JP2018130227A - Vascular pulse wave measurement system - Google Patents

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JP2018130227A
JP2018130227A JP2017025124A JP2017025124A JP2018130227A JP 2018130227 A JP2018130227 A JP 2018130227A JP 2017025124 A JP2017025124 A JP 2017025124A JP 2017025124 A JP2017025124 A JP 2017025124A JP 2018130227 A JP2018130227 A JP 2018130227A
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pulse wave
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信一 高橋
信一 高橋
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株式会社アクトメディカルサービス
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Abstract

【課題】呼吸変動を従来技術に比較して大きな振幅でかつ高い精度で得ることができる血管脈波測定システムを提供する。 To provide a blood vessel pulse wave measuring system that can be obtained with a large amplitude and high accuracy by comparing the respiratory variation in the prior art.
【解決手段】発光素子と血管からの反射光又は血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、入力される駆動信号に基づいて発光素子を駆動する駆動回路と、受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムであって、電気信号を駆動信号として駆動回路に直接に同期帰還することで、検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、検出回路及び駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備える血管脈波測定システムにおいて、測定手段により測定された血管脈波信号を振幅復調することで The light-emitting element driven based and the optical probe, the drive signal input comprising a light receiving element for receiving through the skin the transmitted light through the reflected light or vessels from The light emitting device and the vessel a drive circuit, a blood vessel pulse wave measurement system for performing vascular pulse wave measured with the optical probe circuit and a detection circuit for converting into an electric signal the light received by the light receiving element, electric by directly synchronized back to the drive circuit a signal as a drive signal, and generates a self-oscillating signal from the detecting circuit, the self-oscillation signal measuring means for measuring a vascular pulse wave signal, the self-oscillation signal level so that a substantially maximum, in the blood vessel pulse wave measuring system and a control means for controlling at least one operating point of the detection circuit and the driving circuit, amplitude demodulates the vascular pulse wave signals measured by the measuring means by doing 吸変動を検出する。 To detect the absorption change.
【選択図】図22 .The 22

Description

本発明は、血管脈波測定システムに関し、特に、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形(以下、脈波という。)を取得して血管脈波測定を行う血管脈波測定システムに関する。 The present invention relates to a blood vessel pulse wave measuring system, in particular, the pulsation waveform of a blood vessel by using a light emitting element and a light receiving element (hereinafter, referred to as pulse wave.) Relates to vascular pulse wave measurement system for performing vascular pulse wave measurement to acquire the .

物質の特性を評価する技術として振動を用いる方法が知られている。 A method using a vibration is known as a technique for evaluating the properties of the material. 特許文献1には、物質特性の相違は振動の周波数の変化よりも位相の変化が大きいが、位相測定技術の精度が必ずしも高くないことを考慮し位相変化を周波数変化に変換する方法が開示されている。 Patent Document 1, although the difference in material properties has a large variation in phase than the change in frequency of the vibration, a method of converting the frequency changes the phase change considering that the accuracy of the phase measurement technique is not necessarily high is disclosed ing. この方法を用いた装置は、物質に振動として超音波を入射する振動子と物質からの反射波を検出する振動検出センサと、振動検出センサの信号出力端に入力端が接続された増幅器と、増幅器の出力端と振動子の入力端との間に設けられ、振動子への入力波形と振動検出センサからの出力波形との間に位相差が生じるときは、周波数を変化させて前記位相差をゼロにシフトする位相シフト回路と、位相差をゼロにシフトさせるための周波数変化量を検出する周波数変化量検出手段とを含むことを特徴とする。 The method device using a vibration sensor for detecting the reflected waves from the vibrator and materials incident ultrasonic as vibrations in substance, an amplifier whose input terminal to the signal output end of the vibration detecting sensors are connected, provided between the input terminal of the output terminal and the vibrator amplifier, the phase difference when the phase difference occurs, the frequency is changed between the output waveform from the vibration detecting sensor and the input waveform to the vibrator characterized in that a comprises a phase shift circuit for shifting zero and a frequency variation detecting means for detecting a frequency change amount for shifting the phase difference to zero.

特許文献1の装置においては、具体的には、周波数偏差検出回路を利用した硬さ測定器において、軟質の被測定物から硬質の被測定物までの広い範囲において硬さ情報を正確に測定するために、接触要素、振動子、自励発振回路及びゲイン変化補正回路を備え、自励発振回路は振動子の振動情報を帰還し共振状態にし、ゲイン変化補正回路は自励発振回路に設け、ゲイン変化補正回路は、自励発振回路の中心周波数と異なる中心周波数を有し、周波数の変化に対してゲインを上昇させる。 In the device of Patent Document 1, specifically, in the hardness measuring instrument utilizing a frequency deviation detection circuit accurately measures the stiffness information in a wide range from the object to be measured of the soft to the object to be measured of the hard Therefore, the provided contact elements, vibrator, a self-oscillation circuit and the gain variation compensating circuit, the self-oscillating circuit is a resonant state by the feedback vibration information of the oscillator, the gain variation compensating circuit is provided in the self-oscillating circuit, gain variation compensating circuit has a center frequency different from the center frequencies of the self-excited oscillation circuit increases the gain with respect to changes in frequency.

上記装置では、周波数変化量検出手段において、硬さの相違による位相差をゼロにシフトさせてこれを周波数変化量に変換している。 In the apparatus, the frequency change amount detecting means, and converting this by shifting the phase difference due to the difference in hardness to zero frequency change. この変換は、周波数に対する反射彼の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めておいてこれを用いている。 This transformation employs the same obtained in advance a reference transfer function showing the relationship between reflection his amplitude gain and phase with respect to frequency. また、振動として超音波振動を用いているが、これを電気回路における電気信号の振動とすることができる。 Further, although using ultrasonic vibration as a vibration, which can be the vibration of the electric signal in an electric circuit. 例えば、発光素子を駆動信号で駆動して光を放射し、その光を受光素子で検出し検出信号を発光素子の駆動信号として帰還することで帰還ループを形成するが、この帰還ループを流れる電気信号の振動を用いることができる。 For example, to emit light by driving the light emitting element driving signal, forms a feedback loop by feeding back the detection signal to detect the light-receiving element as a drive signal of the light-emitting element, electricity flowing through the feedback loop it can be used vibration signal.

すなわち、発光素子の駆動信号と放射される光信号との間には、発光素子の構造に起因する信号の遅れがあり、同様に受光素子に入射する光信号と受光素子が出力する検出信号との間にも受光素子の構造に起因する信号の遅れがある。 That is, between the light signal emitted as the drive signal of the light-emitting element, there is a delay of the signal due to the structure of the light-emitting element, an optical signal incident to the same manner the light receiving element and a detection signal receiving element output also there is a delay of the signal due to the structure of the light receiving element between. 従って、発光素子と受光素子とを組み合わせて帰還ループを形成すると、これらの遅れである位相差をゼロにするようにして自励発振が生じる。 Therefore, by forming the feedback loop in combination a light emitting element and a light receiving element, a phase difference is these delays so as to zero the self-oscillation occurs. この帰還ループに特許文献1で開示されている位相シフト回路を設けることで、位相差を周波数差に変換することができる。 By providing the phase shift circuit disclosed in Patent Document 1 in the feedback loop, it is possible to convert the phase difference to the frequency difference.

そして、発光素子から放射した光を評価対象の物質に当て、その物質から反射した光を受光素子で受けて、上記の帰還ループを形成すると、自励発振回路の周波数は、受光素子と発光素子の構造に起因する遅れと、評価対象の物質の特性に起因する遅れに依存することになる。 Then, against the light emitted from the light emitting element to the substance to be evaluated, the light reflected from the material is received by the light receiving element, to form the feedback loop, the frequency of self-oscillation circuit includes a light receiving element and the light emitting element and delay caused by the structure of, will depend on the delay due to the characteristics of the evaluated material. 従って、この帰還ループに位相シフト回路を設け、位相差を周波数毎に変換して周波数差を観察することで、非接触的に、あるいは非侵襲的に、物質特性を測定することができる。 Thus, a phase shift circuit provided in the feedback loop, by observing the frequency difference by converting the phase difference for each frequency, a non-contact manner, or non-invasively, can be measured material properties.

例えば特許文献2には、血圧測定装置として、赤外光を体内に送波し体内における反射波を受波するセンサユニットと、受波した反射波に基づく電気信号を送波部に帰還して自励発振する自励発振回路とを備え、自励発振回路には周波数の変化に対しゲインを変化させ、入力位相と出方位相との間の位相差をゼロに調整して帰還発振を促進するゲイン変化補正回路を含み、このようにして得られる自励発振回路の発振周波数に基づいて血圧を算出することが述べられている。 For example, Patent Document 2, as a blood pressure measuring device, a sensor unit for reception of the reflected wave in the body and transmitting infrared light into the body, and fed back to the transmitting unit an electrical signal based on the reception reflected wave and a self-oscillation circuit for self-oscillation, the self-excited oscillation circuit by changing the gain to change in frequency, facilitate adjustment to feedback oscillation to zero the phase difference between the input phase and attitude phase wherein the gain variation compensating circuit which, it is stated for calculating a blood pressure based on the oscillation frequency of the self-excited oscillation circuit which is obtained in this way.

特許文献2の装置では、血圧の測定を精度良く行いかつ被測定者の負担を軽減するために、送波部は、電気信号を変換して電磁波または超音波例えば赤外光の体内へ送波し、受波部は、体内における反射波を受波して電気信号に変換し、周波数測定部により測定された自励発振回路の周波数は、血圧計算部において呼び出された相関パラメータに基づいて血圧値に変換され、表示部においてこの血圧値あるいは血圧波形の表示が逐次実施される。 The device of Patent Document 2, in order to reduce the measurement load of accurately performed and the subject of blood pressure, transmitting unit, transmitting by converting electric signals into the body of the electromagnetic wave or ultrasonic e.g. infrared light and, reception unit converts it into an electric signal receives a reflected wave in the body, the frequency of self-excited oscillation circuit which is measured by the frequency measurement unit, based on the correlation parameter called the blood pressure calculation unit pressure It is converted to a value, the display of the blood pressure values ​​or blood pressure waveform is sequentially performed in the display unit.

このように、位相シフト法の技術によれば、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることができる。 Thus, according to the phase shift method technology, the pulsation waveform of a blood vessel can be accurately obtained by using a light emitting element and a light receiving element. ところが、血管の脈動を測定する対象の生体、例えば被測定者は必ずしも測定中に安定した状態を維持していない。 However, biological target measuring pulsation of the blood vessel, e.g., the subject does not necessarily remain stable during the measurement. 発光素子と受光素子とが取り付けられた腕を動かす等のように姿勢を変化させることがあり、また、発光素子と受光素子の取り付け状態が不完全であると、測定中に取り付け状態が変化することがある。 There is possible to change the attitude as such moving arm light emitting element and a light receiving element is mounted, and when the mounting state of the light emitting element and the light receiving element is incomplete, the mounting state is changed during the measurement Sometimes.

従って、測定中に脈動波形が次第に変化し例えば測定範囲、演算範囲を外れてしまうことが生じ得る。 Thus, gradually altered eg measurement range pulsation waveform during the measurement, that deviates the calculation range may occur. このように脈動波形が測定範囲に対しずれてゆくと正確な血管脈波測定を行うことができない。 Such pulsation waveform Yuku failure to do accurate vascular pulse wave measurement offset to the measurement range. 当該問題点を解決するために、より正確な測定を可能とする血管脈波測定システムを提供するために、本願出願人らは、特許文献3において、以下の血管脈波測定システムを提案した。 To solve the problems, to provide a more accurate blood vessels pulse wave measurement system capable of measuring, the present Applicants, in Patent Document 3 has proposed the following vascular pulse wave measurement system.

特許文献3の血管脈波測定システムは、被測定者の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子と、光探触子回路を介して光探触子に接続され位相シフト法を用いることで周波数の時間変化として脈動波形を出力する脈動波形出力部と、演算処理部とを備え、演算処理部の浮動中央値設定処理モジュールは周期的な周波数データの最大振幅値が演算範囲に対して予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、その中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定する機能を有することを特徴としている。 Vascular pulse wave measuring system of Patent Document 3, an optical probe attached to sites suitable for pulsating acquisition of a blood vessel of the subject, is connected to the optical probe through an optical probe circuit phase shift method a pulsation waveform output section for outputting a pulsation waveform as a time variation of the frequency by using, an arithmetic processing unit, the maximum amplitude value calculation range of the floating median value setting processing module of the arithmetic processing unit is cyclic frequency data It is characterized by amplifying the maximum amplitude value such that the predetermined ratio, has a function of setting the median floatingly calculation range regardless of the median to the absolute value for.

さらに、特許文献4では、脈波の状態を示す脈波信号に基づいて、脈拍数及び脈拍振幅を求め、これらに基づいて呼吸異常の判定を行う呼吸異常判定手段を備えた呼吸異常検出装置が提案されている。 Further, Patent Document 4, on the basis of the pulse wave signal indicating the state of a pulse wave, determined pulse rate and pulse amplitude, respiratory abnormality detecting device provided with a respiratory abnormality determining means for determining respiratory abnormality based on these Proposed. 当該装置では、例えば、脈波振幅と単位時間当たりの脈拍数との比に基づいて呼吸異常を検出し、もしくは、呼吸数の変化、脈拍数の変化、血液中の酸素飽和濃度の変化に基づいて呼吸異常を検出することを特徴としている。 In this apparatus, for example, based on the ratio of the pulse rate per pulse wave amplitude and the unit time to detect the breathing abnormalities, or, based on a change in respiration rate, changes in pulse rate, the change in the oxygen saturation in the blood It is characterized by detecting an abnormal breathing Te.

特開平9−145691号公報 JP-9-145691 discloses 特開2001−187032号公報 JP 2001-187032 JP 国際公開2010/089893号公報 WO 2010/089893 No. 特開2004−121668号公報 JP 2004-121668 JP 特開平6−169892号公報 JP-6-169892 discloses 特開2005−021477号公報 JP 2005-021477 JP 特開2006−271949号公報 JP 2006-271949 JP 特開2010−142594号公報 JP 2010-142594 JP 特開2016−010616号公報 JP 2016-010616 JP

しかしながら、上記特許文献1〜3で開示された従来技術に係る各装置では、 However, in each device according to the prior art disclosed in Patent Documents 1 to 3,
(a)発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、 (A) In addition to the change in the mounting state of the light emitting element and the light receiving element,
(b)例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、 (B) for example or attached to the radial artery of the wrist, or, depending on whether the attachment site attached to the fingertip,
(c)また、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、 (C) Further, for example, even in the mounting on the site of the same radial artery portion, the lean measurement subject, depending on the thickness of the person's skin in a fat subject,
(d)さらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、 (D) In ​​addition, for example, or employing a reflective optical probe using a reflected light from the blood vessel, or the type of one of the optical probe used pass optical probe using a transmission light having passed the vessel Depending on,
血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点があった。 Pulsation acquisition operation of the blood vessels is often unstable, and frequently may not be able to get the pulsation waveform data, nearly there is a problem that does not become totally useless in the measurement site.

また、被測定者の呼吸変動により脈波信号が変動することが知られているが(特許文献7、8及び9参照)、呼吸変動を比較的大きな振幅でかつ高い精度で得ることができず、また、脈波信号に基づいて血圧値を測定した場合に呼吸変動によりその血圧値を正確に測定できないという問題点があった。 Further, (see Patent Documents 7, 8 and 9) but the pulse wave signal is known to vary by respiratory variation of the subject, it is impossible to obtain a respiratory variation with a relatively large amplitude and high precision Further, it was impossible accurately measure the blood pressure value by respiratory variation when measuring blood pressure value based on the pulse wave signal.

本発明の目的は以上の問題点を解決し、呼吸変動を従来技術に比較して大きな振幅でかつ高い精度で得ることができる血管脈波測定システムを提供することにある。 An object of the present invention is to solve the above problems, is to provide a vascular pulse wave measuring system that can be obtained with a large amplitude and high accuracy by comparing respiratory variation in the prior art.

また、本発明の別の目的は以上の問題点を解決し、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高い精度で、血圧値及び推定呼吸変動圧を測定できる血管脈波測定システムを提供することにある。 Another object of the present invention is to solve the above problems, by using the blood vessel pulse wave measurement system, as compared with the prior art with a simple construction and high precision, the blood pressure value and the estimated respiratory variation pressure and to provide a vascular pulse wave measuring system that can measure.

