(57)【要約】【課題】生体信号の１心拍分の正確なアベレージ波形を生成すること。【解決手段】生体信号の計測波形(a)から１心拍ごとの切出波形(a1),(a2),(a3)を作成し(ステップ１０１)、該切出波形の端点が同一レベルになるよう該切出波形を補正して補正波形(b)を作成し(ステップ１０２)、該補正波形を生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう伸長縮尺して伸長縮尺波形(c)を作成し、該伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形(d)に足し合わせて更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)を作成し(ステップ１０３)、該更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形(f)を作成する(ステップ１０４)。【選択図】図１
2005027944.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体信号の計測波形から１心拍ごとの切出波形を作成し、
該切出波形の端点が同一レベルになるよう該切出波形を補正して補正波形を作成し、
該補正波形を生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう伸長縮尺して伸長縮尺波形を作成し、
該伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形に足し合わせて更新後の固定長アベレージテンプレート波形を作成し、
該更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成する
ことを特徴とする生体信号の推定方法。
【請求項２】
生体信号の計測波形から１心拍ごとの切出波形を作成し、
該切出波形の端点が同一レベルになるよう該切出波形を補正して補正波形を作成し、
該補正波形を生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう伸長縮尺して伸長縮尺波形を作成し、
該伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形に足し合わせて更新後の固定長アベレージテンプレート波形を作成し、
該更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ実心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成し、
各心拍分のアベレージ波形を繋ぎ合わせて心拍同期連続アベレージ波形を作成する
ことを特徴とする生体信号の推定方法。
【請求項３】
前記心拍同期連続アベレージ波形を生体信号の計測波形から減算して差分波形を作成し、
該差分波形を１心拍ごとに生体信号の特徴に応じて時間区分するとともに各区分に適したデジタルフィルタによって低域及び高域ノイズを除去して心拍ごとの変動成分を抽出し、
該変動成分を前記心拍同期連続アベレージ波形に加算して各心拍における変動成分にも追従した推定波形を作成する
ことを特徴とする請求項２記載の生体信号の推定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心電図、脈波など生体信号を推定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心電図、脈波など生体信号の測定（計測）波形には、通常、ノイズ成分が含まれており、従来からノイズ除去方法として、生体信号の繰り返し波形を加算平均する方法（以下、アベレージ法という。）や、信号成分とノイズ成分を周波数領域によって切り分ける方法などが知られている。
【０００３】
アベレージ法の一例として容積脈波を例に具体的に説明すると、測定する生体信号の心拍間隔よりも長い固定長アベレージテンプレートを予め用意しておき、図２１に示すように、各心拍の始点から固定長アベレージテンプレートの長さ分だけ測定波形(a)の切出しを行い、図２２に示すように、第１番目の切出波形から第５番目の切出波形までの５つの切出波形についてのアベレージ波形を求め、このときの平均心拍間隔分のアベレージ波形を第５番目のアベレージ波形として決定し、次に、第２番目の切出波形から第６番目の切出波形までの５つの切出波形についてのアベレージ波形を求め、このときの平均心拍間隔分のアベレージ波形を第６番目のアベレージ波形として決定し、以後、同様な演算により心拍ごとにアベレージ波形を求めるようにしている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
