JPH10248819A - 脈波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 脈象を簡易な構成で正確に判定する脈波診断
装置を提供する。 【解決手段】 脈波検出用センサユニット１３０によっ
て脈波波形ＭＨが検出されると、ウエーブレット変換部
１０は脈波波形ＭＨにウエーブレット変換を施して脈波
解析データＭＫＤを生成する。この脈波解析データＭＫ
Ｄは、１回の心拍を８分割した時間領域と、０〜４Ｈｚ
を８分割した周波数領域に対応するデータからなる。周
波数補正部１１は、脈波解析データＭＫＤに周波数補正
を施して脈波補正データＭＫＤ’を生成する。脈象デー
タ生成部１２は脈波補正データＭＫＤ’を各周波数時間
領域で比較して脈象を示す脈象データＺＤを生成する。
表示部１３は脈象データＺＤに基づいて脈波波形ＭＨの
脈象を表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は人の脈の種別を特定
するのに好適な脈波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】東洋医学の脈診では、医師が指で橈骨動
脈を押圧し、指に感じられる脈によって、生体の状態を
診断することが行われる。代表的な脈波形には、平脈、
滑脈、弦脈といった脈象がある。平脈は「平人」すなわ
ち正常な健康人の脈象であり、平脈はゆったりとして緩
和であり、リズムが一定で乱れが少ないことが特徴であ
る。一方、滑脈は血流状態の異常に原因するもので、浮
腫，肝腎疾患，呼吸器疾患，胃腸疾患，炎症性疾患など
の病気で脈の往来が非常に流利，円滑になって生じる。
また、弦脈は、血管壁の緊張や老化に原因するもので、
肝胆疾患，皮膚疾患，高血圧，疼痛性疾患などの病気で
現れる。血管壁の弾力性が減少して、拍出された血液の
拍動の影響があらわれにくくなったことに原因すると考
えられる。弦脈の波形は急激に立ち上がってすぐに下降
せず高圧の状態が一定時間持続するのが特徴であり、指
による感触は、真っ直ぐぴんと張った長い脈、という感
じである。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】ところで、脈診は、上
述したように人の指で感じられる微妙な触覚によって生
体の状態を診断するものであるから、このような技能を
人から伝え学ぶことは難しく、その熟練には長い年月が
かかる。また、生体に体動があると、血流が変化するた
め正確な脈象を特定することが難しい。

【０００４】本発明は、かかる事情に鑑みてなされたも
のであり、体動があったとしても脈象を客観的に特定す
ることができる脈波診断装置を提供することを目的とす
る。

【０００５】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、請求項１に記載の発明にあっては、生体の検出部位
から脈波波形を検出する脈波検出手段と、前記脈波検出
手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット
変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成
するウエーブレット変換手段と、前記脈波解析データに
演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈象デー
タを生成する脈象データ生成手段とを備えたことを特徴
とする。

【０００６】また、請求項２に記載の発明にあっては、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段
と、前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形
にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波
解析データを生成する第１のウエーブレット変換手段
と、前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動
検出手段と、前記体動検出手段によって検出された前記
体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域
毎に体動解析データを生成する第２のウエーブレット変
換手段と、前記脈波解析データから前記体動解析データ
を減算して、体動を除去した補正脈波データを生成する
マスク手段と、前記マスク手段によって生成された前記
補正脈波データに演算処理を施して、前記脈波波形の種
類を示す脈象データを生成する脈象データ生成手段とを
備えたことをす特徴とする。

【０００７】また、請求項３に記載の発明にあっては、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段
と、前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形
にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波
解析データを生成するウエーブレット変換手段と、対応
する各周波数に基づいて、前記脈波解析データに周波数
当たりのパワーを正規化するように補正を施し、補正脈
波データを生成する周波数補正手段と、前記補正脈波デ
ータに演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈
象データを生成する脈象データ生成手段とを備えたこと
を特徴とする。

【０００８】また、請求項４に記載の発明にあっては、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段
と、前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形
にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波
解析データを生成する第１のウエーブレット変換手段
と、対応する各周波数に基づいて、前記脈波解析データ
に周波数当たりのパワーを正規化するように補正を施
し、補正脈波データを生成する第１の周波数補正手段
と、前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動
検出手段と、前記体動検出手段によって検出された前記
体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域
毎に体動解析データを生成する第２のウエーブレット変
換手段と、対応する各周波数に基づいて、前記体動解析
データに周波数当たりのパワーを正規化するように補正
を施し、体動補正データを生成する第２の周波数補正手
段と、前記補正脈波データから前記体動補正データを減
算して、体動を除去した補正脈波データを生成するマス
ク手段と、前記マスク手段によって生成された前記補正
脈波データに演算処理を施して、前記脈波波形の種類を
示す脈象データを生成する脈象データ生成手段とを備え
たことをす特徴とする。

【０００９】また、請求項５に記載の発明にあっては、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段
と、前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形
にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波
解析データを生成する第１のウエーブレット変換手段
と、前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動
検出手段と、前記体動検出手段によって検出された前記
体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域
毎に体動解析データを生成する第２のウエーブレット変
換手段と、前記脈波解析データから前記体動解析データ
を減算して、体動を除去した脈波データを各周波数領域
毎に生成するマスク手段と、対応する各周波数に基づい
て、前記脈波データに周波数当たりのパワーを正規化す
るように補正を施し、補正脈波データを生成する周波数
補正手段と、前記マスク手段によって生成された前記補
正脈波データに演算処理を施して、前記脈波波形の種類
を示す脈象データを生成する脈象データ生成手段とを備
えたことを特徴とする。

【００１０】また、請求項６に記載の発明にあっては、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段
と、前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形
にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波
解析データを生成するウエーブレット変換手段と、前記
脈波解析データのうち、体動に対応する周波数成分を除
去して、脈波解析データを生成する体動分離手段と、前
記体動分離手段によって生成された脈波解析データに対
して対応する周波数に応じて補正を行って、補正脈波デ
ータを生成する周波数補正手段と、前記補正脈波データ
に演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈象デ
ータを生成する脈象データ生成手段とを備えたことを特
徴とする。

【００１１】また、請求項７に記載の発明にあっては、
前記脈象データ生成手段は、前記補正脈波データに逆ウ
エーブレット変換を施して体動が除去された脈波データ
を生成する逆ウエーブレット変換手段と、前記脈波デー
タの各ピーク情報に基づいて前記脈象データを生成する
データ生成手段とを備えたことを特徴とする。

【００１２】また、請求項８に記載の発明にあっては、
前記体動検出手段によって検出された体動波形に基づい
て、生体の運動状態を検出する状態検出手段と、前記運
動状態に応じて、周波数解析の対象となる周波数領域を
可変するように前記第１のウエーブレット変換手段を制
御する制御手段とを備えたことを特徴とする。

【００１３】また、請求項９に記載の発明にあっては、
前記制御手段は、前記生体の運動状態と周波数解析の対
象となる周波数領域の関係を予め記憶した記憶手段と、
前記状態検出手段によって検出された前記生体の運動状
態に基づいて、周波数解析の対象となる周波数領域を読
み出す読出手段とを備え、この読出結果に基づいて周波
数解析の対象となる周波数領域を制御することを特徴と
する。

【００１４】また、請求項１０に記載の発明にあって
は、前記脈波波形の周期を検出する脈波周期検出手段を
備え、前記ウエーブレット変換手段は、検出された前記
周期に同期してウエーブレット変換を施すことを特徴と
する。

【００１５】また、請求項１１に記載の発明にあって
は、前記脈波波形の周期を検出する脈波周期検出手段を
備え、前記第１のウエーブレット変換手段および前記第
２のウエーブレット変換手段は、検出された前記周期に
同期してウエーブレット変換を施すことを特徴とする。

【００１６】また、請求項１２に記載の発明にあって
は、前記脈象データ生成手段によって生成された前記脈
象データを告知する告知手段を具備することを特徴とす
る。

【００１７】また、請求項１３に記載の発明にあって
は、前記脈波検出手段は、生体の動脈の脈動を圧力によ
って検出する圧力センサからなることを特徴とする。

【００１８】また、請求項１４に記載の発明にあって
は、前記脈波検出手段は、生体の検出部位に３００ｎｍ
〜７０００ｎｍの波長の光を照射したときに得られる反
射光を受光した受光信号を脈波波形として検出すること
を特徴とする。

【００１９】また、請求項１５に記載の発明にあって
は、前記脈波検出手段は、生体の検出部位に６００ｎｍ
〜１０００ｎｍの波長の光を照射したときに得られる透
過光を受光した受光信号を脈波波形として検出すること
を特徴とする。

【００２０】

【発明の実施の形態】

Ａ．実施形態の機能構成 まず、本発明の一実施形態に係わる脈波診断装置の機能
を図面を参照しつつ説明する。図１は本実施形態に係わ
る脈波診断装置の機能ブロック図である。図において、
ｆ１は脈波検出手段であって、脈波波形を検出する。脈
波波形は、例えば、橈骨動脈を皮膚の上から押圧するこ
とによって検出される。また、ｆ２は第１のウエーブレ
ット変換手段であって、脈波検出手段ｆ１によって検出
された脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波
数領域毎に脈波解析データを生成する。また、ｆ３は第
１の周波数補正手段であって、対応する各周波数に基づ
いて、前記脈波解析データに周波数当たりのパワー密度
が一定になるように補正を施し、脈波補正データを生成
する。これにより、異なる周波数時間領域で検出される
ウエーブレットを比較することが可能となる。

【００２１】次に、ｆ４は体動検出手段であって、体動
を検出して体動波形を出力する。これにより、人が動い
たことを検知できる。また、ｆ５は第２のウエーブレッ
ト変換手段であって、体動検出手段ｆ４によって検出さ
れた体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数
領域毎に体動解析データを生成する。また、ｆ６は第２
の周波数補正手段であって、対応する各周波数に基づい
て、前記体動解析データに周波数当たりのパワー密度が
一定になるように補正を施し、体動補正データを生成す
る。こうして算出された体動補正データは周波数補正が
施されているので、脈波補正データと比較することがで
きる。

【００２２】次に、ｆ７はマスク手段であって、脈波補
正データから体動補正データを減算して、体動を除去し
た脈波補正データを生成する。また、ｆ８は脈象データ
生成手段であって、マスク手段ｆ７によって生成された
脈波補正データを各周波数領域毎に解析することによっ
て脈象を示す脈象データを生成する。脈象の種類として
は、例えば、弦脈、平脈、滑脈がある。

【００２３】なお、睡眠中等、安静時に不整脈を検出す
る場合には、体動を検出する必要がないので、体動検出
手段ｆ４、第２ウエーブレット変換手段ｆ５、第２の周
波数補正手段ｆ６およびマスク手段ｆ７は省略すること
ができる。また、第１の周波数補正手段ｆ３および第２
の周波数補正手段の替わりにマスク手段ｆ７の後段に周
波数補正手段を設け、構成を簡易にしても良い。さら
に、全ての周波数補正手段を省略してもよい。

【００２４】次に、ｆ９は告知手段であって、脈象デー
タ生成手段ｆ８によって生成された脈象データに基づい
て脈象を告知する。これにより、使用者または医師等の
第三者が脈象を認識できる。

【００２５】Ｂ．第１実施形態 １．第１実施形態の構成 本発明の一実施形態に係わる脈波診断装置の構成を図面
を参照しつつ説明する。 １−１：第１実施形態の外観構成 図２は第１実施形態に係わる脈波診断装置の外観構成を
示す斜視図である。図２において、本例の脈波診断装置
１は、腕時計構造を有する装置本体１１０と、この装置
本体１１０に接続されるケーブル１２０と、このケーブ
ル１２０の先端側に設けられた脈波検出用センサユニッ
ト１３０とから大略構成されている。ケーブル１２０の
先端側にはコネクタピース８０が構成されており、この
コネクタピース８０は、装置本体１０の６時の側に構成
されているコネクタ部７０に対して着脱自在である。装
置本体１０には、腕時計における１２時方向から腕に巻
きついてその６時方向で固定されるリストバンド６０が
設けられ、このリストバンド６０によって、装置本体１
１０は、腕に着脱自在である。脈波検出用センサユニッ
ト１３０は、センサ固定用バンド１４０によって遮光さ
れながら人差し指の根本に装着される。このように、脈
波検出用センサユニット１３０を指の根本に装着する
と、ケーブル１２０が短くて済むので、ケーブル１２０
は、ランニング中に邪魔にならない。また、掌から指先
までの体温の分布を計測すると、寒いときには、指先の
温度が著しく低下するのに対し、指の根本の温度は比較
的低下しない。従って、指の根本に脈波検出用センサユ
ニット１３０を装着すれば、寒い日に屋外でランニング
したときでも、脈拍数などを正確に計測できる。

【００２６】また、装置本体１１０は、樹脂製の時計ケ
ース２００（本体ケース）を備えており、この時計ケー
ス２００の表面側には、現在時刻や日付に加えて、走行
時や歩行時のピッチ、および脈拍数などの脈波情報など
を表示するＥＬバックライト付きの液晶表示装置２１０
が構成されている。液晶表示装置２１０には、セグメン
ト表示領域の他、ドット表示領域が構成されており、ド
ット表示領域では、各種の情報をグラフィック表示可能
である。

【００２７】また、時計ケース２００の内部には、脈波
検出用センサユニット１３０が計測した脈波波形ＭＨに
基づいて脈象や脈拍数の変化などを求めるとともに、そ
れを液晶表示装置２１０に表示するために、各種の制御
やデータ処理を行うマイクロコンピュータなどからなる
制御部が構成されている。制御部には計時回路も構成さ
れており、通常時刻、ラップタイム、スプリットタイム
なども液晶表示装置２１０に表示できるようになってい
る。また、時計ケース２００の外周部には、時刻合わせ
や表示モードの切換などの外部操作を行うためのボタン
スイッチ１１１〜１１５が構成されている。