本発明に係る血管脈波測定システムは、 Vascular pulse wave measuring system according to the present invention,
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、 A light emitting element for emitting light to a blood vessel through the skin, an optical probe and a light receiving element for receiving through the skin the transmitted light through the reflected light or the blood vessel from the blood vessel,
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、 A drive circuit for driving the light emitting device based on a driving signal input,
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムであって、 A vascular pulse wave measurement system for performing vascular pulse wave measured with the optical probe circuit and a detection circuit for converting the light received by the light receiving element into an electric signal,
上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、 The electrical signal that directly synchronized back to the drive circuit as the drive signal, and measuring means for generating a self-oscillating signal from the detection circuit to measure the self-oscillating signal as vascular pulse wave signal,
上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備える血管脈波測定システムにおいて、 As the level of the self-oscillation signal is substantially maximum, in the blood vessel pulse wave measuring system and a control means for controlling at least one operating point of the detection circuit and the drive circuit,
上記測定手段により測定された血管脈波信号を振幅復調することで呼吸変動を検出する検出手段を備えたことを特徴とする。 Characterized by comprising a detecting means for detecting respiratory variation by amplitude demodulating vascular pulse wave signal measured by the measuring means.

上記血管脈波測定システムにおいて、上記制御手段は、上記血管脈波信号に基づいて、血管脈波信号から血圧値への所定の変換により校正時の最高血圧値を計算した後、当該校正時の最高血圧値から、上記検出手段により検出された呼吸変動の振幅を上記変換により計算された校正時脈圧振幅を減算することで、校正時の最低血圧値を計算することを特徴とする。 In the blood vessel pulse wave measuring system, the control means, based on the blood vessel pulse wave signal, after calculating the systolic blood pressure value at the time of calibration by a predetermined conversion of the blood vessel pulse wave signal to the blood pressure value, at the time of the calibration from systolic, the amplitude of the detected respiratory variation by the detecting means and subtracts the calculated correction-time pulse pressure amplitude by the conversion, and calculates the diastolic blood pressure during calibration.

また、上記血管脈波測定システムにおいて、上記制御手段は、上記計算された校正時の最低血圧値を、睡眠評価装置のための推定呼吸変動圧として出力することを特徴とする。 In the above blood vessel pulse wave measuring system, the control means, the diastolic blood pressure during calibration is the calculated, and outputs as the estimated respiratory variation pressure for sleep evaluation device.

さらに、上記血管脈波測定システムにおいて、 Further, in the blood vessel pulse wave measuring system,
上記光探触子回路における駆動回路及び検出回路の各動作点はそれぞれ上記駆動回路及び検出回路の各素子値により決定され、当該決定により、上記発光素子から放射された光が上記受光素子に到達するまでの光の伝搬距離に対する上記電気信号のレベルを示す電気特性における動作点が決定され、 Each operating point of the drive circuit and the detection circuit in the optical probe circuit is respectively determined by the element values ​​of the drive circuit and the detection circuit, by the decision, the light emitted from the light emitting element reaching the light receiving element the operating point is determined in an electrical characteristic indicative of the level of the electric signal to the light propagation distance until,
上記制御手段は、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ所定の動作点初期値に設定した後、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御することにより、上記電気特性における動作点を制御することを特徴とする。 It said control means, after setting the respective operating point of the detection circuit and the drive circuit to the respective predetermined operating point initial value, as the level of the self-oscillation signal is substantially maximum, the detection circuit and by controlling at least one operating point of the drive circuit, and controlling the operating point of the electric characteristics.

またさらに、上記血管脈波測定システムにおいて、 Furthermore, in the blood vessel pulse wave measuring system,
上記電気特性は、所定の境界伝搬距離において上記電気信号のレベルについて所定の極値を有し、 Said electrical characteristic is the predetermined boundary propagation distance for the level of the electric signal having a predetermined extreme value,
上記制御手段は、上記境界伝搬距離よりも短い第1の伝搬距離範囲と、上記境界伝搬距離よりも長い第2の伝搬距離範囲のうちの少なくとも一つの範囲で上記検出回路及び上記駆動回路を動作させることを特徴とする。 Said control means operating a short first propagation distance range than the boundary propagation distance, the detection circuit and the drive circuit at least one of the range of the long second propagation distance range than the boundary propagation distance characterized in that to.

また、上記血管脈波測定システムにおいて、 In the above blood vessel pulse wave measuring system,
上記制御手段は、 It said control means,
上記第1の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記第2の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶する記憶手段と、 Previously storing each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to a predetermined operating point initial value in the first propagation distance range, corresponding to a predetermined operating point initial value in the second propagation distance range storage means for previously storing each operating point the initial value of the detection circuit and a drive circuit for,
上記第1の伝搬距離範囲の動作点初期値と、上記第2の伝搬距離範囲の動作点初期値とのうちの一方を選択する第1のスイッチ手段とを備え、 Comprising an operation point initial value of the first propagation distance range, and a first switching means for selecting one of the operating point initial value of the second propagation distance range,
上記制御手段は、上記第1のスイッチ手段により選択された動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする。 Said control means, with each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to the operating point initial value selected by the first switch means, each operating point of the detection circuit and the drive circuit respectively and setting.

さらに、上記血管脈波測定システムにおいて、 Further, in the blood vessel pulse wave measuring system,
上記光探触子回路は、互いに異なる境界伝搬距離が有する、発光素子及び受光素子の複数の対を備え、 The optical probe circuit differs boundary propagation distance has another, comprising a plurality of pairs of emitting element and a light receiving element,
上記記憶手段は、上記各対に対応して上記電気特性における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、 It said storage means previously stores each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to a predetermined operating point initial value in the electric characteristics corresponding to the respective pair,
上記制御手段は、上記複数の対の1つを選択する第2のスイッチ手段を備え、 It said control means comprises a second switching means for selecting one of said plurality of pairs,
上記制御手段は、上記第2のスイッチ手段により選択された対に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする。 Said control means, with each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to the pair selected by the second switch means, for setting the respective operating point of the detection circuit and the drive circuit, respectively it features a.

本発明に係る血管脈波測定システムによれば、呼吸変動を従来技術に比較して大きな振幅でかつ高い精度で得ることができる。 According to the blood vessel pulse wave measuring system according to the present invention, it can be obtained with a large amplitude and high accuracy by comparing the respiratory variation in the prior art. また、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高い精度で、血圧値及び推定呼吸変動圧を測定できる。 Moreover, the blood vessel pulse wave using the measuring system, as compared with the prior art with a simple construction and high precision, it is possible to measure the blood pressure value and the estimated respiratory variation pressure.

実施形態1に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing a configuration of a blood vessel pulse wave measuring system according to the first embodiment. 図1の反射型光探触子12の構成を示す側面図である。 Is a side view showing the configuration of a reflective optical probe 12 in FIG. 1. 図1の光探触子回路20の構成を示す回路図である。 It is a circuit diagram showing a configuration of an optical probe circuit 20 of FIG. 1. 変形例に係る透過型光探触子12Aの構成を示す概略図である。 It is a schematic diagram showing the structure of a transmission type optical probe 12A according to a modification. 図1の光探触子回路20及び増幅器30の具体例を示す回路図である。 It is a circuit diagram showing a specific example of the optical probe circuit 20 and the amplifier 30 of FIG. 1. 図5Aの光探触子回路20の変形例を示す回路図である。 Is a circuit diagram showing a modification of the optical probe circuit 20 of FIG. 5A. 図1の光探触子回路20の受発光センサの取り付け例を示す正面図であって、(a)は被測定者の手首の橈骨動脈部7に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図であり、(b)は被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図である。 A front view showing a mounting example of the light emitting and receiving sensors of light probe circuit 20 of FIG. 1, the light emitting and receiving sensors (a) Hikarisagu probe circuit 20 in the radial artery portion 7 of the wrist of the subject it is a front view showing an example of mounting a front view showing an example of mounting the light emitting and receiving sensors (b) Hikarisagu probe circuit 20 to the fingertip 9 of the subject. 第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの取り付け例を示す正面図である。 According to a first modification, a front view showing a mounting example of the optical probe circuit 20A including the pressure seat sensor and the light emitting and receiving sensor. 第2の変形例であって、被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けかつ圧力シートセンサ35を手首の橈骨動脈部7に取り付けた場合の一例を示す正面図である。 A second modified example, a front view showing an example of a case attached to the light emitting and receiving sensor mounting and pressure sheet sensor 35 to the wrist radial artery portion 7 of Hikarisagu probe circuit 20 to the fingertip 9 of the subject it is. 図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値の最大電圧値Vmax及び最小電圧値Vminを示すグラフである。 It is a graph showing a maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin of the measured pulse wave voltage value by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最高血圧値Pmax及び最低血圧値Pminを示すグラフである。 Is a graph showing the systolic blood pressure value Pmax and diastolic blood pressure value Pmin of the corresponding blood pressure pulse wave voltage value measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。 It is a graph showing the conversion of the blood pressure value from the pulse wave value of the voltage measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 図7Aに図示された第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの構成を示す縦断面図である。 According to the first modified example shown in FIG. 7A, it is a longitudinal sectional view showing the configuration of an optical probe circuit 20A including the pressure seat sensor and the light emitting and receiving sensor. 図9Aの変形例であって、被験者などの人間の指先で押圧する光探触子回路20Bの構成を示す縦断面図である。 A modification of FIG. 9A, a vertical sectional view showing the configuration of an optical probe circuit 20B for pressing the human fingertip, such as the subject. 図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R1=18kΩのときであって、抵抗R4を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 In the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 15V of the resistance R1 = 18kΩ, a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R4. 図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 In the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 15V of the resistance R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R1. 図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=5Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 In the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 5V resistor R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R1. 図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=30Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 In the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 30 V of the resistor R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R1. 図1の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。 The measured pulsation waveform by vascular pulse wave measurement system of FIG. 1 is a graph showing converted to a blood pressure waveform. 図1の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。 In vascular pulse wave measurement system of FIG. 1 is a graph illustrating the operation of processing a pulsation waveform with a moving average method. (a)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、(b)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。 (A) is a graph showing an example of waveforms of various signals at the time of awakening of a measured person measured by a blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 1, (b) it is measured by the blood vessel pulse wave measuring system of Figure 1 is a graph showing an example of waveforms of various signals of apnea of ​​the subject in the. (a)は覚醒時の最高血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図であり、(b)は無呼吸時の最高血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図である。 (A) is a diagram illustrating a modeled change in systolic blood pressure value Pmax upon awakening diagrams illustrating a modeled change in (b) is the systolic blood pressure value Pmax of apnea. 図5のセンサコントローラ25により実行される受発光センサ制御処理を示すフローチャートである。 Is a flow chart showing a light receiving and emitting sensor control processing executed by the sensor controller 25 in FIG. 図1の装置コントローラ50の血圧値校正処理モジュール52により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a blood pressure value calibration process performed by the blood pressure value correction process module 52 of the apparatus controller 50 of FIG. 1. 図1の装置コントローラ50の血管脈波測定処理モジュール51により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a blood vessel pulse wave measurement performed by the blood vessel pulse wave measurement processing module 51 of the apparatus controller 50 of FIG. 1. 図1の装置コントローラ50の睡眠状態判別処理モジュール53により実行される睡眠異常判別処理を示すフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a sleep abnormality determination processing executed by the sleep state judgment processing module 53 of the apparatus controller 50 of FIG. 1. 実施形態2に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing a configuration of a blood vessel pulse wave measuring system according to the second embodiment. 図22の血管脈波測定システムにおいて校正時最低血圧値を測定する方法を示す脈波信号の波形図及びグラフである。 Is a waveform diagram and a graph of the pulse wave signal indicating the method of measuring during calibration diastolic blood pressure in the vascular pulse wave measurement system of Figure 22. 図23の校正時脈圧振幅を説明するための脈波信号の波形図である。 It is a waveform diagram of the pulse wave signals for explaining the calibration time pulse pressure amplitude in Figure 23.

以下、本発明に係る各実施形態について図面を参照して説明する。 Hereinafter, will be described with reference to the drawings the embodiments according to the present invention. なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。 In the following embodiments, like components are denoted by the same reference numerals. 以下では、測定対象として人間の血管の脈波について説明するが、生体の血管の脈波であればよく、人間以外の動物等を対象とすることができる。 Hereinafter will be described as measured pulse wave of the human vascular for, may be a pulse wave of a living body of the vessel, it may be directed to animal other than the human. また、以下では、血管脈波測定として、脈拍、最大血圧、最小血圧の測定について説明するが、これ以外に、血管の脈動波形を用いて測定するものであればよい。 In the following, as vascular pulse wave measurement, pulse, systolic pressure, will be described the measurement of the diastolic blood pressure, in addition to this, as long as it is measured using a pulsation waveform of a blood vessel. 例えば、脈拍波形の積分値から血流量に対応する量の測定を行い、脈動波形の微分値から血管の柔軟性を評価する測定を行うものであってもよい。 For example, it performs measurement of the amount corresponding to the blood flow from the integral value of the pulse waveform may be from the differential value of the pulsation waveform be one that performs the measurement for evaluating the flexibility of blood vessels. 以下で説明する材料、形状、寸法は例示であって、使用目的に応じこれらの内容を適宜変更してもよい、 Materials described below, the shape, dimensions are exemplary, may be changed, the contents appropriately according to the purpose of use,

本発明者らは、上述の「上記特許文献1〜3で開示された従来技術に係る各装置では、 The present inventors have found that in the apparatus according to the "prior art described above is disclosed in Patent Documents 1 to 3 described above,
(a)発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、 (A) In addition to the change in the mounting state of the light emitting element and the light receiving element,
(b)例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、 (B) for example or attached to the radial artery of the wrist, or, depending on whether the attachment site attached to the fingertip,
(c)また、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、 (C) Further, for example, even in the mounting on the site of the same radial artery portion, the lean measurement subject, depending on the thickness of the person's skin in a fat subject,
(d)さらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、 (D) In ​​addition, for example, or employing a reflective optical probe using a reflected light from the blood vessel, or the type of one of the optical probe used pass optical probe using a transmission light having passed the vessel Depending on,
血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点」を解決するために鋭意研究した結果、これらの変化が、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が変化することに着目し、詳細後述するように実験を行って、その実験結果に基づいて、上記の状況変化にかかわらず、安定に動作することが可能である、以下の血管脈波測定システムを研究開発するに至った。 Pulsation acquisition operation of the blood vessels is often unstable, pulsation waveform data frequently may not be able to get the result that most of intensive research at all in order to solve the "problem of useless in the measurement site, of these change, focusing on the propagation distance of light from the light emitting element to the light receiving element changes, experimented as described in detail later, based on the experimental results, regardless of the status change of the stably operate it is possible to, has led to the research and development of the following blood vessel pulse wave measurement system.

実施形態1. The first embodiment.
図1は本発明の実施形態1に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing a configuration of a blood vessel pulse wave measuring system according to Embodiment 1 of the present invention. 図1において、血管脈波測定システム10の構成要素ではないが、血圧等を測定する対象の被測定者6と、実際に血圧を測定する血管8が図1に示されている。 In Figure 1, but not a component of the blood vessel pulse wave measurement system 10, and the subject 6 for which measuring blood pressure and the like, a blood vessel 8 to actually measure the blood pressure is shown in FIG. なお、以下の図において、被測定者6の皮膚については図示を省略する。 In the following drawings, not shown for the skin of the person to be measured 6. 実施形態1に係る血管脈波測定システム10は、従来用いられているコロトコフ音を測定する圧迫カフ法、あるいは、動脈内に、圧力センサが連結されたカテーテルを挿入侵襲させて血管内の圧力を直接測定する観血法に代えて、発光素子と受光素子とを有する光探触子12を用いて血管8の脈動波形を収得して脈波測定を行うシステムである。 Vascular pulse wave measurement system 10 according to the first embodiment, a pressure cuff method for measuring the Korotkoff sound which has been used conventionally, or into the artery, the pressure in the vessel by inserting invasive catheter the pressure sensors are connected instead of the invasive methods of directly measuring a system for performing pulse wave measured Shutoku the pulsation waveform of a blood vessel 8 using the optical probe 12 having a light emitting element and a light receiving element.