従来のアベレージ法によると、図２２に示すように、アベレージ波形の後半部分qに次の心拍の影響による歪みが発生し、このため、生体信号の１心周期分の正確なアベレージ波形を生成することが非常に困難であるとともに、心拍ごとのアベレージ波形を繋げると不連続となり、連続したアベレージ波形を実現することが困難となる。
【０００５】
本発明は、上記のような従来技術の問題点を解決し、生体信号の１心周期分の正確なアベレージ波形を生成することができる生体信号の推定方法を提供することを主な目的とする。また、本発明は、心拍ごとのアベレージ波形を繋げたときに連続したアベレージ波形を実現することができる生体信号の推定方法を提供することを目的とする。さらに、本発明は、アベレージでは追従できない各心拍における変動成分（例えば拍ごとのＱＲＳレベル、Ｔ波レベルの変化）にも追従した推定波形を作成することができる生体信号の推定方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明による生体信号の推定方法は、生体信号の計測波形から１心拍ごとの切出波形を作成し、該切出波形の端点が同一レベルになるよう該切出波形を補正して補正波形を作成し、該補正波形を生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう伸長縮尺して伸長縮尺波形を作成し、該伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形に足し合わせて更新後の固定長アベレージテンプレート波形を作成し、該更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成することを特徴とする。例えば心電図では、周知のように１心拍は収縮期と拡張期とから構成されるが、心拍間隔が変動しても収縮期はあまり変動せず拡張期が主に変動し、このため心拍間隔が異なれば収縮期と拡張期の割合も異なるという特性をもっており、上記の如き生体信号の特徴とはこのような特性のことをいっている。
【０００７】
また、本発明による生体信号の推定方法は、生体信号の計測波形から１心拍ごとの切出波形を作成し、該切出波形の端点が同一レベルになるよう該切出波形を補正して補正波形を作成し、該補正波形を生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう伸長縮尺して伸長縮尺波形を作成し、該伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形に足し合わせて更新後の固定長アベレージテンプレート波形を作成し、該更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ実心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成し、各心拍分のアベレージ波形を繋ぎ合わせて心拍同期連続アベレージ波形を作成することを特徴とする。
【０００８】
また、本発明による生体信号の推定方法は、前記心拍同期連続アベレージ波形を生体信号の計測波形から減算して差分波形を作成し、該差分波形を１心拍ごとに生体信号の特徴に応じて時間区分するとともに各区分に適したデジタルフィルタによって低域及び高域ノイズを除去して心拍ごとの変動成分を抽出し、該変動成分を前記心拍同期連続アベレージ波形に加算して各心拍における変動成分にも追従した推定波形を作成することを特徴とする。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によると、１心拍ごとに生体信号の特徴に応じかつ固定長アベレージテンプレートの長さに合うよう補正波形を伸長縮尺するなどして更新後の固定長アベレージテンプレート波形を作成するとともに、更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成するようにしたため、生体信号の１心拍分の正確なアベレージ波形を作成することができるようになる。
【００１０】
また、本発明によると、更新後の固定長アベレージテンプレート波形を生体信号の特徴に応じかつ実心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形を作成し、各心拍分のアベレージ波形を繋ぎ合わせて連続アベレージ波形を作成するようにしたため、心拍に同期した繋ぎ目がなめらかな心拍同期連続アベレージ波形を得ることができるようになる。
【００１１】
また、本発明によると、差分波形を基に変動成分を抽出し、変動成分を心拍同期連続アベレージ波形に加算するようにしたため、各心拍における変動成分にも追従した生体信号の推定波形を作成することができるようになる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。なお、本発明の各実施形態に係る生体信号の推定方法は、マイクロコンピュータ等電子回路を中心に実施される。
