本文中所討論的(一個或更多個)實施方式涉及傳感器信息處理設(shè)備。

背景技術(shù)：

存在通過使用無線傳感器來檢測生物體的心跳的技術(shù)。對無線傳感器的檢測信號應(yīng)用帶通濾波器(bpf)，以從無線傳感器的檢測信號中檢測與心跳相對應(yīng)的信號分量。

(相關(guān)技術(shù)文獻列表)

專利文獻1jp2014-39666a

專利文獻2jp1-115344a

專利文獻3jp2011-115459a

專利文獻4jp2008-125595a

當心率較高時，作為生物體的示例的人體的呼吸率也趨于較高。當呼吸率較高時，例如，人體胸部的運動趨于伴隨呼吸而更強。

因此，除了與人體的心跳相對應(yīng)的信號分量以外，與胸部的運動相對應(yīng)的信號分量可能混入無線傳感器的檢測信號中。

與胸部的運動相對應(yīng)的信號分量變?yōu)橄鄬τ跓o線傳感器的檢測信號中待檢測的源于目標心跳的信號分量(其可以被稱為“心跳分量”或“心跳信號”)的噪聲分量。

雖然可以通過應(yīng)用bpf來抑制噪聲分量，但是在一些情況下，當呼吸率變得較高時，無線傳感器的檢測信號中的源于呼吸的頻率分量的諧波分量混入bpf的通帶中。

諧波分量還趨于變?yōu)橄鄬τ谛奶至康脑肼暦至?，并且當呼吸率變得較高時，心跳分量檢測精度降低。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

根據(jù)一方面，本文中所討論的技術(shù)的目的之一是抑制無線傳感器的檢測信號中的至少源于呼吸的頻率分量的諧波分量，并且提高心跳分量的檢測精度。

在一方面中，傳感器信息處理設(shè)備可以包括接收器和處理器。接收器可以接收無線傳感器的檢測信號。處理器可以對檢測信號應(yīng)用濾波器，該濾波器被配置成截除至少源于待觀察的人的呼吸的頻率分量的諧波分量，并且處理器在已經(jīng)通過濾波器的信號中檢測人的心跳分量。

此外，在另一方面中，傳感器信息處理設(shè)備可以包括接收器和處理器。接收器可以接收無線傳感器的檢測信號和慣性傳感器的檢測信號。處理器可以根據(jù)慣性傳感器的檢測信號來控制應(yīng)用于無線傳感器的檢測信號的高通濾波器的截止頻率，并且在已經(jīng)通過高通濾波器的信號中檢測待觀察的人的心跳分量。

根據(jù)一個方面，可以抑制無線傳感器的檢測信號中的至少源于呼吸的頻率分量的諧波分量，并且提高心跳分量的檢測精度。

附圖說明

圖1是示出了根據(jù)實施方式的傳感器系統(tǒng)的示例的框圖；

圖2和圖3是示出了根據(jù)實施方式的生命傳感器的配置示例的框圖；

圖4是示出了根據(jù)實施方式的信息處理設(shè)備的配置示例的框圖；

圖5是示出了根據(jù)一個實施方式的通過分析無線傳感器值的頻率而獲得的結(jié)果的示例的示圖；

圖6是示出了根據(jù)一個實施方式的高通濾波器(hpf)的特性示例的示圖；

圖7是示出了根據(jù)第一實施方式的傳感器系統(tǒng)的操作示例的流程圖；

圖8是示出了根據(jù)一個實施方式的心率測量結(jié)果的示例的示圖；

圖9是示出了根據(jù)一個實施方式的在對無線傳感器值應(yīng)用hpf的情況下和不對無線傳感器值應(yīng)用hpf的情況下的無線傳感器值的頻域中的信號波形的示例的示圖；

圖10是示出了根據(jù)第二實施方式的傳感器系統(tǒng)的操作示例的流程圖；

圖11是示出了根據(jù)第三實施方式的傳感器系統(tǒng)的操作示例的流程圖；

圖12是示出了圖11中所示的心率估計過程的第一示例的流程圖；

圖13是示出了根據(jù)一個實施方式的步行步頻與心率之間的關(guān)系的示例的示圖；

圖14是示出了圖11中所示的心率估計過程的第二示例的流程圖；

圖15是示出了根據(jù)一個實施方式的步行步頻與步行速度之間的關(guān)系的示例的示圖；

圖16是示出了根據(jù)一個實施方式的步行速度與運動強度(met值)之間的關(guān)系的示例的示圖；

圖17是示出了根據(jù)一個實施方式的與步行速度相關(guān)聯(lián)的心率和呼吸率的示例的示圖；

圖18是示出了根據(jù)一個實施方式的心率與呼吸率之間的關(guān)系的示例的示圖；

圖19是示出了根據(jù)一個實施方式的bpf的設(shè)置示例的示圖；

圖20是示出了根據(jù)一個實施方式的bpf的通帶的示例的示圖；

圖21是示出了根據(jù)一個實施方式的bpf的帶寬的設(shè)置示例的示圖；

圖22和圖23是示出了根據(jù)實施方式的心率分布的示例的示圖；

圖24和圖25是示出了根據(jù)實施方式的心率統(tǒng)計處理的示例的示圖；

圖26和圖27是示出了根據(jù)一個實施方式的bpf的帶寬的設(shè)置示例的示圖；以及

圖28是示出了根據(jù)實施方式的bpf的帶寬信息的示例的示圖。

具體實施方式

在下文中，將參照附圖來描述(一個或更多個)示例性實施方式。然而，下面描述的(一個或更多個)實施方式僅是示例，并且不旨在排除未在下面明確描述的各種修改或技術(shù)的應(yīng)用。此外，可以適當?shù)亟M合和執(zhí)行下面描述的各種示例性方面。除非另有說明，否則在用于以下(一個或更多個)實施方式的附圖中被賦予相同附圖標記的元件或部件將表示相同或相似的元件或部件。

圖1是示出了根據(jù)實施方式的傳感器系統(tǒng)的示例的框圖。示例性地，圖1所示的傳感器系統(tǒng)1可以包括生命傳感器2、信息處理設(shè)備3和網(wǎng)絡(luò)(nw)4。

示例性地，生命傳感器2可以通過通信裝置6連接至網(wǎng)絡(luò)4，并且可用于通過網(wǎng)絡(luò)4與信息處理設(shè)備3進行通信。

生命傳感器2可用于感測生物體的信息(在下文中，可以被稱為“生命信息”)。生物體是感測目標的示例。術(shù)語“感測”可以被稱為“檢測”或“測量”。

“生命信息”的非限制性示例是指示生物體的心跳、呼吸或運動的信息。“生物體”可以包括生物體的“器官”。“心跳”可以被認為是指示作為“器官”的示例的“心臟”的運動的信息。

出于描述的目的，生物體的運動(其可以被稱為“位置變化”)可以被簡寫為“身體運動”。示例性地，“身體運動”不僅可以包括在生物體的活動期間的運動，而且還可以包括在生物體的休息時間(例如，睡眠時間)期間的與心跳或呼吸相關(guān)聯(lián)的生物體表面(例如，皮膚)的運動。

生物體表面的運動可以被認為是響應(yīng)于生物體的器官的運動而發(fā)生的。例如，皮膚響應(yīng)于心跳而進行運動。此外，皮膚響應(yīng)于伴隨呼吸的肺的擴張和收縮而進行運動。另外，由于生物體的靜脈根據(jù)心跳而搏動，因此，指示心跳的信息可以等效地被認為是指示脈搏的信息。

示例性地，生命傳感器2可以用諸如微波的無線電波來照射感測目標，并且基于在不接觸生物體的情況下由感測目標反射并接收的反射波的變化來檢測生物體的“運動”。因此，出于描述的目的，生命傳感器2可以被稱為“非接觸式生命傳感器2”。

例如，當生命傳感器2(以下簡稱為“傳感器2”)與感測目標之間的距離改變時，反射波由于多普勒效應(yīng)而改變。示例性地，反射波的變化可以被認為是反射波的幅值和頻率中的一者或兩者的變化。

傳感器2可以附接至作為生物體的示例的人體。示例性地，傳感器2相對于人體的附接位置可以是人體的胸部。例如，附接至人體的傳感器2與人體的皮膚和心臟之間的距離伴隨著人體的心跳而改變。

因此，與距離變化相對應(yīng)的變化出現(xiàn)在由傳感器2照射的無線電波的反射波中。例如，可以基于反射波的變化來測量例如人體的心跳或脈搏。

可以測量心跳的傳感器2可以被稱為“心跳傳感器”或“心跳監(jiān)視器”。如上所述，由于指示“心跳”的信息可以在某些情況下被認為等同于指示“脈搏跳動”的信息，因此，“心跳傳感器”或“心跳計”可以被稱為“脈搏跳動傳感器”或“脈搏跳動計”。

