【００２２】
図３は、信号処理部２２１の構成図である。信号処理部２２１は、Ａ／Ｄ変換器３４が生成した検出信号Ｚaから、脈拍数の特定に利用される時間領域の検出信号Ｚeを生成する。第１実施形態の信号処理部２２１は、前処理部８１と包絡線生成部８３と演算処理部８５と除算部８７とを具備する。
【００２３】
前処理部８１は、Ａ／Ｄ変換器３４が生成した検出信号Ｚaから、拍動を表す成分を含む時間領域の検出信号Ｚbを生成する。図４は、検出信号Ｚbを示すグラフである。具体的には、前処理部８１は、検出信号Ｚaのうち拍動を表す成分（例えば周波数帯域０．４Ｈｚ〜４Ｈｚ（２４ｂｐｍ〜２４０ｂｐｍ）の成分）を抽出し、当該抽出した成分の強度が最小値を−１として最大値を１とする範囲になるように規格化することで、検出信号Ｚbを生成する。拍動を表す成分の抽出には、例えば特定の周波数帯域の成分を通過させる帯域通過フィルターが利用される。図４に例示される通り、検出信号Ｚbには、拍動に対応した周期的な変動成分の他に、被験者の突発的な体動に起因した成分も含まれ得る。検出信号Ｚbのうち体動が発生した部分（時間軸上の区間）Ｉの強度ｘは、他の部分の強度ｘよりも大きいという傾向が見られる。図４から把握される通り、検出信号Ｚbのうちの部分Ｉの強度ｘは、他の部分の強度ｘよりも大きいから、部分Ｉにおいて体動が発生したと推定される。なお、検出信号Ｚaから生成された検出信号Ｚbは、検出信号Ｚaと同様に、生体（測定部位Ｈ）を通過した光の強度を表す信号である。
【００２４】
図３の包絡線生成部８３は、前処理部８１が生成した検出信号Ｚbの包絡線Ｚcを生成する。図５は、包絡線生成部８３が生成した包絡線を示すグラフである。第１実施形態の包絡線生成部８３は、検出信号Ｚbの移動最大値の時系列を包絡線Ｚcとして生成する。具体的には、包絡線生成部８３は、時間軸上で所定の時間ずつ移動させた複数の解析期間の各々について検出信号Ｚbの強度の最大値（すなわち移動最大値）を特定し、複数の最大値の時系列を包絡線として特定する。解析期間の時間長は、例えば想定され得る拍動の最大周期（約２．５秒）以下である。なお、脈拍解析装置１００により測定した直近の脈拍数に応じた周期以下に解析期間の時間長を設定してもよい。包絡線Ｚcの強度Ｘ（つまり検出信号Ｚbの移動最大値）は、最大値を１とする範囲で変動する。
【００２５】
図３の演算処理部８５は、包絡線生成部８３が生成した包絡線Ｚcの強度から補正値Ｖを算定する。補正値Ｖは、検出信号Ｚbを補正するための変数である。図６は、補正値Ｖの時間変化（以下「補正包絡線」という）Ｚdを示すグラフである。包絡線Ｚcの各強度Ｘについて補正値Ｖを算定することで、補正包絡線Ｚdが生成される。補正値Ｖは、以下の数式（1）の演算により算定される。すなわち、包絡線Ｚcの強度Ｘをγ乗（γ＞１）して抑制係数Ａ（Ａ＞１）で乗算することで補正値Ｖが算定される。強度Ｘをγ乗（Ｘγ）することで、強度Ｘをガンマ補正している。図６には、係数γを１．１４４１に設定し、抑制係数Ａを３に設定した場合の補正値Ｖが示されている。係数γと抑制係数Ａとの関係については後述する。数式（1）から理解される通り、包絡線Ｚcの強度Ｘが大きいほど補正値Ｖは大きくなる。つまり、補正包絡線Ｚdは、包絡線Ｚcの強度Ｘが大きい部分ほど強調された信号である。したがって、検出信号Ｚbのうち体動が発生した部分Ｉの包絡線Ｚcの強度Ｘは、体動がない部分の包絡線Ｚcの強度Ｘと比較して高くなる。
【数１】
2019097735.tif 000003
【００２６】