【００２８】次に、は、図３に示すようにＬＥＤ３２、
フォトトランジスタ３３などから構成される。スイッチ
ＳＷがｏｎ状態となり、電源電圧が印加されると、ＬＥ
Ｄ３２から光が照射され、血管や組織によって反射され
た後に、フォトトランジスタ３３によって受光され、脈
波信号Ｍが検出される。ここで、ＬＥＤの発光波長は、
血液中のヘモグロビンの吸収波長ピーク付近に選ばれ
る。このため、受光レベルは血流量に応じて変化する。
したがって、受光レベルを検出することによって、脈波
波形を検出できる。また、ＬＥＤ３２としては、ＩｎＧ
ａＮ系（インジウム−ガリウム−窒素系）の青色ＬＥＤ
が好適である。青色ＬＥＤの発光スペクトルは、例えば
４５０ｎｍに発光ピークを有し、その発光波長域は、３
５０ｎｍから６００ｎｍまでの範囲にある。この場合に
は、かかる発光特性を有するＬＥＤに対応させてフォト
トランジスタ３３として、ＧａＡｓＰ系（ガリウム−砒
素−リン系）のフォトトランジスタを用いればよい。こ
のフォトトランジスタ３３の受光波長領域は、例えば、
主要感度領域が３００ｎｍから６００ｎｍまでの範囲に
あって、３００ｎｍ以下にも感度領域がある。このよう
な青色ＬＥＤとフォトトランジスタ３３とを組み合わせ
ると、その重なり領域である３００ｎｍから６００ｎｍ
までの波長領域において、脈波が検出される。この場合
には、以下の利点がある。

【００２９】まず、外光に含まれる光のうち、波長領域
が７００ｎｍ以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向
があるため、外光がセンサ固定用バンドで覆われていな
い指の部分に照射されても、指の組織を介してフォトト
ランジスタ３３まで到達せず、検出に影響を与えない波
長領域の光のみがフォトトランジスタ３３に達する。一
方、３００ｎｍより低波長領域の光は、皮膚表面でほと
んど吸収されるので、受光波長領域を７００ｎｍ以下と
しても、実質的な受光波長領域は、３００ｎｍ〜７００
ｎｍとなる。したがって、指を大掛かりに覆わなくと
も、外光の影響を抑圧することができる。また、血液中
のヘモグロビンは、波長が３００ｎｍから７００ｎｍま
での光に対する吸光係数が大きく、波長が８８０ｎｍの
光に対する吸光係数に比して数倍〜約１００倍以上大き
い。したがって、この例のように、ヘモグロビンの吸光
特性に合わせて、吸光特性が大きい波長領域（３００ｎ
ｍから７００ｎｍ）の光を検出光として用いると、その
検出値は、血量変化に応じて感度よく変化するので、血
量変化に基づく脈波波形ＭＨのＳ／Ｎ比を高めることが
できる。

【００３０】１−２：第１実施形態の電気的構成 次に、脈波診断装置の電気的構成を図４を参照して説明
する。図４は脈波診断装置の電気的構成を示すブロック
図である。脈波診断装置１は、以下の部分から構成され
る。１０はウエーブレット変換部であって、脈波検出用
センサユニット１３０から出力される脈波波形ＭＨに対
して周知のウエーブレット変換を施して、脈波解析デー
タＭＫＤを生成する。

【００３１】一般に、信号を時間と周波数の両面から同
時に捉える時間周波数解析において、ウエーブレットは
信号の部分を切り出す単位となる。ウエーブレット変換
は、この単位で切り出した信号各部の大きさを表してい
る。ウエーブレット変換を定義するために基底関数とし
て、時間的にも周波数的にも局在化した関数ψ（ｘ）を
マザー・ウエーブレットとして導入する。ここで、関数
ｆ（ｘ）のマザー・ウエーブレットψ（ｘ）によるウエ
ーブレット変換は次のように定義される。

【数１】

【００３２】数１においてｂは、マザー・ウエーブレッ
トψ（ｘ）をトランスレート（平行移動）する際に用い
るパラメータであり、一方、ａはスケール（伸縮）する
際のパラメータである。したがって、数１においてウエ
ーブレットψ（（ｘ−ｂ）／ａ）は、マザー・ウエーブ
レットψ（ｘ）をｂだけ平行移動し、ａだけ伸縮したも
のである。この場合、スケールパラメータａに対応して
マザー・ウエーブレットψ（ｘ）の幅は伸長されるの
で、１／ａは周波数に対応するものとなる。なお、ウエ
ーブレット変換部１０の詳細な構成については後述す
る。

【００３３】次に、１１は周波数補正部であって脈波解
析データＭＫＤに対して周波数補正を行う。上記した数
１には周波数に対応する「１／ａ^1/2」の項があるが、
異なる周波数領域間でデータを比較する場合には、この
項の影響を補正する必要がある。周波数補正部１１はこ
のために設けられたものであり、ウエーブレットデータ
ＷＤに係数ａ^1/2を乗算して、脈波補正データＭＫＤ’
を生成する。これにより、対応する各周波数に基づい
て、周波数当たりのパワー密度が一定になるように補正
を施すことができる。

【００３４】次に、１２は脈象データ生成部であって、
脈波補正データＭＫＤ’に基づいて、平脈、弦脈、滑脈
といった脈象を特定し、これを指示する脈象データＺＤ
を生成する。また、１３は表示部であって、ＲＯＭ、制
御回路および液晶表示装置等によって構成される。表示
部１３に脈象データＺＤが供給されると、制御回路がこ
れを検知し、ＲＯＭに格納されているキャラクタを読み
出し、これを液晶ディスプレイに表示するようになって
いる。キャラクタとしては、「平脈」、「弦脈」、「滑
脈」という文字の他、特定の記号やアイコンを用いても
よい。これにより、使用者や医師に健康状態を告知する
ことができる。

【００３５】１−３：ウエーブレット変換部 次に、ウエーブレット変換部１０の構成を図面を用いて
詳細に説明する。図５は、第１実施形態に係わるウエー
ブレット変換部１０のブロック図である。脈波波形ＭＨ
は、波形整形部１００とＡ／Ｄ変換器１１０に供給され
る波形整形部１００は、脈波波形ＭＨに同期した制御信
号ＣＳとクロックＣＫを生成する。波形整形部１００の
ブロック図を図６に示す。図６において、リンギングフ
ィルタ１０１は、中心周波数を２．２Ｈｚ、通過帯域を
０．８Ｈｚ〜３．５ＨｚとするＱ値が高いフィルタであ
る。脈波波形の基本波成分は、０．８Ｈｚ〜３．５Ｈｚ
の範囲内にあるのが通常であるから、脈波波形ＭＨがリ
ンギングフィルタ１０１を通過すると、その基本波成分
が抽出される。例えば、図７（ａ）に示す脈波波形ＭＨ
がリンギングフィルタ１０１を通過すると、図７（ｂ）
に示す正弦波が得られる。

【００３６】次に、ゼロクロス検出回路１０２はコンパ
レータ等から構成され、リンギングフィルタ１０１の出
力信号とグランドレベルを比較して、矩形波を生成す
る。この矩形波は、心拍に同期したものとなる。例え
ば、リンギングフィルタ１０１の出力信号が図７（ｂ）
に示すものであるならば、ゼロクロス検出回路１０２の
出力信号は図７（ｃ）に示すものとなる。

【００３７】次に、比較部１０３、ループフィルタ１０
４、電圧制御発振回路１０５、および分周回路１０６
は、フェーズロックループを構成する。比較部１０３の
一方の入力にゼロクロス検出回路１０２の出力信号が、
その他方の入力に分周回路１０６の出力信号が供給され
ると、比較部１０３は、両者の位相差に応じた誤差信号
を出力する。誤差信号がループフィルタ１０４を介して
電圧制御発振回路１０５に供給されると、電圧制御発振
回路１０５はクロックＣＫを出力する。そして、クロッ
クＣＫは分周回路１０６で１／８分周され、比較部１０
３の他方の入力にフィードバックされる。この場合、ク
ロックＣＫの周波数は、図７（ｄ）に示すようにゼロク
ロス検出回路１０２の出力信号の周波数と比較して８倍
の周波数となる。この後、クロックＣＫは、分周回路１
０７で１／２分周され、図７（ｅ）に示す制御信号ＣＳ
として出力される。

【００３８】次に、図５に示す脈波波形ＭＨは、Ａ／Ｄ
変換器１１０によってデジタル信号に変換され、この
後、第１のメモリ１２０と第２のメモリ１３０に格納さ
れる。ここで、第１のメモリ１２０のライトイネーブル
端子には制御信号ＣＳが直接供給され、第２のメモリ１
３０のライトイネーブル端子にはインバータ１４０によ
って反転された制御信号ＣＳが供給されるようになって
いる。このため、第１，第２のメモリ１２０，１３０
は、脈波波形ＭＨをクロック周期単位で交互に格納す
る。

【００３９】また、１５０はマルチプレクサであって、
第１，第２のメモリ１２０，１３０から交互に読み出さ
れる脈波データＭＤを選択して基底関数展開部Ｗに出力
する。こうして、第１のメモリ１２０の書込期間に第２
のメモリ１３０から脈波データＭＤを読み出し、第１の
メモリ１３０の読出期間に第２のメモリ１２０へ脈波デ
ータＭＤを書き込む。

【００４０】次に、基底関数展開部Ｗは、上記した数１
の演算処理を行う構成であって、上記したクロックＣＫ
が供給され、クロック周期で演算処理が行われるように
なっている。基底関数展開部Ｗは、マザー・ウエーブレ
ットψ（ｘ）を記憶する基底関数記憶部Ｗ１、スケール
パラメータａを変換するスケール変換部Ｗ２、バッファ
メモリＷ３、トランスレートを行う平行移動部Ｗ４およ
び乗算部Ｗ５からなる。なお、基底関数記憶部Ｗ１に記
憶するマザー・ウエーブレットψ（ｘ）としては、ガボ
ールウエーブレットの他、メキシカンハット、Ｈａａｒ
ウエーブレット、Ｍｅｙｅｒウエーブレット、Ｓｈａｎ
ｎｏｎウエーブレット等が適用できる。

【００４１】まず、基底関数記憶部Ｗ１からマザー・ウ
エーブレットψ（ｘ）が読み出されると、スケール変換
部Ｗ２はスケールパラメータａの変換を行う。ここで、
スケールパラメータａは周期に対応するものであるか
ら、ａが大きくなると、マザー・ウエーブレットψ
（ｘ）は時間軸上で伸長される。この場合、基底関数記
憶部Ｗ１に記憶されるマザー・ウエーブレットψ（ｘ）
のデータ量は一定であるので、ａが大きくなると単位時
間当たりのデータ量が減少してしまう。スケール変換部
Ｗ２は、これを補うように補間処理を行うとともに、ａ
が小さくなると間引き処理を行って、関数ψ（ｘ／ａ）
を生成する。このデータはバッファメモリＷ３に一旦格
納される。

【００４２】次に、平行移動部Ｗ４はバッファメモリＷ
３からトランスレートパラメータｂに応じたタイミング
で関数ψ（ｘ／ａ）を読み出すことにより、関数ψ（ｘ
／ａ）の平行移動を行い関数ψ（ｘ−ｂ／ａ）を生成す
る。

【００４３】次に、乗算部Ｗ４は、変数１／ａ^1/2、関
数ψ（ｘ−ｂ／ａ）および脈波データＭＤを乗算して心
拍単位でウエーブレット変換を行い、脈波解析データＭ
ＫＤを生成する。この例において、脈波解析データＭＫ
Ｄは、０Ｈｚ〜０．５Ｈｚ、０．５Ｈｚ〜１．０Ｈｚ、
１．０Ｈｚ〜１．５Ｈｚ、１．５Ｈｚ〜２．０Ｈｚ、
２．０Ｈｚ〜２．５Ｈｚ、２．５Ｈｚ〜３．０Ｈｚ、
３．０Ｈｚ〜３．５Ｈｚ、３．５Ｈｚ〜４．０Ｈｚとい
った周波数領域に分割されて出力される。また、基底関
数展開部Ｗは、上述したようにクロック周期で演算処理
を行い、クロック周波数は脈波波形ＭＨの基本波周波数
の８倍になるように設定されるので、１回の心拍で生成
される脈波解析データＭＫＤは、図８に示すようにデー
タＭ11〜Ｍ88となる。

【００４４】１−４：脈象データ生成部 次に脈象データ生成部１２について説明する。図９は本
実施形態に係わる脈象データ生成部１２のブロック図で
ある。図において加算器１２１、係数回路１２２，１２
４およびメモリ１２３は、脈波補正データＭＫＤ’の平
均値を各周波数領域毎に算出する回路である。なお、係
数回路１２２の係数は１／Ｋ＋１、係数回路１２４の係
数はＫである。加算器１２１は脈波補正データＭＫＤ’
と係数回路１２４の出力を加算し、加算器１２１の出力
データは係数回路１２２を介してメモり１２３に格納さ
れる。また、メモリ１２３は、８クロック周期だけ遅ら
せて出力する。

【００４５】ここで、心拍の周期をｔ、現在の時刻を
Ｔ、メモリ１２３に格納されるデータをＭａとするなら
ば、時刻ＴにおけるデータＭａ（Ｔ）は、以下に示す式
で与えられる。 Ｍａ（Ｔ）＝｛Ｍａ（Ｔ−ｔ）＊Ｋ＋ＭＫＤ’（Ｔ）｝
／Ｋ＋１

【００４６】この式においてＭａ（Ｔ−ｔ）は、時間ｔ
だけ過去のデータ、すなわち、１心拍前のデータを表し
ている。したがって、データＭａ（Ｔ）は、過去のデー
タと現在のデータを加重平均したものとなる。この処理
はｔ時間毎に繰り返して行われるので、結局、メモリ１
２４には脈波補正データＭＫＤ’の平均値が格納され
る。また、脈波補正データＭＫＤ’は各周波数領域毎に
生成されるため、平均値は各周波数領域毎に算出され
る。このため、メモリ１２４には、図１０に示すように
０．５Ｈｚ単位で脈波補正データＭＫＤ’の平均値Ｍａ
11〜Ｍａ88が格納される。この意味において、メモリ１
２４は、平均値テーブルとして機能する。

【００４７】次に、演算部１２５は、メモリ１２４に格
納される平均値Ｍａ11〜Ｍａ88に基づいて、脈象データ
ＺＤを生成する。ここで、弦脈、平脈、滑脈の代表的波
形と平均値の関係を説明する。なお、以下に述べる例で
は、脈波波形ＭＨの基本波周波数は１．３Ｈｚとする。

