JP2017213123A - 血流量測定装置および血流量測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】簡単且つ計測の自由度の高い血流量計測装置を提供する。【解決手段】血流量測定装置１００は、生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する脈波信号生成部と、脈波信号から交流成分を分離し、増幅して出力する増幅部と、脈波信号の交流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部と、脈波信号の交流成分のサンプリング値ＰＶａｃの積算値ｉＰＶａｃに基づいて、生体の血流量ＩＰＶを算出する演算部１とを有する。【選択図】図１

Description

本発明は、非侵襲な生体情報計測技術に関し、例えば、光電脈波計測によって生体の血流量を測定する血流量測定装置および血流量測定方法に関する。

生体の末梢動脈波を光学的に検出する光電脈波計測、またはフォトプレスチモグラフィ（ＰＰＧ ： ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる生体情報計測技術は、非侵襲、かつ装置の小型化が容易であることから、主に脈拍数（心拍数とほぼ同義）の計測に用いられ、特に耳朶や指先など体躯の末梢部での末梢動脈動態の把握に用いられている。ここでの「末梢」とは、四肢の末端だけでなく、体表など体躯外縁部一帯を指す。

図１３，１４は、従来の一般的なＰＰＧ計測の原理を説明するための図である。
一般的なＰＰＧでは、発光側の光源として発光ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。一方、受光側は、透過型の計測の場合には、フォトトランジスタ（ＰＴ）またはフォトダイオード（ＰＤ）が用いられ、反射型の計測の場合には、フォトリフレクタが用いられる。ＰＴやＰＤから得られた電気信号は、直流（ＤＣ）成分がハイパスフィルタでカットされ、増幅される。この際、ＤＣ成分も同時に計測する場合もある。

一般に、ＬＥＤなどの光源９０から生体の皮膚８１に侵入した光は、生体内で様々な散乱や吸収を受けるが、とりわけ血液に吸収されやすい波長帯を光源に選択すれば、動脈８０が拡張しているときは吸収が大きくなり、逆に収縮しているときは吸収が小さくなる。

例えば、図１３，１４に示すように、光源から生体に光を照射したときの反射光は、動脈拡張期には減り、動脈収縮期には増える一方、光源から生体に光を照射したときの透過光は、動脈拡張期には減り、動脈収縮期には増えることになる。

したがって、光源から生体に光を照射したときの反射光または透過光の光量の変化をフォトトランジスタ等の受光器９１，９２で検出することにより、脈拍の拍動を抽出することができる。一般的なＰＰＧでは、受光器９１，９２で検出した脈波の交流成分（ＡＣ成分）を反転増幅することにより、動脈拡張期に信号レベルが大きくなり、動脈収縮期には信号レベルが小さくなるような信号処理を行っている。

このように、ＰＰＧでは、動脈の拍動を血管容積の変化としてとらえるため、ＰＰＧで計測された動脈波は「容積脈波」と呼ばれている。この容積脈波に基づいて、血流量を計測する手法が従来から知られている。

例えば、非特許文献１には、開示生体の末梢部で検出された脈波のＡＣ成分をＰＧａｃ、ＤＣ成分をＰＧｄｃと定義したとき、式（１）で表される規準化脈波容積（ＮＰＶ：ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ ｐｕｌｓｅ ｖｏｌｕｍｅ）を末梢動脈における拡張収縮度合とすることが開示されている。

上記式（１）で表される指標は、動脈が充分拡張して拍動している場合は血液量が多く、動脈が収縮してあまり拍動していない場合は血液量が少なくなる、ということを反映していると言える。すなわち、規準化脈波容積（ＮＰＶ）を算出することにより、末梢部の血流量（末梢血流量）を把握することが可能となる。

この規準化脈波容積（ＮＰＶ）を用いることにより、緊張や精神集中など心理的ストレスの印加による末梢血管の収縮を検出することができるので、精神状態の変化やその状態の継続時間等を把握することができると言われている。

また、非侵襲的な末梢血流量の計測技術としては、レーザードップラー技術を用いた手法も知られている。この手法は、血液の流れによって生じるドップラーシフト（周波数の変化）を皮膚など静止している生体成分からの反射光と動脈や血液など動いている生体成分からの反射光とによる干渉波（うねり）の周波数で計測し、血液の流速と流量の合成値を把握する方法である（非特許文献２参照）。

レーザードップラー技術では、動脈の拍動による血液の流速の変化、つまり血液の流れの遅速を拍動としてとらえる。したがって、レーザードップラー技術によって計測した脈波は、血管容積の変化による容積脈波ではなく、血液の流速変化による「流量脈波」と言える。