示例性地，傳感器2可以附接成與人體的皮膚接觸，或者可以附接至人體的衣服。嚴格來說，傳感器2不需要通過固定(其可以被稱為“約束”)的方式來附接到人體。可以根據(jù)衣服與人體表面的運動之間的不匹配而允許在生命傳感器2與人體之間發(fā)生相對運動。

例如，傳感器2可以附接到人體，使得生命傳感器2被允許相對于人體沿三維方向之一移動。示例性地，傳感器2可以放入衣服的口袋例如夾克的胸袋中，或者可以通過使用附接工具例如吊帶附接在衣服上。

例如，生命傳感器2可以附接到人體，使得生物傳感器2被允許相對于人體沿三維方向之一移動。示例性地，生命傳感器2可以放入衣服的口袋例如夾克的胸袋中，或者可以通過使用附接工具例如吊帶附接在衣服上。

接下來，圖1所示的通信裝置6可用于通過例如網(wǎng)絡(luò)4向信息處理設(shè)備3發(fā)送生命傳感器2的感測結(jié)果(例如，指示心跳的信息)。因此，通信裝置6可以使用有線電纜或無線電與網(wǎng)絡(luò)4連接。

換言之，通信裝置6可以設(shè)置有支持無線和有線通信二者中的一者或兩者的通信接口(if)。示例性地，基于3gpp(第三代合作伙伴計劃)的lte(長期演進)或lte-a的通信方案適用于通信裝置6的無線通信。

此外，衛(wèi)星通信可以應(yīng)用于通信裝置6的無線通信。當應(yīng)用衛(wèi)星通信時，通信裝置6能夠在不通過網(wǎng)絡(luò)4進行路由的情況下通過通信衛(wèi)星與信息處理設(shè)備3通信。

生命傳感器2的感測結(jié)果不僅可以包括生命信息，而且可以包括指示基于生命信息而獲得的算術(shù)運算或確定的結(jié)果的信息。出于描述的目的，感測結(jié)果可以被稱為“傳感器信息”或“傳感器數(shù)據(jù)”。

通信裝置6可以如圖1所示在外部附接至生命傳感器2，或者可以構(gòu)建在生命傳感器2中。在外部附接至生命傳感器2的通信裝置6例如可以是由附接有生命傳感器2的人攜帶的裝置。出于描述的目的，附接有生命傳感器2的人可以被稱為“用戶”、“對象”或“被觀察者”。

示例性地，由用戶攜帶的通信裝置6可以為移動電話(其可以包括智能電話)、筆記本pc或平板pc?！皃c”是“個人計算機”的縮寫。

有線連接或無線連接可以應(yīng)用于生命傳感器2與通信裝置6之間的連接。換言之，生命傳感器2可以設(shè)置有支持無線和有線通信中的一者或兩者的通信if?！皐ifi(無線保真)”(注冊商標)或“藍牙”(注冊商標)也可以應(yīng)用于無線連接。

在外部附接至生命傳感器2的通信裝置6可以是路由器或網(wǎng)絡(luò)交換機。如圖1所示，通信裝置6可以與空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8在通信上連接，以便空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8能夠通過網(wǎng)絡(luò)4與信息處理設(shè)備3通信。

示例性地，網(wǎng)絡(luò)4可以是wan(廣域網(wǎng))、lan(局域網(wǎng))或因特網(wǎng)。此外，網(wǎng)絡(luò)4可以包括無線接入網(wǎng)。無線接入網(wǎng)可以符合上述lte或lte-a。

信息處理設(shè)備3通過網(wǎng)絡(luò)4(或者可以通過通信衛(wèi)星)接收生命傳感器2的傳感器信息，并且處理所接收的傳感器信息。因此，信息處理設(shè)備3可以被稱為傳感器信息處理設(shè)備3。

處理傳感器信息可以包括存儲并管理傳感器信息以及基于傳感器信息來估計用戶的心率。因此，例如，信息處理設(shè)備3可用于監(jiān)視用戶的活動狀態(tài)。換言之，傳感器系統(tǒng)1能夠提供用戶“監(jiān)視(或觀看)功能”。

管理傳感器信息可以包括在數(shù)據(jù)庫(db)中編譯傳感器信息。在db中編譯的數(shù)據(jù)可以被稱為“云數(shù)據(jù)”或“大數(shù)據(jù)”。

示例性地，信息處理設(shè)備3可以由一個或多個服務(wù)器實現(xiàn)。換言之，由生命傳感器2獲得的傳感器信息可以由單個服務(wù)器處理或管理，或者可以由信息處理設(shè)備3中的多個服務(wù)器分布式處理或管理。服務(wù)器可以與例如云數(shù)據(jù)傳感器中提供的云服務(wù)器相對應(yīng)。

信息處理設(shè)備3可以在不通過網(wǎng)絡(luò)4進行路由的情況下與生命傳感器2通信上連接。例如，信息處理設(shè)備3可用于通過有線電纜或者通過無線電從生命傳感器2直接接收傳感器信息。

(生命傳感器2的配置示例)

接下來，將參照圖2和圖3來描述生命傳感器2的配置示例。如圖2和圖3所示，示例性地，生命傳感器2可以包括無線傳感器21、處理器23、存儲器24和通信if25。

另外，生命傳感器2還可以包括如圖2和圖3中的虛線所示的可選的慣性傳感器22。生命傳感器2可以被稱為傳感器單元2。在下文中，出于描述的目的，生命傳感器2或傳感器單元2將被簡稱為“傳感器2”。

如圖3所示，示例性地，無線傳感器21、處理器23、存儲器24和通信if25可以連接至總線26，以通過處理器23彼此通信?？蛇x的慣性傳感器22也可以連接至總線26。

無線傳感器21是能夠通過利用多普勒效應(yīng)來測量心跳的心跳傳感器的示例。“無線傳感器”可以被稱為“微波傳感器”、“rf(射頻)傳感器”或“多普勒傳感器”。無線傳感器21可以對發(fā)射至空間的無線電波以及所發(fā)射的無線電波的反射波執(zhí)行相位檢測，并且生成差拍信號。差拍信號可以作為無線傳感器21的輸出信號被提供給處理器23。

如圖2所示，例如，無線傳感器21可以包括天線211、本地振蕩器(osc)212、mcu(微控制單元)213、檢測電路214、運算放大器(op)215和電源單元(或電源電路)216。

天線211向空間發(fā)射具有由osc212生成的振蕩頻率的無線電波，并且接收由定位于空間的用戶反射的所發(fā)射的無線電波的反射波。在圖2的示例中，天線211是發(fā)射和接收共用的，但是發(fā)射天線和接收天線可以單獨設(shè)置。

示例性地，osc212響應(yīng)于mcu213的控制而振蕩，以輸出具有預(yù)定頻率的信號(出于描述的目的，其可以被稱為“本地信號”)。本地信號作為發(fā)射無線電波從天線211被發(fā)射，并且被輸入至檢測電路214。

示例性地，osc212的振蕩頻率(換言之，由無線傳感器21發(fā)送的無線電波的頻率)可以為微波頻帶中的頻率。示例性地，微波頻帶可以為2.4ghz頻帶或24ghz頻帶。

這些頻帶是其室內(nèi)使用由日本的“無線電法”授權(quán)的示例?？梢允褂梦幢弧盁o線電法”規(guī)定的頻帶用于無線傳感器21的發(fā)射無線電波。

示例性地，mcu213響應(yīng)于處理器23的控制來控制osc212的振蕩操作。

示例性地，檢測電路214對由天線211接收的反射波和來自osc212的本地信號(換言之，發(fā)射無線電波)執(zhí)行相位檢測，以輸出差拍信號。檢測電路214可以用將發(fā)射無線電波和反射波進行混合的混合器來代替。由混合器執(zhí)行的混合可以被認為等同于相位檢測。

在這點上，由于根據(jù)用戶的心跳的多普勒效應(yīng)，在由檢測電路214獲得的差拍信號中發(fā)生幅值變化和頻率變化。換言之，差拍信號包括指示用戶的心跳的信息。

示例性地，運算放大器215放大從檢測電路214輸出的差拍信號。經(jīng)放大的差拍信號被輸入至處理器23。

示例性地，電源單元216向mcu213、檢測電路214和運算放大器215提供驅(qū)動電力。

示例性地，可選的慣性傳感器22可以檢測傳感器單元2的運動。慣性傳感器22可以是加速度傳感器或陀螺儀。示例性地，壓電型傳感器和電容型傳感器中的任一種可以應(yīng)用于加速度傳感器。自旋轉(zhuǎn)子(飛輪)型傳感器、光學(xué)型傳感器和振動結(jié)構(gòu)型傳感器中的任一種可以應(yīng)用于陀螺儀。