【００１３】
図１は、第１実施形態に係る生体信号の推定方法のフローチャートを示す。
【００１４】
第１実施形態に係る生体信号の推定方法は、図１に示すように、生体信号の計測波形から波形の切出しを行い切出波形を作成するステップ１０１と、切出波形の端点補正を行ない補正波形を作成するステップ１０２と、補正波形を基に固定長アベレージテンプレート波形を更新するステップ１０３と、更新後の固定長アベレージテンプレート波形から１心拍分のアベレージ波形を作成するステップ１０４とから構成される。以下、生体信号が心電図である場合を例にとり、ステップ１０１〜ステップ１０４を順に説明する。
【００１５】
(1)ステップ１０１
図２(a)に示すように、生体信号の計測波形(a)から１心拍ごとに実心拍間隔に合わせて正確に切出し、切出波形(a1),(a2),(a3)を作成する。
【００１６】
(2)ステップ１０２
図２(b)に示すように、切出波形(a1),(a2),(a3)の端点を結ぶ直線が同一レベルになるよう切出波形(a1),(a2),(a3)を補正し補正波形(b)((b1),(b2),(b3))を作成する。
【００１７】
(3)ステップ１０３
図３に示すように、補正波形(b)((b1),(b2),(b3))の実心拍間隔を収縮期と拡張期に分ける。この区分方法として、ＰＣＧ（心音図）波形などから実際の収縮期、拡張期を計測する方法もあるが、一例として、心拍間隔から推定する方法を示す。収縮期及び拡張期は、下記式(1-a),(1-b),(2)によって推定される。
【００１８】
(収縮期)in＝α×(実心拍間隔)            (1-a)
もしくは
(収縮期)in＝α×(平均心拍間隔)          (1-b)
(拡張期)in＝(実心拍間隔)−(収縮期)in    (2)
ここで、αは実心拍間隔もしくは平均心拍間隔によって決定される係数、(実心拍間隔)の単位は秒であり、(収縮期)inは実心拍間隔もしくは平均心拍間隔から推定した実心拍の収縮期（秒）、(拡張期)inは実心拍間隔から推定した収縮期を引くことで得られる実心拍の拡張期（秒）を表している。
【００１９】
同様に、アベレージ波形を生成する器となる固定長アベレージテンプレートも収縮期と拡張期に分ける。この区分方法として、ＰＣＧ波形などで実際の収縮期と拡張期との比率を平均して、固定長アベレージテンプレートを収縮期と拡張期に分ける方法もあるが、一例として、心拍間隔から推定する方法を示す。収縮期及び拡張期は、下記式(3-a),(3-b),(4)によって推定される（図４参照）。
【００２０】
(収縮期)tmp＝β×(実心拍間隔)                              (3-a)
もしくは
(収縮期)tmp＝β×(平均心拍間隔)                            (3-b)
(拡張期)tmp＝(固定長アベレージテンプレート長)−(収縮期)tmp    (4)
ここで、βは実心拍間隔もしくは平均心拍間隔によって決定される係数、(固定長アベレージテンプレート長)の単位は秒であり、(収縮期)tmpは実心拍間隔もしくは平均心拍間隔から推定した固定長アベレージテンプレートの収縮期（秒）、(拡張期)tmpは固定長アベレージテンプレート長から推定した収縮期を引くことで得られる固定長アベレージテンプレートの拡張期（秒）を表している。
【００２１】
次に、ステップ１０２で端点補正した後の補正波形の収縮期部分と拡張期部分を、それぞれ固定長アベレージテンプレートの収縮期の長さと拡張期の長さに合わせて伸長縮尺して伸長縮尺波形を作成し、この伸長縮尺波形を更新前の固定長アベレージテンプレート波形に加えることによって更新後の固定長アベレージテンプレート波形に更新する。
【００２２】
例として、補正波形を固定長アベレージテンプレートの長さに合わせて伸長縮尺する様子を図５に示す。図５中の補正波形(b)((b1),(b2),(b3))の収縮期及び拡張期は、実心拍間隔から推定されたものであり、固定長アベレージテンプレート(e)((e3))の収縮期及び拡張期は、平均心拍間隔から推定されたものである。
【００２３】
第１実施形態に係る生体信号の推定方法の優れている点は、心拍間隔ごと切出した波形を、固定長アベレージテンプレートに合わせて、単純に伸長縮尺させるのではなく、生体の特性（心拍間隔変動に伴う収縮期と拡張期の変動の違い）に応じて収縮期と拡張期に分け、それぞれ伸長縮尺させていることである。これにより、先に図２２で示したアベレージ波形の後半部ｑの歪みの問題を解決し、さらに生体の特徴を生かした効果を心電図を例に図６に示す。
【００２４】