「指尖光電容積脈波の血行力学 −規準化脈波容積を中心とした検討−」 澤田幸展、加藤有一、生理心理学と精神生理学、２０１５年４月３日早期公開 「スマホで視る血液の流れ −超小型ウェアラブル血流センサ」、桑原啓、樋口雄一、小泉弘、笠原亮一、ＮＴＴ技術ジャーナル、２０１４年１１月号

図１５に示すように、ＰＰＧによって検出した末梢動脈の信号は、末梢血管抵抗の影響を強く受けるため、その信号波形には駆出波に引き続き特徴的な反射波が重畳する場合が多い。血流量を算出する際に、この反射波のピークを動脈拡張期のピークと誤検出すると、算出した血流量に誤差が生じてしまう。駆出波を反射波と区別して検出するためには、複雑なアルゴリズムが必要となり、開発コストが増加するおそれがある。

また、従来の指標である規準化脈波容積（ＮＰＶ）は、脈動の最大振幅とそのときの血液量レベルから算出するため、刹那的な瞬間血流量を表していると言える。そのため、従来の規準化脈波容積（ＮＰＶ）に基づく血流量計測技術では、比較的長期間の平均的な血流量等を知ることはできず、血流量の計測の自由度が高いとは言えない。

本発明は、上記の問題に鑑みてなされたものであり、本発明の目的は、簡単且つ計測の自由度の高い血流量計測技術を提供することにある。

本発明に係る血流量測定装置（１００）は、生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する脈波信号生成部（４，５）と、脈波信号から交流成分を分離し、増幅して出力する増幅部（５）と、脈波信号の前記交流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部（６）と、脈波信号の前記交流成分のサンプリング値（ＰＶａｃ）の積算値（ｉＰＶａｃ）に基づいて、前記生体の血流量（ＩＰＶ）を算出する演算部（１）とを有することを特徴とする。

上記血流量測定装置において、増幅部は、更に、脈波信号から直流成分を分離し、増幅して出力し、Ａ／Ｄ変換部は、脈波信号の直流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換し、演算部は、交流成分のサンプリング値（ＰＶａｃ）と直流成分のサンプリング値（ＰＶｄｃ）とを夫々積算する積算部（１１）と、交流成分の積算値（ｉＰＶａｃ）を直流成分の積算値（ｉＰＶｄｃ）で減算または除算した値に基づいて血流量（ＩＰＶ）を算出する血流量算出部（１３）とを有してもよい。

上記血流量測定装置において、増幅部は、更に、脈波信号から直流成分を分離し、増幅して出力し、Ａ／Ｄ変換部は、脈波信号の直流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換し、演算部は、交流成分のサンプリング値を直流成分のサンプリング値で減算または除算した値を積算する積算部（１１）と、交流成分のサンプリング値を直流成分のサンプリング値で減算または除算した値に基づいて、血流量を算出する血流量算出部（１３）とを有していてもよい。

上記血流量測定装置において、生体の脈拍を検出する脈拍検出部（１５）を更に有し、演算部（１Ａ）は、脈拍数検出部によって検出した脈拍数が所定値に達するまで、積算を行ってもよい。

上記血流量測定装置において、積算部は、脈波信号の１周期以上の期間積算を行ってもよい。

上記血流量測定装置において、演算部（１Ｂ）は、所定期間毎に算出した血流量の時系列データ基づいて、血流量の平均値を算出してもよい。

上記血流量測定装置において、Ａ／Ｄ変換部は、脈波信号を４０Ｈｚ以上のサンプリング周波数でサンプリングしてもよい。

本発明に係る、血流量測定装置による生体の血流量測定方法は、血流量測定装置が、生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する第１ステップと、血流量測定装置が、第１ステップで生成した脈波信号を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換する第２ステップと、血流量測定装置が、第２ステップで変換したデジタル信号に基づいて、脈波信号の交流成分の複数回分のサンプリング値の積算値を算出する第３ステップと、血流量測定装置が、第２ステップで変換したデジタル信号に基づいて、脈波信号の直流成分の複数回分のサンプリング値の積算値を算出する第４ステップと、血流量測定装置が、第３ステップで算出した交流信号の積算値を、第４ステップで算出した直流成分の積算値で減算または除算することより、生体の血流量を算出する第５ステップとを含むことを特徴とする。