図３の除算部８７は、前処理部８１が生成した検出信号Ｚbを補正値Ｖにより補正する。具体的には、除算部８７は、検出信号Ｚbの強度ｘを補正値Ｖにより補正することで出力値ｘ’を算定する。出力値ｘ’は、以下の数式（2）の演算により算定される。具体的には、出力値ｘ’は、検出信号Ｚbの強度ｘを補正値Ｖにより除算することで算定される。検出信号Ｚbのうち時間軸上の任意の時点における強度ｘを、包絡線Ｚcのうち当該時点における強度Ｘから算定された補正値Ｖにより除算することで、当該時点における出力値ｘ’が算定される。時間軸上の相異なる複数の時点の各々について以上の演算を実行することで、図７の検出信号Ｚeが生成される。つまり、検出信号Ｚeは、出力値ｘ’の時間変化を表す信号である。
【数２】
2019097735.tif 000004
【００２７】
抑制係数Ａと係数γとの関係について以下に詳述する。前述の通り、Ａ／Ｄ変換器３４の分解能は１２ｂｉｔ（４０９６段階）であり、検出信号Ｚbは最小値−１と最大値＋１との間で変化するから、包絡線Ｚcの強度Ｘは、最小値−１から最大値＋１までの範囲を区分した４０９６段階の何れかの数値に設定される。強度Ｘが０になり得ると仮定すると、数式（1）の補正値Ｖが０となり、数式（2）がゼロ除算となる。ゼロ除算を回避する観点から、第１実施形態では、強度Ｘ（つまり検出信号Ｚbの強度ｘ）の絶対値の最小値を１／２０４８に設定する。検出信号Ｚbの強度Ｘの絶対値と包絡線Ｚcの強度Ｘの絶対値とが最小値となる場合（すなわち、補正後の出力値ｘ’が最大値となる場合）を想定すると、数式（2）は以下の数式（2a）に変形される。
【数３】
2019097735.tif 000005
【００２８】
数式（2a）は、出力値ｘ'の最大値である。この最大値が１となるように数式（2a）を変形すると、以下の数式（3）が導出される。
【数４】
2019097735.tif 000006
さらに、Ａ／Ｄ変換器３４が出力する数値の最大値をＤmaxと表記すると、抑制係数Ａと係数γとの関係を規定する以下の数式（4）が導出される。なお、数式（4）における対数の底は任意である。
【数５】
2019097735.tif 000007
【００２９】
抑制係数Ａを３に設定した場合、数式（4）の演算により、係数γは１．１４４１になる。以上に説明した通り、係数γと抑制係数Ａとが数式（4）により規定されるから、包絡線Ｚcの強度Ｘが充分に小さい数値である場合でも、出力値ｘ’が過大な数値に発散することを防止できる。第１実施形態の出力値ｘ’は、最小値を−１として最大値を１とする範囲で変動する。
【００３０】
前述の通り、検出信号Ｚbの包絡線Ｚcの強度Ｘが大きいほど補正値Ｖが大きくなる。したがって、出力値ｘ’の時間変化を表す検出信号Ｚeは、検出信号Ｚbのうち、包絡線Ｚcの強度Ｘが大きい部分ほど抑圧された（つまり抑圧の度合が大きい）信号である。言い換えれば、検出信号Ｚbのうち、包絡線Ｚcの強度Ｘが小さい部分ほど強調された信号が検出信号Ｚeである。図７から把握される通り、検出信号Ｚeにおける部分Ｉの強度は、図４の検出信号Ｚbにおける部分Ｉの強度と比較して低減されている。具体的には、検出信号Ｚeにおける部分Ｉの強度が他の部分の強度よりも抑圧される。つまり、検出信号Ｚeは、検出信号Ｚbと比較して体動の影響が低減される。
【００３１】
以上の説明から理解される通り、第１実施形態では、検出信号Ｚbのうち当該検出信号Ｚbの包絡線Ｚcの強度が小さい部分ほど強調される（包絡線Ｚcの強度Ｘが大きい部分ほど抑圧される）から、体動の影響を低減した検出信号Ｚeを生成することができる。信号処理部２２１（具体的には包絡線生成部８３、演算処理部８５および除算部８７）は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号Ｚbのうち、当該検出信号Ｚbの包絡線Ｚcの強度が小さい部分ほど強調する要素として機能する。
【００３２】