【００４８】一般に、脈波波形ＭＨは図８に示すよう
に、最初の昇降による主波ｗｆ１、それに続く重拍前波
ｗｆ２、降中狭ｗｆ３、および重拍波ｗｆ４から成り立
っている。主波ｗｆ１は左心室の急性駆出期に相当す
る。重拍前波ｗｆ２は大動脈の弾性拡大と抹消反射波の
相互関係によって構成される。降中狭は左心室拡張期の
大動脈の圧力を表し、拡張期圧に相応する。さらに、重
拍波ｗｆ４は大動脈弁閉鎖に伴う外端血流の逆流による
波である。

【００４９】まず、図１１に弦脈の代表的波形と平均値
の関係を示す。弦脈は、重拍前波ｗｆ２が主波ｗｆ１に
融合している点、これに伴い降中狭ｗｆ３が表れない点
に特徴がある。すなわち、期間ｔ２，ｔ３に特徴が表れ
ている。ここで、重拍前波ｗｆ２や降中狭ｗｆ３が明確
に表れる場合には、脈波波形ＭＨの基本波の第２高調波
成分、第３高調波成分が大きくなるた。このため、弦脈
の場合には期間ｔ２，ｔ３において、２Ｈｚ以上の周波
数成分が比較的小さくなる傾向にある。この例にあって
は、期間ｔ２，ｔ３について２Ｈｚ以上の周波数成分の
合計Ｓ１はいずれも「７」となる。なお、Ｓ１は以下の
式で定義される。 Ｓ１＝ Ｍa23＋Ｍａ24＋Ｍａ25＋Ｍａ26＋Ｍａ27＋Ｍ
ａ28＋Ｍa33＋Ｍａ34＋Ｍａ35＋Ｍａ36＋Ｍａ37＋Ｍａ3
8

【００５０】次に、図１２に平脈の代表的波形と平均値
の関係を示す。平脈は、主波ｗｆ１、重拍前波ｗｆ２、
重拍波ｗｆ４の三峰波からなる点に特徴がある。すなわ
ち、期間ｔ２，ｔ３に特徴が表れている。この場合に
は、重拍前波ｗｆ２、降中狭ｗｆ３およびｗｆ４が明確
に表れるので、脈波波形ＭＨの基本波の第２高調波成
分、第３高調波成分が大きくなるた。このため、平脈の
場合には期間ｔ２，ｔ３において、２Ｈｚ以上の周波数
成分が比較的大きくなる傾向にある。また、特に、期間
ｔ２と期間ｔ３とを比較すると、期間ｔ２には、重拍前
波ｗｆ２のピークが存在するため、高域周波数成分が多
く存在するといえる。この例にあっては、期間ｔ２，ｔ
３について２Ｈｚ以上の周波数成分の合計Ｓ１はいずれ
も「２５」となる。また、期間ｔ２について４．０〜
３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ２は「１２」となり、
一方、期間ｔ３について４．０〜３．０Ｈｚの周波数成
分の合計Ｓ３は「７」となる。ここで、Ｓ２，Ｓ３は以
下の式で定義される。 Ｓ２＝Ｍａ27＋Ｍａ28 Ｓ３＝Ｍａ37＋Ｍａ38

【００５１】次に、図１３に滑脈の代表的波形と平均値
の関係を示す。滑脈は、主波ｗｆ１と重拍前波ｗｆ２が
ほとんど重なってしまった二峰波からなる点に特徴があ
る。すなわち、期間ｔ２，ｔ３に特徴が表れている。こ
の場合には、重拍前波ｗｆ２がほとんど表れないものの
降中狭ｗｆ３は明確に表れるので、脈波波形ＭＨの基本
波の第２高調波成分、第３高調波成分が大きくなるた。
このため、滑脈の場合には期間ｔ２，ｔ３において、２
Ｈｚ以上の周波数成分が比較的大きくなる傾向にある。
また、特に、期間ｔ２と期間ｔ３とを比較すると、期間
ｔ２には、重拍前波ｗｆ２のピークが存在せず、一方、
期間ｔ３には降中狭ｗｆ３が存在するので、期間ｔ３の
方が高域周波数成分が多く存在するといえる。この例に
あっては、期間ｔ２，ｔ３について２Ｈｚ以上の周波数
成分の合計Ｓ１はいずれも「２４」となる。また、期間
ｔ２について４．０〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ
２は「６」となり、一方、期間ｔ３について４．０〜
３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ３は「１０」となる。

【００５２】以上の説明したように各脈象には特徴的な
部分が存在する。本実施形態ではこの点に着目し、以下
の判定基準で脈象を判定している。 １）弦脈と判定する場合 期間ｔ２，ｔ３について２．０Ｈｚ以上の合計Ｓ１が、
「Ｓ１＜１５」の場合、弦脈と判定される。この場合に
は、演算手段１２５は、脈象データＺＤとして弦脈であ
ることを示すデータＤgを生成する。

【００５３】２）平脈と判定する場合 期間ｔ２，ｔ３について２．０Ｈｚ以上の合計Ｓ１が
「Ｓ１≧１５」であり、かつ、期間ｔ２について４．０
〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ２と期間ｔ３につい
て４．０〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ３とが、
「Ｓ２≧Ｓ３」の関係にある場合、平脈と判定される。
この場合には、演算手段１２５は、脈象データＺＤとし
て弦脈であることを示すデータＤhを生成する。

【００５４】２）滑脈と判定する場合 期間ｔ２，ｔ３について２．０Ｈｚ以上の合計Ｓ１が
「Ｓ１≧１５」であり、かつ、期間ｔ２について４．０
〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ２と期間ｔ３につい
て４．０〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ３とが、
「Ｓ２＜Ｓ３」の関係にある場合、滑脈と判定される。
この場合には、演算手段１２５は、脈象データＺＤとし
て滑脈であることを示すデータＤkを生成する。

【００５５】１−５：脈象データ生成部の他の例 図１４は脈象データ生成部の他の構成例を示すブロック
図である。メモリ１２３は平均値テーブルとして機能
し、そこに格納される平均値に基づいて評価関数演算部
１２６は評価データＱＤg，ＱＤh，ＱＤkを生成する。
評価関数演算部１２６はメモリを備えおり、そこには、
弦脈、平脈、滑脈に各々対応する代表的な脈波波形につ
いてウエーブレット変換を施した結果が平均値テーブル
と同様の形式で予め格納されている。なお、弦脈の代表
的な脈波波形に対応するデータはＭｇ11〜Ｍｇ88で表
し、平脈の代表的な脈波波形に対応するデータはＭｈ11
〜Ｍｈ88で表し、滑脈の代表的な脈波波形に対応するデ
ータはＭｋ11〜Ｍｋ88で表すことにする。

【００５６】評価データＱＤgは、計測された脈波波形
ＭＨが代表的な弦脈の脈波波形とどの程度一致している
かを示すデータであって、以下の式を演算することによ
って生成される。 ＱＤg＝ΣＰij・｜Ｍｇij−Ｍａij｜／Ｍｇij ：ｉ＝
１〜８，ｊ＝１〜８ また、評価データＱＤhは、計測された脈波波形ＭＨが
代表的な平脈の脈波波形とどの程度一致しているかを示
すデータであって、以下の式を演算することによって生
成される。 ＱＤh＝ΣＰij・｜Ｍｈij−Ｍａij｜／Ｍｈij ：ｉ＝
１〜８，ｊ＝１〜８ また、評価データＱＤkは、計測された脈波波形ＭＨが
代表的な弦脈の脈波波形とどの程度一致しているかを示
すデータであって、以下の式を演算することによって生
成される。 ＱＤk＝ΣＰij・｜Ｍｋij−Ｍａij｜／Ｍｋij ：ｉ＝
１〜８，ｊ＝１〜８

【００５７】ここで、Ｐijは係数ですが、特徴のない時
間周波数領域では、「０」に設定し、特徴的な部分での
み「１」とする。このように係数を設定したのは、脈波
波形の特徴部分は、大きなエネルギーをもっているの
で、この部分に基づいて脈象を判別することができるか
らであり、一方、レベルの低い部分に基づいて脈象を判
別すると、ＳＮ比が悪いため正確な判別が行えないから
である。

【００５８】そして、比較部１２７は、評価データＱＤ
g，ＱＤh，ＱＤkの大小を比較し、最も小さい値を示す
評価データに対応する脈象を、計測された脈波波形ＭＨ
の脈象として特定し、脈象データＺＤを生成する。

【００５９】このように本実施形態によれば、脈波波形
ＭＨに同期してウエーブレット変換を施して、１つの脈
波波形を複数の周波数時間領域に分割し、分割された周
波数時間領域のうち、脈象を特徴的に表す部分を抽出
し、これに基づいて脈象を特定するようにしたので、脈
象を正確に判定することが可能となる。

【００６０】Ｃ．第２実施形態 第１実施形態に係わる脈波診断装置は、使用者が安静状
態であることを前提とするものであった。ところで、心
拍は人が運動するとこれに応じて強くなるので、使用者
が歩行したり物を掴み上げたりすると、脈波波形が体動
の影響を受けて変動する。このため、第１実施形態に係
わる脈波診断装置では、体動があると脈象を正確に検出
することが難しい。第２実施形態は、この点に鑑みてな
されたものであり、脈波波形から体動成分をキャンセル
することにより、体動があったとしても正確に脈象が検
出できる脈波診断装置を提供するものである。

【００６１】１．第２実施形態の構成 第２実施形態の外観構成は、図２に示す第１実施形態の
外観構成と同一である。但し、第２実施形態に係わる脈
波診断装置は、その装置本体１１０の内部には加速度セ
ンサ２１が設けれている。次に、第２実施形態に係わる
脈波診断装置の電気的構成について説明する。図１５は
第２実施形態に係わる脈波診断装置のブロック図であ
る。図において、第１のウエーブレット変換部１０Ａお
よび第１の周波数補正部１１Ａは、上述した第１実施形
態のウエーブレット変換部１０および周波数補正部１１
と各々同一の構成であり、第１の周波数補正部１１Ａか
ら脈波補正データＭＫＤ’が出力されるようになってい
る。

【００６２】また、加速度センサ２１によって体動波形
ＴＨが検出されると、これが第２のウエーブレット変換
部１０Ｂに供給され、体動波形ＴＨにウエーブレット変
換が施され、体動解析データＴＫＤが生成されるように
なっている。ここで、第２のウエーブレット変換部１０
Ｂは、第１実施形態のウエーブレット変換部１０と同様
に構成される。このため、体動解析データＴＫＤは、０
〜４Ｈｚの周波数領域を０．５Ｈｚ毎に分割した各周波
数成分から構成される。また、第２の周波数補正部１１
Ｂは、第１実施形態の周波数補正部１１と同様に構成さ
れ、体動解析データＴＫＤに周波数補正を施して体動補
正データＴＫＤ’を生成する。

【００６３】次に、マスク部１８は、脈波補正データＭ
ＫＤ’から体動補正データＴＫＤ’を減算して、体動成
分が除去された脈波補正データＭＫＤ''を生成する。次
に、脈象データ生成部１２は脈波補正データＭＫＤ''に
基づいて、第１実施形態と同様に脈象データＺＤを生成
する。そして、表示部１３は脈象データＺＤに基づい
て、脈象を表示する。

【００６４】２．第２実施形態の動作 次に、第２実施形態の動作について図面を参照しつつ説
明する。この例では、脈象の検出中に使用者が手でコッ
プを持ち上げた後、これを元の位置に戻した場合を想定
する。この場合、図１６（ａ）に示す脈波波形ＭＨが脈
波検出用センサユニット１３０によって検出され、ま
た、同時に図１６（ｂ）に示す体動波形ＴＨが検出され
たものとする。

【００６５】ここで、体動波形ＴＨは、時刻Ｔ１から増
加しはじめ、時刻Ｔ２で正のピークとなり、その後、次
第に減少して時刻Ｔ２でレベル０を通過し、時刻Ｔ３で
負のピークに達し、時刻Ｔ４でレベル０に戻っている。
ところで、体動波形ＴＨは加速度センサ２１によって検
出されるため、時刻Ｔ３は使用者がコップを最大に持ち
上げた時刻に対応し、時刻Ｔ１は持上開始時刻に対応
し、また、時刻Ｔ４は持上終了時刻に対応する。したが
って、時刻Ｔ１から時刻Ｔ４までの期間が体動が存在す
る期間となる。なお、図１６（ｃ）は仮に体動がなかっ
たとした場合の脈波波形ＭＨ’である。また、この例に
おいて、脈波波形ＭＨの基本波周波数は、１．３Ｈｚと
なっている。

【００６６】次に、図１７〜図１９を参照して、図１６
に示す期間Ｔｃにおける第２実施形態に係わる脈波診断
装置の動作を説明する。図１７に期間Ｔｃにおける脈波
補正データＭＫＤ’を示し、図１８に期間Ｔｃにおける
体動補正データＴＫＤ’を示す。この図から、体動波形
ＴＨには、０．０Ｈｚ〜１．０Ｈｚの周波数領域におい
て比較的大きなレベルの周波数成分が存在していること
が判る。脈波補正データＭＫＤ’と体動補正データＴＫ
Ｄ’が、マスク部１８に供給されると、マスク部１８
は、脈波補正データＭＫＤ’から体動補正データＴＫ
Ｄ’を減算して、図１９に示す体動成分が除去された脈
波補正データＭＫＤ''を生成する。これにより、体動が
ある場合でもその影響をキャンセルして、安静時の脈波
波形から得れる脈波補正データＭＫＤ’と同様の脈波補
正データＭＫＤ''を得ることが可能となる。

【００６７】この後、脈象データ生成部１２は、この脈
波補正データＭＫＤ''に基づいて脈象を判定する。この
例では、期間ｔ２，ｔ３について、２．０Ｈｚ以上の合
計Ｓ１が２８であるから、「Ｓ１≧１５」となる。ま
た、期間ｔ２について４．０〜３．０Ｈｚの周波数成分
の合計Ｓ２は９となる。また、期間ｔ３について４．０
〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ３は１３となる。こ
のため、「Ｓ２＜Ｓ３」になる。したがって、上述した
判定基準によれば滑脈と判定され、脈象データ生成部１
２は、脈象データＺＤとして滑脈であることを示すデー
タＤkを生成する。

【００６８】このように第２実施形態にあっては、体動
波形ＴＨについてもウエーブレット変換を施し、これに
基づいて体動成分をキャンセルするようにしたので、日
常生活や運動中であっても脈象を正確に検出することが
できる。