血管脈波測定システム10は、 Vascular pulse wave measurement system 10,
(a)被測定者6の血管8の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子12を含み、光探触子12を構成する発光素子を駆動して光を放射させ、皮膚を介して血管により反射される反射光を受光素子によって検出するための光探触子回路20(又は20A,20B)と、 Includes an optical probe 12 which is attached to sites suitable for pulsating acquisition of the vessel 8 (a) the subject 6, and drives the light emitting elements constituting the light probe 12 to emit light, through the skin a probe light for detecting the light-receiving element the light reflected probe circuit 20 (or 20A, 20B) by vessels Te,
(b)光探触子回路20(又は26)からの出力電圧Voutを増幅する増幅器30と、 (B) an amplifier 30 for amplifying the output voltage Vout from the optical probe circuit 20 (or 26),
(c)増幅器30からの出力電圧をディジタルデータにA/D変換するA/D変換器31と、 (C) an A / D converter 31 for A / D conversion of the output voltage to the digital data from the amplifier 30,
(d)内部メモリ50mを含む例えばディジタル計算機などの制御装置であって、血管脈波測定処理モジュール51と、血圧値校正処理モジュール52と、睡眠状態判別処理モジュール53とを備え、A/D変換器31からのディジタルデータを処理して血管脈波データを発生し、血管脈波データに対して血圧値校正処理(図19)、血管脈波測定処理(図20)及び睡眠状態判別処理(図21)を実行する装置コントローラ50と、 And (d) a control device, such as a digital computer including an internal memory 50m, and the blood vessel pulse wave measurement processing module 51, a blood pressure value calibration processing module 52, and a sleep state judgment processing module 53, A / D converter processing the digital data from the vessel 31 to vessel pulse wave data generated by the blood pressure value correction process against the vessel pulse wave data (Figure 19), the blood vessel pulse wave measurement processing (FIG. 20) and sleep state judgment processing (FIG. the device controller 50 to perform 21),
(e)例えばディスプレイ又はプリンタであって、装置コントローラ50からの出力データに基づいて、脈動波形表示(移動平均処理後の脈動波形表示61及びローパスフィルタ処理後の脈動波形表示62)及び各血管脈波測定値表示(脈拍、最高血圧値Pmax及び最低血圧値Pmin)を表示する表示部60と、 (E) for example, a display or a printer, based on the output data from the device controller 50, (pulsation waveform display 62 of the pulsation waveform display 61 after the moving average process and low-pass filtering) the pulsation waveform display and each vessel artery wave measurement value display (pulse, systolic blood pressure value Pmax and diastolic blood pressure Pmin) and a display unit 60 for displaying,
を備えて構成される。 Configured to include a.

なお、圧力シートセンサ35及び圧力アクチュエータ36を含む光探触子回路10A(図7A及び図9A)からの出力電圧Voutは増幅器30に出力され、当該圧力シートセンサ35の圧力値データは装置コントローラ50に出力され、圧力アクチュエータ35への制御信号は装置コントローラ50から出力される。 Note that the output voltage Vout from the optical probe circuit 10A (FIGS. 7A and 9A) including the pressure sheet sensor 35 and the pressure actuator 36 is outputted to the amplifier 30, the pressure value data device controller 50 of the pressure sheet sensor 35 is output to the control signal to the pressure actuator 35 is output from the device controller 50. また、圧力シートセンサ35のみの場合は(図7B)、装置コントローラ50と接続される。 In the case of only the pressure seat sensor 35 is connected to (Figure 7B), device controller 50.

図2は図1の反射型光探触子12の構成を示す側面図である。 Figure 2 is a side view showing the configuration of a reflective optical probe 12 in FIG. 1. 光探触子12は、所定の保持部13に発光素子14と受光素子16とが回路基板18に取り付けられて配置されて構成される。 Light probe 12 comprises a light emitting element 14 and the light receiving element 16 is arranged mounted on the circuit board 18 to a predetermined holding unit 13. 保持部13は、回路基板18を内蔵し、発光素子14の光放射部と、受光素子16の光検出部とを表面に突き出して配置する部材で、例えば適当なプラスチック材料を成形してなる。 Holding unit 13 has a built-in circuit board 18, a light emitting portion of the light emitting element 14, a member arranged protruding to the surface and a light detecting portion of the light receiving element 16, formed by molding, for example suitable plastic material. 発光素子14としては、発光ダイオード(Light Emission Diode: LED)を用いることができ、例えば赤外LEDが用いられる。 The light emitting element 14, light emitting diodes (Light Emission Diode: LED) can be used, for example, infrared LED is used. また、受光素子16としては、フォトダイオード又はフォトトランジスタを用いられる。 Further, as the light receiving element 16 is a photodiode or phototransistor.

発光素子14と受光素子16とは、近接して配置されることが好ましいが、発光素子14からの光が受光素子16に直接入らないように、間に遮光璧を設ける等の構造的工夫をすることが好ましい。 The light emitting element 14 and the light receiving element 16, are preferably disposed close to, so that the light from the light emitting element 14 does not enter directly the light receiving element 16, the structural contrivance such as provision of a light shielding 璧 between it is preferable to. あるいは、レンズを発光素子14と受光素子16に設け、指向性を高めることもよい。 Alternatively, it provided the lens to the light emitting element 14 and the light receiving element 16, may be to increase the directivity. 図2の例では、発光素子14と受光素子16が1つずつ設けられているが、複数の発光素子14、複数の受光素子16を設けるものとしてもよい。 In the example of FIG. 2, although the light emitting element 14 and the light receiving element 16 are provided one by one, a plurality of light emitting elements 14, it may alternatively be provided a plurality of light receiving elements 16. また、受光素子16の周りを複数の発光素子14で囲むように配置してもよい。 Further, it may be arranged so as to surround the light receiving element 16 by a plurality of the light emitting element 14. 光探触子12には、図示されていない適当なバンド、テープ等で被測定者6の血管8の脈拍の検出に適した部位に取り付けられる。 The optical probe 12 is suitable band, not shown, is mounted at a site suitable for the detection of the pulse of the blood vessel 8 of the subject 6 by a tape or the like. 図1では、光探触子12が手首の橈骨動脈部7に取り付けられる様子が示されているが、これ以外に、腕の肘部の内側に対応する上腕動脈部、指先、心臓の近傍等の部位に光探触子12を取り付けてもよい。 In Figure 1, the optical probe 12 is shown to be attached to the radial artery portion 7 of the wrist, in addition to this, brachial artery portion corresponding to the inside of the elbow of the arm, finger, near the heart, such as site may be attached to Hikarisagu probe 12.

図3は図1の光探触子回路20の構成を示す回路図である。 Figure 3 is a circuit diagram showing a configuration of an optical probe circuit 20 of FIG. 1. 光探触子回路20は、発光素子14に対する駆動回路と、受光素子16に対する検出回路とにより構成され、検出回路からの出力信号を直接に駆動回路に入力させることで同期帰還させて自励発振回路を構成する。 Light probe circuit 20 includes a driving circuit for the light emitting element 14 is constituted by a detection circuit for the light-receiving element 16, directly to the self-oscillation is fed back synchronization by inputting the driving circuit output signal from the detection circuit constitute a circuit.

発光素子14に対する駆動回路としては、電源電圧Vccと接地の間に発光素子14と駆動トランジスタ24とを直列に接続して駆動トランジスタ24の制御端子であるベースを所定のバイアス条件とする構成が用いられる。 The driving circuit for the light emitting element 14, the configuration used for the base is a control terminal of the drive transistor 24 and a light emitting element 14 and the driving transistor 24 between the ground and the power supply voltage Vcc are connected in series to a predetermined bias condition It is. この構成において、駆動トランジスタ24のベースヘの入力信号がハイとなると、駆動トランジスタ24がオンして、発光素子14に駆動電流が流れる。 In this arrangement, when the input signal Besuhe of the drive transistor 24 becomes high, the driving transistor 24 is turned on, the drive current flows to the light-emitting element 14. これによって発光素子14が発光し、その光が皮膚を介して血管8に向けて放射される。 This light-emitting element 14 emits light, the light is emitted toward the blood vessel 8 through the skin. また、受光素子16のための検出回路としては、正の電源電圧Vccと負の電源電圧−Vccとの間に負荷抵抗22とトランジスタ23と受光素子16とが直列に接続される構成が用いられる。 As the detection circuit for the light receiving element 16, the configuration and the positive power supply voltage Vcc and negative load resistor 22 and the transistor 23 between the power source voltage -Vcc and the light receiving element 16 are connected in series are used . この構成において、発光素子14の光によって照射された血管8からの反射光を皮膚を介して受光素子16が受光することで、受光素子16に光電流が発生する。 In this configuration, the light reflected from the blood vessel 8 which is irradiated by the light emitting element 14 by the light receiving element 16 through the skin to light, a photocurrent is generated in the light receiving element 16. その光電流の大きさは、負荷抵抗22に流れる電流の大きさに対応する出力電圧Voutの信号(出力電圧信号)として出力される。 The magnitude of the photocurrent is outputted as a signal of the output voltage Vout corresponding to the magnitude of the current flowing through the load resistor 22 (output voltage signal). なお、出力電圧Voutの信号は自励発振信号であるので交流信号である。 The signal of the output voltage Vout is an AC signal because it is self-oscillating signal.

図1に示すように、上記自励発振回路を構成する光探触子回路20からの出力電圧信号は増幅器30及びA/D変換器31を介して装置コントローラ50に出力される。 As shown in FIG. 1, the output voltage signal from the optical probe circuit 20 that constitutes the self-excited oscillation circuit is output to the machine controller 50 via the amplifier 30 and the A / D converter 31. このように、発光素子14から光が血管8(正確には、例えば酸化ヘモグロンビンを含む血液が充填された血管の血管壁)により放射され、血管8からの反射光を受光素子16が受け取る場合には、発光素子14から受光素子16に直接入射する光の影響がないものとして、光探触子回路20からの出力電圧信号は光の伝搬距離(発光素子14から放射された光が受光素子16に到達するまでの距離をいう。)に応じて出力電圧Voutが変化するので、血管8が脈動により変化すると、出力電圧Voutが変化し、すなわち、出力電圧Voutは脈動の変化に対応して変化する。 Thus, light vessels 8 (precisely, for example blood containing oxide Hemoguronbin vascular wall of the blood vessel filled) from the light emitting element 14 is emitted by the light reflected from the blood vessel 8 when received by the light receiving element 16 is that there is no influence of the direct incident light on the light-receiving element 16 from the light emitting element 14, optical probe output voltage signal from the probe circuit 20 propagation distance of light (light emitted from the light emitting element 14 is a light receiving element 16 refers to the distance to reach the. since the output voltage Vout is changed depending on), the vessel 8 is changed by the pulsation, the output voltage Vout is changed, i.e., the output voltage Vout varies in response to changes in the pulsation to.

特許文献1〜3などの従来技術では、大きな出力電圧の変化を得ることができなかったために、その周波数変化を電圧変化に変換して、脈動の変化を検出していたが、本実施形態では、図3に示すように、光探触子回路20内の検出回路の出力信号を直接に駆動回路の入力信号として同期帰還させて自励発振させて自励発振信号を発生させ、かつ詳細後述するように、センサコントローラ25により出力電圧Vout(交流信号である自励発振信号の振幅幅(変化量))が実質的に最大となるように制御して設定することで、脈動波形をきわめて簡単に得ることができる。 In the prior art such as Patent Documents 1 to 3, because it was not possible to obtain a large change in the output voltage, and converts the frequency change in the voltage change has been detected a change of the pulsation, in this embodiment as shown in FIG. 3, it is generated directly by synchronizing feedback as an input signal by self-oscillation self-oscillation signal of the driving circuit an output signal of the detection circuit of the optical probe circuit 20, and detailed below as to (amplitude width of the self-oscillating signal which is the AC signal (variation)) the output voltage Vout by the sensor controller 25 by setting controlled so as to be substantially maximum, very simple pulsation waveform it can be obtained.

図4は変形例に係る透過型光探触子12Aの構成を示す概略図である。 Figure 4 is a schematic diagram showing the structure of a transmission type optical probe 12A according to a modification. 図3の反射型光探触子12に代えて、図4の透過型光探触子12Aを用いてもよい。 Instead of the reflection type optical probe 12 in FIG. 3, it may be a transmission type optical probe 12A in FIG. 図3の反射型光探触子12における光の伝搬距離に比較して、透過光の伝搬距離は長くなるが、同様に用いて血管脈波測定を行うことができる。 Compared to the propagation distance of light in the reflection type optical probe 12 in FIG. 3, but the propagation distance of the transmitted light becomes longer, it is possible to perform the blood vessel pulse wave measured with the same manner.

図5Aは図1の光探触子回路20及び増幅器30の具体例を示す回路図である。 Figure 5A is a circuit diagram showing a specific example of the optical probe circuit 20 and the amplifier 30 of FIG. 1. 図5Aにおいて、光探触子回路20は、発光素子14とそれの駆動回路と、受光素子16とその検出回路と、駆動回路及び検出回路の動作点を制御するセンサコントローラ25とを備えて構成される。 In Figure 5A, the optical probe circuit 20 is configured to include a light-emitting element 14 and its drive circuit, a light-receiving element 16 and the detection circuit, and a sensor controller 25 for controlling the operating point of the drive circuit and the detection circuit It is.

センサコントローラ25は例えばディジタル計算機などの制御装置であって、距離選択スイッチ26を備える。 Sensor controller 25 is a control device such as a digital computer, comprising a distance selection switch 26. 距離選択スイッチ26は、駆動回路及び検出回路の動作点を決定する初期値(具体的には、抵抗R1,R4の初期値)を設定するためのスイッチであり、例えば「距離大」「距離小」を選択できるように構成される。 Distance selection switch 26, (specifically, an initial value of the resistors R1, R4) an initial value for determining the operating point of the drive circuit and the detection circuit is a switch for setting, for example, "distance large" "distance Small configured to be able to select the ". これは、図10乃至図13を参照して詳細後述するように、それらに図示の電気特性において出力電圧の極値を有する所定の境界伝搬距離を境にしてその前後の領域で、伝搬距離の変化に対する出力電圧の変化(自励発振信号の振幅)として大きな値を得ることができ、脈波電圧を得ることができるからで、測定可能な伝搬距離を拡大することができる。 This is because, as described in detail later with reference to FIGS. 10 to 13, the before and after the region, the propagation distance to the boundary of predetermined boundary propagation distance with an extreme value of the output voltage in the electrical characteristics illustrated in their change in the output voltage with respect to the change it is possible to obtain a large value as the (amplitude of the self-oscillation signal), and can obtain a pulse wave voltage, it is possible to expand the measurable propagation distance. すなわち、「距離大」は境界伝搬距離よりも長い伝搬距離で血管脈波測定を行う場合であり、「距離小」は境界伝搬距離よりも短い伝搬距離で血管脈波測定を行う場合である。 That is, "distance large" is a case where the blood vessel pulse wave measured with a longer propagation distance than the boundary propagation distance, "distance small" is a case where the blood vessel pulse wave measured with a short propagation distance of the boundary propagation distance.

センサコントローラ25は、図18の受発光センサ制御処理に従って、抵抗R1,R4を所定の初期値を設定した後、抵抗R1,R4の各抵抗値を変化させて光探触子回路20の出力電圧Voutが実質的に最大となるように制御する。 Sensor controller 25, according to the light emitting and receiving sensor control process in FIG. 18, the resistor R1, then R4 and setting the predetermined initial value, the resistor R1, by changing the resistance values ​​of R4 in the output voltage of the optical probe circuit 20 Vout is controlled to be substantially the maximum. また、光探触子回路20におけるキャパシタC4は直流阻止用に設けられ、かつ検出回路及び駆動回路により構成される同期帰還を含む自励発振回路における自励発振信号の周波数特性を決定するために設けられ、例えば最大心拍周波数を240回/分とすれば、カットオフ周波数が4Hzであるローパスフィルタを挿入するように構成される。 The capacitor C4 in the optical probe circuit 20 is provided for DC blocking, and a detection circuit and a drive circuit to determine the frequency characteristics of the self-oscillation signal in the self-oscillation circuit including a synchronous feedback constituted provided, for example, when the maximum heart frequency with 240 times / min, configured to insert a low-pass filter cut-off frequency is 4 Hz. さらに、増幅器30は例えばオペアンプ32を備えて公知のごとく構成される。 Further, the amplifier 30 is configured in a known manner by an operational amplifier 32, for example.