なお、上記説明では、一例として、発明の構成要素に対応する図面上の構成要素を、括弧を付した参照符号および図番によって表している。

本発明によれば、簡単且つ計測の自由度の高い血流量計測技術を提供することが可能となる。

実施の形態１に係る血流量測定装置の構成を示す図である。 実施の形態１に係る血流量測定装置による血流量計測の基本概念を説明するための図である。 実施の形態１に係る血流量測定装置における脈波アンプの構成を示す図である。 実施の形態１に係る血流量測定装置における演算部の構成を示す図である。 実施の形態１に係る演算部による脈波信号に含まれる交流成分の積算の概念を示す図である。 実施の形態１に係る演算部による脈波信号に含まれる直流成分の積算の概念を示す図である。 実施の形態２に係る血流量測定装置における演算部の構成を示す図である。 脈拍検出部による脈拍の検出手法の一例を示す図である。 実施の形態２に係る演算部による脈波信号に含まれる交流成分の積算の概念を示す図である。 実施の形態２に係る演算部による脈波信号に含まれる直流成分の積算の概念を示す図である。 実施の形態３に係る血流量測定装置における演算部の構成を示す図である。 実施の形態３に係る血流量測定装置による血流量の平均値の算出手法の一例を示す図である。 従来の一般的なＰＰＧ計測の原理（拡張期）を説明するための図である。 従来の一般的なＰＰＧ計測の原理（収縮期）を説明するための図である。 末梢動脈における拡張収縮度合を算出するために必要な脈波のＡＣ成分とＤＣ成分の一例を示す図である。

以下、本発明の実施の形態について図を参照して説明する。なお、以下の説明において、各実施の形態において共通する構成要素には同一の参照符号を付し、繰り返しの説明を省略する。

≪実施の形態１≫
図１は、実施の形態１に係る血流量測定装置の構成を示す図である。
同図に示される血流量測定装置１００は、生体の末梢動脈波を光学的に計測する光電脈波計測（ＰＰＧ）が可能な生体情報計測装置であり、例えば生体の末梢部に装着し、その末梢部で検出した脈波から上記生体の血流量を計測する。

先ず、実施の形態１に係る血流量測定装置１００の概要について説明する。
上述したように、ＰＰＧによる信号強度は、観測部位の血液の多寡に応じて時々刻々と変化する。すなわち、血液が多いときには反射もしくは透過する光量が少なくなり、逆に血液が少ないときは多くなる。したがって、ＰＰＧの出力レベルを単純に積分すれば、その値は血液量を反映していると言えそうである。しかし、単純に積分するだけでは、ＰＰＧ本来の目的である脈拍抽出が難しくなる。

そこで、実施の形態１に係る血流量測定装置１００では、ＰＰＧによって検出した脈波に含まれるＡＣ成分と交流成分のサンプリング値を夫々積算し、それらの積算値に基づいて血流量を算出する。
図２は、実施の形態１に係る血流量測定装置による血流量計測の基本概念を説明するための図である。
図２に示すように、実施の形態１に係る血流量測定装置１００では、先ず、従来技術のようにＰＰＧ信号から拍動成分であるＡＣ成分とベースのＤＣ成分とを夫々増幅して抽出するとともに、任意のサンプリング周期でＡＣ成分とベースのＤＣ成分を夫々サンプリングし、これらの信号成分をデジタル信号に変換する。次に、血流量測定装置１００は、サンプリングされた各信号成分の出力レベルを夫々一定のサンプリング数だけ積算することによってＡＣ成分の積算値とＤＣ成分の積算値とを算出する。次に、ＡＣ成分の積算値（およびＤＣ成分の積算値）に基づいて、所定の演算（例えば除算等）を行うことにより、積算化脈波容積（ＩＰＶ）を算出し、それを血流量の計測値とする。

以下、実施の形態１に係る血流量測定装置１００の構成および動作について詳細に説明する。

図１に示すように、血流量測定装置１００は、演算部１、デジタル／アナログ変換器（ＡＤＣ）２、ＬＥＤ駆動回路３、光検出部４、脈波アンプ５、アナログ／デジタル変換器（ＤＡＣ）６、表示部７、記憶部８、および通信部９を含む。

光検出部４は、生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する機能部である。具体的に光検出部４は、生体に光を照射し、その反射光または透過光の光量に応じた電気信号を生成する。本実施の形態では、血流量測定装置１００が反射式のＰＰＧであって光検出部４がフォトリフレクタである場合を一例として説明する。なお、例えば耳朶など比較的に挟持しやすい人体部位で血流量を計測する場合には、必ずしも反射式のＰＰＧではなく、発光素子と受光素子が対向した透過式ＰＰＧを用いてもよい。

光検出部４としてのフォトリフレクタの光源は、発光ダイオード（ＬＥＤ）４１である。ＬＥＤ駆動回路３が、演算部１からＤＡＣ２を介して出力された制御信号に従ってＬＥＤ４１を連続、もしくは間欠駆動することにより、ＬＥＤが発光する。一方、フォトリフレクタの受光素子であるフォトトランジスタ（ＰＴ）４２は、発光ダイオード４１から生体の皮膚に照射した光の反射光を受光し、受光量に応じた電気信号（脈波）を出力する。なお、フォトトランジスタ４２の代わりにフォトダイオード（ＰＤ）を用いることも可能であるが、ＰＤに比べて通常数百倍の電流を取り出すことができるＰＴの方が、生体信号のように低速な信号計測には好適である。