図６は、一定だった心拍間隔が急に短くなった場合の生体信号の計測波形(a)に対して、単純な伸長伸縮を行った場合と、生体の特徴に応じて伸長縮尺を行った場合の比較を表している。図６において、更新前の固定長アベレージテンプレート波形(d)は、心拍間隔が長い波形を学習した結果による波形であり、この更新前の固定長アベレージテンプレート波形（d）に伸長縮尺波形(c)を加えることによって更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)が得られる。単純な伸長縮尺を行った場合と生体の特徴に応じて伸長縮尺を行った場合の更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)を比較してみると、生体の特徴を生かした伸長縮尺の優位性が分かる。
【００２５】
また、固定長アベレージテンプレート波形の更新方法の他の例として、下記式(5)で表した加重平均法を挙げることができる。ただし、加重平均の重みは一定ではなく、切出波形の品質、心拍間隔の変動によって重みを適応させることが好ましく、これにより、ノイズに強く、心拍の変動にも追従したアベレージ波形を実現できるようになる。
【００２６】
AveWave[i]＝α×AftInput[i]＋（１−α）×AveWave[i]    (5)
ここで、i＝０〜AveSize、αは各心拍ごとの加重平均の重み（＝０〜１）、AveSizeは固定長アベレージテンプレートの長さ、AveWave[i]は固定長アベレージテンプレート波形のi番目の値、AftInput[i]は端点補正後の伸長縮尺波形のi番目の値を表している。
【００２７】
(4)ステップ１０４
次に、図７に示すように、更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)を生体の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形(f)を作成する。アベレージ波形の収縮期と拡張期は、固定長アベレージテンプレートの時と同様に、実際の収縮期と拡張期との比率を平均して、平均心拍間隔を収縮期と拡張期に分ける方法もあるが、一例として、心拍間隔から推定する方法を示す。収縮期及び拡張期は、下記式(6),(7)によって推定される。
【００２８】
(収縮期)ave＝γ×(平均心拍間隔)              (6)
(拡張期)ave＝(平均心拍間隔)−(収縮期)ave    (7)
ここで、γは平均心拍間隔によって決定される係数、(収縮期)aveは平均心拍間隔から推定したアベレージ波形の収縮期（秒）、(拡張期)aveは平均心拍間隔から推定した収縮期を引くことで得られるアベレージ波形の拡張期（秒）となる。
【００２９】
図８は、第２実施形態に係る生体信号の推定方法のフローチャートを示す。
【００３０】
第２実施形態に係る生体信号の推定方法は、図８に示すように、生体信号の計測波形から波形の切出しを行い切出波形を作成するステップ２０１と、切出波形の端点補正を行ない補正波形を作成するステップ２０２と、補正波形を基に固定長アベレージテンプレート波形を更新するステップ２０３と、更新後の固定長アベレージテンプレート波形から１心拍分のアベレージ波形を作成するステップ２０４と、各心拍分のアベレージ波形を繋ぎ合わせて心拍同期連続アベレージ波形を作成するステップ２０５とから構成される。以下、生体信号が心電図である場合を例にとり、ステップ２０１〜ステップ２０５を順に説明する。
【００３１】
(1)ステップ２０１〜ステップ２０３
上述した第１実施形態における図１のステップ１０１〜ステップ１０３と同様な処理を行う。そのため説明を省略する。
【００３２】
(2)ステップ２０４
上述した第１実施形態における図１のステップ１０４では、更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)を生体の特徴に応じかつ平均心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形(f)を作成するようにしているが、図８のステップ２０４では、更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)を生体の特徴に応じかつ実心拍間隔に合うよう伸長縮尺して１心拍分のアベレージ波形(f)を作成する。
【００３３】
(3)ステップ２０５
各心拍分のアベレージ波形(f)を繋ぎ合わせて心拍同期連続アベレージ波形(g)を作成する。これにより、図９に示すように、切出波形(a1),(a2),(a3)からなる計測波形(a)に対して、実心拍に同期しかつ繋ぎ目が滑らかなアベレージ波形(f1),(f2),(f3)からなる心拍同期連続アベレージ波形(g)を得ることができる。なお、図９において、(e3)は、アベレージ波形(f3)に対する更新後の固定長アベレージテンプレート波形を表している。
【００３４】