慣性傳感器22可以包括檢測軸中的一個或更多個。例如，沿檢測軸之一的方向上的重力分量可以被檢測為“加速度”分量。慣性傳感器22的檢測信號可以被輸入至處理器23。

處理器23是具有算術(shù)處理能力的算術(shù)處理設(shè)備的示例。算術(shù)處理設(shè)備可以被稱為算術(shù)處理裝置或算術(shù)處理電路。示例性地，集成電路(ic)例如mpu(微處理單元)或dsp(數(shù)字信號處理器)可以應(yīng)用于作為算術(shù)處理設(shè)備的示例的處理器23?！疤幚砥鳌笨梢员环Q為“處理單元”、“控制器”或“計算機”。

處理器23可用于基于無線傳感器21的檢測信號來檢測用戶的心跳。示例性地，可以對無線傳感器21的檢測信號應(yīng)用濾波器，以從無線傳感器21的檢測信號中檢測源于心跳的信號分量(其可以被稱為“心跳分量”或“心跳信號”)。

高通濾波器(hpf)和帶通濾波器(bpf)可以應(yīng)用于非限制性示例的濾波器。hpf可以被稱為“低截止濾波器(lcf)”。在這點上，bpf可以是可選的。

處理器23可以基于檢測到的心跳來確定與用戶的睡眠相關(guān)的狀態(tài)。

當傳感器2包括慣性傳感器22時，慣性傳感器22的檢測信號可以被用于控制hpf和bpf的濾波器特性。出于描述的目的，hpf的濾波器特性可以被稱為“hpf特性”，并且出于描述的目的，bpf的濾波器特性可以被稱為“bpf特性”。

示例性地，控制hpf特性可以是指控制截止頻率(其可以被稱為“截止頻率”)。具有比截止頻率低的頻率的信號被減少或抑制，并且具有比截止頻率高的頻率的信號幾乎不衰減。出于描述的目的，低于截止頻率的頻帶將被稱為hpf的“截止頻帶”。

示例性地，控制bpf特性可以是指控制bpf的通帶中心頻率和通帶寬度中的至少之一。bpf的“通帶中心頻率”和“通帶寬度”可以分別被簡稱為“中心頻率”和“帶寬”。

控制hpf特性和bpf特性可以被認為是指控制無線傳感器21的檢測信號中待處理的目標頻帶(或從待處理的目標排除的頻帶)。下面將描述濾波器特性控制的示例。

無線傳感器21的檢測信號和慣性傳感器22的檢測信號均可以被稱為“檢測值”或“輸出值”。出于描述的目的，無線傳感器21的檢測值可以被稱為“無線傳感器值”，并且慣性傳感器22的檢測值可以被稱為“慣性傳感器值”。

此外，可以由信息處理設(shè)備3的處理器31(下面參照圖4所描述的)而不是傳感器單元2的處理器23來執(zhí)行上述的心跳檢測和濾波器特性控制。

接下來，在圖3中，存儲器24是設(shè)置在傳感器單元2中的存儲單元或存儲介質(zhì)的示例，并且可以是ram(隨機存取存儲器)或快閃存儲器。

由處理器23讀取和使用以操作的程序和數(shù)據(jù)可以被存儲在存儲器24中?！俺绦颉笨梢员环Q為“軟件”或“應(yīng)用程序”?！皵?shù)據(jù)”可以包括根據(jù)處理器23的操作生成的數(shù)據(jù)。

通信if25是傳感器單元2的通信單元的示例，并且示例性地與通信裝置6(參見圖1)連接，并且使得能夠通過網(wǎng)絡(luò)4與信息處理設(shè)備3進行通信。

例如，通信if25可以將無線傳感器21的檢測信號或者無線傳感器21和慣性傳感器22的每個檢測信號發(fā)送至信息處理設(shè)備3。被發(fā)送至信息處理設(shè)備3的信號和信息不限于檢測信號，并且可以是基于檢測信號而獲得的信息。

換言之，從生命傳感器2發(fā)送至信息處理設(shè)備3的傳感器信息可以包括無線傳感器21的每個測量值(或無線傳感器21和慣性傳感器22的每個測量值)，或者可以包括基于測量值而獲得的信息。

通信if25可以在不通過通信裝置6和/或網(wǎng)絡(luò)4來進行路由的情況下與信息處理設(shè)備3連接，以與信息處理設(shè)備3直接進行通信。

(信息處理設(shè)備3的配置示例)

接下來，將參照圖4來描述圖1中所示的信息處理設(shè)備3的配置示例。如圖4所示，示例性地，信息處理設(shè)備3可以包括處理器31、存儲器32、存儲裝置33、通信接口(if)34和外圍if35。

示例性地，處理器31、存儲器32、存儲裝置33、通信if34和外圍if35可以經(jīng)由總線36連接，以經(jīng)由處理器31彼此通信。

處理器31是具有算術(shù)處理能力的算術(shù)處理設(shè)備的示例。算術(shù)處理設(shè)備可以被稱為算術(shù)處理裝置或算術(shù)處理電路。示例性地，ic如cpu或mpu或dsp可以應(yīng)用于作為算術(shù)處理設(shè)備的示例的處理器31。“處理器”可以被稱為“處理單元”、“控制器”或“計算機”。

示例性地，處理器31控制信息處理設(shè)備3的整個操作。由處理器31執(zhí)行的控制可以包括對通過網(wǎng)絡(luò)4執(zhí)行的通信的控制。通過控制通信，可以例如通過網(wǎng)絡(luò)4來遠程控制空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8。

示例性地，處理器31可以基于由通信if34接收的生命傳感器2的傳感器信息來如上所述地檢測心跳或控制濾波器特性。

此外，示例性地，處理器31可以生成控制生命傳感器2的用戶所處的空間環(huán)境的控制信號，例如，控制空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8的操作的控制信號。

示例性地，可以基于以下來生成控制信號：基于從生命傳感器2獲得的傳感器信息檢測到的用戶的心率以及與基于心率所估計或確定的用戶的睡眠相關(guān)的狀態(tài)。

示例性地，由處理器31生成的控制信號可以通過通信if34發(fā)送至空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8。

存儲器32是存儲介質(zhì)的示例，并且可以是ram或快閃存儲器。由處理器31讀取和使用以操作的程序和數(shù)據(jù)可以被存儲在存儲器32中。

存儲裝置33可以存儲數(shù)據(jù)和程序的各種片段。硬盤驅(qū)動器(hdd)、固態(tài)驅(qū)動器(ssd)或快閃存儲器可以應(yīng)用于存儲裝置33。

示例性地，存儲在存儲裝置33中的數(shù)據(jù)可以包括：由通信if34接收的傳感器2的傳感器信息、基于傳感器信息而檢測到的心率以及與基于心率所估計或確定的用戶的睡眠相關(guān)的狀態(tài)。

可選地，可以在數(shù)據(jù)庫(db)中編譯存儲在存儲裝置33中的數(shù)據(jù)。在db中編譯的數(shù)據(jù)可以被稱為“云數(shù)據(jù)”或“大數(shù)據(jù)”。存儲裝置33和存儲器32可以被統(tǒng)稱為信息處理設(shè)備3的“存儲單元30”。

存儲在存儲裝置33中的程序可以包括用于執(zhí)行參照圖7、圖10和圖11描述的處理的程序。

出于描述的目的，用于執(zhí)行下面參照圖7、圖10和圖11描述的處理的程序可以被稱為“傳感器信息處理程序”。

構(gòu)成程序的程序代碼的全部或一部分可以被存儲在存儲單元中，或者可以被描述為操作系統(tǒng)(os)的一部分。

程序和數(shù)據(jù)可以被記錄在待設(shè)置的計算機可讀非暫態(tài)記錄介質(zhì)中。記錄介質(zhì)的示例包括軟盤、cd-rom、cd-r、cd-rw、mo、dvd、藍光盤和便攜式硬盤。此外，半導(dǎo)體存儲器例如usb(通用串行總線)存儲器是記錄介質(zhì)的示例。

可替選地，可以通過網(wǎng)絡(luò)4將程序和數(shù)據(jù)從服務(wù)器提供(或下載)至信息處理設(shè)備3。例如，可以通過通信if34將程序和數(shù)據(jù)提供至信息處理設(shè)備3。此外，可以將程序和數(shù)據(jù)從連接至外圍if35的在下文中描述的輸入裝置輸入至信息處理設(shè)備3。

通信if34是設(shè)置在信息處理設(shè)備3中的通信單元的示例，并且示例性地連接至網(wǎng)絡(luò)4，以使得能夠通過網(wǎng)絡(luò)4進行通信。

在專注于接收過程時，通信if34是接收從生命傳感器2發(fā)送至信息處理設(shè)備3的信息的接收器(其可以被稱為“獲取單元”)的示例。

同時，在專注于發(fā)送過程時，通信if34是將由處理器31生成的控制信號發(fā)送至例如生命傳感器2、空氣調(diào)節(jié)器7和照明裝置8的發(fā)送器的示例。示例性地，以太網(wǎng)(注冊商標)卡可以應(yīng)用于通信if34。