以上の光探触子回路20においては、受光素子16の検出回路からの出力電圧Voutを発光素子14の駆動回路への駆動信号として用いているが、本発明はこれに限らず、出力電流などの電気信号を発光素子14の駆動回路への駆動信号として用いてもよい。 In the above optical probe circuit 20, is used the output voltage Vout of the detection circuit of the light receiving element 16 as a drive signal to the drive circuit of the light emitting element 14, the present invention is not limited to this, output current, the electrical signal may be used as a drive signal to the drive circuit of the light emitting element 14.

図5Bは図5Aの光探触子回路20の変形例を示す回路図である。 5B is a circuit diagram showing a modification of the optical probe circuit 20 of FIG. 5A. 図5の光探触子回路20においては、発光素子14と受光素子16との組は1対しか図示していないが、好ましくは、境界伝搬距離(受光素子16の出力コレクタ電流が実質的に最大となる伝搬距離)が互いに異なる2対以上備えて素子選択スイッチ27を用いて切り換えるように構成される。 In the optical probe circuit 20 of FIG. 5, the pair of the light emitting element 14 and the light receiving element 16 is not shown only one pair, preferably, the output collector current substantially boundaries propagation distance (the light-receiving element 16 becomes maximum propagation distance) is configured to switch by using the element selection switch 27 includes different two or more pairs with each other. これは、図10乃至図13を参照して詳細後述するように、上記境界伝搬距離付近では、伝搬距離の変化に対する出力電圧の変化が小さくなり、自励発振信号である脈波電圧として実質的に得ることができないためで、互いに異なる境界伝搬距離を有する2対以上の受発光センサを備えることで、測定不可能な伝搬距離を解消することができるためである。 This is because, as described in detail later with reference to FIGS. 10 to 13, in the vicinity of the boundary propagation distance, the change of the output voltage to change in the propagation distance is reduced, substantially as pulse wave voltage is a self-oscillating signal in can not be obtained, by providing the light receiving and emitting sensor two or more pairs of different boundary propagation distance from each other, it is because it is possible to eliminate the unmeasurable propagation distance. 図5Bでは、発光素子14と受光素子16の第1の光探触子12と、発光素子14aと受光素子16aの第2の光探触子12aとの2対の受発光センサ対を備えるとともに、センサコントローラ25はさらに素子選択スイッチ27を備える。 In Figure 5B, the light emitting element 14 and the first optical probe 12 of the light-receiving element 16 provided with a 2-to-light emitting and receiving sensor pairs of the light emitting element 14a and the second optical probe 12a of the light receiving element 16a , the sensor controller 25 further comprises an element selection switch 27. 素子選択スイッチ27により例えば「素子1」「素子2」を選択できるように構成され、「素子1」を選択したとき、センサコントローラ25はスイッチ41,42を連動して接点a側に切り換えて、発光素子14と受光素子16の第1の光探触子12を選択して動作させ、「素子2」を選択したとき、センサコントローラ25はスイッチ41,42を連動して接点b側に切り換えて、発光素子14aと受光素子16aの第2の光探触子12aを選択して動作させる。 Is constituted by an element selection switch 27 so as to select for example the "element 1", "element 2", when selected "device 1", the sensor controller 25 is switched to the contact a side in conjunction with switches 41 and 42, is operated to select the first optical probe 12 of the light emitting element 14 and the light receiving element 16, upon selection of the "element 2", the sensor controller 25 is switched over to the contact b side in conjunction with switches 41 and 42 and it operates to select the second optical probe 12a of the light emitting element 14a and the light receiving element 16a.

図6は、図1の光探触子回路20の受発光センサの取り付け例を示す正面図であって、図6(a)は被測定者の手首の橈骨動脈部7に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図であり、図6(b)は被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図である。 Figure 6 is a front view showing a mounting example of the light emitting and receiving sensors of light probe circuit 20 of FIG. 1, FIG. 6 (a) Hikarisagu probe circuitry radial artery portion 7 of the wrist of the subject it is a front view showing an example of mounting the light emitting and receiving sensor 20, FIG. 6 (b) is a front view showing an example of mounting the light emitting and receiving sensor Hikarisagu probe circuit 20 to the fingertip 9 of the subject.

図7Aは第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの取り付け例を示す正面図であって、図7Bは第2の変形例であって、被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けかつ圧力シートセンサ35を手首の橈骨動脈部7に取り付けた場合の一例を示す正面図である。 7A is according to a first modified example, a front view showing a mounting example of the optical probe circuit 20A including the pressure seat sensor and the light emitting and receiving sensor, FIG. 7B is a second modified example, the to the subject of the fingertip 9 is a front view showing an example of a case where the light receiving and emitting sensor mounting and pressure sheet sensor 35 Hikarisagu probe circuit 20 mounted on the radial artery portion 7 of the wrist. すなわち、図7Aに示すように、圧力シートセンサを受発光センサともに光探触子回路20Aに内蔵してもよいし、図7Bに示すように、圧力シートセンサと、受発光センサとを別々に設けてもよい。 That is, as shown in FIG. 7A, a pressure sheet sensor may be incorporated in the optical transducer circuit 20A in both light emitting and receiving sensor, as shown in FIG. 7B, a pressure sheet sensor, and separately receiving and emitting light sensor it may be provided. ここで、各圧力シートセンサは、図20の血管脈波測定処理に先立って実行される図19の血圧値校正処理において、電圧値と血圧値とを対応づける変換式(又は変換テーブル)を生成するために用いられる。 Here, each pressure seat sensor is generated in the blood pressure value correction processing of FIG. 19 is performed prior to the blood vessel pulse wave measurement processing in FIG. 20, the conversion equation associating the voltage value and the blood pressure value (or a conversion table) They are used to.

図8Aは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値(例えば、増幅器30の出力電圧値)の最大電圧値Vmax及び最小電圧値Vminを示すグラフである。 Figure 8A is a blood vessel pulse wave measured pulse wave voltage value by measuring the system of Figure 1 (e.g., the output voltage value of the amplifier 30) is a graph showing a maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin of. 図8Aから明らかなように、脈波電圧値は、脈動の変化に応じて周期的に変化し、最大電圧値Vmaxと最小電圧値Vminをとり、互いに隣接する2つの最小電圧値Vmin間の時間期間を時間期間Tintと定義する。 As apparent from FIG. 8A, the pulse wave voltage value is periodically changed in response to pulsation changes, taking the maximum voltage value Vmax and the minimum voltage value Vmin, the time between two adjacent minimum voltage value Vmin to each other period is defined as the time period Tint.

図8Bは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最高血圧値Pmax及び最低血圧値Pminを示すグラフである。 Figure 8B is a graph showing the systolic blood pressure value Pmax and diastolic blood pressure value Pmin of the blood pressure values ​​corresponding to pulse wave voltage value measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 図8Bから明らかなように、血圧値は、脈動の変化に応じて図8Aの脈波電圧値と同様に周期的に変化し、最高血圧値Pmaxと最低血圧値Pminをとる。 As apparent from FIG. 8B, the blood pressure value is periodically changed like the pulse-wave voltage of Figure 8A in accordance with the change of the pulsation, taking systolic value Pmax and the minimum blood pressure value Pmin. 図8Aと図8Bとの間の変換は、図8Cを参照して説明するように、図19の血圧値校正処理で生成される変換式(変換テーブルであってもよい)で行うことができる。 Conversion between FIGS. 8A and 8B can be carried out in as described with reference to FIG. 8C, conversion formula generated by the blood pressure value correction processing of FIG. 19 (which may be a conversion table) .

図8Cは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。 Figure 8C is a graph showing the conversion of the blood pressure value from the pulse wave value of the voltage measured by the blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 公知の通り、被測定者が異なれば、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なるので、予め被測定者ごとに相関関係を求めておく必要がある。 As it is known, different subject, since the correlation between the pulse wave voltage value and the blood pressure values ​​are different, it is necessary to obtain the correlation in advance for each person to be measured. また、同じ被測定者であっても、安静状態と運動状態等で、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なることがあるので、予め測定状態を設定してそれぞれ相関関係を求めておく必要がある。 Moreover, even with the same subject, in the resting state motion state or the like, since the correlation between the pulse wave voltage value and the blood pressure values ​​are different is, the correlation between each set of previously measured states it is necessary to obtain. 図1の血管脈波測定システムで得られる脈波電圧値と血圧値との間の相関関係は、被測定者ごとに、測定条件ごとに関連付けられて変換式(又は変換テーブル)の形式で装置コントローラ50の内部メモリ50mに格納される。 Correlation between pulse wave voltage value and the blood pressure value obtained in the blood vessel pulse wave measuring system of Figure 1, for each subject, format unit conversion equation associated with each measurement condition (or a conversion table) It is stored in the internal memory 50m of the controller 50. 図8Cは、被測定者より変換式Q1,Q2で異なることを示すものである。 Figure 8C illustrates that a different conversion formulas Q1, Q2 from the subject. このようにして、脈波電圧値から血圧値への変換を行うと、これに基づいて、脈拍数、最大血圧Pmax、最小血圧Pmin等の血管脈波測定を行うことができる。 In this way, when the conversion of the blood pressure value from the pulse wave voltage value, based on this, it is possible to perform pulse rate, systolic pressure Pmax, the blood vessel pulse wave measurement, such as the minimum blood pressure Pmin.

図9Aは図7Aに図示された第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの構成を示す縦断面図である。 Figure 9A according to the first modified example shown in FIG. 7A, is a longitudinal sectional view showing the configuration of an optical probe circuit 20A including the pressure seat sensor and the light emitting and receiving sensor. 図9Aにおいて、光探触子回路20Aは、発光素子及び受光素子を含む光探触子回路20と、被測定者の血管8に対する圧力を検出する圧力シートセンサ35と、被測定者の血管8に対して圧力を印加する圧力アクチュエータ36とが所定の筐体37内で例えばウレタンなどの充填材38を用いて設けられる。 In Figure 9A, the optical probe circuit 20A includes an optical probe circuit 20 including a light emitting element and a light receiving element, a pressure sheet sensor 35 for detecting the pressure on the vessel 8 of the subject, the subject's blood vessel 8 and a pressure actuator 36 for applying a pressure is provided with a filler 38 such as, for example, urethane is within a predetermined housing 37 against. ここで、好ましくは、光探触子回路20と圧力シートセンサ35とは直接に接触しかつ圧力シートセンサ35と圧力アクチュエータ36とは直接に接触して設けられる。 Here, preferably, the optical probe circuit 20 and the pressure sheet sensor 35 is a direct contact with and pressure seat sensor 35 and the pressure actuator 36 is provided in direct contact with. これにより、圧力アクチュエータ36の応力が図の下側方向36aで、圧力シートセンサ35の上部中央の押圧部35aに対して、圧力シートセンサ35を介して光探触子回路20に印加され、さらに、その応力が光探触子回路20から被測定者の皮膚を介して血管8に印加される。 Thus, in the lower direction 36a of the stress diagram of the pressure actuator 36, relative to the top center of the pressing portion 35a of the pressure sheet sensor 35, it is applied to the optical probe circuit 20 via the pressure sheet sensor 35, further , the stress is applied from the optical probe circuit 20 in the vessel 8 through the skin of the subject. この光探触子回路20Aは例えば図19の血圧値校正処理で用いられる。 The optical probe circuit 20A is used in a blood pressure value calibration processing of FIG. 19, for example.

図9Bは図9Aの変形例であって、被験者などの人間の指先で押圧する光探触子回路20Bの構成を示す縦断面図である。 Figure 9B is a modification of FIG. 9A, a vertical sectional view showing the configuration of an optical probe circuit 20B for pressing the human fingertip, such as the subject. 図9Aの光探触子回路20Aの圧力アクチュエータ36に代えて、被験者などの人間の指先9により図の下側方向9aで筐体37の上部中央部37aから圧力シートセンサ35の上部中央の押圧部35aに対して応力を加えるものである。 Instead of the pressure actuator 36 of the optical probe circuit 20A of FIG. 9A, pressed from the upper central portion 37a of the housing 37 by a human fingertip 9, such as a subject in the downward direction 9a view of the top center of the pressure sheet sensor 35 stress is intended to add a relative part 35a. この光探触子回路20Bは例えば図19の血圧値校正処理の変形例で用いられる。 The optical probe circuit 20B is used in the modification of the blood pressure value correction process of FIG. 19, for example.

次いで、図5のセンサコントローラ25による受発光センサ制御処理(図18)を実行するための意義を発見した実験結果について以下に説明する。 Next, described below experimental results found significance for performing light emitting and receiving sensor control processing by the sensor controller 25 in FIG. 5 (FIG. 18). 以下の実験で使用した受発光センサは、ローム社製RPR−220型反射型フォトセンサ(フォトリフレクタ)であって、出力トランジスタのコレクタ電流が実質的に最大となる境界伝搬距離は6乃至7mmである。 The light emitting and receiving sensor used in the following experiments, a Rohm RPR-220 type reflective photosensor (photo-reflector), the boundary propagation distance the collector current of the output transistor is substantially maximum at 6 to 7mm is there. なお、図面において示していないが、各種の受発光センサはそれぞれ境界伝搬距離を用途ごとに有しており、本実施形態では、上述のように、血管脈波測定時の不可能な伝搬距離を無くするために複数対の受発光センサを備えることが好ましい。 Incidentally, Although not shown in the drawings, various light emitting and receiving sensors are each have a boundary propagation distance for each use, in the present embodiment, as described above, the non-propagation distance when the blood vessel pulse wave measurement it is preferable to provide a light receiving and emitting sensor pairs to eliminate.

図10は図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R1=18kΩのときであって、抵抗R4を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 Figure 10 is an optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 15V of the resistance R1 = 18kΩ, a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R4. 図10から明らかなように、伝搬距離が6mm付近では、出力電圧曲線の傾斜が小さくなっており、伝搬距離に対する変化は小さいので、血管壁が変動しても出力電圧の変化は小さいといえる。 As apparent from FIG. 10, the propagation distance is 6mm around the output voltage slope is smaller in the curve, because for the propagation distance change is small, the change in output voltage vessel wall varies is said to small. 特に、抵抗R4=200Ωでは、出力電圧の傾斜はほとんど0であり、脈波信号の変化を得ることができないと考えられる。 In particular, the resistor R4 = 200 [Omega, the slope of the output voltage is almost zero, would not be able to obtain a change in the pulse wave signal. これが、上述した血管脈波測定の不可能な伝搬距離である。 This is not possible propagation distance above vessel pulse wave measurement. この問題点を解消するためには、境界伝搬距離が異なる受発光センサを用いて当該血管脈波測定の不可能な伝搬距離を解消できる。 This in order to solve the problem can be solved unpredictable propagation distance of the blood vessel pulse wave measurement boundary propagation distance using different light emitting and receiving sensor.

光探触子12の取り付け位置を指先である場合、0mm〜2mm程度となり、境界伝搬距離(6mm)の左側の出力電圧曲線の領域で動作させれば、脈波信号の変化を得ることができると考えられる。 When a fingertip mounting position of the optical probe 12, becomes about 0Mm~2mm, be operated in the region of the left output voltage curve of the boundary propagation distance (6 mm), it is possible to obtain a change in the pulse wave signal it is conceivable that. 一方、光探触子12の取り付け位置を手首の橈骨動脈部である場合、1mm〜3mm程度となり、当該出力電圧曲線の極小値に対応する境界伝搬距離(6mm)の右側の出力電圧曲線の領域で動作させれば、脈波信号の変化を得ることができると考えられる。 On the other hand, if the mounting position of the optical probe 12 is a radial artery of the wrist, becomes approximately 1 mm to 3 mm, the right output voltage curve of the boundary propagation distance corresponding to the minimum value of the output voltage curve (6 mm) area in be operated, it is considered possible to obtain a change in the pulse wave signal. 従って、前者を「距離小」の動作点の初期値として設定し、後者を「距離大」の動作点の初期値として設定できる。 Therefore, the former is set as the initial value of the operating point of the "distance small" can be set latter as the initial value of the operating point of the "distance large". また、抵抗R4を変化させることで、出力電圧曲線の傾斜を大きくすることができ、より大きな脈波信号の変化を得ることができると考えられる。 Further, by changing the resistance R4, it is possible to increase the slope of the output voltage curve, it is considered possible to obtain greater changes in the pulse wave signal.