脈波アンプ５は、フォトトランジスタ４２から出力された電気信号から交流成分と直流成分とを分離し、増幅して出力する増幅回路である。

図３は、脈波アンプ５の内部構成を示す図である。
脈波アンプ５は、例えば、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）５１、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）５３、５５、増幅器５２、５４、５６から構成されている。脈波アンプ５において、フォトトランジスタ４２から出力された電気信号はハイパスフィルタ５１を介して増幅器５２によって増幅され、ローパスフィルタ５３を介して、更に増幅器５４によって増幅される。この信号は、脈波のＡＣ成分を含むＡＣ信号ＰＶａｃとして出力される。

また、脈波アンプ５において、フォトトランジスタ４２から出力された電気信号は、ローパスフィルタ５５を介して増幅器５２によって増幅される。この信号は、脈波のＤＣ成分を含むＤＣ信号ＰＶｄｃとして出力される。

脈波アンプ５の後段に設けられたＡＤＣ６は、脈波アンプ５から出力されたアナログ信号であるＡＣ信号ＰＶａｃおよびＤＣ信号ＰＶｄｃを夫々、所定のサンプリング周期でサンプリングし、デジタル信号に変換する。

ここで、ＡＤＣ６のサンプリングのサンプリングレート（サンプリング周波数）は、可能な限り高速である方が好ましい。具体的には、人間の最大脈拍数をおおむね毎分２２０拍とすると、脈波に含まれる高調波成分を考慮すると、約４０Ｈｚ以上の周波数でサンプリングすれば、脈波の基本周波数の約１０倍でデータ採取できることになり、最低限の脈波再現が可能である。なお、通常は１００Ｈｚ〜２００Ｈｚ、医療現場では１ｋＨｚ〜２ｋＨｚで運用されることが多い。

演算部１は、脈波信号のサンプリング値を積算し、血流量を算出する機能部である。演算部１は、例えば、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｅｒ）やＣＰＵ等のプログラム処理装置等によって実現することができる。演算部１の詳細については後述する。

記憶部８は、演算部１と図示されないバスを介して接続され、演算部１による演算に必要な各種のパラメータや演算結果等を記憶するフラッシュメモリ等の不揮発性の記憶装置やＲＡＭ等の揮発性の記憶装置等から構成されている。表示部７は、演算部１による演算結果等の情報を画面に表示するＬＣＤ等の表示装置から構成されている。通信部９は、血流量測定装置１００が外部機器との間で無線または有線によって通信を行うための送信回路や受信回路等から構成されている。

次に、演算部１について詳細に説明する。
図４は、演算部１の内部構成を示す図である。
図４に示すように、演算部１は、積算部１１、タイマ・カウンタ１２、および血流量算出部１３を含む。

積算部１１は、入力された信号を積算する（総和を算出する）。具体的には、ＡＤＣ６によってサンプリングされたＡＣ信号ＰＶａｃのサンプリング値（デジタル信号）と、ＤＣ信号ＰＶｄｃのサンプリング値（デジタル信号）を夫々積算する。積算部１１は、タイマ・カウンタ１２からの通知に従って、ＡＣ信号ＰＶａｃのサンプリング値およびＤＣ信号ＰＶｄｃのサンプリング値の積算を実行する。

タイマ・カウンタ１２は、入力された信号（イベント）の数をカウントし、設定されたカウント数（または時間）に到達したら通知を行う。例えば、タイマ・カウンタ１２は、所定の周波数の基準クロック信号や、ＡＤＣ６によるサンプリングの実行に同期して出力される信号を入力し、入力した信号のパルス数が所定値と一致したら、そのことを示す信号を積算部１１に対して出力するとともに、それまでのカウント数をリセットし、カウント動作を再開する。

血流量算出部１３は、積算部１１による積算結果に基づいて血流量を算出する。具体的には、積算部１１によって算出されたＡＣ信号ＰＶａｃのサンプリング値の積算値ｉＰＶａｃとＤＣ信号ＰＶｄｃのサンプリング値の積算値ｉＰＶｄｃとに基づいて、血流量を算出する。

以下、演算部１による血流量の算出処理について詳細に説明する。
先ず、演算部１がタイマ・カウンタ１２に対して所定のカウント数を設定し、タイマ・カウンタ１２のカウント動作を開始させる。また、ＡＤＣ６が、ＡＣ信号ＰＶａｃとＤＣ信号ＰＶｄｃとを所定のサンプリング周期でサンプリングし、記憶部８に逐次記憶する。