図２の変換部２２３は、信号処理部２２１が生成した検出信号Ｚeを周波数スペクトルＦに変換する。図８は、変換部２２３が生成した周波数スペクトルＦを示すグラフである。周波数スペクトルＦの生成には、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）等の公知の周波数解析が任意に採用され得る。脈拍特定部２２５は、周波数スペクトルＦから被験者の脈拍数を特定する。具体的には、脈拍特定部２２５は、周波数スペクトルＦのうち強度が最大となるピークの周波数から生体の脈拍数を特定する。例えば図８の例では、６０ｂｐｍ（beats per minute）が脈拍数として特定される。
【００３３】
図９は、制御装置２２が実行する処理（以下「脈拍解析処理」という）のフローチャートである。例えば利用者からの指示を契機として、図９の脈拍解析処理が実行される。脈拍解析処理が実行されると、前処理部８１は、検出信号Ｚaから検出信号Ｚbを生成する（Ｓa1）。包絡線生成部８３は、検出信号Ｚbの包絡線Ｚcを生成する（Ｓa2）。演算処理部８５は、包絡線Ｚcの強度Ｘから補正値Ｖを算定する（Ｓa3）。補正値Ｖは、前述の数式（1）の演算により算定される。除算部８７は、前処理部８１が生成した検出信号Ｚbを補正値Ｖにより補正する（Ｓa4）。具体的には、検出信号Ｚbの各強度ｘと補正値Ｖとから出力値ｘ’を算定することで、検出信号Ｚeを生成する。出力値ｘ’は、前述の数式（2）の演算により算定される。変換部２２３は、検出信号Ｚeを周波数スペクトルＦに変換する（Ｓa5）。脈拍特定部２２５は、周波数スペクトルＦから脈拍数を特定する（Ｓa6）。脈拍解析処理は、検出装置３０が生成する検出信号Ｚa毎に実行される。ステップＳa2からステップＳa4は、検出信号Ｚbのうち、当該検出信号Ｚbの包絡線Ｚcの強度が小さい部分ほど強調する処理（以下「強度補正処理」という）である。なお、脈拍解析装置１００のうち強度補正処理を行う部分は、信号処理装置として機能する。
【００３４】
以下、強度補正処理（信号処理方法）による効果を説明する。ここで、例えば強度補正処理を実行しない構成（以下「対比例」という）を想定する。対比例では、体動の影響が含まれる検出信号Ｚbの周波数スペクトルＦから脈拍数が特定される。
【００３５】
図１０は、適正な脈拍数に相当する６０ｂｐｍで変動する周期波形のうち部分Ｉに体動の影響を付加した検出信号Ｚbを示すグラフである。検出信号Ｚbのうち部分Ｉの強度は、他の部分の強度よりも大きい。図１１は、対比例により生成された周波数スペクトルＦを示すグラフである。対比例では、検出信号Ｚbの変換により周波数スペクトルＦが生成される。図１１から把握される通り、脈拍数を表すピークＰ2の強度よりも体動を表すピークＰ1の強度が大きい。したがって、ピークＰ1の周波数（３０ｂｐｍ）が脈拍数として特定され得る。つまり、対比例では、脈拍数を正確に特定することができない。
【００３６】
図１２は、前述の強度補正処理により、図１０の検出信号Ｚbから生成された検出信号Ｚeを示すグラフである。図１２から把握される通り、検出信号Ｚeにおける部分Ｉの強度は、他の部分と比較して抑圧されている（つまり体動の影響が低減されている）。図１３は、検出信号Ｚeから生成された周波数スペクトルＦを示すグラフである。図１３から把握される通り、体動を表すピークＰ1よりも脈拍数を表すピークＰ2の強度が大きい。したがって、ピークＰ2の周波数（６０ｂｐｍ）が脈拍数として高精度に特定される。
【００３７】