通信if34可以在不通過網(wǎng)絡(luò)4進行路由的情況下與生命傳感器2的通信if25連接，以使得能夠與生命傳感器2直接進行通信。

示例性地，外圍if35是將外圍裝置連接至信息處理設(shè)備3的接口。

外圍裝置可以包括向信息處理設(shè)備3輸入信息的輸入裝置以及輸出由信息處理設(shè)備3生成的信息的輸出裝置。

輸入裝置可以包括鍵盤、鼠標和/或觸摸面板。輸出裝置可以包括顯示器和/或打印機。

順便說一下，與休息時間相比，當用戶在緊接運動之后心率高時，用戶的呼吸率也高(換言之，用戶的呼吸活動是活躍的)。因此，胸部伴隨呼吸活動的運動趨于變強。

因此，當用戶的心率較高時，相對于與伴隨用戶的心跳的運動相對應(yīng)的信號分量(例如，頻率分量)，與伴隨用戶的呼吸活動的運動相對應(yīng)的信號分量(例如，頻率分量)更有可能作為噪聲分量混入無線傳感器21的檢測信號中。

因此，將源于呼吸的信號分量(其可以被簡寫為“呼吸分量”)錯誤地檢測為源于心跳的信號分量(其可以被稱為“心跳分量”)的可能性變高，并且變得難以從無線傳感器21的檢測信號中檢測心跳分量。換言之，當用戶的心率較高時，呼吸分量降低心跳分量的檢測精度。

例如，無線傳感器21的檢測信號中的假設(shè)在休息時間期間人體的心跳分量出現(xiàn)在其中的平均頻帶(出于描述的目的，其可以被稱為“心跳出現(xiàn)頻帶”)約為0.7hz至4.0hz(作為非限制性示例)。

相比之下，無線傳感器21的檢測信號中的假設(shè)在休息時間期間人體的呼吸分量出現(xiàn)在其中的平均頻帶(出于描述的目的，其可以被稱為“呼吸出現(xiàn)頻帶”)約為0.1hz至0.5hz(作為非限制性示例)。

因此，在如在休息時間那樣用戶的心跳和呼吸平穩(wěn)的狀態(tài)下，心跳出現(xiàn)頻帶和呼吸出現(xiàn)頻帶趨于不交疊，并且將呼吸分量錯誤地檢測為心跳分量的可能性低。

然而，在一些情況下，當人體的呼吸活動變得活躍時，作為與呼吸分量相對應(yīng)的參考頻率的n倍(n是等于或大于2的整數(shù))的諧波(n次諧波)分量出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶中。當呼吸分量的諧波分量出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶中時，存在將呼吸分量的諧波分量錯誤地檢測為心跳分量的可能性。

例如，如圖5所示，無線傳感器值的頻率分析使得諧波分量(例如，峰值頻率的二次諧波到五次諧波)出現(xiàn)在相對于出現(xiàn)在約為0.1hz至0.5hz的呼吸出現(xiàn)頻帶a中的呼吸分量的主峰值頻率的高頻帶側(cè)。另外，出于描述的目的，呼吸分量的諧波分量出現(xiàn)在其中的頻帶將被稱為“諧波出現(xiàn)頻帶”(參見圖5中的附圖標記c)。此外，“n次諧波”可以被稱為“n階諧波分量”。

當被觀察者的呼吸率較高時，呼吸分量的峰值頻率更趨于向高頻側(cè)偏移。因此，也可以認為諧波出現(xiàn)頻帶c響應(yīng)于偏移而向高頻側(cè)偏移(參見圖5中的虛線箭頭c1)。

當諧波出現(xiàn)頻帶c的上限頻率向高頻側(cè)偏移時，高頻側(cè)的諧波出現(xiàn)頻帶c的至少一部分與心跳出現(xiàn)頻帶b的低頻側(cè)交疊。

當諧波出現(xiàn)頻帶c的至少一部分與心跳出現(xiàn)頻帶b交疊時，呼吸分量的諧波分量可能出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶b中。

呼吸分量的諧波分量變成相對于心跳分量的噪聲分量。因此，呼吸分量的諧波分量更可能被錯誤地檢測為心跳分量。

因此，在本實施方式中，例如，濾波器抑制無線傳感器21的檢測信號中的諧波出現(xiàn)頻帶c的信號分量。示例性地，hpf可以應(yīng)用于濾波器。

圖6示出了hpf特性的示例。圖6示出了作為非限制性示例的三種類型的截止頻率為0.8hz、1.0hz和1.3hz的hpf特性。示例性地，可以從三種類型的hpf特性中選擇并確定應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性。

另外，如上所述，諧波出現(xiàn)頻帶c可以響應(yīng)于呼吸率的變化而在頻域中偏移。因此，hpf特性(例如，截止頻率)也可以響應(yīng)于呼吸率的變化而變化。

示例性地，可以在不包括心跳出現(xiàn)頻帶b的頻率范圍內(nèi)執(zhí)行hpf特性可變控制，使得心跳出現(xiàn)頻帶b中的心跳分量不被截除。換言之，可以執(zhí)行hpf特性可變控制，使得hpf截止頻帶不與心跳出現(xiàn)頻帶b交疊。

在這點上，當被觀察者的心率較高時，呼吸率趨于較高。因此，響應(yīng)于呼吸分量的峰值頻率向高頻側(cè)偏移，也可以認為心跳出現(xiàn)頻帶b向高頻側(cè)偏移(參見圖5中的虛線箭頭b1)。

因此，響應(yīng)于心跳出現(xiàn)頻帶b向高頻側(cè)偏移，可以通過將高頻范圍設(shè)置成hpf截止頻帶的上限頻率不與心跳出現(xiàn)頻帶b交疊來有效抑制呼吸分量的諧波分量。

例如，可以根據(jù)被觀察者的呼吸率來自適應(yīng)地選擇圖6所示的三種類型的hpf特性之一。作為非限制性示例，當被觀察者的呼吸率較高時，可以選擇截止頻率的較高hpf特性。

另外，作為分析無線傳感器21的檢測信號的頻率的結(jié)果或者如下所述的基于慣性傳感器22的檢測信號，可以檢測或估計被觀察者的呼吸率。

通過將上述hpf應(yīng)用于無線傳感器21的檢測信號，可以有效抑制出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶b中的呼吸分量的諧波分量，從而提高心跳信號的檢測精度。由于心跳信號的檢測精度，還可以提高例如控制被觀察者所處的空間環(huán)境的精度和效率。

(操作示例)

將描述根據(jù)本實施方式的傳感器系統(tǒng)1的一些操作示例。另外，下面將描述由信息處理設(shè)備3(例如，處理器31)處理生命傳感器2的無線傳感器值的示例。在這點上，處理的部分或全部可以由生命傳感器2(例如，處理器23)來執(zhí)行。

(第一實施方式)

圖7是示出了根據(jù)第一實施方式的傳感器系統(tǒng)1的操作示例的流程圖。如圖7所示，信息處理設(shè)備3從傳感器單元2接收無線傳感器值(處理p11)。所接收的無線傳感器值可以被存儲在存儲單元30中。

信息處理設(shè)備3可以對無線傳感器值應(yīng)用hpf(處理p12)。應(yīng)用hpf的無線傳感器值可以是從存儲單元30讀取的無線傳感器值或在處理p11中接收到的無線傳感器值。

應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性可以被設(shè)置為具有圖6所示的截止頻率之一的特性。另外，在第一實施方式中，可以靜態(tài)地設(shè)置hpf特性。下面將在第二實施方式和第三實施方式中描述動態(tài)地設(shè)置hpf特性。

應(yīng)用hpf抑制無線傳感器值中呼吸分量的諧波出現(xiàn)頻帶c的信號分量，以便心跳出現(xiàn)頻帶b的信號分量在不被抑制的情況下通過hpf。信息處理設(shè)備3可以分析已經(jīng)通過hpf的信號分量的頻率(處理p13)。

對于頻率分析，可以使用快速傅里葉變換(fft)或離散傅里葉變換(dft)。通過fft或dft將無線傳感器值從時域信號轉(zhuǎn)換成頻域信號(出于描述的目的，其可以被稱為“頻率信號”)。

例如，信息處理設(shè)備3可以在通過頻率分析而獲得的頻率信號的心跳出現(xiàn)頻帶b中檢測具有峰值的頻率(這樣的頻率可以被稱為“峰值頻率”)。該峰值頻率與心跳分量的峰值頻率相對應(yīng)。

通過將心跳分量的峰值頻率乘以例如60(秒)，可以將頻率轉(zhuǎn)換為心率。信息處理設(shè)備3可以基于檢測到的心跳分量的峰值頻率(或心率)來確定應(yīng)用于已經(jīng)通過hpf的信號分量的bpf特性(處理p14)。

在這點上，如圖8所示，例如，包括每次跳動的心跳的時間長度(或時間間隔)往往根據(jù)每單位時間的心率是高還是低而變化。另外，在圖8中，橫軸指示在給定時間點的心率x(n)(n是正整數(shù))，并且縱軸指示隨后的心率x(n+1)。下面將描述圖8中的附圖標記122、附圖標記124、附圖標記126和“d”的含義。