次に、タイマ・カウンタ１２のカウント数が上記所定のカウント数と一致したら、タイマ・カウンタ１２がそのことを示す信号を出力し、その信号を受けた積算部１１が、それまでのカウント期間に記憶部８に記憶されたサンプリングデータを積算する。例えば、図５，６に示すように、所定の積算期間ＴにおいてサンプリングされたＡＣ信号ＰＶａｃとＤＣ信号ＰＶｄｃを夫々積算することにより、積算期間ＴにおけるＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃとＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃとを得ることができる。

ここで、ＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃは、血管の拍動による動的な血液量の総和を表し、ＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃは、平均的な血管径による平準化された血液量を表している。ＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃは、脈拍振幅が大きいほど大きくなり、ＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃは、血液量が多いほど小さくなる。

したがって、ＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃをＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃで除算した値は、一定期間の血流量を反映していると言える。本明細書では、この値を「積算化脈波容積ＩＰＶ」と称する。積算化脈波容積ＩＰＶは、式（２）で表すことができる。

血流量算出部１３は、積算部１１によって算出された、一定の積算期間ＴにおけるＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃおよびＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃと、上記式（２）とに基づいて積算化脈波容積ＩＰＶを算出し、それを一定期間（積分期間Ｔ）における血流量として出力する。

ここで、積分期間Ｔは、タイマ・カウンタ１２に設定するカウント値（設定値）によって決定される。例えば、サンプリング回数によって積算期間Ｔを規定する場合、ＡＤＣ６によるサンプリングの実行に同期して出力される信号をタイマ・カウンタ１２がカウントし、そのカウント数が予め設定した値と一致したら、積算部１１がそれまでにサンプリングされたサンプリングデータを積算すればよい。これによれば、所定回数のサンプリングが行われる毎に、積算化脈波容積ＩＰＶを算出することができる。

一方、一定時間によって積分期間Ｔを規定する場合、所定の周波数の基準クロック信号のパルス数をタイマ・カウンタ１２がカウントし、そのカウント数が予め設定した値と一致したら、積算部１１が直前のカウント期間においてサンプリングされたサンプリングデータを積算すればよい。これによれば、一定時間毎に、積算化脈波容積ＩＰＶを算出することができる。

ただし、積分期間Ｔの決定を上記のいずれの手法で行う場合であっても、拍動による脈波の変動を平均化する観点から、脈波信号の１周期以上の期間に設定することが好ましい。

以上、実施の形態１に係る血流量測定装置１００によれば、脈波アンプ５から出力された脈波信号のサンプリング値を一定期間にわたって積算し、その積算値に基づいて血流量ｉＰＶを算出するので、脈波の駆出波と反射波とを区別する必要がない。そのため、規準化脈波容積（ＮＰＶ）から血流量を計測する手法に比べて、脈波の駆出波と反射波とを区別するための複雑なアルゴリズムが不要となるので、より簡単なアルゴリズムによる血流量計測が可能となる。これにより、演算手段（演算部１）におけるプログラムリソースの削減することができ、開発コストの低減も期待できる。

更に、脈波のＡＣ成分とＤＣ成分を夫々積算する期間（積算期間Ｔ）を調整することにより、ＩＰＶが表す時間範囲を比較的自由に設定することができるので、短期間の刹那的な血流量動態から比較的長期間の平均的な血流量までの幅広い情報を把握することが可能となり、従来に比べて自由度の高い血流量計測が可能となる。

≪実施の形態２≫
図７は、実施の形態２に係る血流量測定装置における演算部の構成を示す図である。
実施の形態２に係る血流量測定装置は、脈拍数に基づいて積算期間Ｔを決定する点において実施の形態１に係る血流量測定装置と相違し、その他の点においては、実施の形態１に係る血流量測定装置と同様である。

図７に示すように、実施の形態２に係る血流量測定装置における演算部１Ａは、脈拍検出部１５を有する。
脈拍検出部１５は、生体の脈波波形から脈拍を検出するとともに、脈拍数をカウントし、その脈拍数が所定値となったら通知を行う機能部である。一般に、毎分の脈拍数は、拍動周期、または拍動間隔時間を６０秒で除することで求めることができる。

図８は、脈拍検出部１５による脈拍の検出手法を説明するための図である。
脈拍検出部１５は、脈波アンプ５から出力されたＡＣ信号ＰＶａｃの脈拍波形から脈拍を検出する。脈拍波形に基づく脈拍の検出手法としては、以下に示す種々の方法を例示することができる。

例えば、図８に示すように、ＡＣ信号ＰＶａｃの極小点（Ｐｍｉｎ＿１，Ｐｍｉｎ＿２，…Ｐｍｉｎ＿ｎ）または極大点（Ｐｍａｘ＿１，Ｐｍａｘ＿２，…，Ｐｍａｘ＿ｎ）を検出し、その一回の検出を１拍と定義してもよい。ここで、ｎは１以上の整数であり、１拍のカウント数を表している。