以上の説明から理解される通り、第１実施形態では、検出信号Ｚbのうち、当該検出信号Ｚbの包絡線Ｚcの強度Ｘが小さい部分ほど強調されるから、体動の影響を低減した検出信号Ｚeを生成することができる。第１実施形態では特に、検出信号Ｚeから脈拍数が特定されるから、対比例（検出信号Ｚbから脈拍数を特定する構成）と比較して、高精度に生体の脈拍数を特定することができる。また、体動を検出するためのセンサー（例えば加速度センサー）等を利用して検出信号から体動の影響を低減する構成と比較して、体動を検出するためのセンサーが不要なので、脈拍解析装置１００の小型化が可能である。
【００３８】
図１４から図１６は、数式（2）の係数γおよび抑制係数Ａの双方または何れか一方を１に設定した場合について生成される検出信号Ｚeを示すグラフである。図１４から図１６の検出信号Ｚeは、図１０の検出信号Ｚbから生成された。図１４には、係数γおよび抑制係数Ａの双方を１に設定した場合（ｘ’＝ｘ／Ｘ）が例示され、図１５には、係数γを１に設定し、抑制係数Ａを１０に設定した場合（ｘ’＝ｘ／（Ａ×Ｘ））が例示され、図１６には、係数γを１．３０２０、抑制係数Ａを１に設定した場合（ｘ’＝ｘ／Ｘγ）が例示されている。図１６においては、係数γだけを１より大きい値に設定したことで、０秒以上４秒以下の範囲において、検出信号Ｚｅにクリップが発生し、検出信号Ｚｅの一部（具体的にはｘ’が１より大きい部分および−１より小さい部分）が欠落している。また、図１４から図１６の何れの場合についても、検出信号Ｚeにおける部分Ｉが他の部分よりも抑圧されていない。つまり、検出信号Ｚeに含まれる体動の影響が低減されない。したがって、図１４から図１６の検出信号Ｚeから生成される周波数スペクトルＦは、図１７に例示される通り、拍動を表すピークＰ2の強度よりも体動を表すピークＰ1の強度が大きい。つまり、体動を表すピークＰ1の周波数が脈拍数として特定される。以上の説明から理解される通り、数式（2）の係数γおよび抑制係数Ａの双方を１より大きい値に設定することで、体動の影響を低減した（つまり部分Ｉを他の部分よりも抑圧した）検出信号Ｚeを生成することができる。
【００３９】
実際の脈拍解析装置（以下「実製品」という）が前述の強度補正処理を行っているか否かの判断は、実製品において検出信号から脈拍数を算定する処理部に、拍動により変動する周期波形に体動の影響を付加した検出信号（例えば図１０の検出信号Ｚb）を入力して、脈拍数を表すピークの周波数が脈拍数として表示された場合は、強度補正処理を採用している可能性が高い。他方、体動を表すピークの周波数が脈拍数として表示された場合は、強度補正処理を採用していないと言える。
【００４０】
＜第２実施形態＞
本発明の第２実施形態を説明する。なお、以下に例示する各形態において作用または機能が第１実施形態と同様である要素については、第１実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。
【００４１】
第１実施形態では、信号処理部２２１の機能を制御装置２２により実現したが、信号処理部２２１の機能の一部を電気回路により実現してもよい。第２実施形態では、信号処理部２２１のうち前処理部８１と包絡線生成部８３とを電気回路により実現し、信号処理部２２１のうち演算処理部８５および除算部８７が制御装置２２により実現される。
【００４２】
図１８は、第２実施形態に係る信号処理部２２１の構成図である。第２実施形態の信号処理部２２１は、前処理部８１とＡ／Ｄ変換器８２と包絡線生成部８３とＡ／Ｄ変換器８４と演算処理部８５と除算部８７とを具備する。なお、第２実施形態の検出装置３０では、図２のＡ／Ｄ変換器３４は省略される。
【００４３】
