JP3029912B2

JP3029912B2 - 脈拍数測定装置

Info

Publication number: JP3029912B2
Application number: JP4020465A
Authority: JP
Inventors: ジョウゼフ・エス・エカール; デイル・ダヴリュ・プラージャー; スティーヴン・ティー・ホウムズ; トマス・ピー・ロウ; ルードルフ・エルブレクト; フィリップ・アール・ジューク・ザ・サード; ロナルド・イー・ペルライン; ヴィクター・ティー・ニュートン・ジュニア
Original assignee: 日本コーリン株式会社
Priority date: 1992-01-08
Filing date: 1992-01-08
Publication date: 2000-04-10
Anticipated expiration: 2015-04-10
Also published as: JPH05184548A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は脈拍数を測定し且つ表示
することにより脈拍を監視する脈拍数測定装置に係り、
特にノイズおよびモーションアーチファクトを除去する
手段により精度の高い脈拍数を得る技術に関する。

【０００２】

【従来の技術】本発明は高精度に脈拍数を測定し且つそ
の脈拍数を表示する装置であって、特に、複数の感圧セ
ンサ素子を有する脈拍数測定装置において、アーチファ
クトを検知し且つ除去する手段により脈拍数の測定精度
を高めることを目的とする。

【０００３】この背景として、従来より脈拍数を測定す
る技術、およびパルスアーチファクトを除去する技術が
知られている。たとえば、米国特許第4,409,983 号に
は、平均処理回路および差動増幅器に連結された複数の
トランスジューサを有する脈拍数測定装置が記載されて
いる。この装置は、心拍動に伴う振動を示す信号からモ
ーションアーチファクトを除去するのに役立つものであ
る。また、米国特許第4,307,728 号、第4,202,350 号、
第4,667,680 号、第4,239,048 号、第4,181,134号、第
4,456,959 号においても、モーションアーチファクトを
除去する技術が提案されている。従来では、誤信号を減
らす手段として、ウィンドウイング（時間ゲート処理）
技術、平均処理技術、および自己相関アルゴリズムが使
用されている。

【０００４】

【発明が解決すべき課題】上記従来の脈拍数測定の技術
には、測定精度の低下を引き起こす要因が数多く存在す
る。

【０００５】第１に、従来の技術の多くは、モーション
アーチファクトおよびノイズアーチファクトを除去する
ことが困難であり、特にセンサ素子を単一で用いる装置
において上記の弊害が顕著である（米国特許第4,202,35
0 号および第4,239,048 号参照）。このような装置はア
ーチファクトの混在した脈波信号とアーチファクト信号
とを区別して受け入れるための手段を有していない。こ
のためモーションアーチファクトなどのアーチファクト
信号に起因する測定誤差を補償するか或いは無くすため
の何らかの手段が必要とされるのである。この手段とし
て、ろ波技術或いはウィンドウイング技術などを利用し
た信号処理手段がしばしば適用されている。

【０００６】センサ素子を複数用いた脈波センサによる
脈拍数測定の技術においても、誤信号が脈波信号として
判断されたり、真の脈波信号であっても検出されなかっ
たりすることもしばしばである。実際の脈拍数測定に際
してアーチファクトの発生が避けられない以上、脈拍数
測定に上記のような誤作動を補償する技術が適用されな
ければ、高い測定精度は得られない。

【０００７】本発明は、トノメトリック法の原理に基づ
いて脈波を採取する脈波センサに関連する不都合を解消
するものである。本発明においては、脈波信号の処理お
よび脈拍数の計算の過程においてアルゴリズムを使用す
ることにより、脈拍数測定中に起こり得る信号に関連す
る誤作動が補償されるようになっている。

【０００８】トノメトリック法の原理は例えば米国特許
第3,219,035 号、第4,799,491 号、および第4,802,488
号において述べられている。また、「医療装置、医療機
器辞典」第４巻（J.G.Webster,John Wiley,Sons 著、19
88年発行）の『Tonometry 、Arterial』の項など複数の
刊行物に記載されている。これらの引例はすべて動脈圧
の測定に適用されるトノメトリック法について論じられ
ている。

【０００９】動脈圧の測定に際しては、上記引例の記載
に従って、トノメータセンサに好適な押圧力を付与する
ことにより動脈壁の一部を平坦とすることが望ましい。
脈拍数の測定に関しては、動脈壁を平坦とすることに重
要な意義は必ずしも認められず、動脈壁を平坦とするよ
り弱い押圧力が適用され得る。このため、血圧測定時に
比較して、被測定者の不快感が軽減される。

【００１０】本発明は以上の事情を背景として、上述し
た従来の脈拍数測定の技術における不都合を解消するた
めに為されたものである。

【００１１】本発明の第１の目的は、複数のセンサ素子
が配列されたセンサ素子アレイを使用したトノメトリッ
ク法による脈拍数測定のための装置において、その測定
精度を高めることにある。

【００１２】本発明の第２の目的は、複数のセンサ素子
に対応する複数の脈波信号の各々から所定の加重値に基
づく上記脈波信号の加重平均値を差し引くことにより、
脈波信号からモーションアーチファクトを除去すること
にある。

【００１３】

【課題を解決するための手段】斯かる目的を達成するた
めの、本発明の要旨とするところは、図１３のクレーム
対応図に示されるように、複数のセンサ素子により構成
された単一のアレイを有するトノメータセンサを備え、
そのトノメータセンサから出力される複数種類の脈波信
号に基づいて精度の高い脈拍数を得るための脈拍数測定
装置であって、(a) 予め定められた加重係数に基づいて
前記複数種類の脈波信号の加重平均信号を算出する加重
平均信号算出手段と、(b) その加重平均信号算出手段に
より算出された加重平均信号を前記複数種類の脈波信号
の各々から差し引くことにより、上記複数種類の脈波信
号を補正する脈波信号補正手段と、(c) その脈波信号補
正手段により補正された補正脈波信号に基づいて脈拍数
を算出する脈拍数算出手段と、(d) その脈拍数算出手段
により算出された脈拍数を表示する表示手段と、を含む
ことにある。