図10の具体例を参照して動作点の初期値の設定について以下に説明する。 With reference to the embodiment of FIG. 10 will be described below to set initial values ​​of the operating point. 抵抗R4=250Ωとしたとき、「距離小」領域の伝搬距離=4mmにおける動作点P1で動作させれば、所定のしきい値以上の傾斜角度θ1を得ることができ、これを動作点の初期値として設定した後、センサコントローラ25は、抵抗R1,R4の抵抗値を変化させて実質的に最大の出力電圧値Voutを得ることができるように制御することで、より大きな脈波信号を得ることができる。 When the resistor R4 = 250 [Omega], be operated at the operating point P1 in the propagation distance = 4 mm of "distance small" region, it is possible to obtain the inclination angle θ1 of greater than a predetermined threshold value, the operating point of this initial after setting the value, the sensor controller 25, by changing the resistance value of the resistor R1, R4 by controlled so as substantially it is possible to obtain the maximum output voltage value Vout, obtain a larger pulse wave signal be able to. また、抵抗R4=250Ωとしたとき、「距離大」領域の伝搬距離=10mmにおける動作点P2で動作させれば、所定のしきい値以上の傾斜角度θ2を得ることができ、これを動作点の初期値として設定した後、センサコントローラ25は、抵抗R1,R4の抵抗値を変化させて実質的に最大の出力電圧値Vout(自励発振信号)を得ることができるように制御することで、より大きな脈波信号を得ることができる。 Further, when the resistor R4 = 250 [Omega], be operated at the operating point P2 in the propagation distance = 10 mm of the "distance large" region, it is possible to obtain the inclination angle θ2 of more than a predetermined threshold value, the operating point of this after setting of the initial value, the sensor controller 25, by changing the resistance value of the resistor R1, R4 by controlling so as to obtain a substantially maximum output voltage value Vout (self-oscillation signal) , it is possible to obtain a larger pulse wave signal.

なお、本実施形態において、駆動回路の動作点は例えば抵抗R4の抵抗値で決定され、検出回路の動作点は例えば抵抗R1の抵抗値で決定され、これら駆動回路の動作点及び駆動回路の動作点の決定により、図10の電気特性の動作点(例えばP1,P2)を決定できる。 In the present embodiment, the operating point of the drive circuit is determined by the resistance value of, for example, resistor R4, the operating point of the detection circuit is determined by the resistance value of, for example, the resistor R1, the operation of the operating point and driving circuits thereof driving circuits the determination of the point can be determined operating points of the electric characteristic of FIG. 10 (e.g. P1, P2).

図11は、図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 Figure 11 is the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is when the power supply voltage Vcc = 15V by resistors R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistance R1 . 図11の出力電圧曲線も図10と同様の出力電圧曲線が得られており、「距離大」「距離小」の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。 Output voltage curve in FIG. 11 are also to obtain similar output voltage curve in FIG. 10, the "distance large" setting of the initial value of the operating point of the "distance small", and the slope of the output voltage curve due to changes in the resistance R1 it is possible to set the control and maximization.

図12は図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=5Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 Figure 12 is an optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is time the power supply voltage Vcc = 5V resistor R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistor R1. 図12の出力電圧曲線も、抵抗R1=15kΩ及び20kΩのときのより長い距離範囲での飽和状態を除いて、図11と同様の出力電圧曲線が得られており、「距離大」「距離小」の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。 Output voltage curve in FIG. 12 also, except for the saturation of a longer distance range when the resistance R1 = 15 k.OMEGA and 20 k [Omega, 11 and is obtained similar output voltage curves, "distance large" "distance Small setting the initial value of the operating point of ", as well as setting the control and maximize the slope of the output voltage curve due to the change in the resistance R1 can be performed.

図13は、図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=30Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。 Figure 13 is the optical probe circuit 20 of FIG. 5, there is when the power supply voltage Vcc = 30 V by the resistor R4 = 200 [Omega, is a graph showing the output voltage with respect to the propagation distance of light when changing the resistance R1 . 図13の出力電圧曲線も、抵抗R1=40kΩのときのより長い距離範囲での傾斜ゼロの状態を除いて、図11と同様の出力電圧曲線が得られており、「距離大」「距離小」の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。 Output voltage curve in FIG. 13 also, with the exception of the state of zero slope at longer distance range when the resistance R1 = 40 k.OMEGA, 11 and is obtained similar output voltage curves, "distance large" "distance Small setting the initial value of the operating point of ", as well as setting the control and maximize the slope of the output voltage curve due to the change in the resistance R1 can be performed.

なお、グラフを図示しないが、光探触子12の発光素子及び受光素子を別の素子対に取り替えた場合、境界伝搬距離を異ならせることができ、これにより、上記いわゆる「距離大」「距離小」の距離範囲を異ならせることができる。 Although not shown the graph, when replacing the light emitting element and a light receiving element of the optical probe 12 to a different pair of elements, it is possible to vary the boundary propagation distance, thereby, the so-called "distance large" "distance it is possible to vary the distance range of the small ". すなわち、距離範囲の選択設定を素子選択スイッチ27により選択できる。 That is, the distance range selection setting can be selected by the element selection switch 27.

以上説明したように、センサコントローラ25は、距離選択スイッチ26を備え、さらに好ましくは素子選択スイッチ27を備え、距離選択スイッチ26により、駆動回路及び検出回路を含む光探触回路20の動作点を決定する初期値(具体的には、抵抗R1,R4の初期値)を設定するために、例えば「距離大」「距離小」を選択でき、素子選択スイッチ27により例えば「素子1」「素子2」を選択できる。 As described above, the sensor controller 25 includes a distance selector switch 26, and more preferably comprises an element selection switch 27, the distance selection switch 26, the operating point of the optical feeler circuit 20 including a driving circuit and a detection circuit determining an initial value of (specifically, the resistor R1, the initial value of R4) to set, for example can select the "distance large" "distance small", for example, by an element selection switch 27 "element 1", "element 2 "I can be selected. センサコントローラ25は、図18の受発光センサ制御処理に従って、抵抗R1,R4を所定の初期値(予め測定された伝搬距離に対する出力電圧特性に基づいて決定される最適な動作点に対応する値をいう。)を設定した後、抵抗R1,R4の各抵抗値を変化させて光探触子回路20の出力電圧Voutが実質的に最大となるように制御する。 Sensor controller 25, according to the light emitting and receiving sensor control process in FIG. 18, resistors R1, R4 predetermined initial value (previously measured value corresponding to the optimum operating point determined based on the output voltage characteristic with respect to the propagation distance say.) after setting, by changing the resistance values ​​of the resistors R1, R4 and controls so that the output voltage Vout of the optical probe circuit 20 becomes substantially maximum.

図14は、図1の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。 Figure 14 is a graph showing by converting the pulsation waveform measured by the blood vessel pulse wave measuring system of Figure 1 in the blood pressure waveform. 図14から明らかなように、出力電圧波形を血圧波形に変換することで図14の脈波波形の表示を得ることができる。 As is apparent from FIG. 14, it is possible to obtain a display pulse waveform in FIG. 14 by converting the output voltage waveform into a blood pressure waveform.

図15は図1の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。 15 in the blood vessel pulse wave measuring system of FIG. 1 is a graph illustrating the operation of processing a pulsation waveform with a moving average method. 図15において、血管脈波測定システムにより得られた脈波電圧の生データから移動平均法を用いて滑らかな脈動波形を生成する様子を示す図である。 15 is a diagram showing how to generate a smooth pulsation waveform using the moving average method from the raw data of the pulse wave voltage obtained by vascular pulse wave measuring system. 図15(a)は、横軸が時間で、縦軸は脈波電圧であり、各サンプリングタイムにおける脈波電圧の変化の様子が示されている。 FIG. 15 (a), the horizontal axis is time and the ordinate is the pulse voltage, shows a state of change of the pulse wave voltage at each sampling time. 図15(b)は、横軸が時間で、その原点位置等は図15(a)と揃えてある。 FIG. 15 (b), the horizontal axis is time, its original position and the like are aligned 15 and (a). 縦軸は、図15(a)の各サンプリングタイムにおけるデータの移動平均値bである。 The vertical axis represents the moving average value b of the data at each sampling time in FIG. 15 (a). 移動平均値は、例えば5つのデータについて行うものとした。 Moving average value was assumed to be performed for example, five data. この場合、サンプリングタイムiのとぎの脈波電圧の生データをa とすると、サンプリングタイムiのときの移動平均値b は次式を用いて計算できる。 In this case, the raw data of the pulse wave voltage sharpener sampling time i and a i, the moving average value b i when the sampling time i can be calculated using the following equation.

[数1] [Number 1]
b=(a i−4 +a i−3 +a i−2 +a i−1 +a )/5 b = (a i-4 + a i-3 + a i-2 + a i-1 + a i) / 5

すなわち、サンブリングデータa が取得されると直ちに移動平均値b が算出できるのでリアルタイム処理が可能である。 That is, it is possible real-time processing since immediately moving average value b i the San bling data a i is obtained can be calculated. なお、移動平均に用いるデータ数は5でなくてもよい。 The number of data used for moving-average may not be 5.

図16(a)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、図16(b)は図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。 16 (a) is a graph showing an example of waveforms of various signals at the time of awakening of a measured person measured by a blood vessel pulse wave measurement system of FIG. 1, FIG. 16 (b) vascular pulse wave measuring of FIG is a graph showing an example of waveforms of various signals of apnea is the subject measured by the system.

図16(a)において、覚醒時の各測定波形は以下の通りである。 In FIG. 16 (a), the measured waveform during awakening is as follows.
(a)R−EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。 (A) R-EOG A1: an eyeball electrocardiogram waveform measured by the known eye electrocardiograph.
(b)Chin−Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。 (B) Chin-Ref: a displacement of the measured jaw by known jaw movement measuring device.
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。 (C) ECG: a electrocardiographic waveform measured by known electrocardiograph.
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。 (D) electromyography: a myoelectric shape measured by known electromyograph.
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。 (E) snoring: is the measured snoring sound by a small microphone.
(f)呼吸波形:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸波形である。 (F) a respiratory waveform: the pressure changes under the body due to respiration of the subject is detected by the pressure sensor, a respiration waveform when the respiratory waveform was measured.
(g)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。 (G) SpO2: a blood oxygen saturation measured by a known pulse oximeter.
(h)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。 (H) The system: a pulse waveform measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to the present embodiment.

図16(b)において、無呼吸時の各測定波形は以下の通りである。 In FIG. 16 (b), the measured waveform of apnea is as follows.
(a)R−EOG A1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。 (A) R-EOG A1: an eyeball electrocardiogram waveform measured by the known eye electrocardiograph.
(b)Chin−Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。 (B) Chin-Ref: a displacement of the measured jaw by known jaw movement measuring device.
(c)心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。 (C) ECG: a electrocardiographic waveform measured by known electrocardiograph.
(d)筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。 (D) electromyography: a myoelectric shape measured by known electromyograph.
(e)いびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。 (E) snoring: is the measured snoring sound by a small microphone.
(f)呼吸温度センサ:口元に設けられた温度センサにより測定された呼吸温度である。 (F) respiratory Temperature sensor: a breath temperature measured by the temperature sensor provided in the mouth.
(g)呼吸圧:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸圧波形である。 (G) respiratory pressure: the change in pressure under the body due to respiration of the subject is detected by the pressure sensor, a respiration pressure waveform when the respiratory waveform was measured.
(h)胸郭変動:被測定者の胸郭の変化を測定する応力センサにより測定された胸郭変動量である。 (H) the thorax change: a thorax variation amount measured by the stress sensor for measuring changes in thoracic of the subject.
(i)腹部変動:被測定者の腹部の変化を測定する応力センサにより測定された腹部変動量である。 (I) abdominal variation: a flank change amount measured by the stress sensor for measuring changes of the abdomen of the subject.
(j)SpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。 (J) SpO2: a blood oxygen saturation measured by a known pulse oximeter.
(k)本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。 (K) The system: a pulse waveform measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to the present embodiment.

本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された図16のデータには、いままでの測定装置ではわからなかった多くの情報が含まれている。 The data of Figure 16, which is measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to the present embodiment contains a lot of information that was not known at the measuring apparatus up to now. 図16(a)においては、正常レム睡眠中であるが、当該記録120秒間に2回の覚醒反応があり、その2回とも覚醒反応開始とともに脈圧はやや上昇しその後、急激な低下を示している。 In FIG. 16 (a), the is a normal REM sleep in, there are two arousal response to the recording 120 seconds, pulse pressure slightly elevated then showed a sharp decrease with arousal response starts with the two ing. 覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下が観察され、正常睡眠において脈圧の変化が、脳波上の覚醒反応と同期していると考えられる。 Arousal response transient rise of sympathetic nerve activity increased and peripheral vascular resistance due, is thereafter reflected vasodilation by pulsation under observation, a change in the pulse pressure in normal sleep, is synchronized with the arousal response on EEG it is conceivable that. これは脳波を測定しない小型の血管脈波測定システムで睡眠評価が可能となると考えられる。 This is considered to be possible to sleep evaluation in a small blood vessel pulse wave measurement system that does not measure the brain waves.

図16(b)では、典型的な無呼吸、努力性呼吸〜覚醒反応、過呼吸という一連の中で、無呼吸中の努力性呼吸に同期する小さな周期の変動がみられながら(変動が小さいため実測定数から周波数解析をする必要があると考えられる)無呼吸終了まで、脈圧が徐々に上昇していくことがわかる。 In FIG. 16 (b), the typical apnea, labored breathing-arousal reaction, in a series of hyperventilation, while variations in the small period is observed (small variation synchronized with labored breathing during apnea for considered from the actual number of measurements has to be a frequency analysis) apnea to the end, it can be seen that the pulse pressure is gradually increased. その後、覚醒反応、呼吸再開〜過呼吸とともに脈圧は急激に降下する。 Then, arousal response, pulse pressure with breathing resume-over-breathing rapidly drop. おそらくこの患者の昼の安静時の血圧はこの降下した後、安定したレベルであり、無呼吸中の血圧上昇は、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇によるもので、過去に本発明者らが調べた中では、ピークが収縮期血圧228という患者もいた。 Perhaps after this drop blood pressure during daytime rest of the patient, a stable level, increased blood pressure in the apnea is due excessive increase of sympathetic activity by apnea, the present inventors have previously among examined, a peak was Moy patients that systolic blood pressure 228. 従って、無呼吸症候群の患者の場合は合併頻度が問題となる、循環器系疾患の発症に関わる、睡眠中の特殊な循環動態を評価できると考えられる。 Therefore, in the case of apnea syndrome becomes merged frequency problems, involved in the onset of cardiovascular disease, believed to be evaluated special circulatory dynamics during sleep.

図16(a)及び図16(b)の脈波波形のグラフから、レム覚醒時は、最高血圧値Pmaxが無呼吸時に比較して緩やかに上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。 From the graph of the pulse waveform shown in FIG. 16 (a) and FIG. 16 (b), the REM awakening, the systolic blood pressure value Pmax is after rising slowly compared to the apnea, lowered, and it repeatedly It is seen. また、無呼吸時は、最高血圧値Pmaxがレム覚醒時に比較して早く上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。 In addition, apnea, after the systolic blood pressure value Pmax has risen quickly in comparison to the time of REM awakening, descends, it can be seen that by repeating it.