図１８の前処理部８１は、検出装置３０の受光部３２が生成したアナログの検出信号Ｚa’から、拍動を表す成分を含む時間領域の検出信号Ｚb’を生成する。第２実施形態の前処理部８１は、検出信号Ｚa’のうち拍動を表す成分を抽出し、当該抽出した成分の強度が所定の電圧範囲内になるように規格化することで、検出信号Ｚb’を生成する。検出信号Ｚb’は、拍動を表す成分を含むアナログの電圧信号である。なお、前処理部８１の具体的な回路構成は任意である。前処理部８１が生成した検出信号Ｚb’は、Ａ／Ｄ変換器８２と包絡線生成部８３とに供給される。第２実施形態では、検出信号Ｚb’に対して強度補正処理が実行される。
【００４４】
第２実施形態の包絡線生成部８３は、前処理部８１が生成した検出信号Ｚb’の包絡線Ｚc’を生成する。図１９は、包絡線生成部８３の回路図である。包絡線生成部８３は、全波整流回路９１と平滑回路９３とで構成される。全波整流回路９１は、検出信号Ｚb’を全波整流する。具体的には、全波整流回路９１の第１端子Ｔ1と第２端子Ｔ2との間に検出信号Ｚb’に応じた電圧が入力される。全波整流された検出信号Ｚb’は、容量素子で実現される平滑回路９３により平滑化される。平滑回路９３の第１端子Ｔ3と第２端子Ｔ4との間の電圧が包絡線Ｚc’として出力される。包絡線生成部８３により生成された包絡線Ｚc’は、Ａ／Ｄ変換器８４に供給される。
【００４５】
図１８のＡ／Ｄ変換器８２は、前処理部８１が生成したアナログの検出信号Ｚb’からデジタルの検出信号Ｚbを生成する。検出信号Ｚbは、検出信号Ｚb’の強度に応じた（つまり生体を通過した光の強度の時間変化を表す）デジタル信号である。Ａ／Ｄ変換器８２が生成した検出信号Ｚbは、除算部８７に供給される。Ａ／Ｄ変換器８４は、包絡線生成部８３が生成したアナログの包絡線Ｚc’からデジタルの包絡線Ｚcを生成する。Ａ／Ｄ変換器８４が生成した包絡線Ｚcは、演算処理部８５に供給される。Ａ／Ｄ変換器８２およびＡ／Ｄ変換器８４の分解能は、例えば１２bit（４０９６段階）である。
【００４６】
第２実施形態の演算処理部８５は、Ａ／Ｄ変換器８４が生成した包絡線Ｚcの強度から補正値Ｖを算定する。具体的には、演算処理部８５は、第１実施形態と同様に、前述の数式（1）の演算により包絡線Ｚcの各強度について補正値Ｖを算定することで、補正包絡線Ｚdを生成する。
【００４７】
第２実施形態の除算部８７は、Ａ／Ｄ変換器８２が生成した検出信号Ｚbを、演算処理部８５が算定した補正値Ｖにより補正する。具体的には、除算部８７は、第１実施形態と同様に、数式（2）の演算により、検出信号Ｚbの強度ｘと補正値Ｖとから出力値ｘ’を算定する。時間軸上の相異なる複数の時点の各々について数式（2）の演算を実行することで、検出信号Ｚe（出力値ｘ’の時系列）が生成される。数式（2）の係数γおよび抑制係数Ａは、前述の数式（4）により規定される。第２実施形態では、数式（4）のＤmaxは、Ａ／Ｄ変換器８２およびＡ／Ｄ変換器８４が出力する数値の最大値である。第１実施形態と同様に、検出信号Ｚeが周波数スペクトルＦに変換され、周波数スペクトルＦから脈拍数が特定される。第２実施形態においても第１実施形態と同様の効果が実現される。
【００４８】
＜第３実施形態＞
図２０は、第３実施形態における脈拍解析装置１００の使用例を示す模式図である。図２０に例示される通り、脈拍解析装置１００は、相互に別体で構成された検出ユニット７１と表示ユニット７２とを具備する。検出ユニット７１は、第１実施形態で例示した検出装置３０を具備する。図２１には、被験者の上腕に装着される形態の検出ユニット７１が例示されている。図２１に例示される通り、被験者の手首に装着される形態の検出ユニット７１も好適である。
【００４９】