また、図８に示すように、脈拍時刻（ｔ１，ｔ２…ｔｎ）によって脈拍を検出してもよい。この場合、脈拍検出部１５は、先ず、脈波（ＡＣ信号ＰＶａｃ）の極大点Ｐｍａｘ＿ｎと極小点Ｐｍｉｎ＿ｎを夫々検出し、極大点Ｐｍａｘ＿ｎと極小点Ｐｍｉｎ＿ｎの差分から脈波振幅Ａｎを算出する。次に、脈拍検出部１５は、脈波振幅Ａｎに基づいて脈拍の判定レベルを算出する。例えば、予め脈波振幅ＡｎのＸ（例えば、Ｘは１〜１００までの整数）％を脈波の判定レベルと定義し、脈波がその判定レベルを通過した時刻を脈拍時刻ｔｎとする。これによれば、図８に示すように、脈波（ＡＣ信号ＰＶａｃ）の振幅が変動した場合であっても（Ａ１≠Ａ２）、一定の条件で脈拍を検出することが可能である。また、上記判定レベルを、例えば脈波振幅Ａｎの中間点（例えば、５０％±５％の範囲）に設定すれば、脈波に重畳したノイズの影響を低減することができる。

なお、脈拍検出部１５による脈拍の検出手法は上記の例に限られず、“１拍”を検出するために脈波波形のどの点を検出するかは任意である。た、ＡＣ信号ＰＶａｃに対して予め適切な閾値レベルを設定しておき、この閾値レベルをＡＣ信号ＰＶａｃが通過する時刻を脈拍時刻ｔｎとすれば、脳波振幅Ａｎを算出する必要がないので、より簡便に脈拍間隔時間や脈拍数を知ることができる。

脈拍検出部１５は、上記の手法によって脈拍を検出し、その脈拍数をカウントする。そして、そのカウント数が予め設定されたカウント値と一致したら、そのことを示す信号を出力するとともに、脈拍数のカウント数をリセットし、脈拍数のカウントを再開する。

積算部１１は、脈拍検出部１５から信号を受け取ったら、実施の形態１に係る演算部１と同様に、それまでに蓄積したサンプリングデータを積算することにより、ＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃとＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃを算出する。例えば、図９，図１０に示すように、脈拍検出部１５に設定するカウント値として“４拍”を設定した場合、積算部１１は、４拍（＝積算期間Ｔ）毎にＡＣ成分の積算値ｉＰＶａｃとＤＣ成分の積算値ｉＰＶｄｃを算出する。血流量算出部１３は、実施の形態１に係る演算部１と同様に、積算期間Ｔ毎の血流量（ｉＰＶ）を算出する。

以上、実施の形態２に係る血流量測定装置によれば、脈拍数によって積算期間Ｔを決定するので、拍動の多寡による血流量計測への影響を低減することが可能となる。すなわち、同じ脈拍数で血流量を規格化することができるので、血流量の計測の自由度が更に増す。

また、実施の形態２に係る血流量測定装置によれば、脈拍検出部によって脈拍を検出することができるので、隣り合う脈拍時刻ｔ１〜ｔｎの差分を算出することにより、脈拍間隔時間を求めることもできる。これにより、毎分の脈拍数を得ることもできる。また、脈拍数とともに積算化脈波容積ＩＰＶを記憶部に記憶させることにより、その相関を確認することも可能となる。

なお、図９，１０では、積算期間Ｔ＝脈波信号の４周期分の期間（４拍分の期間）とした場合を例示したが、上述したように積算期間Ｔは脈波信号の１周期分以上の期間があればよく、“４拍”に限定されない。

≪実施の形態３≫
図１１は、実施の形態３に係る血流量測定装置における演算部の構成を示す図である。
実施の形態３に係る血流量測定装置は、積算化脈波容積ＩＰＶの時系列データに基づいて血流量の平均値を算出する点において、実施の形態１に係る血流量測定装置と相違し、その他の点においては、実施の形態１に係る血流量測定装置と同様である。以下詳細に説明する。

上述の積算期間Ｔの設定パターンとしては、例えば３つのパターンが考えられる。すなわち、第１に、前後の積算期間Ｔに重なりがあるパターン、第２に、前後の積算期間Ｔに重なりがなく、時間的に連続しているパターン、第３に、積算時間Ｔの前後に積算しない時間帯があるパターンが考えられる。これらの積算期間において算出された積算化脈波容積ＩＰＶを時間軸方向に並べることにより、積算化脈波容積ＩＰＶのタコグラムを得ることができ、日常生活活動下における略血流量の変化を確認することが可能となる。