【００６９】Ｄ．第３実施形態 第２実施形態では、脈波波形のウエーブレットと体動波
形のウエーブレットに各々周波数補正を施した後、体動
波形のウエーブレットで脈波波形のウエーブレットをマ
スクした。この場合、周波数補正部が２種類必要とな
り、構成が複雑となる。第３実施形態はこの点に鑑みて
なされたものである。

【００７０】第３実施形態の外観構成は、図２に示す第
１実施形態の外観構成と同一である。但し、第３実施形
態に係わる脈波診断装置は、第２実施形態と同様に装置
本体１１０の内部には加速度センサ２１が設けれてい
る。

【００７１】次に、第２実施形態に係わる脈波診断装置
の電気的構成について説明する。図２０は第３実施形態
に係わる脈波診断装置のブロック図である。図におい
て、第１，第２のウエーブレット変換部１０Ａ，１０Ｂ
および周波数補正部１１は、上述した第１実施形態のウ
エーブレット変換部１０および周波数補正部１１と各々
同一の構成である。

【００７２】マスク部１８は、周波数補正を施す前に、
脈波解析データＭＫＤから体動解析データＴＫＤを減算
して体動成分をキャンセルした体動除去脈波データを生
成する。この後、周波数補正部１１は、体動除去脈波デ
ータに対して、周波数当たりのパワー密度が一定になる
ように周波数補正を施して脈波補正データＭＫＤ''を生
成する。これにより、異なる周波数成分間でレベルの比
較を行うことが可能となる。次に、脈象データ生成部１
２が、脈波補正データＭＫＤ''に基づいて脈象データＺ
Ｄを生成すると、この脈象データＺＤが表示部１３に表
示される。

【００７３】このように、第３実施形態によれば、周波
数補正部１１をマスク部１８の後段に設けたので、脈波
診断装置の構成を簡易にしつつ、体動が存在する場合で
あっても脈象を特定することが可能となる。

【００７４】Ｅ．第４実施形態 第２，３実施形態においては、加速度センサ２１によっ
て体動波形ＴＨを検出し、体動波形ＴＨにウエーブレッ
ト変換を施した。そして、脈波波形ＭＨのウエーブレッ
ト変換の結果と、体動波形ＴＨのウエーブレット変換の
結果とを比較して、脈波波形ＭＨの周波数成分に含まれ
ている体動成分をキャンセルして、脈象を特定した。し
かし、加速度センサ２１および第２のウエーブレット変
換部１０Ｂ等が必要になるので、構成が複雑なる。第４
実施形態は、この点に鑑みてなされたものであり、簡易
な構成にもかかわらず、体動があっても正確に脈象を特
定することができる脈波診断装置を提供するものであ
る。

【００７５】１．第４実施形態の構成 第４実施形態に係わる脈波診断装置の外観構成は、図２
に示す第１実施形態の外観構成と同様であるのでここで
は説明を省略し、その電気的構成について説明する。図
２１は第４実施形態に係わる脈波診断装置のブロック図
であり、周波数補正部１１と脈象データ生成部１２との
間に体動分離部１９が新たに設けられた点を除いて、第
１実施形態で説明した図４と同じである。以下、相違点
について説明する。体動分離部１９は、脈波補正データ
ＭＫＤ’から体動成分を分離除去して体動分離脈波デー
タＴＢＤを生成する。ここで、体動分離部１９は、以下
に述べる体動の性質を利用している。

【００７６】体動は、腕の上下動や走行時の腕の振り等
によって生じるが、日常生活においては、人体を瞬間的
に動かすことはほとんどない。このため、日常生活で
は、体動波形ＴＨの周波数成分はそれほど高くなく、０
Ｈｚ〜１Ｈｚの範囲にあるのが通常である。この場合、
脈波波形ＭＨの基本波周波数は、１Ｈｚ〜２Ｈｚの範囲
にあることが多い。したがって、日常生活において、体
動波形ＴＨの周波数成分は脈波波形ＭＨの基本波周波数
よりも低い周波数領域にある。

【００７７】一方、ジョギング等のスポーツ中にあって
は、腕の振り等の影響があるため、体動波形ＴＨの周波
数成分が幾分高くなるが、運動量に応じて心拍数が増加
するため、脈波波形ＭＨの基本波周波数も同時に高くな
る。このため、スポーツ中においても、体動波形ＴＨの
周波数成分は脈波波形ＭＨの基本波周波数よりも低い周
波数領域にあるのが通常である。

【００７８】体動分離部１９は、この点に着目して体動
成分を分離するものであり、脈波波形ＭＨの基本波成分
よりも低い周波数領域を無視するように構成されてい
る。この場合には、脈波波形ＭＨの基本波成分より高い
周波数領域に体動成分が存在すると脈象の検出精度が低
下する。しかしながら、上述したように体動成分は脈波
波形ＭＨの基本波成分よりも低い周波数領域にある確率
が高いので、高い精度で脈象の検出を行うことができ
る。図２２は、体動分離部１９の詳細なブロック図であ
る。波形整形部１９１は脈波波形ＭＨに波形整形を施し
て、脈波波形ＭＨと同期したリセットパルスを生成す
る。具体的には、上述した図６のリンギングフィルタ１
０１とゼロクロス検出回路１０２等によって構成され
る。カウンタ１９２は図示せぬクロックパルスを計数
し、前記リセットパルスによってカウント値がリセット
されるようになっている。また、平均値算出回路１９３
は、カウンタ１９２のカウント値の平均値を算出する。
具体的には、上述した図８に示す加算器１２１、係数回
路１２２，１２３、メモリ１２３等によって構成すれば
よい。この場合、平均値算出回路１９３によって算出さ
れる平均値は、脈波波形ＭＨの平均周期に対応する。し
たがって、平均値を参照すれば、脈波波形ＭＨの基本波
周波数を検知できる。

【００７９】次に、置換回路１９４は、前記平均値に基
づいて、脈波波形ＭＨの基本波周波数を含む周波数領域
を特定する。例えば、前記平均値が０．７１秒を示す場
合には、基本波周波数は１．４Ｈｚとなるので、特定さ
れる周波数領域は１Ｈｚ〜１．５Ｈｚとなる。この後、
置換回路１９４は、特定周波数領域未満の周波数領域に
ついて、脈波補正データＭＫＤ’を「０」に置換して体
動分離脈波データＴＢＤを生成する。これにより、脈波
波形ＭＨの基本波周波数より低い周波数領域の成分は、
脈象の判定に当たって無視される。この場合、体動成分
とともに脈波成分も「０」に置換されてしまうが、脈波
波形ＭＨの特徴的な部分は基本波周波数よりも高域の周
波数領域に存在するため、「０」に置換しても脈象の判
定には影響をほとんど与えない。

【００８０】こうして生成された体動分離脈波データＴ
ＢＤに基づいて、図２１に示す脈象データ生成部１２
は、脈象の判定を行って脈象データＺＤを生成する。そ
して、脈象データＺＤが表示部１３に供給されると、表
示部１３は、例えば、「平脈」、「弦脈」、「滑脈」と
いった文字の他、特定の記号やアイコンを表示する。

【００８１】２．第４実施形態の動作 次に、第４実施形態の動作について図面を参照しつつ説
明する。この例では、脈波検出用センサユニット１３０
によって、図１６（ａ）に示す脈波波形ＭＨ（基本波周
波数１．３Ｈｚ）が検出されたものとすれば、期間Ｔｃ
の脈波補正データＭＫＤ’は、図１７に示すものとな
る。この場合、置換回路１９４によって特定される周波
数領域は１．０Ｈｚ〜１．５Ｈｚとなるので、置換の対
象となる周波数領域は、０．５Ｈｚ〜１．０Ｈｚに対応
するＭａ１２〜Ｍａ８２と０Ｈｚ〜０．５Ｈｚに対応す
るＭａ１１〜Ｍａ８１となる。したがって、脈波補正デ
ータＭＫＤ’のデータＭａ１２〜Ｍａ８２，Ｍａ１１〜
Ｍａ８１は「０」に置換され、図２３に示す体動分離脈
波データＴＢＤが生成される。

【００８２】この後、脈象データ生成部１２は、この体
動分離脈波データＴＢＤに基づいて脈象を判定する。こ
の例では、期間ｔ２，ｔ３について、２．０Ｈｚ以上の
合計Ｓ１が２８であるから、「Ｓ１≧１５」となる。ま
た、期間ｔ２について４．０〜３．０Ｈｚの周波数成分
の合計Ｓ２は９となる。また、期間ｔ３について４．０
〜３．０Ｈｚの周波数成分の合計Ｓ３は１３となる。こ
のため、「Ｓ２＜Ｓ３」になる。したがって、上述した
判定基準によれば滑脈と判定され、脈象データ生成部１
２は、脈象データＺＤとして滑脈であることを示すデー
タＤkを生成する。

【００８３】このように第４実施形態によれば、体動成
分は脈波波形ＭＨの基本波周波数成分よりも低い周波数
領域に存在することが確率的に高いという体動の性質を
巧みに利用して体動成分を分離した。このため、第２，
第３実施形態で必要とされた加速度センサ２１や第２の
ウエーブレット変換部１０Ｂといった構成を省略するこ
とができ、しかも体動がある場合でも正確に脈象を検出
することが可能となる。

【００８４】Ｆ．第５実施形態 上述した第２〜第４実施形態にあっては、脈波波形ＭＨ
にウエーブレット変換を施して変換結果から体動成分を
除去し、その時間周波数領域のエネルギーレベルに基づ
いて脈象を特定した。ところで、ウエーブレット処理に
おいては、ウエーブレット変換された変換結果に逆ウエ
ーブレット変換を施せば時間軸上の信号を再現できるこ
とが知られている。第５実施形態は、この点に着目して
なされたものであり、体動成分を除去したウエーブレッ
ト変換結果に逆ウエーブレット変換を施して、時間軸上
で脈象を特定するものである。

【００８５】１．第５実施形態の構成 第５実施形態に係わる脈波診断装置の外観構成は、図２
に示す第１実施形態の外観構成と同様であるのでここで
は説明を省略し、その電気的構成について説明する。な
お、この例にあっては、上述した第４実施形態に逆ウエ
ーブレット変換を適用した場合を一例として説明する
が、第２，第３実施形態に逆ウエーブレット変換を適用
し、時間軸上で脈象を特定するようにしてもよい。

【００８６】図２４に第５実施形態に係わる脈波診断装
置のブロック図を示す。第５実施形態に係わる脈波診断
装置は、周波数補正部１１が用いられていない点、脈象
データ生成部１２の替わりに脈象判定部２２が設けられ
ている点、体動分離部１９と脈象判定部２２の間に逆ウ
エーブレット変換部２０が設けられている点で、図２１
に示す第４実施形態の脈波診断装置と相違する。以下、
相違点について説明する。

【００８７】まず、周波数補正部１１を設けなかったの
は、本例では時間軸上の信号波形から脈象を特定するた
め、ウエーブレット変換の変換結果を各時間周波数領域
毎に比較する必要がないからである。また、他の理由
は、逆ウエーブレット変換は、ウエーブレット変換の変
換結果に処理を施して時間軸上の信号波形を再現するも
のであるから、周波数補正を施すと信号波形が正確に再
現されないからである。

【００８８】次に、逆ウエーブレット変換部２０は、ウ
エーブレット変換部１０と相補的な関係にあり、以下に
示す数２を演算する。

【数２】

【００８９】これにより、体動分離脈波データＴＢＤに
基づいて、体動分離脈波波形ＴＭＨが得られる。例え
ば、脈波検出用センサユニット１３０によって図１６
（ａ）に示す脈波波形ＭＨが検出されたとすると、期間
Ｔｃにおいて、脈波解析データＭＫＤは図１７に示すも
のとなる。次に、体動分離部１９によって体動成分が除
去されると、図２３に示す体動分離脈波データＴＢＤが
得られる。そして、逆ウエーブレット変換部２０によっ
て逆ウエーブレット変換が施されると、図１６（ｃ）に
示す脈波波形ＭＨ’が体動分離脈波波形ＴＭＨとして生
成される。

【００９０】次に、脈象判定部２２は、まず、脈象を特
定するため体動分離脈波波形ＴＭＨの形状を特定する波
形パラメータを抽出する。ここで、１拍分の体動分離脈
波波形ＴＭＨが図２５に示すごとき形状をしているとす
れば、波形パラメータを以下のように定義する。なお、
図２１において縦軸は血圧であり、横軸は時間である。 １拍に対応した脈波が立ち上がってから（以下、この
立ち上がり時刻を脈波開始時刻という）次の拍に対応し
た脈波が立ち上がりを開始するまでの時間ｔ₆ 脈波内に順次現れる極大点Ｐ１，極小点Ｐ２，極大点
Ｐ３，極小点Ｐ４および極大点Ｐ５の血圧値ｙ₁〜ｙ₅ 脈波開始時刻以後、上記各点Ｐ１〜Ｐ５が現れるまで
の経過時間ｔ₁〜ｔ₅

【００９１】脈象判定部２２は、波形パラメータを算出
するために、上記極大点或いは極小点について、これら
各点に関連した「ピーク情報」と呼ばれる情報を抽出す
る。なお、ピーク情報の詳細についてはその内容が脈象
判定部の構成，動作に関連するため、回路の構成を説明
した時点でピーク情報の詳細に言及する。

【００９２】図２６は脈象判定部２２の構成を示すブロ
ック図である。図において１８１はマイクロコンピュー
タであって、各構成部分を制御する。１８４はＲＡＭに
よって構成される波形メモリであり、体動分離脈波波形
ＴＭＨの波形値Ｗを順次記憶する。１９１は波形値アド
レスカウンタであり、マイクロコンピュータ１８１から
波形採取指示ＳＴＡＲＴが出力されている期間、サンプ
リングクロックφをカウントし、そのカウント結果を波
形値Ｗを書き込むべき波形値アドレスＡＤＲ１として出
力する。この波形値アドレスＡＤＲ１はマイクロコンピ
ュータ１８１により監視される。

【００９３】１９２はセレクタであり、マイクロコンピ
ュータ１８１からセレクト信号Ｓ１が出力されていない
場合、波形値アドレスカウンタ１９１が出力する波形値
アドレスＡＤＲ１を選択して波形メモリ１８４のアドレ
ス入力端へ供給する。一方、マイクロコンピュータ１８
１からセレクト信号Ｓ１が出力されている場合、マイク
ロコンピュータ１８１が出力する読み出しアドレスＡＤ
Ｒ４を選択して波形メモリ１８４のアドレス入力端へ供
給する。