表示ユニット７２は、第１実施形態で例示した表示装置２３を具備する。例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末が表示ユニット７２の好適例である。ただし、表示ユニット７２の具体的な形態は任意である。例えば、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末、または、脈拍解析装置１００の専用の情報端末を表示ユニット７２として利用してもよい。
【００５０】
検出信号Ｚaから脈拍数を算定するための要素（以下「算定部」という）は、例えば表示ユニット７２に搭載される。検出ユニット７１の検出装置３０が生成した検出信号Ｚaが有線または無線で表示ユニット７２に送信される。表示ユニット７２の算定部（信号処理部２２１，変換部２２３，脈拍特定部２２５）は、検出信号Ｚaから脈拍数を算定して表示装置２３に表示する。
【００５１】
なお、算定部を検出ユニット７１に搭載してもよい。算定部は、検出装置３０が生成した検出信号Ｚaから脈拍数を算定し、当該脈拍数を表示するためのデータを表示ユニット７２に有線または無線で送信する。表示ユニット７２の表示装置２３は、検出ユニット７１から受信したデータが示す脈拍数を表示する。
【００５２】
第２実施形態の脈拍解析装置１００においては、信号処理部２２１のうち演算処理部８５および除算部８７と、変換部２２３と、脈拍特定部２２５とを算定部として図２０および図２１の表示ユニット７２に搭載すること可能である。
【００５３】
＜変形例＞
以上に例示した各形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された２以上の態様を適宜に併合することも可能である。
【００５４】
（１）第１実施形態では、検出信号Ｚbの移動最大値の時系列を包絡線Ｚcとして生成したが、包絡線Ｚcを生成する方法は以上の例示に限定されない。第２実施形態で例示した包絡線生成部８３（全波整流回路９１および平滑回路９３）の機能を制御装置２２で実現してもよい。具体的には、制御装置２２は、検出信号Ｚbのうち負数の部分を整数に反転し、反転後の信号を平滑化する。また、検出信号Ｚbをヒルベルト変換することで包絡線Ｚcを生成してもよい。ただし、検出信号Ｚbの移動最大値の時系列を包絡線Ｚcとして生成する第１実施形態の構成や、検出信号Ｚb’に対して全波整流および平滑化することで包絡線Ｚcを生成する第２実施形態の構成によれば、ヒルベルト変換により包絡線Ｚcを生成する構成と比較して、脈拍解析装置１００の処理負荷が軽減されるという利点がある。
【００５５】
（２）第１実施形態では、検出信号Ｚbに対して強度補正処理が実行され、第２実施形態では、検出信号Ｚb’に対して強度補正処理が実行されるが、信号処理部２２１が強度補正処理を行う信号は以上の例示に限定されない。第１実施形態では、例えば検出信号Ｚaに強度補正処理を実行してもよい。また、第２実施形態では、例えば検出信号Ｚa’に強度補正処理を実行してもよい。つまり、信号処理部２２１において前処理部８１は必須ではない。以上の説明から理解される通り、強度補正処理の対象となる信号は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号であれば任意である。信号処理部２２１は、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号（例えば検出信号Ｚbや検出信号Ｚb’）のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調する要素とし包括的に表現される。
【００５６】
（３）前述の各形態では、数式（1）および数式（2）の演算を強度補正処理として例示したが、生体を通過した光の強度の時間変化を表す検出信号のうち、当該検出信号の包絡線の強度が小さい部分ほど強調することが可能であれば、強度補正処理の具体的な内容は任意である。
【００５７】