例如，隨著每單位時間的心率增加，每次跳動的時間長度的變化趨于減小。相反地，隨著每單位時間的心率下降，每次跳動的時間長度的變化趨于增加。

示例性地，在心跳出現(xiàn)頻帶b(在非限制性示例中為0.7hz至4.0hz)中，在每單位時間(例如，一分鐘)50次跳動的情況下，每次跳動的時間長度中出現(xiàn)約±20％的變化。同時，在比50次跳動高的120次跳動的情況下，每次跳動的時間長度中發(fā)生約±5％的變化。這樣的“變化”可以被認為是生物體的“心跳特性”。

因此，當根據(jù)特定心率(例如，60次跳動或120次跳動)來靜態(tài)地設(shè)置bpf的通帶寬度時，心跳分量缺失或者不能根據(jù)心率是高還是低來充分消除噪聲分量。因此，可能降低心率的檢測精度。

因此，在本實施方式中，bpf的通帶寬度(下面也被簡稱為“bpf帶寬”)可以根據(jù)心率是高還是低(換言之，心跳分量的峰值頻率是高還是低)而自適應(yīng)地改變。

例如，當每單位時間的心率較高時，可以將bpf帶寬設(shè)置得較窄，并且當每單位時間的心率較低時，可以將bpf帶寬設(shè)置得較寬。另外，下面將參照圖19至圖28來描述bpf帶寬可變設(shè)置示例。

通過進行這樣的bpf帶寬可變設(shè)置，可以減少錯過接收心跳出現(xiàn)頻帶b中的心跳分量，并且提高與心跳分量不同的噪聲分量的抑制程度。

例如，即使當心跳出現(xiàn)頻帶b包括尚未能夠被hpf完全抑制的呼吸分量的諧波分量時，當諧波分量在bpf帶寬之外時，仍然可以抑制諧波分量。

此外，即使當心跳出現(xiàn)頻帶b包括源于伴隨被觀察者的活動的運動的噪聲分量時，當噪聲分量在bpf帶寬之外時，同樣地，仍然可以抑制噪聲分量。

另外，示例性地，可以根據(jù)在通過分析無線傳感器值的頻率而獲得的結(jié)果中峰值頻率是高還是低來確定心率是高還是低。

根據(jù)確定出的bpf特性(圖7中的處理p14)，信息處理設(shè)備3可以將具有所確定的bpf特性的bpf應(yīng)用于已應(yīng)用hpf的頻率信號(處理p15)。

信息處理設(shè)備3可以基于已應(yīng)用bpf的頻率信號來搜索并檢測心跳出現(xiàn)頻帶b中的心跳分量。例如，信息處理設(shè)備3可以將指示與被觀察者的心跳相對應(yīng)的區(qū)別性變化的心跳分量檢測為心跳出現(xiàn)頻帶b中的“特征點”(處理p16)。

例如，“特征點”可以是在應(yīng)用bpf的無線傳感器值的信號波形中一階導(dǎo)數(shù)變?yōu)榱愕狞c(換言之，峰值)。響應(yīng)于檢測到“特征點”，信息處理設(shè)備3可以通過計算“特征點”處的時間間隔(例如，“秒”)并用計算出的時間間隔除一分鐘(＝60秒)來計算每分鐘的心率(處理p17)。

計算出的心率可以被用作控制被觀察者所處的空間環(huán)境(處理p18)的參數(shù)。此外，如圖7中的虛線所示，可選地，可以將計算出的心率的信息輸出至諸如顯示器或打印機的輸出裝置(處理p19)。

另外，可選地，可以將處理p13中的頻率分析結(jié)果、在處理p14中確定的bpf特性的信息以及在處理p16中檢測到的特征點的信息中的至少之一輸出至諸如顯示器或打印機的輸出裝置。在這種情況下，可以通過使用輸出裝置來檢查頻率分析結(jié)果以及bpf特性的設(shè)置狀態(tài)或設(shè)置是否適當。

如上所述，根據(jù)第一實施方式，通過對無線傳感器值應(yīng)用具有可以抑制呼吸分量和呼吸分量的諧波分量的截止頻帶的hpf，可以在無線傳感器值中抑制可能混入心跳出現(xiàn)頻帶b中的源于呼吸的噪聲分量。

因此，可以降低將源于呼吸的噪聲分量錯誤地檢測為心跳出現(xiàn)頻帶b中的心跳分量的可能性，并且可以基于無線傳感器值來提高心跳分量檢測精度。

例如，即使當被觀察者在運動之后心率高且呼吸率也高時，仍然可以抑制心跳出現(xiàn)頻帶b中源于呼吸的噪聲分量。因此，即使被觀察者在運動之后呼吸活動處于活躍狀態(tài)下，仍然可以提高檢測被觀察者的心率的精度。

另外，圖9示出了在對無線傳感器值應(yīng)用hpf(截止頻率為0.8khz)的情況下以及不對無線傳感器值應(yīng)用hpf的情況下的無線傳感器值的頻域中的信號波形的示例。

圖9示出了在不對信號波形應(yīng)用hpf的情況下的信號波形的示例(由虛線表示)，并且示出了在對信號波形應(yīng)用hpf的情況下的信號波形的示例(由實線表示)。在圖9中，由虛線表示的未應(yīng)用hpf的信號波形與圖5所示的信號波形相對應(yīng)。

如圖9所示，與未應(yīng)用hpf的信號波形相比，在已應(yīng)用hpf的信號波形中抑制了呼吸分量和呼吸分量的二次諧波到五次諧波的諧波分量。

另外，在一些情況下，心跳出現(xiàn)頻帶b包括與源于呼吸的噪聲分量不同的噪聲分量。例如，心跳出現(xiàn)頻帶b包括源于伴隨被觀察者的諸如步行的活動的運動的噪聲分量。

即使當心跳出現(xiàn)頻帶b包括與源于呼吸的噪聲分量不同的噪聲分量時，仍然可以抑制該噪聲分量連同源于呼吸的噪聲分量一起，只要該噪聲分量包括在hpf截止頻帶中即可。

(第二實施方式)

圖10是示出了根據(jù)第二實施方式的傳感器系統(tǒng)1的操作示例的流程圖。將在第二實施方式中描述根據(jù)被觀察者的呼吸率來自適應(yīng)地控制hpf特性的示例。

如圖10所示，當從生命傳感器2接收到無線傳感器值時(處理p11)，信息處理設(shè)備3可以通過fft或dft來分析所接收的無線傳感器值的頻率(處理p21)。另外，所接收的無線傳感器值可以被存儲在存儲單元30中。

信息處理設(shè)備3可以在通過頻率分析而獲得的頻率信號中搜索并檢測呼吸出現(xiàn)頻帶a(作為非限制性示例，約為0.1hz至0.5hz)中的峰值頻率。檢測到的峰值頻率與呼吸分量的主峰值頻率相對應(yīng)。

信息處理設(shè)備3可以基于呼吸分量的峰值頻率來確定hpf特性(處理p22)。

例如，信息處理設(shè)備3可以確定hpf特性，使得包括呼吸分量的峰值頻率的呼吸出現(xiàn)頻帶a中的和對應(yīng)于與呼吸分量的峰值頻率相比的n次諧波的諧波分量出現(xiàn)在其中的諧波出現(xiàn)頻帶c中的每個信號分量被抑制。

在這點上，例如，當被觀察者的呼吸率較高時，呼吸分量的峰值頻率也變得較高(換言之，峰值頻率向高頻側(cè)偏移)。

響應(yīng)于呼吸分量的峰值頻率向高頻側(cè)偏移，呼吸分量的峰值頻率的諧波分量可能出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶b中。

因此，信息處理設(shè)備3可以根據(jù)呼吸分量的峰值頻率是高還是低來自適應(yīng)地控制應(yīng)用于無線傳感器值的hpf的截止頻率。例如，當呼吸分量的峰值頻率較高時，信息處理設(shè)備3可以執(zhí)行控制，以將應(yīng)用于無線傳感器值的hpf的截止頻率設(shè)置為較高頻率。

在圖6的示例中，當呼吸分量的峰值頻率較高時，信息處理設(shè)備3可以在0.8hz、1.0hz和1.3hz的三種類型的截止頻率中選擇最高截止頻率以確定為hpf特性。

根據(jù)確定出的hpf特性，信息處理設(shè)備3可以將具有所確定的hpf特性的hpf應(yīng)用于無線傳感器值(處理p12)。可以從存儲單元30讀取應(yīng)用hpf的無線傳感器值。

隨后，與第一實施方式(例如，圖7)相類似，信息處理設(shè)備3可以執(zhí)行處理p13至p19。

例如，信息處理設(shè)備3可以將具有與心跳分量的峰值頻率相匹配的中心頻率和帶寬的bpf應(yīng)用于已應(yīng)用hpf的無線傳感器值，并且基于已應(yīng)用bpf的無線傳感器值來計算心率。計算出的心率的信息可以被用于控制空間環(huán)境或者可以被輸出至諸如顯示器或打印機的外部裝置。