具体的には、連続した複数の積算化脈波容積ＩＰＶを一つのグループとして、これらを平準化すれば、ある期間の平均的なＩＰＶが得られるし、それを時系列に並べれば、平準化した血流量を把握することができる。例えば、実施の形態１に係る血流量測定装置１００において、積算期間Ｔ１＝Ｔ２＝…＝Ｔｎ＝５秒となるようにタイマ・カウンタ１２のカウント数を設定した場合、５秒毎の積算化脈波容積ＩＰＶを得ることができる。換言すれば、積算化脈波容積ＩＰＶの値が５秒毎に更新される。

実施の形態３に係る血流量測定装置では、これらの連続した積算期間毎の積算化脈波容積ＩＰＶに基づいて、血流量の平均値を算出することにより、日常生活活動下における略血流量の変化を把握できるようにする。

図１２は、実施の形態３に係る血流量測定装置による血流量の平均値の算出手法の一例を示す図である。
図１２では、血流量の計測開始からｎ番目の積算期間をＴｎとし、その積算期間Ｔｎに対応する積算化脈波容積ＩＰＶを“ＩＰＶｎ”としている。
図１２に示すように、実施の形態３に係る血流量測定装置の演算部１Ｂにおける血流量算出部１３Ｂは、連続的に踵を接した積算期間Ｔ１〜Ｔｎに対応する積算化脈波容積ＩＰＶ１〜ＩＰＶｎを夫々算出するとともに、隣り合う積算化脈波容積ＩＰＶ１〜ＩＰＶｎの平均値ＩＰＶａ１〜ＩＰＶａｎを夫々算出する。例えば、隣り合う２つの積算化脈波容積ＩＰＶｎとＩＰＶｎ＋１の平均値ＩＰＶａｎを、ＩＰＶａｎ＝（ＩＰＶｎ＋ＩＰＶｎ＋１）／２として算出する。

これによれば、移動平均化された積算化脈波容積ＩＰＶの時系列データを得ることができるので、異常値の影響を低減した血流量の情報を得ることが可能となる。
なお、移動平均化するサンプルの個数は、上述の“２個”に限られず、３個以上であってもよい。

また、血流量算出部１３Ｂが算出する血流量の平均値データとしては、上述した移動平均値に限られず、有限インパルス応答（ＦＩＲ）によるフィルタリングにより、脈拍数等によって重み付けをして平均化した平均値であってもよい。

以上、実施の形態３に係る血流量測定装置によれば、積算化脈波容積ＩＰＶのみならず、積算化脈波容積ＩＰＶの時系列データに基づいて血流量の平均値を算出するので、時々刻々と変化する血流量を把握することが可能となり、有益なバイタル情報の一つとして活用することができる。

例えば、気温と湿度が高く、熱中症のリスクが高まった場合、生体（人）では、体温冷却のため末梢血流量が一時的に増え、その後脱水に伴う腎血流確保のため末梢血流が劇的に減少する生理機序が知られている。そこで、実施の形態３に係る血流量測定装置によって算出した積算化脈波容積ＩＰＶの時系列データに基づく血流量の平均値を参照することにより、積算化脈波容積ＩＰＶの時間的変化を把握することができ、熱中症等の疾病リスクの予防に役立てることが可能となる。

以上、本発明者らによってなされた発明を実施の形態に基づいて具体的に説明したが、本発明はそれに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは言うまでもない。

例えば、上記実施の形態では、脈波信号に含まれるＡＣ信号ＰＶａｃの積算値ＩＰＶａｃをＤＣ信号ＰＶｄｃの積算値ｉＰＶｄｃによって除算することにより、積算化脈波容積ＩＰＶを算出する場合を例示したが（式（２）参照）、これに限られない。例えば、ＡＣ信号ＰＶａｃの積算値ｉＰＶａｃとＤＣ信号ＰＶｄｃの積算値ｉＰＶｄｃの差分を算出し、その差分を積算化脈波容積ＩＰＶとしてもよい。これによれば、演算部１による処理負荷を更に小さくすることができる。

また、積算部１１は、サンプリング毎に、ＡＣ信号ＰＶａｃの積算値ｉＰＶａｃをＤＣ信号ＰＶｄｃの積算値ｉＰＶｄｃによって除算し、その除算値を積算することによって積算化脈波容積ＩＰＶを算出してもよい。あるいは、積算部１１は、サンプリング毎に、ＡＣ信号ＰＶａｃの積算値ｉＰＶａｃとＤＣ信号ＰＶｄｃの積算値ｉＰＶｄｃとの差分を算出し、その差分を積算することによって積算化脈波容積ＩＰＶを算出してもよい。

また、一般に、脈波の振幅が大きい場合には、動脈の柔軟性が高く、豊富な血液が存在していると考えられるため、ＩＰＶ≒ｉＰＶａｃとし、ＤＣ信号ＰＶｄｃの積算値ｉＰＶｄｃを用いずに積算化脈波容積ＩＰＶを算出してもよい。これによれば、脈波アンプ５および演算部１の簡素化が期待できる。