（４）第１実施形態では、検出信号Ｚbから包絡線Ｚcを生成する処理（図９のステップＳa2）の後に、包絡線Ｚcの強度Ｘから補正値Ｖを算定する処理（図９のステップＳa3）を実行したが、検出信号Ｚbの強度ｘから補正値を算定した後に、当該補正値の時系列の包絡線を生成してもよい。具体的には、演算処理部８５は、検出信号Ｚbの強度ｘをγ乗して抑制係数Ａで乗算することで補正値を算定する。包絡線生成部８３は、演算処理部８５が算定した補正値の時系列の包絡線（つまり補正包絡線）を生成する。除算部８７は、検出信号Ｚbを補正包絡線の強度により補正（検出信号Ｚbの強度ｘを補正包絡線の強度により除算）することで、検出信号Ｚeを生成する。
【００５８】
（５）前述の各形態では、数式（1）の係数γおよび抑制係数Ａを数式（4）により規定したが、係数γおよび抑制係数Ａは１より大きい値であれば任意である。ただし、数式（4）により係数γおよび抑制係数Ａを規定する構成によれば、出力値ｘ’を所定の範囲（−１〜＋１）内にすることができる。
【００５９】
（６）前述の各形態では、脈拍数を特定したが、信号処理部２２１が生成した検出信号Ｚeから脈拍数以外の指標を算定してもよい。例えば血中の酸素飽和度（ＳＰＯ2）を算定してもよい。また、算定した脈拍数から、被験者の脈拍数の状態を複数の段階（例えば、異常／高目／通常、など）から特定して被験者に報知することも可能である。
【００６０】
（７）前述の各形態では、単体の機器として構成された脈拍解析装置１００を例示したが、以下の例示の通り、脈拍解析装置１００の複数の要素は相互に別体の装置として実現され得る。なお、以下の説明では、検出信号Ｚa'から脈拍数を特定する要素を「算定部２９」と表記する。算定部２９は、図２に例示された要素（信号処理部２２１、変換部２２３および脈拍特定部２２５）を包含する。
【００６１】
前述の各形態では、検出装置３０を具備する脈拍解析装置１００を例示したが、図２２に例示される通り、検出装置３０を脈拍解析装置１００とは別体とした構成も想定される。検出装置３０は、例えば被験者の手首や上腕等の測定部位Ｈに装着される可搬型の光学センサーモジュールである。脈拍解析装置１００は、例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末で実現される。腕時計型の情報端末で脈拍解析装置１００を実現してもよい。検出装置３０が生成した検出信号Ｚa'が有線または無線で脈拍解析装置１００に送信される。脈拍解析装置１００の算定部２９は、検出信号Ｚa'から脈拍数を特定して表示装置２３に表示する。以上の説明から理解される通り、検出装置３０は脈拍解析装置１００から省略され得る。
【００６２】
前述の各形態では、表示装置２３を具備する脈拍解析装置１００を例示したが、図２３に例示される通り、表示装置２３を脈拍解析装置１００とは別体とした構成も想定される。脈拍解析装置１００の算定部２９は、検出信号Ｚa'から脈拍数を算定し、当該脈拍数を表示するためのデータを表示装置２３に送信する。表示装置２３は、専用の表示機器であってもよいが、例えば、携帯電話機もしくはスマートフォン等の情報端末、または、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末に搭載されてもよい。脈拍解析装置１００の算定部２９が算定した脈拍数は、有線または無線により表示装置２３に送信される。表示装置２３は、脈拍解析装置１００から受信した脈拍数を表示する。以上の説明から理解される通り、表示装置２３は脈拍解析装置１００から省略され得る。
【００６３】
図２４に例示される通り、検出装置３０および表示装置２３を脈拍解析装置１００（算定部２９）とは別体とした構成も想定される。例えば、脈拍解析装置１００（算定部２９）が、携帯電話機やスマートフォン等の情報端末に搭載される。