如上所述，根據(jù)第二實施方式，應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性根據(jù)在通過分析無線傳感器值的頻率而獲得的結(jié)果中檢測到的呼吸分量的峰值頻率而自適應(yīng)地改變。

因此，與第一實施方式相比，可以獲得與第一實施方式相同的功能和效果，并且有力地抑制心跳出現(xiàn)頻帶b中的源于呼吸的噪聲分量。因此，可以基于無線傳感器值來進一步提高心跳分量檢測精度。心跳分量檢測精度提高，使得檢測被觀察者的心率的精度也提高。

(第三實施方式)

在上述第二實施方式中，信息處理設(shè)備3基于通過分析無線傳感器值的頻率而獲得的結(jié)果來檢測被觀察者的呼吸分量的峰值頻率，并且根據(jù)檢測到的峰值頻率來自適應(yīng)地確定hpf特性。

將在第三實施方式中描述生命傳感器2包括慣性傳感器22并且信息處理設(shè)備3基于慣性傳感器值來自適應(yīng)地確定hpf特性的示例。

例如，信息處理設(shè)備3可以基于慣性傳感器值來估計被觀察者的心率，基于估計的心率來估計呼吸率，并且根據(jù)估計的呼吸率來自適應(yīng)地確定hpf特性。

圖11是示出了根據(jù)第三實施方式的傳感器系統(tǒng)1的操作示例的流程圖。如圖11所示，信息處理設(shè)備3從生命傳感器2接收無線傳感器值和慣性傳感器值(處理p11和p31)。

響應(yīng)于接收到慣性傳感器值，信息處理設(shè)備3可以基于慣性傳感器值來估計被觀察者的心率(處理p32)。圖12和圖13示出了心率估計過程的第一示例，并且圖14至圖16示出了心率估計過程的第二示例。

(心率估計過程的第一示例)

如圖12所示，信息處理設(shè)備3可以基于慣性傳感器值來計算用戶每單位時間(示例性地，一秒)的步數(shù)(其可以被稱為“步行步頻”)(處理p321)。與一般的計步器相類似，例如，可以通過在例如處理器31中對慣性傳感器值超過給定閾值的次數(shù)進行計數(shù)來獲得步數(shù)。

在此，可以通過關(guān)系式將步行步頻和心率聯(lián)系起來。例如，示例性地，可以通過對多個實際測量值執(zhí)行曲線擬合來導(dǎo)出該關(guān)系式。

步行步頻和心率的關(guān)系式的非限制性示例可以通過以下如圖13所示的多項式等式(1)來表示。

y＝8e-05x³-0.0011x²-0.0855x+61.597...(1)

在圖13中，橫軸“x”表示步行步頻[步數(shù)/秒]，并且縱軸“y”表示每單位時間(示例性地，1分鐘)的心率[每分鐘的心跳數(shù)，bpm]。此外，“8e-05”表示“8×10^-5”。

信息處理設(shè)備3可以通過基于在處理p321中計算出的步行步頻計算等式(1)來計算心率(圖12中的處理p324)。出于描述的目的，計算出的心率可以被稱為“估計的心率”。

例如，圖13所示的關(guān)系可以由表格格式的數(shù)據(jù)(其可以被稱為“表格數(shù)據(jù)”)來表示。例如，表格數(shù)據(jù)可以被存儲在信息處理設(shè)備3的存儲單元30(參見圖4)中。信息處理設(shè)備3(例如，處理器31)可以通過參考表格數(shù)據(jù)而不執(zhí)行算術(shù)運算來找到相對于步行步頻的估計的心率。

(心率估計過程的第二方面)

接下來，將參照圖14至圖16來描述圖11中的心率估計過程(p32)的第二方面。上述第一示例是基于被觀察者的步行步頻來計算心率的示例。在第二示例中，可以基于被觀察者的運動強度來計算心率。

如圖14所示，與第一示例(圖12)相類似，信息處理設(shè)備3可以基于無線傳感器值來計算用戶的步行步頻(處理p321)。

信息處理設(shè)備3可以根據(jù)計算出的步行步頻基于步行步頻來計算步行速度(處理p322)。

在這點上，可以通過關(guān)系式將步行步頻和步行速度聯(lián)系起來?？梢酝ㄟ^對多個實際測量值執(zhí)行曲線擬合來導(dǎo)出該關(guān)系式。

步行步頻和步行速度的關(guān)系式的非限制性示例可以通過以下如圖15所示的多項式等式(2)來表示。

y＝1e-05x³-0.0014x²+0.0725x-0.0119...(2)

在圖15中，橫軸“x”表示步行步頻[步數(shù)/秒]，并且縱軸“y”表示每單位時間(示例性地，1小時)的步行速度[km/h]。此外，“1e-05”表示“1×10^-5”。

隨著每單位時間的步行距離增加，每步的步長距離和步數(shù)也趨于增加。例如，當用戶每分鐘步行70m(＝每小時4.2km)時，步長＝身高×0.37是適用的；當用戶每分鐘步行90m(＝每小時5.4km)時，步長＝身高×0.45是適用的；以及當用戶每分鐘步行110m(＝每小時6.6km)時，步長＝身高×0.5是適用的。因此，可以基于上述步長和步行步頻來近似計算與每單位時間的步行距離相對應(yīng)的步行速度。

信息處理設(shè)備3可以通過基于在處理p321中計算出的步行步頻計算等式(2)來計算步行速度。

另外，例如，圖15所示的關(guān)系由與圖13所示的關(guān)系相類似的表格數(shù)據(jù)來表示并且被存儲在存儲單元30(參見圖4)中。信息處理設(shè)備3可以通過參考表格數(shù)據(jù)而不執(zhí)行算術(shù)運算來找到相對于步行步頻的步行速度。

信息處理設(shè)備3可以根據(jù)計算出的步行速度基于步行速度來計算用戶的運動強度(圖14中的處理p323)。運動強度是指示人的活動量的指標值，并且可以由met值來表示。

met是“代謝當量”的縮寫。met值可以是表示在人活動期間的代謝率(或卡路里消耗量)相對于在休息期間的代謝率的相對值(例如，倍數(shù)值)的數(shù)值。將met值與人的每個活動相關(guān)聯(lián)的表格被稱為“met表格”。例如，met表格由國家健康和營養(yǎng)研究所公布。

圖16示出了步行速度與met值之間的關(guān)系的示例。步行速度＝0[km/h]與met值＝1相關(guān)聯(lián)，并且與在休息期間的參考運動強度相對應(yīng)。如圖11所示，隨著步行速度增加，met值也增加。

例如，在步行速度＝2.5[km/h]的情況下，met值是參考met值(＝1)的三倍。在步行速度＝4[km/h]的情況下，met值是參考met值的五倍。

例如，當確定出met值時，可以基于用戶的年齡和在休息期間的心率來確定當前心率。例如，可以通過以下等式(3)來表示met值。

met值＝(心率－在休息期間的心率)/(最大心率－在休息期間的心率)×10...(3)

等式(3)中的“最大心率”可以被簡單計算為“220-年齡”。

因此，信息處理設(shè)備3可以根據(jù)等式(3)基于met值來計算當前心率(圖14中的處理p324)。換言之，當難以在用戶的運動或活動期間精確地檢測心率時，可以根據(jù)等式(3)基于met值來估計心率。

在這點上，hpf不需要取決于估計的心率而應(yīng)用于無線傳感器值。例如，當基于慣性傳感器值估計的心率(或met值)較高時，呼吸率也趨于較高。

在圖11中，當估計的心率(或met值)超過閾值時(在處理p33中為“是”)，信息處理設(shè)備3基于估計的心率來估計呼吸率(處理p35)，并且根據(jù)估計的呼吸率來確定應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性(處理p36)。

當估計的心率較高、估計的呼吸率較高時，并且當呼吸率較高時，呼吸分量的諧波分量更可能混入心跳出現(xiàn)頻帶b中。因此，與第一實施方式和第二實施方式相類似，確定對無線傳感器值的hpf的應(yīng)用。

可以基于圖17和圖18所示的心率與呼吸率之間的關(guān)系來執(zhí)行基于估計的心率估計呼吸率。另外，圖17示出了與步行速度(其可以是作為運動強度的指標的met值)相關(guān)聯(lián)的心率和呼吸率之間的關(guān)系。

例如，通過使用圖17所示的心率和呼吸率的多個數(shù)據(jù)項來執(zhí)行曲線擬合(換言之，擬合曲線)，可以導(dǎo)出圖18所示的呼吸率和心率的關(guān)系式。

示例性地，該關(guān)系式可以表示為以下多項式(4)。

y＝0.0415x²+0.8894x+58.035...(4)