【００９４】２０１は微分回路であり、ローパスフィル
タ１８３から順次出力される波形値Ｗの時間微分を演算
して出力する。２０２は零クロス検出回路であり、波形
値Ｗが極大値または極小値となることにより波形値Ｗの
時間微分が０となった場合に零クロス検出パルスＺを出
力する。さらに詳述すると、零クロス検出回路２０２
は、図２７に例示する脈波の波形においてピーク点Ｐ
１，Ｐ２，…，を検出するために設けられた回路であ
り、これらのピーク点に対応した波形値Ｗが入力された
場合に零クロス検出パルスＺを出力する。

【００９５】２０３はピークアドレスカウンタであり、
マイクロコンピュータ１８１から波形採取指示ＳＴＡＲ
Ｔが出力されている期間、零クロス検出パルスＺをカウ
ントし、そのカウント結果をピークアドレスＡＤＲ２と
して出力する。２０４は移動平均算出回路であり、現時
点までに微分回路２０１から出力された過去所定個数分
の波形値Ｗの時間微分値の平均値を算出し、その結果を
現時点に至るまでの脈波の傾斜を表す傾斜情報ＳＬＰと
して出力する。

【００９６】２０５は次に述べるピーク情報を記憶する
ために設けられたピーク情報メモリである。ここで、以
下にピーク情報の詳細について説明する。すなわち、図
２８に示すピーク情報の内容の詳細は以下に列挙する通
りである。 波形値アドレスＡＤＲ１ ローパスフィルタ１８３から出力される波形値Ｗが極大
値または極小値となった時点で波形値アドレスカウンタ
１９１から出力されている書き込みアドレスである。換
言すれば、極大値または極小値に相当する波形値Ｗの波
形メモリ１８４における書き込みアドレスである。 ピーク種別Ｂ／Ｔ 上記波形値アドレスＡＤＲ１に書き込まれた波形値Ｗが
極大値Ｔ（Ｔｏｐ）であるか極小値Ｂ（Ｂｏｔｔｏｍ）
であるかを示す情報である。 波形値Ｗ 上記極大値または極小値に相当する波形値である。 ストローク情報ＳＴＲＫ 直前のピーク値から当該ピーク値に至るまでの波形値の
変化分である。 傾斜情報ＳＬＰ 当該ピーク値に至るまでの過去所定個数分の波形値の時
間微分の平均値である。

【００９７】次に、マイクロコンピュータ１８１の制御
下における脈象判定部２２の動作を説明する。

【００９８】（ａ）波形およびそのピーク情報の採取 マイクロコンピュータ１８１により波形採取指示ＳＴＡ
ＲＴが出力されると、波形値アドレスカウンタ１９１お
よびピークアドレスカウンタ２０３のリセットが解除さ
れる。この結果、波形値アドレスカウンタ１９１により
サンプリングクロックφのカウントが開始され、そのカ
ウント値が波形値アドレスＡＤＲ１としてセレクタ１９
２を介して波形メモリ１８４に供給される。そして、人
体から検出された脈波信号がＡ／Ｄ変換器１８２に入力
され、サンプリングクロックφに従ってデジタル信号に
順次変換され、ローパスフィルタ１８３を介し波形値Ｗ
として順次出力される。このようにして出力された波形
値Ｗは、波形メモリ１８４に順次供給され、その時点に
おいて波形値アドレスＡＤＲ１によって指定される記憶
領域に書込まれる。以上の動作により、図２７に例示す
る脈波波形に対応した一連の波形値Ｗが波形メモリ１８
４に蓄積される。

【００９９】一方、上記動作と並行して、ピーク情報の
検出およびピーク情報メモリ２０５への書込みが、以下
に説明するようにして行われる。まず、体動分離脈波波
形ＴＭＨの波形値Ｗの時間微分が微分回路２０１によっ
て演算され、この時間微分が零クロス検出回路２０２お
よび移動平均算出回路２０４に入力される。移動平均算
出回路２０４は、このようにして波形値Ｗの時間微分値
が供給される毎に過去所定個数の時間微分値の平均値
（すなわち、移動平均値）を演算し、演算結果を傾斜情
報ＳＬＰとして出力する。ここで、波形値Ｗが上昇中も
しくは上昇を終えて極大状態となっている場合は傾斜情
報ＳＬＰとして正の値が出力され、下降中もしくは下降
を終えて極小状態となっている場合は傾斜情報ＳＬＰと
して負の値が出力される。

【０１００】そして、例えば図２７に示す極大点Ｐ１に
対応した波形値Ｗがローパスフィルタ１８３から出力さ
れると、時間微分として０が微分回路２０１から出力さ
れ、零クロス検出回路２０２から零クロス検出パルスＺ
が出力される。この結果、マイクロコンピュータ１８１
により、その時点における波形値アドレスカウンタ１９
１のカウント値である波形アドレスＡＤＲ１，波形値
Ｗ，ピークアドレスカウンタのカウント値であるピーク
アドレスＡＤＲ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）および傾
斜情報ＳＬＰが取り込まれる。また、零クロス検出パル
スＺが出力されることによってピークアドレスカウンタ
２０３のカウント値ＡＤＲ２が１になる。

【０１０１】一方、マイクロコンピュータ１８１は、取
り込んだ傾斜情報ＳＬＰの符号に基づいてピーク種別Ｂ
／Ｔを作成する。この場合のように極大値Ｐ１の波形値
Ｗが出力されている時にはその時点において正の傾斜情
報が出力されているので、マイクロコンピュータ１８１
はピーク情報Ｂ／Ｔの値を極大値に対応したものとす
る。そしてマイクロコンピュータ１８１は、ピークアド
レスカウンタ２０３から取り込んだピークアドレスＡＤ
Ｒ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）をそのまま書込アドレ
スＡＤＲ３として指定し、波形値Ｗ，この波形値Ｗに対
応した波形アドレスＡＤＲ１，ピーク種別Ｂ／Ｔ，傾斜
情報ＳＬＰを第１回目のピーク情報としてピーク情報メ
モリ２０５に書き込む。なお、第１回目のピーク情報の
書き込みの場合は、直前のピーク情報がないためストロ
ーク情報ＳＴＲＫの作成および書き込みは行わない。

【０１０２】その後、図２７に示す極小点Ｐ２に対応し
た波形値Ｗがローパスフィルタ１８３から出力される
と、上述と同様に零クロス検出パルスＺが出力され、書
込アドレスＡＤＲ１，波形値Ｗ，ピークアドレスＡＤＲ
２（＝１），傾斜情報ＳＬＰ（＜０）がマイクロコンピ
ュータ１８１により取り込まれる。そして、上記と同
様、マイクロコンピュータ１８１により、傾斜情報ＳＬ
Ｐに基づいてピーク種別Ｂ／Ｔ（この場合、”Ｂ”）が
決定される。また、マイクロコンピュータ１８１により
ピークアドレスＡＤＲ２よりも１だけ小さいアドレスが
読み出しアドレスＡＤＲ３としてピーク情報メモリ２０
５に供給され、第１回目に書き込まれた波形値Ｗが読み
出される。そして、マイクロコンピュータ１８１によ
り、ローパスフィルタ１８３から今回取り込んだ波形値
Ｗとピーク情報メモリ２０５から読み出した第１回目の
波形値Ｗとの差分が演算され、ストローク情報ＳＴＲＫ
が求められる。このようにして求められたピーク種別Ｂ
／Ｔ，ストローク情報ＳＴＲＫが他の情報，すなわち波
形値アドレスＡＤＲ１，波形値Ｗ，傾斜情報ＳＬＰ，と
共に第２回目のピーク情報としてピーク情報メモリ２０
５のピークアドレスＡＤＲ３＝１に対応した記憶領域に
書き込まれる。以後、ピーク点Ｐ３，Ｐ４，…，が検出
された場合も同様の動作が行われる。そして所定時間が
経過すると、マイクロコンピュータ１８１により波形採
取指示ＳＴＡＲＴの出力が停止され、波形値Ｗおよびピ
ーク情報の採取が終了する。

【０１０３】（ｂ）脈波波形の分割処理 ピーク情報メモリ２０５に記憶された各種情報のうち、
波形パラメータの採取を行う１拍分の波形に対応した情
報を特定するための処理がマイクロコンピュータ１８１
により行われる。まず、ピーク情報メモリ２０５から各
ピーク点Ｐ１，Ｐ２，…，に対応した傾斜情報ＳＬＰお
よびストローク情報ＳＴＲＫが順次読み出される。次い
で、各ストローク情報ＳＴＲＫの中から正の傾斜に対応
したストローク情報（すなわち、対応する傾斜情報ＳＬ
Ｐが正の値となっているもの）が選択され、これらのス
トローク情報の中からさらに値の大きなもの上位所定個
数が選択される。そして、選択されたストローク情報Ｓ
ＴＲＫの中から中央値に相当するものが選択され、波形
パラメータの抽出を行うべき１拍分の脈波の立ち上がり
部（例えば図２７において符号ＳＴＲＫＭによって示し
た立ち上がり部）のストローク情報が求められる。そし
て、当該ストローク情報のピークアドレスよりも１だけ
前のピークアドレス（すなわち、波形パラメータの抽出
を行うべき１拍分の脈波の開始点Ｐ６のピークアドレ
ス）が求められる。

【０１０４】（ｃ）波形パラメータの抽出 マイクロコンピュータ１８１は、ピーク情報メモリ２０
５に記憶された上記１拍分の脈波に対応した各ピーク情
報を参照して各波形パラメータを算出する。この処理は
例えば次のようにして求められる。 血圧値ｙ₁〜ｙ₅ ピーク点Ｐ７〜Ｐ１１に対応する波形値をそれぞれｙ₁
〜ｙ₅とする。 時間ｔ₁ ピーク点Ｐ７に対応する波形アドレスからピーク点Ｐ６
に対応する波形アドレスを差し引き、その結果に対して
サンプリングクロックφの周期を乗じてｔ₁ を算出す
る。 時間ｔ₂〜ｔ₆ 上記ｔ₁と同様、対応する各ピーク点間の波形アドレス
差に基づいて演算する。そして、以上のようにして得ら
れた各波形パラメータはマイクロコンピュータ１８１内
部のバッファメモリに蓄積される。

【０１０５】（ｄ）波形パラメータに基づく脈象の判定
処理 以下、波形パラメータに基づく脈象の判定処理について
図２９に示すフローチャートを参照して説明する。 ｄ−１：主波の波形幅Ｗｔの算出動作 上述したようにピーク情報は、図２５に示す波形ピーク
Ｐ１〜Ｐ５についての時間ｔ１〜ｔ５、血圧ｙ１〜ｙ
４、および波形の１周期ｔ６からなる。一般に、脈波波
形は、最初の昇降による主波（ピーク点Ｐ１に対応）、
それに続く重拍前波（ピーク点Ｐ３に対応）、降中狭
（ピークＰ点３からピーク点Ｐ４に対応）および重拍波
（ピーク点Ｐ５に対応）から成り立っている。主波は左
心室の急性駆出期に相当する。重拍前波は大動脈の弾性
拡大と抹消反射波の相互関係によって構成される。降中
狭は左心室拡張期の大動脈の圧力を表し、拡張期圧に相
応する。さらに、重拍波は大動脈弁閉鎖に伴う外端血流
の逆流による波である。

【０１０６】マイクロコンピュータ１８１は、ピーク情
報に基づいて、脈波の種類を以下のように判別するが、
これに先立ち、図２５に示すＷｔを算出する。Ｗｔは、
主波の高さｙ１から１／３の位置における波形幅であ
る。図２１において、マイクロコンピュータ１８１は、
２＊ｙ１／３を算出し（ステップＳ３００）、算出結果
と波形メモリ１８４から読み出した波高値をこれと順次
比較する。そして、両者が一致した時点の波形アドレス
をマイクロコンピュータ１８１内のバッファメモリに格
納する（ステップＳ３０１）。これにより点Ｑａ，点Ｑ
ｂの時間を求め、両者の差を演算して主波の波形幅Ｗｔ
を算出する（ステップＳ３０２）。

【０１０７】ｄ−２：脈の種類の判別動作 次にマイクロコンピュータ１８１は、脈の種類は以下の
ようにして判別する。 弦脈は、図１１に示すように、重拍前波が主波と融合
しているため、1)主波が広くまた2)主波の高さに対して
重拍前波の高さが比較的高い等の特徴である。このた
め、マイクロコンピュータ１８１は、以下の関係式（５
５）〜（５９）を演算し、これらを満たす場合に弦脈と
判定する（ステップＳ３０３）。 ０．２０＜Ｗｔ／ｔ＜０．２８ …（５５） ｙ３／ｙ１≧０．７ …（５６） ｙ４／ｙ１≧０．５ …（５７） （ｙ５−ｙ４）／ｙ１＜０．０３ …（５８） ｔ１＜０．１２ …（５９）

【０１０８】平脈は、図１２に示すように、主波、重
拍前波、重拍波からなる三峰波である。このため、マイ
クロコンピュータ１８１は、以下の関係式（６０）〜
（６４）を演算し、これらを満たす場合に平脈と判定す
る（ステップＳ３０４）。 ｙ３／ｙ１＜０．７ …（６０） ｙ３／ｙ１＞ｙ４／ｙ１ …（６１） ０．３≦ｙ４／ｙ１＜０．５ …（６２） （ｙ５−ｙ４）／ｙ１＞０．０５ …（６３） ０．１２＜Ｗｔ／ｔ＜０．２ …（６４）

【０１０９】滑脈は、図１３に示すように、主波と重
拍前波がほとんど重なっている二峰波である。このた
め、マイクロコンピュータ１８１は、以下の関係式（６
５）〜（６８）を演算し、これらを満たす場合に滑脈と
判定する（ステップＳ３０５）。 ０．２＜ｙ３／ｙ１＜０．４ …（６５） ０．２＜ｙ４／ｙ１＜０．４ …（６６） （ｙ５−ｙ４）／ｙ１＞０．１ …（６７） Ｗｔ／ｔ＜０．２０ …（６８） こうして、脈象の種類が特定されると、脈象判定部２２
は、脈象を示す脈象データＺＤを生成する（ステップＳ
３０６）。なお、上記した弦脈、平脈、滑脈のいずれに
も該当しない場合には、エラーとして処理される（ステ
ップＳ３０６）。