【００６４】
なお、検出装置３０と脈拍解析装置１００とを別体とした構成において、信号処理部２２１を検出装置３０に搭載することも可能である。信号処理部２２１により生成された検出信号Ｚeが有線または無線により検出装置３０から脈拍解析装置１００に送信される。以上の説明から理解される通り、信号処理部２２１は脈拍解析装置１００から省略され得る。
【００６５】
第２実施形態の脈拍解析装置１００においては、信号処理部２２１の演算処理部８５および除算部８７と、変換部２２３と、脈拍特定部２２５とを算定部２９として図２２から図２４に例示した形態を採用し得る。なお、信号処理部２２１のうち電気回路により実現される機能（前処理部８１、Ａ／Ｄ変換器８２、包絡線生成部８３およびＡ／Ｄ変換器８４）は、検出装置３０に搭載される。
【００６６】
（８）前述の各形態では、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の脈拍解析装置１００を例示したが、脈拍解析装置１００の具体的な形態は任意である。例えば、被験者の身体に貼付可能なパッチ型、被験者の耳部に装着可能な耳装着型、被験者の指先に装着可能な指装着型（例えば着爪型）、または、被験者の頭部に装着可能な頭部装着型など、任意の形態の脈拍解析装置１００が採用され得る。
【００６７】
（９）前述の各形態では、被験者の脈拍数を表示装置２３に表示したが、脈拍数を被験者に報知するための構成は以上の例示に限定されない。例えば、脈拍数を音声で被験者に報知することも可能である。被験者の耳部に装着可能な耳装着型の脈拍解析装置１００においては、脈拍数を音声で報知する構成が特に好適である。また、脈拍数を被験者に報知することは必須ではない。例えば、脈拍解析装置１００が算定した脈拍数を通信網から他の通信装置に送信してもよい。また、脈拍解析装置１００の記憶装置（図示略）や脈拍解析装置１００に着脱可能な可搬型の記録媒体に脈拍数を格納してもよい。
【００６８】
（１０）前述の各形態に係る脈拍解析装置１００は、前述の例示の通り、ＣＰＵ等の演算処理装置とプログラムとの協働により実現される。本発明の好適な態様に係るプログラムは、コンピューターが読取可能な記録媒体に格納された形態で提供されてコンピューターにインストールされ得る。また、配信サーバーが具備する記録媒体に格納されたプログラムを、通信網を介した配信の形態でコンピューターに提供することも可能である。記録媒体は、例えば非一過性（non-transitory）の記録媒体であり、ＣＤ-ＲＯＭ等の光学式記録媒体（光ディスク）が好例であるが、半導体記録媒体または磁気記録媒体等の公知の任意の形式の記録媒体を包含し得る。なお、非一過性の記録媒体とは、一過性の伝搬信号（transitory, propagating signal）を除く任意の記録媒体を含み、揮発性の記録媒体を除外するものではない。
【符号の説明】
【００６９】
１００…脈拍解析装置、１２…筐体部、１４…ベルト、２２…制御装置、２３…表示装置、３０…検出装置、３１…発光部、３２…受光部、３３…駆動回路、３４…Ａ／Ｄ変換器、２２１…信号処理部、２２３…変換部、２２５…脈拍特定部、８１…前処理部、８２…Ａ／Ｄ変換器、８３…包絡線生成部、８４…Ａ／Ｄ変換器、８５…演算処理部、８７…除算部、９１…全波整流回路、９３…平滑回路、７１…検出ユニット、７２…表示ユニット。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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