另外，圖18中的橫軸“x”表示每單位時間(示例性地，一分鐘)的呼吸率[f/min]，并且圖18中的縱軸“y”表示每單位時間(示例性地，一分鐘)的心率[每分鐘的心跳數(shù)，bpm]。

信息處理設(shè)備3可以通過用估計的心率替換等式(4)中的“y”求解等式(4)中的“x”來計算呼吸率“x”。出于描述的目的，計算出的呼吸率可以被稱為“估計的呼吸率”。

另外，例如，圖18所示的關(guān)系可以由表格格式的數(shù)據(jù)(其可以被稱為“表格數(shù)據(jù)”)來表示。例如，表格數(shù)據(jù)可以被存儲在信息處理設(shè)備3的存儲單元30(參見圖4)中。信息處理設(shè)備3(例如，處理器31)可以通過參考表格數(shù)據(jù)而不執(zhí)行算術(shù)運算來找到相對于估計的心率的估計的呼吸率。

此外，圖18中的縱軸(心率)可以用步行速度(或met值)來替換。換言之，如圖17所示，當步行速度(或met值)較高時，心率趨于變高(換言之，這種趨勢意味著相關(guān)性)。因此，可以基于與步行速度(或met值)的關(guān)系來估計呼吸率。

與第二實施方式相類似，當計算出估計的呼吸率時，信息處理設(shè)備3可以根據(jù)估計的呼吸率來控制應(yīng)用于無線傳感器值的hpf的截止頻率。

在圖6的示例中，當呼吸分量的峰值頻率較高時，信息處理設(shè)備3可以在0.8hz、1.0hz和1.3hz的三種類型的截止頻率中選擇最高截止頻率以確定為hpf特性。

根據(jù)確定出的hpf特性，信息處理設(shè)備3可以將具有所確定的hpf特性的hpf應(yīng)用于無線傳感器值(圖11中的處理p12)?？梢詮拇鎯卧?0讀取應(yīng)用hpf的無線傳感器值。

隨后，與第一實施方式(例如，圖7)相類似，信息處理設(shè)備3可以執(zhí)行圖11中的處理p13至p19。

例如，信息處理設(shè)備3可以將具有與心跳分量的峰值頻率相匹配的中心頻率和帶寬的bpf應(yīng)用于已應(yīng)用hpf的無線傳感器值，并且基于已應(yīng)用bpf的無線傳感器值來計算心率。計算出的心率的信息可以被用于控制空間環(huán)境或者可以被輸出至諸如顯示器或打印機的外部裝置。

同時，在圖11中，當基于慣性傳感器值估計的心率(或met值)為閾值或小于閾值時(在處理p33中為“否”)，信息處理設(shè)備3可以僅通過對無線傳感器值應(yīng)用bpf而不應(yīng)用hpf來充分抑制出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶b中的噪聲分量。

換言之，當基于慣性傳感器值估計的心率(或met值)小于閾值時，可以認為在一些情況下會對由呼吸分量的諧波分量引起的心跳分量的檢測有些許影響。

因此，當估計的心率(或met值)為閾值或小于閾值時(在處理p33中為“否”)，信息處理設(shè)備3可以基于估計的心率來確定應(yīng)用于無線傳感器值的bpf特性(處理p34)。

例如，信息處理設(shè)備3可以將估計的心率轉(zhuǎn)換為頻率，并且將轉(zhuǎn)換的頻率設(shè)置為應(yīng)用于無線傳感器值的bpf的中心頻率。此外，示例性地，通過將心率除以60(秒)，可以將心率轉(zhuǎn)換為頻率。此外，當估計的心率較高時，信息處理設(shè)備3可以對bpf設(shè)置較窄的帶寬。下面將描述bpf特性的詳細確定示例。

信息處理設(shè)備3可以將具有所確定的bpf特性的bpf應(yīng)用于無線傳感器值，并且對無線傳感器值進行濾波(處理p15)。可以從存儲單元30讀取在處理p15中應(yīng)用bpf的無線傳感器值。

隨后，與第一實施方式(例如，圖7)相類似，信息處理設(shè)備3可以執(zhí)行圖11中的處理p16至p19。

如上所述，根據(jù)第三實施方式，基于慣性傳感器值來估計被觀察者的心率，基于估計的心率來估計呼吸率，并且根據(jù)估計的呼吸率來自適應(yīng)地確定應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性。

慣性傳感器值包括指示與被觀察者的活動相對應(yīng)的“運動”的信息。因此，可以估計與“運動”相關(guān)聯(lián)的心率，并且當可以估計出心率時，可以估計呼吸率?？偠灾?，可以基于慣性傳感器值來估計正在進行活動的被觀察者的呼吸率。

當被觀察者正在進行活動時，即使當如在第二實施方式中那樣分析無線傳感器值的頻率時，源于伴隨被觀察者的活動的運動的噪聲分量降低了呼吸分量檢測精度，或者不能取決于情況來檢測呼吸分量。

然而，根據(jù)第三實施方式，可以基于慣性傳感器值來估計呼吸率，以便可以在不需要分析無線傳感器值的頻率的情況下將應(yīng)用于無線傳感器值的hpf特性確定為適當?shù)奶匦浴?/p>

因此，即使當被觀察者正在進行活動時，仍然可以使hpf特性適當，并且抑制心跳出現(xiàn)頻帶b中的源于呼吸的噪聲分量。因此，即使當被觀察者正在進行活動時，仍然可以提高檢測被觀察者的心跳分量的精度。心跳分量檢測精度提高，使得檢測被觀察者的心率的精度也提高。

此外，根據(jù)第三實施方式，當可以確定基于慣性傳感器值估計的心率(或met值)為閾值或小于閾值從而源于呼吸的噪聲分量幾乎不出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶b中時，不需要對無線傳感器值應(yīng)用hpf。

因此，與無論基于慣性傳感器值估計的心率或met值是高還是低都一律自適應(yīng)地確定hpf特性的情況相比，可以減少信息處理設(shè)備3的處理量(換言之，處理負荷)。

另外，在上述第三實施方式中，基于慣性傳感器值與心率(或met值)之間的關(guān)系來估計被觀察者的呼吸率。然而，可以基于與慣性傳感器值的關(guān)系來估計呼吸率。例如，當每給定單位時間的慣性傳感器值的平均值較高時，被觀察者的運動量較大。因此，可以根據(jù)慣性傳感器值是高還是低來估計呼吸率是高還是低。

(bpf特性的確定示例)

接下來，將參照圖8以及圖19至圖28來描述確定(或設(shè)置)上述bpf特性的處理(例如，圖7、圖10和圖11中的處理p14以及圖11中的處理p34)的示例。

下面描述的bpf特性的確定示例在第一實施方式與第三實施方式之間可以是共同的。在這點上，在下面的描述中，圖7、圖10和圖11中的處理p14中的“參考心率”與基于在對無線傳感器值應(yīng)用hpf之后獲得的頻率分析結(jié)果而檢測的并與心跳分量的峰值頻率相關(guān)聯(lián)的心率相對應(yīng)。

相比之下，圖11中的處理p34中的“參考心率”與基于慣性傳感器值估計的心率相對應(yīng)。例如，在第三實施方式中，“參考心率”在圖11中的閾值確定處理p33中確定為“否”的情況下與在處理p32中基于慣性傳感器值估計的心率相對應(yīng)。

如上所述，圖8示出了每單位時間的心率與每次心跳的時間長度的變化之間的關(guān)系。附圖標記122表示心率的測量數(shù)據(jù)(x(n),x(n+1))，并且直線124表示每個測量數(shù)據(jù)122的中值。

示例性地，例如，表示中值124的直線是根據(jù)最小二乘法計算的每個測量數(shù)據(jù)122的直線，并且假設(shè)表示為ax(n)+bx(n+1)+c＝0。在這點上，系數(shù)a、b和c是實數(shù)。

在此，可以由以下等式(5)來表示從每個測量數(shù)據(jù)122(x(n),x(n+1))到直線124繪制的垂直線的長度d。

假設(shè)具有長度d的最大值的測量點是由坐標(x(m),x(m+1))表示的最大距離點126。“m”表示滿足m≤n的正整數(shù)。

例如，在心跳頻率＝2hz的情況下，通過最大距離點126和與“-0.1hz”相對應(yīng)的坐標(在圖8的示例中為坐標(120,114))的直線表示帶寬的下限。

例如，表示帶寬的上限的直線與通過點(120，126)和具有與任何頻率處的帶寬的下限相同的寬度的點的直線相對應(yīng)。在心跳頻率＝2hz的情況下的帶寬可以參照圖8中的測量數(shù)據(jù)122的心率x(n)＝120處的下一心跳的最大值和最小值來確定。

接下來，圖19是示出了bpf特性的設(shè)置示例的示圖。圖19示出了通過在預(yù)設(shè)等式中代入?yún)⒖夹穆视嬎愕腷pf的頻帶的上限和下限的示例。