【０１１０】このように第５実施形態においては、脈波
波形ＭＨにウエーブレット変換を施し、体動の性質を巧
みに利用して体動成分を分離し、再び体動分離脈波波形
ＴＭＨを再構成した。これにより、ノイズ成分として作
用する体動成分を除去することができ、体動がある場合
でも信号波形を用いて正確に脈象を検出することが可能
となる。

【０１１１】 Ｇ．変形例本発明は、上述した各実施形態に限定される
ものではなく、例えば、以下のような各種の変形が可能
である。 （１）上述した各実施形態では、周波数補正手段を、異
なる周波数領域でエネルギーを比較するために用いた
が、ある周波数領域に着目して、そこのエネルギーレベ
ルに基づいて脈象を特定してもよい。例えば、第１実施
形態において、周波数補正手段を省略した場合には、ウ
エーブレット変換手段は、脈波検出用センサユニット１
３０によって検出された脈波波形ＭＨにウエーブレット
変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データＭＫＤ
を生成し、この脈波解析データＭＫＤに演算処理を施し
て、脈波波形の種類を示す脈象データＺＤを生成すれば
よい（請求項１に対応）。

【０１１２】例えば、第２，３実施形態において、周波
数補正手段を省略した場合には、脈波検出用センサユニ
ット１３０によって脈波波形ＭＨが検出されると、第１
のウエーブレット変換部１０Ａは脈波波形ＭＨにウエー
ブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析デー
タＭＫＤを生成する。また、加速度センサ２１によって
体動波形ＴＨが検出されると、第２のウエーブレット変
換部１０Ｂは体動波形ＴＨにウエーブレット変換を施し
て、各周波数領域毎に体動解析データＴＫＤを生成す
る。この後、マスク部１８が脈波解析データＭＫＤから
体動解析データＴＫＤを減算して、体動を除去した補正
脈波データＭＫＤ''を生成すると、脈象データ生成部１
２は、補正脈波データＭＫＤ''に演算処理を施して、脈
波波形ＭＨの種類を示す脈象データＺＤを生成するよう
にしてもよい（請求項２に対応）。

【０１１３】（２）上述した第５実施形態では、体動分
離部１９の出力に逆ウエーブレット変換を施して体動分
離脈波波形ＴＭＨを生成したが、本発明は体動が除去さ
れたウエーブレットを再構成して時間軸上で脈象を評価
するものであるから、これに限定されるものでなく、体
動が除去されたウエーブレットに基づいて逆ウエーブレ
ットを施すものであれば、いかなるものであってもよ
い。例えば、脈波検出用センサユニット１３０によって
脈波波形ＭＨが検出されると、第１のウエーブレット変
換部１０Ａは脈波波形ＭＨにウエーブレット変換を施し
て、各周波数領域毎に脈波解析データＭＫＤを生成す
る。また、加速度センサ２１によって体動波形ＴＨが検
出されると、第２のウエーブレット変換部１０Ｂは体動
波形ＴＨにウエーブレット変換を施して、各周波数領域
毎に体動解析データＴＫＤを生成する。この後、マスク
部１９が脈波解析データＭＫＤから体動解析データＴＫ
Ｄを減算して、体動を除去した補正脈波データＭＫＤ''
を生成し、これに逆ウエーブレット変換を施してもよい
（請求項７に対応）。

【０１１４】（３）上述した各実施形態において、各ウ
エーブレット変換部１０，１０Ａ，１０Ｂは基底関数展
開部Ｗを備え、これによりウエーブレット変換を行った
が、本発明はこれに限定されるものではなく、ウエーブ
レット変換をフィルタバンクによって実現してもよい。
フィルタバンクの構成例を図３０に示す。図において、
フィルタバンクは３段で構成されており、その基本単位
は、高域フィルタ１Ａおよびデシメーションフィルタ１
Ｃと、低域フィルタ１Ｂおよびデシメーションフィルタ
１Ｃである。高域フィルタ１Ａと低域フィルタ１Ｂは、
所定の周波数帯域を分割して、高域周波数成分と低域周
波数成分を各々出力するようになっている。この例にあ
っては脈波データＭＤの周波数帯域として０Ｈｚ〜４Ｈ
ｚを想定しているので、一段目の高域フィルタ１Ａの通
過帯域は２Ｈｚ〜４Ｈｚに設定され、一方、一段目の低
域フィルタ１Ｂの通過帯域は０Ｈｚ〜２Ｈｚに設定され
る。また、デシメーションフィルタ１Ｃは、１サンプル
おきにデータを間引く。こうして生成されたデータが次
段に供給されると、周波数帯域の分割とデータの間引き
が繰り返され、最終的には、０Ｈｚ〜４Ｈｚの周波数帯
域を８分割したデータＭ１〜Ｍ８が得られる。

【０１１５】また、高域フィルタ１Ａと低域フィルタ１
Ｂとは、その内部に遅延素子(Ｄフリップフロップ)を含
むトランスバーサルフィルタで構成すればよい。ところ
で、人の脈拍数は４０〜２００の範囲にあり、脈波波形
ＭＨの基本波周波数は、生体の状態に応じて刻々と変動
する。この場合、基本波周波数に同期して、分割する帯
域を可変することができれば、動的な生体の状態に追従
した情報を得ることができる。そこで、トランスバーサ
ルフィルタに供給するクロックを脈波波形ＭＨとさせる
ことによって、分割する帯域を適応的に可変してもよ
い。

【０１１６】また、脈波解析データＭＫＤのうち、脈波
波形ＭＨの特徴を表す代表的な周波数成分は、基本波、
第２高調波および第３高調波の各周波数成分である。し
たがって、フィルタバンクの出力データＭ＊１〜Ｍ＊８
のうち一部を用いて脈象を判定するようにしてもよい。
この場合、上述したようにフィルタバンクを脈波波形Ｍ
Ｈに同期するように構成すれば、高域フィルタ１Ａ、低
域フィルタ１Ｂおよびデシメーションフィルタ１Ｃの一
部を省略して、構成を簡易なものにすることができる。

【０１１７】（４）上述した第５実施形態において、ウ
エーブレット変換部１０を図３０に示すフィルタバンク
で構成した場合には、逆ウエーブレット変換部２０を図
３１に示すフィルタバンクで構成してもよい。図におい
て、フィルタバンクは３段で構成されており、その基本
単位は、高域フィルタ２Ａおよび補間フィルタ２Ｃと、
低域フィルタ１Ｂおよび補間フィルタ２Ｃと、加算器２
Ｄである。高域フィルタ２Ａと低域フィルタ２Ｂは、所
定の周波数帯域を分割して、高域周波数成分と低域周波
数成分を各々出力するようになっている。また、補間フ
ィルタ２Ｃは、２サンプル毎に１サンプルを内挿補間す
る。

【０１１８】ここで、波形を再現するためには、図３０
に示すフィルタバンクと図３１に示すフィルタバンクに
完全再構成フィルタバンクを用いる必要がある。この場
合、高域フィルタ１Ａ，２Ａおよび低域フィルタ１Ｂ，
２Ｂの特性は、以下の関係があることが必要である。 Ｈ0(-Z)Ｆ0(Z)＋Ｈ1(-Z)Ｆ1(Z)＝０ Ｈ0(Z)Ｆ0(Z)＋Ｈ1(-Z)Ｆ1(Z)＝２Ｚ^−Ｌ

【０１１９】また、高域フィルタ２Ａと低域フィルタ２
Ｂとは、その内部に遅延素子（Ｄフリップフロップ)を
含むトランスバーサルフィルタで構成すればよい。な
お、ウエーブレット変換部１０で使用するフィルタバン
クを、脈波波形ＭＨの基本波周波数に同期して、分割す
る帯域を可変するため、供給するクロックを脈波波形Ｍ
Ｈと同期させた場合には、このクロックを高域フィルタ
２Ａと低域フィルタ２Ｂに供給してもよい。

【０１２０】（５）上述した第２，第３実施形態におい
ては、加速度センサ２１によって体動波形ＴＨを検出し
た。ところで、体動が検出される場合は、利用者が運動
状態にあるため、脈波波形ＭＨの基本波周波数が高くな
る。この脈波波形ＭＨは、第１のウエーブレット変換部
１０Ａにて周波数解析されるが、周波数解析の対象とな
る周波数領域を固定にすると、脈波波形ＭＨの特徴部分
を十分に解析することが困難となる。例えば、安静状態
で脈波波形ＭＨの基本波周波数が１Ｈｚであった人が、
ランニングを行い、脈波波形ＭＨの基本波周波数が２Ｈ
ｚ（脈拍数１２０に相当）に変化したとする。安静状態
においては、第２実施形態で説明したように０〜４Ｈｚ
の範囲でウエーブレット変換を行うことにより、脈波波
形ＭＨの第３高調波まで周波数解析を行うことができ
る。しかし、ランニング中にあっては、第３高調波は６
Ｈｚとなるので、周波数解析を行うことができなくなっ
てしまう。

【０１２１】そこで、体動波形ＴＨに基づいて運動量を
求め、運動量が大きくなるにつれウエーブレット変換を
行う周波数領域を高い領域へシフトするように第１，第
２のウエーブレット変換部１０Ａ，１０Ｂを制御しても
よい。また、第１，第２のウエーブレット変換部１０
Ａ，１０Ｂを上述したフィルタバンクで構成する場合に
あっては、そのクロック周波数を運動量に応じて制御す
ればよい。すなわち、運動量が増加するにつれ、クロッ
ク周波数を高くするように周知のフィードバック制御を
施すようにすればよい。

【０１２２】ランニング中にあっては、体動波形ＴＨの
ピッチは、腕の往復ピッチを示しており、足のスライド
ピッチと一定の関係があり、腕の振り一回に対して２歩
進むのが通常である。また、運動量は走行速度と歩幅の
積で表すことができる。一般に、走行速度が上がるとと
もにピッチも上がり、また、歩幅は減少する傾向にあ
る。したがって、体動波形ＴＨのピッチと運動量には一
定の関係がある。 例えば、図３２は、第１に、グラン
ド走における走行速度および拍数の関係と、第２に、走
行速度および走行ピッチの関係とを、同じ図上で示した
ものである。この図に示すように、被験者の拍数および
走行ピッチは、走行速度とともに増加することが判る。
すなわち、走行ピッチが高くなると、これに伴い運動量
と拍数が増加することが判る。したがって、、体動波形
ＴＨのピッチと運動量の関係を予め測定し、これをテー
ブルに格納しておき、このテーブルを参照して、運動量
を算出するようにしてもよい。

【０１２３】また、図３２より、体動波形ＴＨのピッチ
と心拍数との間にも一定の関係があると考えられるの
で、体動波形ＴＨのピッチと周波数解析の対象とする周
波数領域の関係をテーブルに格納しておき、計測された
体動波形ＴＨのピッチに基づいて、テーブルを参照して
周波数解析の対象となる周波数領域を読み出すようにし
てもよい。より具体的には、、体動波形ＴＨのピッチと
最適なクロック周波数の関係を予め測定し、これをテー
ブルに格納しておき、このテーブルを参照して、クロッ
ク周波数を定めるようにすればよい。これらの場合、体
動波形ＴＨのピッチとの関係を詳細に求めなくとも、数
カ所のデータを格納しておき、残りのデータについては
補間により求めるようにしてもよい。

【０１２４】（６）また、上述した各実施形態において
は、表示部１３を告知手段の一例として説明したが、装
置から人間に対して告知をするための手段としては以下
説明するようなものが挙げられる。これら手段は五感を
基準に分類するのが適当かと考えられる。なお、これら
の手段は、単独で使用するのみならず複数の手段を組み
合わせても良いことは勿論である。そして、以下説明す
るように、例えば視覚以外に訴える手段を用いれば、視
覚障害者であっても告知内容を理解することができ、同
様に、聴覚以外に訴える手段を用いれば聴覚障害者に対
して告知を行うことができ、障害を持つ使用者にも優し
い装置を構成できる。

【０１２５】まず、聴覚に訴える告知手段としては、脈
象の分析・診断結果などを知らせるための目的、あるい
は警告の目的でなされるものなどがある。例えば、ブザ
ーの他、圧電素子、スピーカが該当する。また、特殊な
例として、告知の対象となる人間に携帯用無線呼出受信
機を持たせ、告知を行う場合にはこの携帯用無線呼出受
信機を装置側から呼び出すようにすることが考えられ
る。また、これらの機器を用いて告知を行うにあたって
は、単に告知するだけではなく、何らかの情報を一緒に
伝達したい場合も多々ある。そうした場合、伝えたい情
報の内容に応じて、以下に示す音量等の情報のレベルを
変えれば良い。例えば、音高、音量、音色、音声、音楽
の種類（曲目など）である。

【０１２６】次に、視覚に訴える告知手段が用いられる
のは、装置から各種メッセージ，測定結果を知らせる目
的であったり、警告をするためであったりする。そのた
めの手段として以下のような機器が考えられる。例え
ば、ディスプレイ装置、ＣＲＴ（陰極線管表示装置），
ＬＣＤ（液晶表示ディスプレ）、プリンタ、Ｘ−Ｙプロ
ッタ、ランプなどがある。なお、特殊な表示装置として
眼鏡型のプロジェクターがある。また、告知にあたって
は以下に示すようなバリエーションが考えられる。例え
ば、数値の告知におけるデジタル表示，アナログ表示の
別、グラフによる表示、表示色の濃淡、数値そのまま或
いは数値をグレード付けして告知する場合の棒グラフ表
示、円グラフ、フェイスチャート等である。フェイスチ
ャートとしては、例えば、老人の顔を弦脈に、健康な壮
年の顔を平脈に、不健康な壮年の顔を滑脈に各々対応さ
せてもよい。

【０１２７】次に、触覚に訴える告知手段は、警告の目
的で使用されることがあると考えられる。そのための手
段として以下のようなものがある。まず、腕時計等の携
帯機器の裏面から突出する形状記憶合金を設け、この形
状記憶合金に通電するようにする電気的刺激がある。ま
た、腕時計等の携帯機器の裏から突起物（例えばあまり
尖っていない針など）を出し入れ可能な構造としてこの
突起物によって刺激を与える機械的刺激がある。