図17(a)は覚醒時の最高血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図であり、図17(b)は無呼吸時の最高血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図である。 Figure 17 (a) is a diagram illustrating a modeled change in systolic blood pressure value Pmax upon awakening, FIG. 17 (b) is a diagram illustrating a modeled change in systolic blood pressure value Pmax of apnea. 図17(a)及び図17(b)の最高血圧値Pmaxのモデル図から明らかなように、レム覚醒時の最高血圧値Pamxの変化周期Tarは無呼吸時のそれに比較して長く、原点Sから見た、レム覚醒時の最高血圧値Pmaxの上昇傾斜角度αarは無呼吸時のそれに比較して小さいことがわかる。 As it is evident from the model diagram of the systolic blood pressure value Pmax shown in FIG. 17 (a) and FIG. 17 (b), the change period Tar in systolic blood pressure Pamx during REM waking long compared to that of the apnea, the origin S viewed from, the rising slope angle αar of systolic blood pressure value Pmax at the time of REM awakening is found to be small compared to that of apnea. これらの知見及び治験に基づいて、図21の睡眠異常判別処理のフローチャートを作成した。 Based on these findings and clinical trials, it has created a flowchart of sleep abnormality determination process in FIG. 21.

図18は図5のセンサコントローラ25により実行される受発光センサ制御処理を示すフローチャートである。 Figure 18 is a flow chart showing a light receiving and emitting sensor control processing executed by the sensor controller 25 in FIG. 当該受発光センサ制御処理では、図5の実施形態を含む変形例に係る図5Bの場合について説明する。 In those receiving emission sensor control process will be described for the case of Figure 5B according to a modification including the embodiment of FIG.

図18において、まず、ステップS1で選択スイッチ26,27の設定値は「距離大」「素子1」であるか否かが判断され、YESのときはステップS4に進む一方、NOのときはステップS2に進む。 18, firstly, the set value of the selection switches 26, 27 in step S1 whether or not "distance large" "element 1" is determined, whereas the process proceeds to step S4 when YES, the step when the NO the process proceeds to S2. 次いで、ステップS2で選択スイッチ26,27の設定値は「距離小」「素子1」であるか否かが判断され、YESのときはステップS5に進む一方、NOのときはステップS3に進む。 Then, the set value of the selected switches 26, 27 in step S2 whether a "distance small", "element 1" is determined, whereas the process proceeds to step S5 when YES, the if NO, the process proceeds to step S3. さらに、ステップS3で選択スイッチ26,27の設定値は「距離大」「素子2」であるか否かが判断され、YESのときはステップS6に進む一方、NOのときはステップS7に進む。 Further, setting value of the selected switches 26, 27 in step S3 whether a "distance large" "element 2" is determined, whereas the process proceeds to step S6 when YES, the if NO, the process proceeds to step S7.

ステップS4では、「距離大」「素子1」であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int1,R4int1をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。 In step S4, is set as the resistance value of the "distance large" "element 1" is the optimum resistance value of the initial value in the form of the resistors R1, R4 of the operating point when R1int1, R4int1 the resistors R1, R4 Step S8 proceed to. ステップS5では、「距離小」「素子1」であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int2,R4int2をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。 In step S5, is set as the resistance value of the "distance small", "element 1" is the optimum resistance value of the initial value in the form of the resistors R1, R4 of the operating point when R1int2, R4int2 the resistors R1, R4 Step S8 proceed to. ステップS6では、「距離大」「素子2」であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int3,R4int3をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。 In step S6, is set as the resistance value of the "distance large" "element 2" is a the initial value of the optimum operating point resistor R1, the resistance value of R4 when R1int3, R4int3 respectively resistors R1, R4 Step S8 proceed to. ステップS7では、「距離小」「素子2」であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int4,R4int4をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。 In step S7, sets the resistance value of the "distance small", "element 2" is a the initial value of the optimum operating point resistor R1, the resistance value of R4 when R1int4, R4int4 respectively resistors R1, R4 Step S8 proceed to. さらに、ステップS8では抵抗R1の抵抗値を固定して出力電圧Voutが実質的に最大となるように抵抗R4の抵抗値を変化させ、次いで、ステップS9では、抵抗R4の抵抗値を固定して出力電圧Voutが実質的に最大となるように抵抗R1の抵抗値を変化させて、当該処理を終了する。 Further, step S8 in securing the resistance value of the resistor R1 the output voltage Vout to change the resistance value of the resistor R4 such that substantially maximum, then in step S9, and the resistance value of the resistor R4 and the fixed output voltage Vout is by changing the resistance value of the resistor R1 so as to be substantially the maximum, the process ends.

なお、上記各動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int1〜R1int4,R4int1〜R4int4は予め測定された図10などの電気特性から予め決定されて内部メモリ50mに格納される。 The resistance value R1int1~R1int4 of resistors R1, R4 is the initial value of each operating point, R4int1~R4int4 are stored in the internal memory 50m is predetermined from the electrical characteristics such as FIG. 10 which is pre-measured.

以上の図18の処理では、検出回路と駆動回路の両方の動作点をそれぞれ所定の初期値に設定した後、出力電圧Voutが実質的に最大となるように検出回路と駆動回路の両方の動作点を制御しているが、本発明はこれに限らず、検出回路と駆動回路の両方の動作点をそれぞれ所定の初期値に設定した後、出力電圧Voutが実質的に最大となるように検出回路と駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御してもよい。 In the above process of FIG. 18, after setting both of the operating point of the detection circuit and a driving circuit to the respective predetermined initial value, both of the detection circuit and the drive circuit so that the output voltage Vout becomes substantially maximum operating While controlling the point, the present invention is not limited to this, both the operating point of the detection circuit and a driving circuit after each set to a predetermined initial value, detected as the output voltage Vout becomes substantially maximum it may control at least one operating point of the circuit and a driving circuit.

図19は、従来技術に係るカフ圧迫法と同様の原理を用いて、最高血圧値と最低血圧値を校正するための、図1の装置コントローラ50の血圧値校正処理モジュール52により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。 Figure 19 uses the same principle as cuff method according to the prior art, for calibrating the systolic and diastolic blood pressure, blood pressure is executed by the blood pressure value correction process module 52 of the apparatus controller 50 of FIG. 1 it is a flowchart showing a value calibration processing.

図19において、まず、ステップS11で受発光センサを用いて脈波信号を検出し、脈波信号の時間的に互いに隣接する2つの最小電圧値の時間期間Tint(図8A参照)を演算し、ステップS12において時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、YESのときはステップS13に進む一方、NOのときはステップS11に戻る。 19, firstly, detects a pulse wave signal using the light emitting and receiving sensor in step S11, calculates the time period Tint (see FIG. 8A) of the two minimum voltage values ​​temporally adjacent of the pulse wave signal, time period Tint in step S12 whether or not within a predetermined threshold range is determined (i.e., whether the pulse wave signal is detected is determined), whereas the process proceeds to step S13 when YES, the NO returns to step S11 when. ここで、時間期間Tintの所定のしきい値範囲は、脈波信号を検出したか否かの判断範囲であり、上記しきい値範囲は経験値として、例えば0.2秒≦Tint≦2秒である。 Here, the predetermined threshold time range time Tint is determined whether the range has been detected pulse wave signal, the threshold range is as an empirical value, for example 0.2 seconds ≦ Tint ≦ 2 seconds it is. 当該しきい値範囲に時間期間Tintが入っておれば、脈波を検出したと判断する。 If I contains time period Tint to the threshold range, it is determined that the detected pulse wave. ステップS13において、被測定者6の脈波を検出したと判断し、圧力アクチュエータ36に所定の差分圧力だけインクリメントする圧力上昇コマンドを出力する。 In step S13, it is determined that it has detected the pulse wave of the subject 6, and outputs a pressure increase command to increment the pressure actuator 36 by a predetermined differential pressure. そして、ステップS14において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、NOのときはステップS15に進む一方、YESのときはステップS13に戻る。 Then, in step S14, the time period Tint is whether within a predetermined threshold range is determined (i.e., whether the pulse wave signal is detected is determined), and if NO in step S15 proceeds while. If YES, the flow returns to step S13.

ステップS15では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、検出しなくなったサンプリングタイミングよりも1つ前のサンプリングタイミングよりも前の脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最高血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、圧力シートセンサ35の検出圧力値を最高血圧値として内部メモリ50mに格納する。 In step S15, it is determined as no longer detects a pulse wave of the subject 6, the maximum voltage value in one cycle period than the sampling timing before one than the sampling timing is no longer detected before the pulse wave signals stores in the internal memory 50m as a systolic blood pressure value voltage, and stores in the internal memory 50m of the detected pressure value of the pressure seat sensor 35 as the systolic blood pressure value. そして、ステップS16において、所定の差分圧力だけデクリメントする圧力アクチュエータ36に圧力下降コマンドを出力する。 Then, in step S16, and it outputs a pressure decrease command to the pressure actuator 36 to decrement by a predetermined differential pressure. 次いで、ステップS17において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され(すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され)、YESのときはステップS18に進む一方、NOのときはステップS16に進む。 Then, in step S17, the time period Tint is whether within a predetermined threshold range is determined (i.e., whether the pulse wave signal is detected is determined). If YES, the step S18 proceeds while, if NO, the process proceeds to step S16. ステップS18では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、検出したサンプリングタイミングからその直後の脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最低血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、圧力シートセンサ35の検出圧力値を最低血圧値として内部メモリ50mに格納する。 At step S18, it is determined that it has detected the pulse wave of the subject 6, and stores the detected sampling timing in the internal memory 50m the minimum voltage value in one cycle period of the immediately following pulse wave signal as the diastolic blood pressure value voltage together, stored in the internal memory 50m of the detected pressure value of the pressure seat sensor 35 as the diastolic blood pressure. また、ステップS19において、内部メモリ50mに格納された最高血圧値電圧とそれに対応する最高血圧値及び最低血圧値電圧とそれに対応する最低血圧値に基づいて、図8Cを参照して説明したように、直線近似法を用いて電圧値から血圧値への変換を示す変換式(又は血圧変換テーブル)を生成して内部メモリ50mに格納し、当該処理を終了する。 Further, in step S19, based on the diastolic blood pressure value and the corresponding systolic blood pressure and diastolic blood pressure voltage and the corresponding systolic blood pressure value voltage stored in the internal memory 50m, as described with reference to FIG. 8C , stored in the internal memory 50m and generates conversion equation indicating a conversion from a voltage value of the blood pressure value using the linear approximation method (or blood pressure conversion table), the process ends.

図19の血圧値校正処理を例えば図9Aの光探触子回路20Aを用いて実行しているが、本発明はこれに限らず、図9Bの光探触子回路20Bを用いて実行してもよい。 While the blood pressure value correction processing of FIG. 19 are performed using an optical probe circuit 20A of FIG. 9A for example, the present invention is not limited thereto, be performed using an optical probe circuit 20B in FIG. 9B it may be. この場合において、ステップS13では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、圧力アクチュエータ36を用いず、被験者などの人間に対して指先9で光探触子回路20Bの上部(それを介して圧力シートセンサ35の押圧部)を押圧するように指示するメッセージをLCD表示部(図示せず。)などに表示する。 In this case, in step S13, it is determined that it has detected the pulse wave of the subject 6, without using the pressure actuator 36, the upper portion of the optical probe circuit 20B with the fingertip 9 to a human, such as a subject (it through the pressure pressing portion of the seat sensor 35) without LCD display a message instructing (illustrated to press the in.) to display the like. このとき、人間は指先9で押圧する。 In this case, human beings will be pressed by the fingertip 9. また、ステップS16では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、圧力アクチュエータ36を用いず、被験者などの人間に対して指先9での上記応力をゆるめて低下させるように指示するメッセージをLCD表示部(図示せず。)などに表示する。 In step S16, it is determined as no longer detects a pulse wave of a subject 6 without using the pressure actuator 36, instructing to reduce loosen the stress at the fingertip 9 to a human, such as a subject LCD display a message (not shown.) displays the like. このとき、人間は指先9の押圧をゆるめる。 In this case, the human loosen the pressure of the fingertip 9. このように、圧力アクチュエータ36に代えて、被測定者などの人間の指先9で代用することができる。 Thus, instead of the pressure actuator 36 can be replaced by human fingertip 9, such as the subject.

以上で説明した図9A又は図9Bの光探触子回路20A又は20Bと、図19又はその変形例の血圧値校正処理を用いることにより、当該血管脈波測定システムにおいて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。 An optical probe circuit 20A or 20B in FIG. 9A or FIG. 9B described above, by using a blood pressure value calibration processing of FIG. 19 or a variant, in the blood vessel pulse wave measurement system, as compared with the prior art in very simple calibration and high accuracy, the blood pressure value voltage of the blood vessel pulse wave signal can be calibrated to convert the blood pressure value.

図20は図1の装置コントローラ50の血管脈波測定処理モジュール51により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。 Figure 20 is a flow chart showing the blood vessel pulse wave measurement performed by the blood vessel pulse wave measurement processing module 51 of the apparatus controller 50 of FIG. 1.

図20において、ステップS21で例えば直近の5周期分の脈波波形データ(A/D変換器31からの電圧値データをいう。)をバッファメモリに格納し、ステップS22において脈波波形データのデータ値は演算範囲以内であるか否かが判断され、YESのときはステップS23に進む一方、NOのときはステップS21に戻る。 In Figure 20, step S21 in (say a voltage value data from the A / D converter 31.) For example the last 5 cycles of pulse waveform data stored in the buffer memory, the data of the pulse wave waveform data in step S22 value is determined whether it is within operational range, while proceeds to step S23 when YES, the if NO returns to step S21. ステップS23において、上記5周期分の脈波波形データに対して高周波ノイズ除去のためのローパスフィルタ処理を実行し、ステップS24において、ローパスフィルタ処理後の脈動波形データに対して、図15を参照して説明した移動平均法を用いた移動平均処理を実行し、さらに、ステップS25において変換式を用いた電圧値から血圧値への変換による血圧測定処理を実行する。 In step S23, it executes the low-pass filtering for high frequency noise reduction with respect to the five cycles of the pulse waveform data, in step S24, with respect to the pulsation waveform data after low-pass filtering, with reference to FIG. 15 moving average process using the moving average method described Te is executed, further, it executes the blood pressure measurement process due to conversion to the blood pressure value from the voltage value using the conversion equation in step S25. さらに、ステップS26において、変換された血圧値を用いて脈波表示データを作成して脈波(リアルタイム)を表示部60に表示し、脈拍及び最高血圧値及び最低血圧値を演算して表示部60に表示する。 Further, in step S26, the converted create a pulse wave display data to display the pulse wave (real time) on the display unit 60 by using the blood pressure value, display unit calculates the pulse rate and systolic blood pressure value and diastolic blood pressure 60 to display. ステップS27では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS21に戻る。 In step S27, the measurement end whether it is determined, while the processing ends when YES, the if NO returns to step S21.

図21は図1の装置コントローラ50の睡眠状態判別処理モジュール53により実行される睡眠異常判別処理を示すフローチャートである。 Figure 21 is a flowchart showing a sleep abnormality determination processing executed by the sleep state judgment processing module 53 of the apparatus controller 50 of FIG. 1.

図21において、ステップS31で例えば直近の21周期分の脈波波形データをバッファメモリに格納し、ステップS32において格納された21周期分の脈波波形データに基づいて上記変換された最高血圧値及び最低血圧値を用いて、21周期分の最高血圧値Pmax(1)〜Pmax(21)及び21周期分の最低血圧値Pmin(1)〜Pmin(21)を演算し、時刻t(1)〜t(21)をバッファメモリに格納する。 In Figure 21, stores the pulse wave waveform data, for example the last 21 cycles at step S31 in the buffer memory, systolic blood pressure was the conversion based on the stored 21 cycles of pulse waveform data are in step S32 and with diastolic blood pressure, it calculates a systolic blood pressure values ​​of 21 cycles Pmax (1) ~Pmax (21) and 21 cycles of the lowest blood pressure value Pmin (1) ~Pmin (21), the time t (1) ~ t (21) stored in the buffer memory. 次いで、ステップS33において、21周期分(n=1,2,…,21)について以下のパラメータを演算する。 Then, in step S33, 21 cycles (n = 1,2, ..., 21) computes the following parameters for.