在圖19中，橫軸表示參考心率[hz]，并且縱軸表示與帶寬的上限和下限相對應(yīng)的心率[hz]。在圖19中，由頻帶上限值132來表示帶寬的上限，并且由頻帶下限值134來表示帶寬的下限。圖19示出了在某些參考心率處的帶寬的上限值和下限值。

例如，可以通過基于以下的內(nèi)插或外推來確定上述“預(yù)設(shè)等式”：圖8中所示的最大距離點126以及基于測量數(shù)據(jù)122確定的參考坐標(120，126)和(120，114)。

接下來，圖20是示出了bpf的通帶的示例的示圖。在圖20中，橫軸表示bpf的中心頻率，并且縱軸表示bpf的帶寬。此外，在圖20中，固定最小心跳141或可變最小心跳144表示當采用與給定中心頻率相對應(yīng)的帶寬時與頻帶的下限相對應(yīng)的心率。

此外，在圖20中，固定最大心跳142或可變最大心跳145表示當采用與給定中心頻率相對應(yīng)的帶寬時與頻帶的下限相對應(yīng)的心率。

在本實施方式中，與bpf的帶寬可變的情況相比，固定最小心跳141和固定最大心跳142是帶寬根據(jù)心率不改變的情況的比較示例。

例如，根據(jù)可變最小心跳144和可變最大心跳145，bpf的帶寬與由心率＝1hz附近的附圖標記148所表示的帶寬相對應(yīng)，并且與由附圖標記149所表示的帶寬相對應(yīng)，由附圖標記149所表示的帶寬比心率＝1hz附近的帶寬148窄。因此，將較寬的帶寬148設(shè)置在較低的心率處，并且將較窄的帶寬149設(shè)置在較高的心率處。

圖21是示出了bpf帶寬的設(shè)置示例的示圖。在圖21中，橫軸表示中心頻率，并且縱軸表示帶寬。在圖21中，直線152表示相對于中心頻率的帶寬的設(shè)置值的示例。例如，在參照圖8和圖20描述的示例中，可以將帶寬152設(shè)置成響應(yīng)于中心頻率的增加而線性減小。

中心頻率與帶寬之間的關(guān)系足以具有當中心頻率變低時帶寬變寬的關(guān)系，并且無需為由直線表示的關(guān)系。例如，如圖21中的附圖標記154所示，可以將帶寬設(shè)置成使得帶寬相對于中心頻率逐步改變。例如，可以通過使用基于給定兩個或更多個點(其基于實際測量值來確定)的單調(diào)增加的一個或更多個適當?shù)暮瘮?shù)的內(nèi)插和外推來確定帶寬與中心頻率之間的關(guān)系。

接下來，圖22至圖25是示出了帶寬的其他設(shè)置示例的示圖。圖22和圖23是示出了心率分布的示例的示圖，并且圖24和圖25是示出了心率統(tǒng)計過程的示例的示圖。在圖22和圖23中，橫軸表示時間，該時間表示在給定時間點處的心跳間隔與下一個心跳間隔的差，并且縱軸表示測量次數(shù)。

圖22示出了心率接近55至60的心率分布，并且圖23示出了心率接近75至80的心率分布。在圖22與圖23之間進行比較，在心率接近55至60處的測量數(shù)據(jù)項比在心率接近75至80處的更集中在縱軸附近，并且心率變化較小。例如，用于統(tǒng)計處理的測量數(shù)據(jù)可以是通過心電圖儀測量的數(shù)據(jù)，心電圖儀通過將電極放置成與生物體接觸來測量心跳。

圖24和圖25示出了在心率接近60和心率接近120處的實際測量數(shù)據(jù)的統(tǒng)計過程的示例。在圖24和圖25所示的統(tǒng)計過程的示例中，計算532個數(shù)據(jù)項的概率分布，并且計算bpf的帶寬，使得測量數(shù)據(jù)在特定概率或更高的概率的范圍內(nèi)。

在圖24中的統(tǒng)計處理的示例中，通過確定出所計算的概率分布的8σ的范圍以及在心率接近60處的cp值＝1.33，帶寬為±0.165hz。在此，σ表示標準偏差，并且“cp”表示“處理能力”。在cp值＝2.16的情況下，在心率接近120處設(shè)置與該帶寬相同的帶寬。

類似地，在圖25的統(tǒng)計處理的示例中，通過確定出所計算的概率分布的8σ的范圍以及在心率接近120處的cp值＝1.33，帶寬為±0.1015hz。在cp值＝0.82的情況下，在心率接近60處設(shè)置與該帶寬相同的帶寬。

如上所述執(zhí)行實際測量值的統(tǒng)計處理，并且設(shè)置使得能夠以給定概率或更高的概率進行數(shù)據(jù)檢測的bpf的帶寬。在這種情況下，可以基于給定的兩個點來線性確定帶寬與和參考心率相對應(yīng)的中心頻率之間的關(guān)系，或者可以通過對較短間隔的中心頻率執(zhí)行上述統(tǒng)計處理而通過內(nèi)插來確定帶寬與所述中心頻率之間的關(guān)系。

可替選地，當確定出給定的兩個或更多個點時，可以通過使用基于每個點的單調(diào)增加的一個或更多個適當?shù)暮瘮?shù)而通過內(nèi)插和外推來確定帶寬與中心頻率之間的關(guān)系，或者可以將帶寬與中心頻率之間的關(guān)系設(shè)置成使得帶寬相對于中心頻率逐步改變。

圖26和圖27是示出了帶寬的設(shè)置示例的示圖。在圖26和圖27中，橫軸表示頻率[hz]，并且縱軸表示增益[db]。在圖26和圖27中，例如，心跳出現(xiàn)頻帶162為0.8hz至4.0hz。

根據(jù)圖26所示的無線傳感器值的頻率分析結(jié)果(例如，fft結(jié)果)160，在心跳出現(xiàn)頻帶162中存在由附圖標記163表示的峰值增益。例如，將與峰值增益163相對應(yīng)的頻率設(shè)置為bpf的中心頻率，并且將由附圖標記164表示的帶寬設(shè)置為bpf的帶寬。

同時，根據(jù)圖27所示的fft結(jié)果165，在心跳出現(xiàn)頻帶162中存在由附圖標記168表示的峰值增益。將與峰值增益168相對應(yīng)的頻率設(shè)置為bpf的中心頻率。

在此，由于與峰值增益168相對應(yīng)的中心頻率高于與圖26中的峰值增益163相對應(yīng)的頻率，因此，將比圖26中的帶寬164窄的帶寬166設(shè)置為bpf的帶寬。

因此，將bpf的中心頻率設(shè)置為與參考心率相關(guān)聯(lián)的頻率，并且根據(jù)中心頻率是高還是低來對帶寬進行自適應(yīng)可變控制。因此，可以有效地抑制出現(xiàn)在心跳出現(xiàn)頻帶中的噪聲分量。

換言之，通過使用以下bpf，可以在不依賴于心率是高還是低的情況下有效地抑制心跳出現(xiàn)頻帶中的不必要的信號分量：所述bpf具有與生物體的心跳特性相匹配的可變中心頻率和帶寬。因此，可以提高心跳出現(xiàn)頻帶中的心跳信號的檢測精度。

圖28是示出了帶寬信息的示例的視圖。例如，可以將圖28中所示的帶寬信息170存儲在信息處理設(shè)備3的存儲單元30中。作為非限制性示例，帶寬信息170可以包括參考心率信息171、bpf寬度下限信息172和bpf寬度上限信息173。

信息處理設(shè)備3的處理器31可用于參考帶寬信息170來確定并設(shè)置與參考心率相對應(yīng)的bpf的頻帶。

(其他)

另外，在上述每個實施方式中，對無線傳感器值的bpf的應(yīng)用和bpf特性可變控制可以是可選的。預(yù)計在不應(yīng)用bpf的情況下將至少上述hpf應(yīng)用于無線傳感器值能夠提高心跳分量檢測精度。

此外，在第三實施方式中已經(jīng)描述了無線傳感器21和慣性傳感器22集成在傳感器單元2中的示例。然而，無線傳感器21和慣性傳感器22可以是分開的主體，只要無線傳感器21和慣性傳感器22附接至同一用戶即可。換言之，無論無線傳感器21和慣性傳感器22是集成還是分開的主體是無關(guān)緊要的，只要同一用戶是感測目標即可。

當無線傳感器21和慣性傳感器22被集成為傳感器單元2時，可以省略單獨管理無線傳感器21和慣性傳感器22或者將無線傳感器21和慣性傳感器22附接至用戶的工作，并提高用戶友好性和方便性。此外，可以防止或抑制無線傳感器21和慣性傳感器22之一的附接被遺忘或者無線傳感器21和慣性傳感器22之一丟失。

同時，當無線傳感器21和慣性傳感器22是分開的主體時，可以單獨調(diào)節(jié)相應(yīng)傳感器21和22相對于用戶的附接位置，并且預(yù)計提高了附接位置的自由度。