【０１２８】次に、嗅覚に訴える告知手段は、装置に香
料等の吐出機構を設けるようにして、告知する内容と香
りとを対応させておき、告知内容に応じた香料を吐出す
るように構成しても良い。ちなみに、香料等の吐出機構
には、マイクロポンプなどが最適である。

【０１２９】（７）上述した各実施形態においては、脈
波検出手段ｆ１の一例として脈波検出用センサユニット
１３０を取りあげ説明したが、本発明はこれに限定され
るものではなく、脈動を検出できるものであれば、どの
ようなものであってもよい。

【０１３０】例えば、脈波検出用センサユニット１３０
は反射光を利用したものであったが、透過光を利用した
ものであってもよい。ところで、波長領域が７００ｎｍ
以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向がある。この
ため、透過光を利用する場合は、発光部から波長が６０
０ｎｍ〜１０００ｎｍの光を照射し、照射光を組織→血
管→組織の順に透過させ、この透過光の光量変化を検出
する。透過光は血液中のヘモグロビンの吸収を受けるの
で、透過光の光量変化を検出することによって、脈波波
形を検出することができる。

【０１３１】この場合、発光部には、ＩｎＧａＡｓ系
（インジウム−ガリウム−砒素）やＧａＡｓ系（ガリウ
ム−砒素）のレーザー発光ダイオードが好適である。と
ころで、波長が６００ｎｍ〜１０００ｎｍの外光は組織
を透過し易いので、受光部に外光が入射すると脈波信号
のＳ／Ｎが劣化してしまう。そこで、発光部から偏光し
たレーザー光を照射し、透過光を偏光フィルタを介して
受光部で受光するようにしてもよい。これにより、外光
の影響を受けることなく、脈波信号を良好なＳ／Ｎ比で
検出することができる。

【０１３２】この場合には、図３３（ａ）に示すよう
に、発光部２００を締着具１４５の締め付け側に設け、
時計本体側には受光部２０１を設けている。この場合、
発光部２００から照射された光は、血管１４３を透過し
た後、橈骨２０２と尺骨２０３の間を通って、受光部２
０１に達する。なお、透過光を用いる場合には、照射光
は組織を透過する必要があるため、組織の吸収を考慮す
ると、その波長は６００ｎｍ〜１０００ｎｍであること
が望ましい。

【０１３３】また、同図（ｂ）は検出部位を耳朶とする
例である。把持部材２０４と把持部材２０５は、バネ２
０７で付勢され、軸２０６を中心に回動できるようにな
っている。また、把持部材２０４と把持部材２０５に
は、発光部２００と受光部２０１が設けられている。こ
の脈波検出部を用いる場合には、耳朶を把持部材２０４
と把持部材２０５で把持して脈波を検出する。なお、反
射光を用いる場合には、同図（ｃ）に示すように指尖部
から脈波波形ＭＨを検出するようにしてもよい。

【０１３４】次に、光電式脈波センサを眼鏡と組み合わ
せた使用態様を説明する。なお、この眼鏡の形態では、
使用者に対する告知手段としての表示装置も一緒に組み
込まれた構造になっている。したがって、脈波検出部と
して以外に表示装置としての機能についても併せて説明
する。図３４は、脈波検出部が接続された装置を眼鏡に
取り付けた様子を表わす斜視図である。図のように、装
置本体は本体７５ａと本体７５ｂに分かれ、それぞれ別
々に眼鏡の蔓７６に取り付けられており、これら本体が
蔓７６内部に埋め込まれたリード線を介して互いに電気
的に接続されている。

【０１３５】本体７５ａは表示制御回路を内蔵してお
り、この本体７５ａのレンズ７７側の側面には全面に液
晶パネル７８が取り付けられ、また、該側面の一端には
鏡７９が所定の角度で固定されている。さらに本体７５
ａには、光源（図示略）を含む液晶パネル７８の駆動回
路と、表示データを作成するための回路が組み込まれて
いる。この光源から発射された光は、液晶パネル７８を
介して鏡７９で反射されて、眼鏡のレンズ７７に投射さ
れる。また、本体７５ｂには、装置の主要部が組み込ま
れており、その上面には各種のボタンが設けられてい
る。なお、これらボタン８０，８１の機能は装置毎に異
なる。また。光電式脈波センサを構成するＬＥＤ３２お
よびフォトトランジスタ３３（図３を参照）はパッド８
２，８３に内蔵されると共に、パッド８２，８３を耳朶
へ固定するようになっている。これらのパッド８２，８
３は、本体７５ｂから引き出されたリード線８４，８４
によって電気的に接続されている。

【０１３６】次に、圧力センサによって脈波波形ＭＨを
検出する例を説明する。図３５（ａ）は圧力センサを用
いた脈波診断装置の外観構成を示す斜視図である。この
図に示すように、脈波診断装置１には、一対のバンド１
４４，１４４が設けられており、その一方の締着具１４
５の締め付け側には、圧力センサ１３０’の弾性ゴム１
３１が突出して設けられている。締着具１４５を備える
バンド１４４は、圧力センサ１３０による検出信号を供
給するべくＦＰＣ（Flexible Printed Circuit）基板を
軟性プラスチックで被覆した構造（詳細は図示省略）と
なっている。

【０１３７】また、使用時においては、図３５（ｂ）に
示すように、締着具１４５に設けられた弾性ゴム１３１
が橈骨動脈１４３の近傍に位置するべく、腕時計１４６
が被験者の左腕１４７に巻回される。このため、脈波を
恒常的に検出することが可能となる。なお、この巻回に
ついては通常の腕時計の使用状態と何等変わることがな
い。こうして弾性ゴム１３１が、被験者の橈骨動脈１４
３近傍に押圧されると、該動脈の血流変動（すなわち脈
波）が弾性ゴム１３１を介して圧力センサ１３０’に伝
達され、圧力センサ１３０’はこれを血圧として検知す
る。

【０１３８】（８）上述した第２実施形態において、第
１のウエーブレット変換部１０Ａは、図３６に示すよう
に構成してもよい。図３６において、振幅検出回路１１
０に体動波形ＴＨが供給されると、その振幅値ＰＰが検
出される。この振幅値ＰＰは、比較器１１１によって基
準値ＲＥＦと比較され、比較器１１１では振幅値ＰＰが
基準値ＲＥＦを上回る期間にローレベルとなり、振幅値
ＰＰが基準値ＲＥＦを下回る期間にハイレベルとなる制
御信号が生成される。この制御信号は体動の有無を表し
ており、ローレベルの期間は体動があり、ハイレベルの
期間は体動がない。この場合、基準値ＲＥＦは体動の有
無を判別できるように実験で予め定められている。次
に、ゲート回路１１２は制御信号に基づいて脈波波形Ｍ
Ｈにゲートをかける。具体的には、制御信号がハイレベ
ルの期間、脈波波形ＭＨをリンギングフィルタに供給
し、一方、制御信号がローレベルの期間、脈波波形ＭＨ
をリンギングフィルタ１０１に供給しないようにする。
これにより、体動有りの期間においては、脈波波形ＭＨ
をマスクすることができる。

【０１３９】この場合、リンギングフィルタ１０１のＱ
値は高く設定されているので、脈波波形ＭＨの供給が一
定期間停止したとしても、停止前の出力波形に連続した
正弦波を出力し続けることができる。したがって、体動
がある場合であっても、脈波波形ＭＨの周期を算出し、
これに基づいてウエーブレット変換を施すことが可能と
なる。

【０１４０】（９）上述した各実施形態においては、脈
波波形ＭＨにウエーブレット変換を施すことによって脈
象を判定したが、生体の各種情報を得るためにウエーブ
レット変換の変換結果を利用してもよい。 １）例えば、リラッククス度を脈波波形や心電波形を解
析することによって検出してもよい。心電図において、
ある心拍のＲ波と次の心拍のＲ波との時間間隔はＲＲ間
隔と呼ばれている。このＲＲ間隔は人体における自律神
経機能の指標となる数値である。図３７は、心電図にお
ける心拍と、これら心拍の波形から得られるＲＲ間隔を
図示したものである。同図からもわかるように、心電図
の測定結果の解析によれば、ＲＲ間隔が時間の推移とと
もに変動することが知られている。

【０１４１】一方、橈骨動脈部などで測定される血圧の
変動は収縮期血圧および拡張期血圧の一拍毎の変動とし
て定義され、心電図におけるＲＲ間隔の変動と対応して
いる。図３８は心電図と血圧との関係を示したものであ
る。この図からわかるように、一拍毎の収縮期および拡
張期の血圧は、各ＲＲ間隔における動脈圧の最大値，お
よび該最大値の直前に見られる極小値として測定され
る。これら心拍変動ないしは血圧変動のスペクトル分析
を行うことにより、これらの変動が複数の周波数の波か
ら構成されていることがわかる。これらは以下に示す３
種類の変動成分に区分される。 呼吸に一致した変動であるＨＦ（High Frequency）
成分 １０秒前後の周期で変動するＬＦ（Low Frequency）
成分 測定限界よりも低い周波数で変動するトレンド（Tre
nd）

【０１４２】測定した脈波の各々について、隣接する脈
波と脈波の間のＲＲ間隔を求めて、得られたＲＲ間隔の
離散値を適当な方法（たとえば３次のスプライン補間）
により補間する（図３７を参照）。そして、補間後の曲
線にＦＦＴ処理を施してスペクトル分析を行うことで、
上記の変動成分を周波数軸上のピークとして取り出すこ
とが可能となる。図３９（ａ）は、測定した脈波のＲＲ
間隔の変動波形、および該変動波形を上記３つの周波数
成分に分解した場合の各変動成分の波形を示している。
また図３９（ｂ）は、図３９（ａ）に示したＲＲ間隔の
変動波形に対するスペクトル分析の結果である。

【０１４３】この図からわかるように、たとえば安静時
の場合は、０．０７Ｈｚ付近，０．２５Ｈｚ付近の２つ
の周波数においてピークが見られ、前者がＬＦ成分であ
り後者がＨＦ成分である。なお、トレンドの成分は測定
限界以下であるため図からは読み取れない。ＬＦ成分は
交感神経の緊張度の度合いを表しており、本成分の振幅
が大きいほど緊張度が増している（或いは興奮状態にあ
る）こととなる。一方、ＨＦ成分は副交感神経の緊張度
の度合いを表しており、本成分の振幅が大きいほどリラ
ックスしている（或いは鎮静状態にある）ことを意味す
る。

【０１４４】ＬＦ成分およびＨＦ成分の振幅値には個人
差があるので、このことを考慮した場合、ＬＦ成分とＨ
Ｆ成分の振幅比である「ＬＦ／ＨＦ」が被験者の緊張度
の推定に有用である。上述したＬＦ成分とＨＦ成分の特
質から、「ＬＦ／ＨＦ」の値が大きいほど緊張の度合い
が高く、「ＬＦ／ＨＦ」の値が小さいほど緊張の度合い
は低くリラックスしていることとなる。一方、ＲＲ５０
とは、所定時間の脈波の測定において、連続する２心拍
のＲＲ間隔に対応する脈波の間隔の絶対値が５０ミリ秒
以上変動した個数で定義される。ＲＲ５０の値が大きい
ほど被験者は鎮静状態にあり、ＲＲ５０の値が小さいほ
ど興奮状態にあることが解明されている。

【０１４５】したがっで、心電波形や脈波波形をウエー
ブレット変換することによって上記したＬＦ、ＨＦを算
出し、これに基づいてリラックス度を算出するようにし
てもよい。また、心電波形や脈波波形は１心拍毎に急峻
に立ち上がるから、心電波形や脈波波形をウエーブレッ
ト変換すると、立ち上がり部分で高域周波数成分が大き
くなる。したがって、高域周波数成分の変動からＲＲ間
隔を求め、これに基づいてＲＲ５０を算出し、リラック
ス度を検出するようにしてもよい。

【０１４６】２）近年、自動車等の運転中における居眠
りを原因とした交通事故が多発している。そのため、こ
うした事故を未然に防止する目的で従来より様々な装置
が案出されている。一例を挙げればハンドルに取り付け
た装置が考えられる。このような装置では、ハンドルの
左右に導体を張り付けておき、ドライバーの両手が常時
この導体に触れるようにして人体（ドライバー）の抵抗
の測定を行う。ドライバーが居眠りをしてハンドルから
手を離せば導体間の抵抗値が変化することになるので、
この現象を居眠りとして捉えてドライバーへ警告音を発
するようにすれば事故を未然に防ぐことができる。ま
た、他の例として、ドライバーの心電図の測定から得ら
れる心拍変動を利用するもの，ドライバーの呼吸の変動
を利用するものなどが考えられている。

【０１４７】ところで、上述したようなハンドルに導体
を張り付ける方式では、ドライバーが片手で運転してい
る場合，ドライバーが手袋をしているような場合などに
は正確な居眠り監視ができない。また、心拍変動や呼吸
変動等を捉える方式では、装置が大がかりなものとなる
上、日常、ドライバーが携帯するには不向きである。そ
こで、脈波波形をウエーブレット変換した結果から人体
の覚醒レベルを解析することによって居眠り状態を検出
してもよい。

【０１４８】ウエーブレット変換を適用した居眠り防止
装置では、脈波に含まれる情報と人体の覚醒レベルとの
間に存する相関関係を基礎として、人体の居眠りの状態
を検出するものである。その際、脈波から得られる幾つ
かの測定量を人体の覚醒状態を判断する上での指標とし
ており、その具体例として以下ではＬＦ，ＨＦ，「ＬＦ
／ＨＦ」，ＲＲ５０を用いる。上記相関関係によれば、
眠りが深くなるにつれて生体の状態は鎮静状態へ向かう
ことから、居眠りをすることによって例えばＲＲ５０の
値が徐々に大きくなってゆくものと考えられる。したが
って、これら指標の変化を検出することで居眠りが検出
できることになる。