上記の如き心拍同期連続アベレージ波形(g)は、各心拍の波形をアベレージ波形(f)に置換して出力されるが、不定波形（不整脈や異常波形など）に対しては、アベレージ波形(f)を割り当てるのではなく、不定波形をそのまま出力するようにする。
【００３５】
ここで、不定波形の判定方法の例としては、心拍間隔の変動分で判定する方法、アベレージ波形と比較することで不定波形か否かを判定する方法を示す。
【００３６】
前者の判定方法は、生体の特徴である心拍間隔のゆらぎ以上に心拍間隔が変動した場合に不定波形であると判定するものであり、図１１に示すような心拍間隔に急な変動がみられる期外収縮などの不整脈を有効に判定することができる。具体的には、心拍間隔の変動率を下記式(8)で表し、
(心拍間隔の変動率)＝|(実心拍間隔)−(平均心拍間隔)|／(平均心拍間隔)×100  (8)
例えば、心拍間隔の変動率が２０よりも大きいときに不定波形と判定する。
【００３７】
後者の判定方法は、心拍間隔があまり変動していない場合に用いられ、図１１に示すように、不定波形(x)の判定対象となる入力波形（補正波形(b)）から実心拍間隔に合わせて展開した心拍同期連続アベレージ波形(g)を減算して差分波形(h)を作成し、この差分波形(h)から信号の帯域成分のみを抽出し、その抽出波形(i)の面積、高さなどから不定波形(x)か否かを判定するものである。
【００３８】
そして、不定波形(x)と判定された心拍に対しては、その心拍の端点を結ぶ直線が同一レベルになるように端点補正を行ない、端点補正後の補正波形(b)を心拍同期連続アベレージ波形(g)に合成することで、図１２に示すように、前後のアベレージ波形との繋ぎ目の連続性を確保しつつ緩やかに経時変化している心拍同期連続アベレージ波形(g)の中に不定波形(x)の存在を知ることができ、心電図の不整脈診断等にも支障が生じなくなる。
【００３９】
図１３は、第３実施形態に係る生体信号の推定方法において上述した第２実施形態に係る生体信号の推定方法に引き続いて行われる部分のフローチャートを示す。
【００４０】
この追加部分は、図１３に示すように、生体信号の計測波形から心拍同期連続アベレージ波形を減算して差分波形を作成するステップ３０１と、差分波形を生体信号の特徴に合わせて時間区分するとともにデジタルフィルタを用いて変動抽出波形を作成するステップ３０２と、心拍同期連続アベレージ波形に変動抽出波形を加算して変動成分に追従した生体信号の推定波形を作成するステップ３０３とから構成され、心拍同期連続アベレージ波形では捉えることができない拍変動分を抽出して、それを心拍同期連続アベレージ波形に加算することで、心拍変動に追従した波形を推定する処理を行う。以下、ステップ３０１〜ステップ３０３を順に説明する。
【００４１】
(1)ステップ３０１
図１４に示すように、生体信号の計測波形(a)から心拍同期連続アベレージ波形(g)を減算して差分波形(j)を作成する。この差分波形(j)には、１心拍ごとの変動成分（拍変動分）とノイズ（高域、低域ノイズ）が含まれている。
【００４２】
(2)ステップ３０２
差分波形(j)から高域ノイズを除去する際、１心拍ごとの変動成分と高域ノイズとを良好に切り分けることが必要となる。そこで、生体信号(a)の特徴を生かし、例えば心電図の場合、差分波形(j)を比較的高い周波数成分であるＱＲＳ領域とそれ以外の領域に時間区分し、それぞれの区分に適応したデジタルフィルタを用いるようにする。これにより、ＱＲＳ領域の変動成分を確保しつつＱＲＳ領域以外の領域での高域ノイズを効率よく除去することができるようになる。
【００４３】
ここで、高域ノイズの除去方法として移動平均法がある。移動平均法によるデジタルフィルタは、例えば下記式(9),(10)で表される。
【００４４】
X(i)＝(1/15)×Σ｛x(i＋j)｝|j＝−7〜＋7      (9)
y(i)＝X(i)×(1−M(i))＋x(i)×M(i)            (10)
ここで、iはサンプリングナンバー、x(i)は差分波形(j)のi番目の値、X(i)は差分波形(j)のi番目の15点移動平均値、M(i)は差分波形(j)のi番目の合成比（０〜１）、y(i)は差分波形(j)から高域ノイズを除去した波形のi番目の値をそれぞれ表している。
【００４５】
図１５は、デジタルフィルタの入力波形(生体信号の計測波形(a))、差分波形(j)、高域ノイズ除去波形(k)を示している。図１５に示すように、高域ノイズ除去波形(k)においてＱＲＳ領域では図１５中にもある合成比率によって入力波形(a)が重視された出力になっている。
【００４６】
次に、高域ノイズ除去波形(k)から低域ノイズを除去する。心電図の場合、低域ノイズを除去する際に問題となるのが低い周波数成分であるＴ波の存在であるが、高域ノイズ除去波形(k)においてはＴ波の変動分しか問題とならないため、従来よりも高いカットオフ周波数で低域阻止フィルタを組むことができる。例えば低域阻止フィルタとして線形位相フィルタを用いた場合、低域ノイズ除去後の変動抽出波形(l)は、図１６に示すようになる。