[数2] [Number 2]
最高血圧値Pmaxの時間に対する傾き(20周期の期間) Inclination with respect to time of the systolic blood pressure value Pmax (a period of 20 cycles)
P'=(Pmax(21)−Pmax(1))/(t(21)―t(1)) P '= (Pmax (21) -Pmax (1)) / (t (21) -t (1))
[数3] [Number 3]
Pmaxave=平均値(Pmax(1)〜Pmax(20)) Pmaxave = average value (Pmax (1) ~Pmax (20))
[数4] [Number 4]
脈圧Pp=Pmax(20)−Pmin(20) Pulse pressure Pp = Pmax (20) -Pmin (20)

次いで、ステップS34において、Pmax(21)がPmaxaveに対して20%以上減少している(以下、条件1という。)か否かが判断され、YESのときはステップS35に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。 Then, in step S34, Pmax (21) is reduced by more than 20% Pmaxave (hereinafter, referred to as condition 1.) Whether it is determined, while proceeds to step S35 when YES, the case of NO It returns to the step S31. 次いで、ステップS35において、脈圧Ppが平均値Pmaxaveに対して20%以上減少している(以下、条件2という。)か否かが判断され、YESのときはステップS36に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。 Then, in step S35, the pulse pressure Pp is reduced more than 20% of the average value Pmaxave (hereinafter, referred to as condition 2.) Whether it is determined, while proceeds to step S36 when YES, the the NO when returns to step S31. そして、ステップS36において、ステップS21〜S25を3周期分についてそれぞれ1周期ごと移動シフトして実行し、条件1及び条件2の判定を行って3周期分以上連続して満足するか否かが判断され、YESのときはステップS37に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。 Then, in step S36, step S21~S25 for three cycles to execute each move shifted each cycle, whether to satisfy continuously performing determination of conditions 1 and 2 3 cycles or more is determined It is, while the process proceeds to step S37 when YES, the if NO returns to step S31. ステップS37において、傾きP'>P'th(所定のしきい値であって、図17の傾斜角度αarと傾斜角度αsaとを識別するためのしきい値である。)であるか否かが判断され、YESのときはステップS38に進む一方、NOのときはステップS39に進む。 In step S37, (a predetermined threshold value, the threshold for identifying the angle of inclination αsa an inclination angle αar in Figure 17.) Gradient P '> P'th a whether the It is determined, whereas the process proceeds to step S38 when YES, the if NO, the process proceeds to step S39. ステップS38では、被測定者は「無呼吸状態」であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。 At step S38, the person to be measured is displayed on the display unit 60 it is determined that the "apnea", the flow proceeds to step S40. 一方、ステップS39では被測定者は「覚醒状態」であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。 On the other hand, the subject in step S39 is displayed on the display unit 60 it is determined that the "awake state", the process proceeds to step S40. ステップS40では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS31に戻る。 At step S40, the measurement end whether it is determined, while the processing ends when YES, the if NO returns to step S31.

図21の処理において、処理データ数や判断分岐などの「20周期」「21周期」「20%」「3周期分」などは一例であって、本発明はこれに限られない。 In the process of FIG. 21, for the processing data rate and determines the branch as "20 cycles" "21 cycles" "20%" "3 cycles" is one example, and the present invention is not limited thereto. 例えば、「20%」は判断するための所定のしきい値割合である。 For example, "20%" is a predetermined threshold percentage for determining.

以上の実施形態において、上記の各処理をソフトウエアで実現してもよいし、それらの一部をハードウエア回路で実現してもよい。 In the above embodiments may be realized The processes described in the above by software may be implemented some of them in hardware circuits.

以上の実施形態において、カフ圧迫法により最高血圧値と最低血圧値の校正を行っているが、本発明はこれに限らず、その他の校正方法を用いてもよい。 In the above embodiments, is performed to calibrate the systolic and diastolic blood pressure by cuff method, the present invention is not limited thereto, and may be other calibration methods.

実施形態2 Embodiment 2
図22は実施形態2に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。 Figure 22 is a block diagram showing a configuration of a blood vessel pulse wave measuring system according to the second embodiment. また、図23は図22の血管脈波測定システムにおいて校正時最低血圧値を測定する方法を示す脈波信号の波形図及びグラフであり、図24は図23の校正時脈圧振幅を説明するための脈波信号の波形図である。 Further, FIG. 23 is a waveform diagram and a graph of the pulse wave signal indicating the method of measuring during calibration diastolic blood pressure in the vascular pulse wave measurement system of Figure 22, Figure 24 illustrates the calibration time pulse pressure amplitude in FIG. 23 it is a waveform diagram of the pulse wave signals for. 図22において、実施形態2にかかる血管脈波測定システムは、実施形態1にかかる血管脈波測定システムに比較して以下の点が異なる。 In Figure 22, the blood vessel pulse wave measuring system according to the second embodiment, the following points are different compared to the blood vessel pulse wave measuring system according to the first embodiment.
(1)呼吸変動検出器39及びA/D変換器31Aをさらに備える。 (1) further comprises a respiratory variation detector 39 and the A / D converter 31A.
(2)装置コントローラ50に代えて、装置コントローラ50Aを備える。 (2) in place of the device controller 50, comprising a device controller 50A.

本発明は実施形態1にかかる血管脈波測定システムを用いて血管脈波信号を測定しているときに,被測定者の呼吸変動と血管脈波信号との関係に着目して、鋭意研究をしていたところ、 When the present invention is that by measuring the blood vessel pulse wave signal using the blood vessel pulse wave measuring system according to the first embodiment, by paying attention to the relationship between the respiratory variation and the blood vessel pulse wave signal of the measured person, an extensive investigation a place that was,
(1)血管脈波信号の絶対値が図24に示すように、大きく変動していること(実施形態1にかかる血管脈波測定システムを用いることで大きな変動となったものである)、 (1) as the absolute value of the blood vessel pulse wave signal is shown in FIG. 24, (in which was a large variation in the use of the embodiments vascular pulse wave measuring system according to 1) increase that varies,
(2)この変動は図24に示すように、脈圧が増大、減少を繰り返し、被測定者の呼吸変動に対応して血管脈波信号が振幅変調されていることの知見を得た。 (2) This variation as shown in FIG. 24, the pulse pressure increases, repeatedly decreases, blood vessel pulse signal in response to respiratory variation of the subject to obtain a knowledge of what is amplitude modulated. これらの知見に基づいて、実施形態2にかかる血管脈波測定システムを発明するに至った。 Based on these findings, which resulted in the invention of the vascular pulse wave measuring system according to the second embodiment. 以下、実施形態1との相違点について説明する。 The following describes differences from the first embodiment.

図22において、呼吸変動検出器39は増幅器30からの血管脈波信号の信号電圧を、例えば包絡線検波などの方法により振幅復調することで、呼吸変動に対応する血管脈波信号を発生してA/D変換器31Aを介して装置コントローラ50Aに出力する。 In Figure 22, the respiratory variation detector 39 a signal voltage of the blood vessel pulse wave signal from the amplifier 30, for example by amplitude demodulation by a method such as envelope detection, and generates a blood vessel pulse signal corresponding to the respiratory variation via an a / D converter 31A outputs the device controller 50A. 装置コントローラ50Aは実施形態1にかかる装置コントローラ50の制御処理に加えて以下の制御処理を備える。 Device controller 50A comprises the following control process in addition to the control process of the device controller 50 according to the first embodiment.

ところで、実施形態1では、図8Cの予め測定された校正用変換直線を用いて、脈波電圧値を血圧値に変換している。 Incidentally, in the first embodiment, using the previously measured conversion line calibration in FIG. 8C, which converts the pulse wave voltage value of blood pressure values. ここで、変換直線Q1又はQ2は、例えば式又はテーブルで内部メモリ50mに格納されている。 Here, conversion line Q1 or Q2, for example, is stored in the internal memory 50m in formula or table. すなわち、実施形態1では、A/D変換器31からの血管脈波信号の最大脈波電圧値を上記変換直線Q1又はQ2を用いて最高血圧値を計算し、A/D変換器31からの血管脈波信号の最小脈波電圧値を上記変換直線Q1又はQ2を用いて最低血圧値を計算している。 That is, in the embodiment 1, the maximum pulse wave voltage value of the blood vessel pulse wave signal from the A / D converter 31 calculates a systolic blood pressure value using the conversion line Q1 or Q2, from the A / D converter 31 the minimum pulse wave voltage value of the blood vessel pulse wave signal is calculating the diastolic blood pressure value using the conversion line Q1 or Q2.

これに対して、実施形態2では、装置コントローラ50Aは、A/D変換器31からの血管脈波信号の最大脈波電圧値を上記変換直線Q1又はQ2(図23の右側の校正直線)を用いて最高血圧値を計算するが、A/D変換器31からの血管脈波信号の最小脈波電圧値を用いず、上記計算された最高血圧値から、A/D変換器31Aからの血管脈波信号の校正時脈圧振幅(ピーク・ツー・ピーク)を減算することで最低血圧値を計算して表示部60に表示する。 In contrast, in the second embodiment, the device controller 50A includes, A / D converter of the blood vessel pulse wave signal from 31 the maximum pulse wave voltage the conversion line Q1 or Q2 (the right side of the calibration straight lines in FIG. 23) While calculating the systolic blood pressure value using, without the minimum pulse wave voltage value of the blood vessel pulse wave signal from the a / D converter 31, from the calculated systolic blood pressure, blood vessels from the a / D converter 31A the diastolic blood pressure values ​​by subtracting the correction-time pulse pressure amplitude of the pulse wave signal (peak-to-peak), calculated on the display unit 60. 以上の計算式は以下の通りである。 The above calculation formula is as follows. なお、AD変換値は血管脈波信号の脈波電圧値であり、「現在の値」はリアルタイム値をいう。 Incidentally, AD conversion value is the pulse-wave voltage value of the blood vessel pulse wave signal, "current value" refers to real-time values.

校正時脈圧振幅=校正時最高血圧値−校正時最低血圧値 (1) During calibration pulse pressure amplitude = calibration when systolic blood pressure - during calibration diastolic blood pressure (1)
脈圧変動比=(現在の最高AD値−現在の最低のAD値) Pulse pressure variation ratio = (current maximum AD value - AD value of the current minimum)
×(校正時の最高AD値−校正時の最低AD値) (2) × (maximum AD value at the time of calibration - the lowest AD value at the time of calibration) (2)
現在の脈圧振幅=(校正時の脈圧振幅)×(脈圧変動比) (3) Current pulse pressure amplitude = (during calibration pulse pressure amplitude) × (pulse pressure variation ratio) (3)
推定最低血圧値=推定最高血圧値−現在の脈圧振幅=推定呼吸変動圧 (4) Estimated diastolic blood pressure = the estimated systolic blood pressure - current pulse pressure amplitude = the estimated respiratory variation pressure (4)

なお、振幅変動を脈圧変動として扱うために、校正時の脈圧振幅に対して脈圧変動比を乗算することで現在の脈圧を計算する。 In order to treat the amplitude variation as the pulse pressure fluctuation, calculating the current pulse pressure by multiplying the pulse pressure variation ratio with respect to the calibration time of the pulse pressure amplitude. ここで、推定最低血圧値は、脈圧変動比から計算した最低血圧値であって、睡眠評価装置としての「推定呼吸変動圧」として出力して表示できる。 Here, the estimated diastolic blood pressure value, a diastolic blood pressure value calculated from the pulse pressure variation ratio, can be displayed and output as "estimated respiratory variation pressure" as sleep evaluation device.

以上説明したように、実施形態2によれば、呼吸変動を従来技術に比較して大きな振幅でかつ高い精度で得ることができる。 As described above, according to the second embodiment, it is possible to obtain by comparing the respiratory variation in the prior art with a large amplitude and high accuracy. また、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高い精度で、血圧値及び推定呼吸変動圧を測定できる。 Further, as compared with the prior art with a simple construction and high precision, it is possible to measure the blood pressure value and the estimated respiratory variation pressure.

以上の実施形態2にかかる血管脈波測定システムは、推定された最高血圧値は食道内圧に相当し、推定呼吸変動圧を血管脈波信号から検出できるため、SpO2計、いびきセンサ、体位センサを必要としない、PSG(睡眠ポリグラフィ検査装置)の代替となる簡易睡眠評価装置である新型の医療機器を製品化できる。 The above vessel pulse wave measuring system according to the second embodiment, the estimated systolic blood pressure corresponds to esophageal pressure, since the estimated respiratory variation pressure can be detected from the blood vessel pulse wave signal, SpO2 meter, snoring sensor, a posture sensor not required, PSG can be substituted and commercialize new medical device is a simplified sleep evaluation device comprising the (polysomnography testing device).

従来技術と本発明との相違点について(1)特許文献7との相違点 特許文献7においては、「心臓の拍動に基づいて起こる血管内の圧力変化である圧脈波、それが末梢血管まで伝わって生じる血管容積の拍動現象である容積脈波、またそれに伴う細い血管での血液の拍動流などいづれの現象にも呼吸変動成分が重畳しており、それら脈波および血流といった脈拍動現象から呼吸変動成分(以下、呼吸信号という)を検出する方法において、呼吸信号を検出するための信号源としては、圧センサ等による圧脈波、光学的方法による透過式および反射式光電脈波、パルスオキシメ−タでの脈拍信号および組織血流であるレ−ザ−ドップラ−血流信号などの脈拍動現象とし、これら各種の脈拍動現象(以下、脈波という)を入力信号と規定し、脈波 In Differences Patent Document 7 of the prior art and the difference between the present invention (1) Patent Document 7, a pressure pulse wave is a pressure change in the blood vessel which occur based on the pulsation of the "heart, it peripheral vascular until transferred to occur arterial volume beats phenomenon in which the volume pulse and is also superimposed respiratory variation component phenomena Izure such as blood pulsatile flow in small vessels associated therewith, such as those pulse wave and the blood flow respiratory variation component from pulsation phenomenon (hereinafter, referred to as the respiratory signal) a method for detecting, as a signal source for detecting a respiration signal, the pressure pulse wave by pressure sensor or the like, transmission type and reflection photoelectric by optical methods pulse wave, Parusuokishime - a pulse signal and tissue blood flow in the data record - the - Doppler - a pulsation phenomena such as blood flow signal, these various pulsation phenomenon (hereinafter, referred to as pulse wave) input signal and defines and, the pulse wave に内在する呼吸信号の検出は、請求項2に該当する各種脈波の信号を狭い帯域濾波器(バンドパス・フィルタband−pass filter;以下、BPFという)を通過させることでおこなう」(請求項1〜3参照)ことが開示されている。 Inherent in the detection of the respiration signal is a narrow band filter the signals of the various pulse wave corresponding to claim 2 (band-pass filter band-pass filter; hereinafter referred to BPF) performed by passing the "(claim 1-3 see) it is disclosed. すなわち、脈波に内在する呼吸信号の検出はバンドパス・フィルタを用いることを特徴としている。 That is, the detection of the respiration signal inherent in the pulse wave is characterized by the use of bandpass filters. 従って、特許文献7では、呼吸変動が振幅変調されていることを認識しておらず、フィルタを用いて検出することを特徴としている。 Therefore, in Patent Document 7, respiratory variation is not aware that it is amplitude modulated, and wherein the detecting using a filter.

これに対して、本発明では、実施形態1に係る血管脈波測定システムにより測定された血管脈波信号を例えば包絡線検波などで振幅復調することで呼吸変動を検出する検出手段を備えたことを特徴としている。 In contrast, in the present invention, further comprising a detection means for detecting respiratory variation by amplitude demodulation vascular pulse wave signals measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to Embodiment 1 for example envelope detection, etc. It is characterized in. また、血管脈波信号に基づいて、血管脈波信号から血圧値への所定の変換により校正時の最高血圧値を計算した後、当該校正時の最高血圧値から、上記検出手段により検出された呼吸変動の振幅を上記変換により計算された校正時脈圧振幅を減算することで、校正時の最低血圧値を計算すること、上記計算された校正時の最低血圧値に基づいて、推定呼吸変動圧を計算することを特徴としており、これらの特徴点については特許文献7において開示も示唆もない。 Further, based on the blood vessel pulse wave signal, after calculating the systolic blood pressure value at the time of calibration by a predetermined conversion of the blood vessel pulse wave signal to the blood pressure value from the systolic blood pressure value at the time of the calibration, which is detected by the detection means the amplitude of the respiratory variation by subtracting the calculated correction-time pulse pressure amplitude by the conversion, to calculate the diastolic blood pressure during calibration, based on the diastolic blood pressure during the calibration is calculated above, the estimated respiratory variation and characterized by calculating the pressure, there is no disclosure or suggestion in the patent document 7 for these feature points.