【０１４９】３）また、脈波波形を用いて運動強度を算
出することが行われるが、これに上述した脈波診断装置
を適用することも可能である。この理論的根拠となる原
理について説明する。まず、本発明者らは、エルゴメト
リーにおける運動強度の指標に役立てるため、被験者に
対し、走行速度を段階的に変化させ、各種データを採取
する実験を行なった。この実験結果について、図４０を
参照して説明する。同図（ａ）は、第１に、グランド走
における走行速度および拍数の関係と、第２に、走行速
度および走行ピッチの関係とを、同じ図上で示したもの
である。この図に示すように、被験者の拍数および走行
ピッチは、走行速度とともに増加することが判る。同図
（ｂ）は、グランド走における走行速度および被験者の
主観的運動強度の関係を示す図である。ここで、主観的
運動強度は、被験者がその速度で走行した場合、どのよ
うな主観的感覚を伴うかを点数付けしたものであり、図
４に示すように、「きつい」と感じるほどに高くなるよ
うに設定されている。図３（ｂ）に示すように、走行速
度が高くなると、主観的運動強度を示す点数も大きくな
り、被験者が感じる「きつさ」の程度も高くなることが
判る。次に、同図（ｃ）は、グランド走における走行速
度と、耳朶採血法により求められた血中乳酸濃度との関
係を示す図である。この図に示すように、点Ａ付近にお
いて、被験者の血中乳酸濃度が急激に上昇し始めること
が判る。

【０１５０】周知のように、乳酸は疲労物質であるた
め、この濃度が高くなると、強度一定で運動を持続する
ことができなくなる。逆に言えば、持続性運動を単に行
なうのであれば、乳酸濃度が低い領域の強度で運動を行
なえば良い。一方、乳酸濃度が低く抑えられる運動強度
であっても、被験者が「楽」と感じる運動強度であれ
ば、トレーニングの効果が期待できない。このため、全
身持久力を高めるために、持続性運動を行なうのであれ
ば、被験者の血中乳酸濃度が低い領域の運動強度であっ
て、被験者が「ややきつい」と感じる運動強度で行なう
のが好ましいと考えられる。このような運動強度は、図
において点Ａに相当している。実際、血中乳酸濃度が上
昇し始める点Ａに相当する運動強度について、最大酸素
摂取量を用いた相対的強度で示すと、ほぼ50％VO_2max／
wtであることが知られている。また、この値は、全身持
久力を高めるために行なうトレーニングの運動強度とし
て適切であることも知られている。したがって、点Ａに
相当する運動強度は、運動時における被験者の肉体的・
精神的を考慮した運動強度であって、全身持久力を高め
るためのトレーニングを行なう際の指標となるべき運動
強度であると言える。

【０１５１】しかしながら、点Ａを直接求めるには、運
動時において血中乳酸濃度を継続して測定しなければな
らない。このことは、実際問題として極めて困難であ
る。ところで、乳酸濃度の上昇点Ａ付近において、被験
者の拍数とピッチとが互い同期している。一方、運動時
の拍数や走行ピッチを用いれば、運動強度を表わすこと
ができる。したがって、被験者の拍数とピッチとが一致
する地点を判定し、その地点での運動強度を求めること
によって、点Ａに相当する運動強度が間接的に求めるこ
とが可能となる。そして、この運動強度を告知すること
で、全身持久力を高めるためのトレーニングを行なう際
の適切な指標が提供されることとなる。

【０１５２】そこで、被験者の拍数を脈波波形のウエー
ブレット変換結果と体動波形のウエーブレット変換結果
から算出し、被験者のピッチを体動波形のウエーブレッ
ト変換結果から算出して、最適な運動強度を求めればよ
い。

【０１５３】

【発明の効果】上述したように本発明に係わる発明特定
事項によれば、簡易な構成で確実に脈象を検出すること
ができる。また、日常生活や運動中であっても脈象を特
定することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の一実施形態に係わる脈波診断装置の
機能構成を示す機能ブロック図である。

【図２】 第１実施形態に係わる脈波診断装置の外観構
成を示す斜視図である。

【図３】 同実施形態に係わる脈波検出用センサユニッ
ト１３０の回路図である。

【図４】 同実施形態に係わる脈波診断装置の電気的構
成を示すブロック図である。

【図５】 同実施形態に係わるウエーブレット変換部１
０のブロック図である。

【図６】 同実施形態に係わる波形整形部１００のブロ
ック図である。

【図７】 同実施形態に係わるウエーブレット変換部１
０の動作を説明するためのタイミングチャートである。

【図８】 同実施形態において１回の心拍で生成される
脈波解析データＭＫＤを示す図である。

【図９】 同実施形態に係わる脈象データ生成部１２の
ブロック図である。

【図１０】 同実施形態に係わるメモリ１２４に格納さ
れる脈波補正データＭＫＤ’の平均値を示す図である。

【図１１】 同実施形態において弦脈の代表的波形と平
均値の関係を示す図である。

【図１２】 同実施形態に係わる平脈の代表的波形と平
均値の関係を示す図である。

【図１３】 同実施形態に係わる滑脈の代表的波形と平
均値の関係を示す図である。

【図１４】 同実施形態に係わる脈象データ生成部１２
の他の構成例を示すブロック図である。

【図１５】 第２実施形態に係わる脈波診断装置のブロ
ック図である。

【図１６】 同実施形態に係わる脈波診断装置の動作を
説明するためのタイミングチャートである。

【図１７】 同実施形態において、期間Ｔｃにおける脈
波補正データＭＫＤ’を示す図である。

【図１８】 同実施形態において、期間Ｔｃにおける体
動補正データＴＫＤ’を示す図である。

【図１９】 同実施形態において、体動成分が除去され
た脈波補正データＭＫＤ''を示す図である。

【図２０】 第３実施形態に係わる脈波診断装置のブロ
ック図である。

【図２１】 第４実施形態に係わる脈波診断装置のブロ
ック図である。

【図２２】 同実施形態に係わる体動分離部１９の詳細
なブロック図である。

【図２３】 同実施形態に係わる体動分離脈波データＴ
ＢＤの一例を示す図である。

【図２４】 第５実施形態に係わる脈波診断装置のブロ
ック図

【図２５】 同実施形態に係わる１拍分の体動分離脈波
波形ＴＭＨの一例を示す図である。

【図２６】 同実施形態に係わる脈象判定部２２の構成
を示すブロック図である。

【図２７】 同実施形態に係わる脈波波形の一例を示す
図である。

【図２８】 同実施形態に係わるピーク情報の内容を示
す図である。

【図２９】 同実施形態の動作を説明するためのフロー
チャートである。

【図３０】 変形例においてウエーブレット変換をフィ
ルタバンクで構成した場合の例を示すブロック図であ
る。

【図３１】 変形例において逆ウエーブレット変換をフ
ィルタバンクで構成した場合の例を示すブロック図であ
る。

【図３２】 変形例において走行ピッチ及び拍数と走行
速度の関係を示す図である。

【図３３】 変形例に係わる光電式脈波センサの例を示
す図である。

【図３４】 変形例において光電式脈波センサを眼鏡に
応用した例を示す図である。

【図３５】 変形例において圧力センサを用いた脈波診
断装置の外観構成を示す斜視図である。

【図３６】 変形例に係わる第１のウエーブレット変換
部１０Ａの構成を示すブロック図である。

【図３７】 変形例において心電図における心拍とこれ
ら心拍の波形から得られるＲＲ間隔を示したものであ
る。

【図３８】 変形例において心電図と血圧との関係を示
す図である。

【図３９】 （ａ）は、測定した脈波のＲＲ間隔の変動
波形、および該変動波形を上記３つの周波数成分に分解
した場合の各変動成分の波形を示す図である。また
（ｂ）は、（ａ）に示したＲＲ間隔の変動波形に対する
スペクトル分析の結果である。

【図４０】 変形例において、被験者に対し走行速度を
段階的に変化させ、各種データを採取する実験を行なっ
た実験結果を示す図である。

【符号の説明】

１０ ウエーブレット変換部（ウエーブレット変換手
段） １０Ａ 第１のウエーブレット変換部（第１のウエーブ
レット変換手段） １０Ｂ 第２のウエーブレット変換部（第２のウエーブ
レット変換手段） １１ 周波数補正部（周波数補正手段） １１Ａ 第１の周波数補正部（第１の周波数補正手段） １１Ｂ 第１の周波数補正部（第１の周波数補正手段） １２ 脈象データ生成部（脈象データ生成手段） １８ マスク部（マスク手段） ２０ 逆ウエーブレット変換部（逆ウエーブレット変換
手段） ２１ 加速度センサ（体動検出手段） ２２ 脈象判定部（脈象データ生成手段） １３０ 脈波検出用センサ（脈波検出手段） ＴＨ 体動波形 ＺＤ 脈象データ ＭＨ 脈波波形 ＭＫＤ 脈波解析データ ＭＫＤ’ 脈波補正データ

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成するウエーブレット変換手段と、 前記脈波解析データに演算処理を施して、前記脈波波形
   の種類を示す脈象データを生成する脈象データ生成手段
   とを備えたことを特徴とする脈波診断装置。
2. 【請求項２】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成する第１のウエーブレット変換手段と、 前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出
   手段と、 前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析
   データを生成する第２のウエーブレット変換手段と、 前記脈波解析データから前記体動解析データを減算し
   て、体動を除去した補正脈波データを生成するマスク手
   段と、 前記マスク手段によって生成された前記補正脈波データ
   に演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈象デ
   ータを生成する脈象データ生成手段とを備えたことをす
   特徴とする脈波診断装置。
3. 【請求項３】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成するウエーブレット変換手段と、 対応する各周波数に基づいて、前記脈波解析データに周
   波数当たりのパワーを正規化するように補正を施し、補
   正脈波データを生成する周波数補正手段と、 前記補正脈波データに演算処理を施して、前記脈波波形
   の種類を示す脈象データを生成する脈象データ生成手段
   とを備えたことを特徴とする脈波診断装置。
4. 【請求項４】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成する第１のウエーブレット変換手段と、 対応する各周波数に基づいて、前記脈波解析データに周
   波数当たりのパワーを正規化するように補正を施し、補
   正脈波データを生成する第１の周波数補正手段と、 前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出
   手段と、 前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析
   データを生成する第２のウエーブレット変換手段と、 対応する各周波数に基づいて、前記体動解析データに周
   波数当たりのパワーを正規化するように補正を施し、体
   動補正データを生成する第２の周波数補正手段と、 前記補正脈波データから前記体動補正データを減算し
   て、体動を除去した補正脈波データを生成するマスク手
   段と、 前記マスク手段によって生成された前記補正脈波データ
   に演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈象デ
   ータを生成する脈象データ生成手段とを備えたことをす
   特徴とする脈波診断装置。
5. 【請求項５】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成する第１のウエーブレット変換手段と、 前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出
   手段と、 前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析
   データを生成する第２のウエーブレット変換手段と、 前記脈波解析データから前記体動解析データを減算し
   て、体動を除去した脈波データを各周波数領域毎に生成
   するマスク手段と、 対応する各周波数に基づいて、前記脈波データに周波数
   当たりのパワーを正規化するように補正を施し、補正脈
   波データを生成する周波数補正手段と、 前記マスク手段によって生成された前記補正脈波データ
   に演算処理を施して、前記脈波波形の種類を示す脈象デ
   ータを生成する脈象データ生成手段とを備えたことを特
   徴とする脈波診断装置。
6. 【請求項６】 生体の検出部位から脈波波形を検出する
   脈波検出手段と、 前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウ
   エーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析
   データを生成するウエーブレット変換手段と、 前記脈波解析データのうち、体動に対応する周波数成分
   を除去して、脈波解析データを生成する体動分離手段
   と、 前記体動分離手段によって生成された脈波解析データに
   対して対応する周波数に応じて補正を行って、補正脈波
   データを生成する周波数補正手段と、 前記補正脈波データに演算処理を施して、前記脈波波形
   の種類を示す脈象データを生成する脈象データ生成手段
   とを備えたことを特徴とする脈波診断装置。
7. 【請求項７】 前記脈象データ生成手段は、 前記補正脈波データに逆ウエーブレット変換を施して体
   動が除去された脈波データを生成する逆ウエーブレット
   変換手段と、 前記脈波データの各ピーク情報に基づいて前記脈象デー
   タを生成するデータ生成手段とを備えたことを特徴とす
   る請求項２または６に記載の脈波診断装置。
8. 【請求項８】 前記体動検出手段によって検出された体
   動波形に基づいて、生体の運動状態を検出する状態検出
   手段と、 前記運動状態に応じて、周波数解析の対象となる周波数
   領域を可変するように前記第１のウエーブレット変換手
   段を制御する制御手段とを備えたことを特徴とする請求
   項２、４、５のうちいずれか１項に記載の脈波診断装
   置。
9. 【請求項９】 前記制御手段は、前記生体の運動状態と
   周波数解析の対象となる周波数領域の関係を予め記憶し
   た記憶手段と、前記状態検出手段によって検出された前
   記生体の運動状態に基づいて、周波数解析の対象となる
   周波数領域を読み出す読出手段とを備え、この読出結果
   に基づいて周波数解析の対象となる周波数領域を制御す
   ることを特徴とする請求項８に記載の脈波診断装置。
10. 【請求項１０】 前記脈波波形の周期を検出する脈波周
    期検出手段を備え、 前記ウエーブレット変換手段は、検出された前記周期に
    同期してウエーブレット変換を施すことを特徴とする請
    求項１、３、６または７のうちいずれか１項に記載の脈
    波診断装置。
11. 【請求項１１】 前記脈波波形の周期を検出する脈波周
    期検出手段を備え、 前記第１のウエーブレット変換手段および前記第２のウ
    エーブレット変換手段は、検出された前記周期に同期し
    てウエーブレット変換を施すことを特徴とする請求項
    ２、４、５、８または９のうちいずれか１項に記載の脈
    波診断装置。
12. 【請求項１２】 前記脈象データ生成手段によって生成
    された前記脈象データを告知する告知手段を具備するこ
    とを特徴とする請求項１乃至１１のうちいずれか１項に
    記載の脈波診断装置。
13. 【請求項１３】 前記脈波検出手段は、生体の動脈の脈
    動を圧力によって検出する圧力センサからなることを特
    徴とする請求項１乃至１２のうちいずれか１項に記載の
    脈波診断装置。
14. 【請求項１４】 前記脈波検出手段は、生体の検出部位
    に３００ｎｍ〜７０００ｎｍの波長の光を照射したとき
    に得られる反射光を受光した受光信号を脈波波形として
    検出することを特徴とする請求項１乃至１２のうちいず
    れか１項に脈波診断装置。
15. 【請求項１５】 前記脈波検出手段は、生体の検出部位
    に６００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長の光を照射したとき
    に得られる透過光を受光した受光信号を脈波波形として
    検出することを特徴とする請求項１乃至１２のうちいず
    れか１項に脈波診断装置。