また、演算部１によって算出された積算化脈波容積ＩＰＶや積算化脈波容積ＩＰＶの平均値ＩＰＶａ等のデータは、記憶部８に記憶し、外部機器から読出し可能としてもよいし、通信部９を介して、無線または有線によって外部機器に転送してもよい。

１００…血流量測定装置、１，１Ａ，１Ｂ…演算部、２…デジタル／アナログ変換部、３…ＬＥＤ駆動回路、４…光検出部、４１…ＬＥＤ、４２…フォトトランジスタ、５…脈波アンプ、６…アナログ／デジタル変換部、７…表示部、８…記憶部、９…通信部、ＰＶｄｃ…ＤＣ信号、ＰＶａｃ…ＡＣ信号、５１…ハイパスフィルタ、５３，５５…ローパスフィルタ、５２，５４，５５…増幅器、１１…積算部、１２…タイマ・カウンタ、１３，１３Ｂ…血流量算出部、１５…脈拍検出部、ｉＰＶａｃ…ＡＣ成分の積算値、ｉＰＶｂｃ…ＤＣ成分の積算値、ＩＰＶ…積算化脈波容積、ＩＰＶａ…積算化脈波容積ＩＰＶの平均値。

Claims (8)

1. 生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する脈波信号生成部と、
   前記脈波信号から交流成分を分離し、増幅して出力する増幅部と、
   前記脈波信号の前記交流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部と、
   前記脈波信号の前記交流成分のサンプリング値の積算値に基づいて、前記生体の血流量を算出する演算部と、を有する
   血流量測定装置。
2. 請求項１に記載の血流量測定装置において、
   前記増幅部は、更に、前記脈波信号から直流成分を分離し、増幅して出力し、
   前記Ａ／Ｄ変換部は、前記脈波信号の前記直流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換し、
   前記演算部は、
   前記交流成分のサンプリング値と前記直流成分のサンプリング値とを夫々積算する積算部と、
   前記交流成分の積算値を前記直流成分の積算値で減算または除算した値に基づいて前記血流量を算出する血流量算出部とを有する
   ことを特徴とする血流量測定装置。
3. 請求項１に記載の血流量測定装置において、
   前記増幅部は、更に、前記脈波信号から直流成分を分離し、増幅して出力し、
   前記Ａ／Ｄ変換部は、前記脈波信号の前記直流成分を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換し、
   前記演算部は、
   前記交流成分のサンプリング値を前記直流成分のサンプリング値で減算または除算した値を積算する積算部と、
   前記交流成分のサンプリング値を前記直流成分のサンプリング値で減算または除算した値に基づいて、前記血流量を算出する血流量算出部とを有する
   ことを特徴とする血流量測定装置。
4. 請求項２または３に記載の血流量測定装置において、
   前記生体の脈拍数を検出する脈拍検出部を更に有し、
   前記積算部は、前記脈拍数検出部によって検出した脈拍数が所定値に達するまで、積算を行う
   ことを特徴とする血流量測定装置。
5. 請求項２乃至４の何れか一項に記載の血流量測定装置において、前記積算部は、前記脈波信号の１周期以上の期間積算を行う
   ことを特徴とする血流量測定装置。
6. 請求項１乃至５の何れか一項に記載の血流量測定装置において、
   前記積算部は、所定期間毎に算出した前記血流量の時系列データ基づいて、前記血流量の平均値を算出する
   ことを特徴とする血流量測定装置。
7. 請求項１乃至６の何れか一項に記載の血流量測定装置において、
   前記Ａ／Ｄ変換部は、前記脈波信号を４０Ｈｚ以上のサンプリング周波数でサンプリングする
   ことを特徴とする血流量測定装置。
8. 生体情報計測装置による生体の血流量測定方法であって、
   前記生体情報計測装置が、前記生体の末梢動脈波を光学的に検出し、電気的な脈波信号を生成する第１ステップと、
   前記生体情報計測装置が、前記第１ステップで生成した前記脈波信号を所定の時間間隔でサンプリングし、デジタル信号に変換する第２ステップと、
   前記生体情報計測装置が、前記第２ステップで変換した前記デジタル信号に基づいて、前記脈波信号の交流成分の複数回分のサンプリング値の積算値を算出する第３ステップと、
   前記生体情報計測装置が、前記第２ステップで変換した前記デジタル信号に基づいて、前記脈波信号の直流成分の複数回分のサンプリング値の積算値を算出する第４ステップと、
   前記生体情報計測装置が、前記第３ステップで算出した前記交流信号の積算値を、前記第４ステップで算出した前記直流成分の積算値で減算または除算することより、前記生体の血流量を算出する第５ステップとを含む
   ことを特徴とする血流量測定方法。

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