【００４７】
(3)ステップ３０３
心拍同期連続アベレージ波形(g)に変動抽出波形(l)を加算する。これにより、図１７に示すような、変動成分に追従した推定波形(m)が得られ、この波形(m)によって生体信号が推定される。
【００４８】
以上説明したように、本実施形態に係る生体信号の推定方法によると、心拍間隔が変動する生体信号の正確な１心拍分のアベレージ波形を作成することができるようになり、拍全体の経時変化を確認することができる。また、心拍同期連続アベレージ波形により、各心拍間隔を把握しながら拍全体の経時変化を確認することができる。また、生体信号の特徴に合わせたデジタルフィルタによって拍変動分を抽出するようにしたため、信号成分に与える歪みの影響を軽減でき、かつ、低域ノイズをより高いカットオフ周波数で除去でき、ノイズ除去を効率よく行うことができる。
【００４９】
図１８は、心電図の入力波形(生体信号の計測波形(a)）と本発明による心拍同期連続アベレージ波形(g)を示す。
【００５０】
また、図１９は、インピーダンス計測による容積脈波の入力波形(生体信号の計測波形(a))と本発明による心拍同期連続アベレージ波形(g)を示す。
【００５１】
また、図２０は、心電図の入力波形(r)と、従来からの、信号成分とノイズ成分を周波数領域によって切り分ける方法により得られたノイズ除去波形(p)から、心拍変動に適応した推定方法によってノイズを除去した推定波形(g)を示す。この生体信号の推定波形(g)から、ＱＲＳレベルを保持し、効率的にノイズを除去していることが分かる。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】本発明の第１実施形態に係る生体信号の推定方法のフローチャートである。
【図２】心電図の計測波形(a)及びその補正波形(b)の波形図である。
【図３】補正波形(b)における収縮期と拡張期の説明図である。
【図４】固定長アベレージテンプレートにおける収縮期と拡張期の他の比率設定法の説明図である。
【図５】補正波形(b)を固定長アベレージテンプレートへ展開するときの説明図である。
【図６】単純な伸長縮尺を行った場合と生体の特徴に応じて伸長縮尺をした場合の更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)の比較説明図である。
【図７】更新後の固定長アベレージテンプレート波形(e)とアベレージ波形(f)の説明図である。
【図８】本発明の第２実施形態に係る生体信号の推定方法のフローチャートである。
【図９】心電図の計測波形(a)及び心拍同期連続アベレージ波形(g)の波形図である。
【図１０】不定波形(x)の説明図である。
【図１１】不定波形(x)の判定方法の説明図である。
【図１２】不定波形(x)を含む心拍同期連続アベレージ波形(g)の波形図である。
【図１３】本発明の第３実施形態に係る生体信号の推定方法の要部のフローチャートである。
【図１４】差分波形(j)の作成方法の説明図である。
【図１５】入力波形(心電図の計測波形(a))と差分波形(j)と高域ノイズ除去波形(k)の波形図である。
【図１６】低域ノイズ除去後の変動抽出波形(l)の波形図である。
【図１７】変動成分に追従した生体信号の推定波形(m)の波形図である。
【図１８】心電図(a)と心拍同期連続アベレージ波形(g)の波形図である。
【図１９】インピーダンス計測による容積脈波(a)と心拍同期連続アベレージ波形(g)の波形図である。
【図２０】心電図(r)と従来法による推定波形(p)、本発明による推定波形(g)の波形図である。
【図２１】従来のアベレージ法の説明図である。
【図２２】従来のアベレージ法の問題の説明図である。
【符号の説明】
【００５３】
１０１，２０１    切出波形作成ステップ
１０２，２０２    端点補正ステップ
１０３，２０３    固定長アベレージテンプレート波形更新ステップ
１０４，２０４    アベレージ波形作成ステップ
２０５            心拍同期連続アベレージ波形作成ステップ
３０１            差分波形作成ステップ
３０２            変動抽出波形作成ステップ
３０３            変動成分を含んだ心拍同期連続アベレージ波形作成ステップ
【図７】
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【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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