(2)特許文献8との相違点 特許文献8においては「観血血圧を検出するための血圧センサと、心拍動の周期又は呼吸の周期のいずれかを測定するセンサと、前記センサから得られた周期成分とその高調波成分を用いて前記観血血圧より呼吸機能信号を抽出する抽出手段とを具備し、抽出される前記呼吸機能信号を、胸腔内圧と推定することを特徴とし、ここで、前記抽出手段は、 (2) blood pressure sensor for detecting the "invasive blood pressure in differences Patent Document 8 and Patent Document 8, a sensor for measuring either a cycle or respiratory cycle of heart beat, obtained from said sensor periodic components and using the harmonic component comprises an extraction means for extracting a respiratory function signal from the invasive blood pressure, the respiratory function signal is extracted, and estimates the intrathoracic pressure, wherein the extraction means,
(1)測定された心拍動の周期及びその高調波成分を選択的に除去すること、 (1) the period of the measured heart beat and the harmonic components selectively removed by the,
(2)測定された心拍動の周期より低い周波数を通過させること、 (2) passing the lower frequency than the period of the measured heart beat,
(3)測定された呼吸の周期及びその高調波成分を通過させることのいずれかであり、前記心拍動の周期は、心電図、光電容積脈波、動脈圧のいずれかから求められる」(請求項1〜6参照)ことが開示されている。 (3) either passing the period and its harmonic component of the measured breathing cycle of the heart beat, the electrocardiogram, the photoelectric volume pulse wave obtained from any of the arterial pressure "(claim 1-6 see) it is disclosed. 呼吸機能信号の検出はフィルタを用いることを特徴としている。 Detection of respiratory function signal is characterized by using a filter. 従って、特許文献8では、呼吸変動が振幅変調されていることを認識しておらず、フィルタを用いて検出することを特徴としている。 Therefore, Patent Document 8, respiratory variation is not aware that it is amplitude modulated, and wherein the detecting using a filter.

これに対して、本発明では、実施形態1に係る血管脈波測定システムにより測定された血管脈波信号を例えば包絡線検波などで振幅復調することで呼吸変動を検出する検出手段を備えたことを特徴としている。 In contrast, in the present invention, further comprising a detection means for detecting respiratory variation by amplitude demodulation vascular pulse wave signals measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to Embodiment 1 for example envelope detection, etc. It is characterized in. また、血管脈波信号に基づいて、血管脈波信号から血圧値への所定の変換により校正時の最高血圧値を計算した後、当該校正時の最高血圧値から、上記検出手段により検出された呼吸変動の振幅を上記変換により計算された校正時脈圧振幅を減算することで、校正時の最低血圧値を計算すること、上記計算された校正時の最低血圧値に基づいて、推定呼吸変動圧を計算することを特徴としており、これらの特徴点については特許文献7において開示も示唆もない。 Further, based on the blood vessel pulse wave signal, after calculating the systolic blood pressure value at the time of calibration by a predetermined conversion of the blood vessel pulse wave signal to the blood pressure value from the systolic blood pressure value at the time of the calibration, which is detected by the detection means the amplitude of the respiratory variation by subtracting the calculated correction-time pulse pressure amplitude by the conversion, to calculate the diastolic blood pressure during calibration, based on the diastolic blood pressure during the calibration is calculated above, the estimated respiratory variation and characterized by calculating the pressure, there is no disclosure or suggestion in the patent document 7 for these feature points.

(3)特許文献9との相違点 特許文献9においては「睡眠中のユーザに装着されて使用される呼吸状態推定装置において、前記ユーザの呼吸変動に関する第1の信号を計測する呼吸計測手段と、前記ユーザの体幹の動きに関する第2の信号を計測する体動計測手段と、前記呼吸計測手段によって計測された第1の信号に基づいて、当該ユーザが呼吸停止状態にあるか否かを検出する呼吸検出手段と、前記体動計測手段によって計測された第2の信号に基づいて、前記ユーザの体幹の動きの有無を検出する体動検出手段と、前記呼吸検出手段による検出結果及び前記体動検出手段による検出結果に基づいて、前記ユーザの呼吸状態を推定する推定手段と、前記推定された呼吸状態を示す呼吸状態情報を出力する出力手段とを具備し、前記呼吸計 (3) in the respiratory state estimating device used by being attached to the user of the "sleeping in differences Patent Document 9 and Patent Document 9, a breathing measurement means for measuring a first signal related to respiratory variation of the user a body movement measuring means for measuring a second signal relating to the movement of the trunk of the user, on the basis of the first signals measured by the respiration measurement unit, the user is whether the apnea condition a breath detection means detect, on the basis of the second signal measured by the body movement measuring unit, a body motion detecting means for detecting the presence or absence of motion of the trunk of the user, the detection result by the respiration detection means and based on the detection result of the body movement detecting means, comprises an estimation means for estimating the respiratory state of the user, and output means for outputting respiratory status information indicating the estimated respiratory condition, said respirometer 測手段は、前記ユーザの脈波波形を表す脈波信号を計測する脈波センサを含み、前記呼吸検出手段は、前記脈波センサによって計測された脈波信号によって表される脈波波形の基線に基づいて前記ユーザが呼吸停止状態にあるか否かを検出する」(請求項1及び7参照)ことが開示されている。 Measuring means includes a pulse wave sensor for measuring the pulse wave signal representative of the pulse waveform of the user, said breathing detecting means, baseline pulse waveform represented by the pulse wave signal measured by the pulse wave sensor It discloses the user to detect whether the breathing stopped "state (see claim 1 and 7) on the basis of. 従って、特許文献9では、呼吸変動が振幅変調されていることを認識しておらず、呼吸検出手段は、前記脈波センサによって計測された脈波信号によって表される脈波波形の基線に基づいて前記ユーザが呼吸停止状態にあるか否かを検出する。 Thus, Patent Document 9, the respiratory variation is not aware that it is amplitude modulated, respiration detection means, based on the baseline pulse waveform represented by the pulse wave signal measured by the pulse wave sensor the user Te to detect whether the apnea condition.

これに対して、本発明では、実施形態1に係る血管脈波測定システムにより測定された血管脈波信号を例えば包絡線検波などで振幅復調することで呼吸変動を検出する検出手段を備えたことを特徴としている。 In contrast, in the present invention, further comprising a detection means for detecting respiratory variation by amplitude demodulation vascular pulse wave signals measured by the blood vessel pulse wave measuring system according to Embodiment 1 for example envelope detection, etc. It is characterized in. また、血管脈波信号に基づいて、血管脈波信号から血圧値への所定の変換により校正時の最高血圧値を計算した後、当該校正時の最高血圧値から、上記検出手段により検出された呼吸変動の振幅を上記変換により計算された校正時脈圧振幅を減算することで、校正時の最低血圧値を計算すること、上記計算された校正時の最低血圧値に基づいて、推定呼吸変動圧を計算することを特徴としており、これらの特徴点については特許文献7において開示も示唆もない。 Further, based on the blood vessel pulse wave signal, after calculating the systolic blood pressure value at the time of calibration by a predetermined conversion of the blood vessel pulse wave signal to the blood pressure value from the systolic blood pressure value at the time of the calibration, which is detected by the detection means the amplitude of the respiratory variation by subtracting the calculated correction-time pulse pressure amplitude by the conversion, to calculate the diastolic blood pressure during calibration, based on the diastolic blood pressure during the calibration is calculated above, the estimated respiratory variation and characterized by calculating the pressure, there is no disclosure or suggestion in the patent document 7 for these feature points.

以上詳述したように、本発明に係る血管脈波測定システムによれば、呼吸変動を従来技術に比較して大きな振幅でかつ高い精度で得ることができる。 As described above in detail, according to the blood vessel pulse wave measuring system according to the present invention, it can be obtained with a large amplitude and high accuracy by comparing the respiratory variation in the prior art. また、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高い精度で、血圧値及び推定呼吸変動圧を測定できる。 Moreover, the blood vessel pulse wave using the measuring system, as compared with the prior art with a simple construction and high precision, it is possible to measure the blood pressure value and the estimated respiratory variation pressure.

6…被測定者、 6 ... the person to be measured,
7…橈骨動脈部、 7 ... radial artery part,
8…血管、 8 ... the blood vessel,
9…指先、 9 ... fingertips,
9a,36a…応力の方向、 9a, the direction of 36a ... stress,
10…血管脈波測定システム、 10 ... the blood vessel pulse wave measurement system,
12,12a,12A…光探触子、 12,12a, 12A ... light probe,
13…保持部、 13 ... holding portion,
14,14a…発光素子、 14,14a ... light-emitting element,
16,16a…受光素子、 16,16a ... the light-receiving element,
18…回路基板、 18 ... circuit board,
20,20A,20B…光探触子回路、 20,20A, 20B ... light probe circuit,
22…負荷抵抗、 22 ... load resistance,
24…駆動トランジスタ、 24 ... the drive transistor,
25…センサコントローラ、 25 ... sensor controller,
26…距離選択スイッチ、 26 ... distance selection switch,
27…素子選択スイッチ、 27 ... element selection switch,
30…増幅器、 30 ... amplifier,
31,31A…A/D変換器、 31,31A ... A / D converter,
32…オペアンプ、 32 ... operational amplifier,
35…圧力シートセンサ、 35 ... pressure sheet sensor,
36…圧力アクチュエータ、 36 ... pressure actuator,
37…筐体、 37 ... housing,
38…充填材、 38 ... filler,
39…呼吸変動検出器、 39 ... respiratory variation detector,
41,42…スイッチ、 41, 42 ... switch,
50,50A…装置コントローラ、 50,50A ... apparatus controller,
50m…内部メモリ、 50m ... internal memory,
51…血管脈波測定処理モジュール、 51 ... Vascular pulse wave measurement processing module,
52…血圧値校正処理モジュール、 52 ... blood pressure value calibration processing module,
53…睡眠状態判別処理モジュール、 53 ... sleep state discrimination processing module,
60…表示部、 60 ... display unit,
61,62…脈動波形表示、 61, 62 ... pulsation waveform display,
63…血管脈波測定値表示、 63 ... the blood vessel pulse wave measured value display,
T1…出力端子。 T1 ... output terminal.

Claims (7)

  1. 皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、 A light emitting element for emitting light to a blood vessel through the skin, an optical probe and a light receiving element for receiving through the skin the transmitted light through the reflected light or the blood vessel from the blood vessel,
    入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、 A drive circuit for driving the light emitting device based on a driving signal input,
    上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムであって、 A vascular pulse wave measurement system for performing vascular pulse wave measured with the optical probe circuit and a detection circuit for converting the light received by the light receiving element into an electric signal,
    上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、 The electrical signal that directly synchronized back to the drive circuit as the drive signal, and measuring means for generating a self-oscillating signal from the detection circuit to measure the self-oscillating signal as vascular pulse wave signal,
    上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備える血管脈波測定システムにおいて、 As the level of the self-oscillation signal is substantially maximum, in the blood vessel pulse wave measuring system and a control means for controlling at least one operating point of the detection circuit and the drive circuit,
    上記測定手段により測定された血管脈波信号を振幅復調することで呼吸変動を検出する検出手段を備えたことを特徴とする血管脈波測定システム。 Vascular pulse wave measuring system characterized by comprising a detecting means for the measured vessels pulse signal for detecting a respiratory variation by amplitude demodulation by said measuring means.
  2. 上記制御手段は、上記血管脈波信号に基づいて、血管脈波信号から血圧値への所定の変換により校正時の最高血圧値を計算した後、当該校正時の最高血圧値から、上記検出手段により検出された呼吸変動の振幅を上記変換により計算された校正時脈圧振幅を減算することで、校正時の最低血圧値を計算することを特徴とする請求項1記載の血管脈波測定システム。 The control means, based on the blood vessel pulse wave signal, after calculating the systolic blood pressure value at the time of calibration by a predetermined conversion of the blood vessel pulse wave signal to the blood pressure value from the systolic blood pressure value at the time of the calibration, the detection means the amplitude of the respiratory variation detected by by subtracting the calculated correction-time pulse pressure amplitude by the conversion, vascular pulse wave measuring system according to claim 1, wherein the calculating the diastolic blood pressure during calibration .
  3. 上記制御手段は、上記計算された校正時の最低血圧値を、睡眠評価装置のための推定呼吸変動圧として出力することを特徴とする請求項2記載の血管脈波測定システム。 It said control means, vascular pulse wave measuring system according to claim 2, wherein the output as the estimated respiratory variation pressure for the the calculated diastolic blood pressure value at the time of calibration, the sleep evaluation device.
  4. 上記光探触子回路における駆動回路及び検出回路の各動作点はそれぞれ上記駆動回路及び検出回路の各素子値により決定され、当該決定により、上記発光素子から放射された光が上記受光素子に到達するまでの光の伝搬距離に対する上記電気信号のレベルを示す電気特性における動作点が決定され、 Each operating point of the drive circuit and the detection circuit in the optical probe circuit is respectively determined by the element values ​​of the drive circuit and the detection circuit, by the decision, the light emitted from the light emitting element reaching the light receiving element the operating point is determined in an electrical characteristic indicative of the level of the electric signal to the light propagation distance until,
    上記制御手段は、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ所定の動作点初期値に設定した後、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御することにより、上記電気特性における動作点を制御することを特徴とする請求項1〜3のうちのいずれか1つに記載の血管脈波測定システム。 It said control means, after setting the respective operating point of the detection circuit and the drive circuit to the respective predetermined operating point initial value, as the level of the self-oscillation signal is substantially maximum, the detection circuit and by controlling at least one operating point of the drive circuit, the blood vessel pulse wave measuring system according to any one of claims 1 to 3, characterized by controlling the operating point of the electric characteristics.
  5. 上記電気特性は、所定の境界伝搬距離において上記電気信号のレベルについて所定の極値を有し、 It said electrical characteristic is the predetermined boundary propagation distance for the level of the electric signal having a predetermined extreme value,
    上記制御手段は、上記境界伝搬距離よりも短い第1の伝搬距離範囲と、上記境界伝搬距離よりも長い第2の伝搬距離範囲のうちの少なくとも一つの範囲で上記検出回路及び上記駆動回路を動作させることを特徴とする請求項4記載の血管脈波測定システム。 Said control means operating a short first propagation distance range than the boundary propagation distance, the detection circuit and the drive circuit at least one of the range of the long second propagation distance range than the boundary propagation distance vascular pulse wave measuring system according to claim 4, wherein the to.
  6. 上記制御手段は、 It said control means,
    上記第1の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記第2の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶する記憶手段と、 Previously storing each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to a predetermined operating point initial value in the first propagation distance range, corresponding to a predetermined operating point initial value in the second propagation distance range storage means for previously storing each operating point the initial value of the detection circuit and a drive circuit for,
    上記第1の伝搬距離範囲の動作点初期値と、上記第2の伝搬距離範囲の動作点初期値とのうちの一方を選択する第1のスイッチ手段とを備え、 Comprising an operation point initial value of the first propagation distance range, and a first switching means for selecting one of the operating point initial value of the second propagation distance range,
    上記制御手段は、上記第1のスイッチ手段により選択された動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする請求項5記載の血管脈波測定システム。 Said control means, with each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to the operating point initial value selected by the first switch means, each operating point of the detection circuit and the drive circuit vascular pulse wave measuring system according to claim 5, wherein the set respectively.
  7. 上記光探触子回路は、互いに異なる境界伝搬距離が有する、発光素子及び受光素子の複数の対を備え、 The optical probe circuit is different boundary propagation distance has another, comprising a plurality of pairs of the light emitting element and a light receiving element,
    上記記憶手段は、上記各対に対応して上記電気特性における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、 It said storage means previously stores each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to a predetermined operating point initial value in the electric characteristics corresponding to the respective pair,
    上記制御手段は、上記複数の対の1つを選択する第2のスイッチ手段を備え、 It said control means comprises a second switching means for selecting one of said plurality of pairs,
    上記制御手段は、上記第2のスイッチ手段により選択された対に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする請求項6に記載の血管脈波測定システム。 Said control means, with each operating point the initial value of the detection circuit and the driving circuit corresponding to the pair selected by the second switch means, for setting the respective operating point of the detection circuit and the drive circuit, respectively vascular pulse wave measuring system according to claim 6, characterized in that.
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