【００１４】

【作用】このようにすれば、加重平均信号算出手段によ
り予め定められた加重係数に基づいて算出された複数種
類の脈波信号の加重平均信号が、脈波信号補正手段によ
り上記複数種類の脈波信号の各々から差し引かれること
により複数種類の脈波信号が補正される。そして脈拍数
算出手段によりこの補正脈波信号に基づいて脈拍数が算
出されるとともに、表示手段により表示される。

【００１５】

【発明の効果】歩みのような類の生体の動きに起因して
発生するモーションアーチファクトは複数のセンサ素子
のそれぞれに同程度の影響を及ぼす一方、動脈圧を正確
に反映した脈波信号は、動脈の直上か、或いはそれに極
めて近似して位置させられているセンサ素子のみに作用
する。それ故、モーションアーチファクトが複数のセン
サ素子に平等に作用した場合、そのモーションアーチフ
ァクトを正確に反映した前記複数種類の脈波信号の加重
平均信号が各脈波信号から差し引かれることにより、実
質的にモーションアーチファクトが除去された補正脈波
信号が得られる。従って、本脈拍数測定装置によれば、
上記補正脈波信号から脈拍数が算出されることにより、
モーションアーチファクト等のアーチファクトが好適に
補償されて脈拍数の高い信頼性が得られるのである。

【００１６】好適には、本脈拍数測定装置は、(e) 前記
複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて予め
定められた期間内における自己相関度を示す自己相関値
を算出する自己相関値算出手段と、(f) その自己相関値
算出手段により算出された前記自己相関値が予め定めら
れた相関係数の範囲内であることを以て前記補正脈波信
号を有効と判定する自己相関判定手段とを、さらに含
む。

【００１７】上記好適な脈拍数測定装置は、更に好適に
は、(g) 前記自己相関値算出手段および自己相関判定手
段を心臓収縮時点から所定期間後に作動させる自己相関
処理遅延手段をさらに含む。

【００１８】好適には、本脈拍数測定装置は、(h) 前記
複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて傾斜
値を算出する傾斜値算出手段と、(i) 前記傾斜値算出手
段により算出された前記傾斜値が予め定められたしきい
傾斜値を上回っていることを以て前記補正脈波信号を有
効と判定する傾斜判定手段とをさらに含む。

【００１９】好適には、本脈拍数測定装置は、(j) 前記
複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて心臓
収縮時点を検出する心臓収縮時点検出手段と、(k) その
心臓収縮時点検出手段により検出された心臓収縮時点の
時間間隔である心臓収縮周期を予め定められた基準周期
と比較するとともに、心臓収縮周期が基準周期を超えた
場合にはその心臓収縮周期を今回の心臓収縮周期と決定
し、心臓収縮周期が予め定められた範囲以下である場合
には、その心臓収縮周期と前回決定された心臓収縮周期
との合計値に基づいて今回の心臓収縮周期を決定する心
臓収縮周期決定手段とをさらに含む。

【００２０】好適には、本脈拍数測定装置は、(l) 前記
複数種類の脈波信号の少なくとも一つにおいて、予め定
められた上限値を超えた脈波信号をアーチファクト信号
と判定してアーチファクト信号を除去する過大脈波信号
除去手段をさらに含む。

【００２１】

【実施例】図１には、本発明の好適な一実施例である脈
拍数測定装置１が示されている。この脈拍数測定装置１
は、トノメータセンサ２と、信号処理機能および表示機
能を有する回路を収容するケース３とを備えている。ト
ノメータセンサ２はスプリング４を介してケース３と連
結されたジンバル部材９に取り付けられている。スプリ
ング４はセンサ位置調節部５を有しており、このセンサ
位置調節部５においてジンバル部材９がスプリング４と
連結されている。

【００２２】図２は、図１の装置を更に詳しく示すもの
である。なお、図１に開示されたのと同じ構成部品につ
いては、これと同様の名称を使用するものとする。セン
サアダプタ１２は図示しないピンがジンバル部材９の第
２回転軸心Ａ２上を挿通させられることによりジンバル
部材９に回転可能に取り付けられ、トノメータセンサ２
は、そのセンサアダプタ１２に固着されている。スプリ
ング装着パッド１１は、図示しないピンがジンバル部材
９の第１回転軸心Ａ１に沿って挿通されることによりジ
ンバル部材９に回転可能に取り付けられており、センサ
位置調節部５においてこのスプリング装着パッド１１を
介してスプリング４とジンバル部材９とが連結されてい
る。トノメータセンサ２は可撓性のプリント基板である
フラットケーブル１０によって図４に示されるケース３
内の回路と作動的に連結されている。

【００２３】トノメータセンサ２は、圧力を感知する複
数のセンサ素子１５により構成された単一のアレイであ
る。トノメータセンサの組み立てには、標準的な写真印
刷の製作技術が適用され得る。試験に基づく分析結果に
よれば、脈拍数測定において好適な測定精度を得るため
には３乃至６個程度のセンサ素子１５が必要であるが、
本実施例の測定装置に関しては、単一のセンサ素子１５
であっても従来以上の精度での測定が期待できる。脈拍
数測定装置１の上述しない構成部品については、以下の
説明において言及する。

【００２４】図１に戻って、脈拍数測定装置１は、好適
には腕時計の如く生体の手首に装着される。脈拍数測定
装置１が生体の手首に装着された状態では、トノメータ
センサ２は橈骨動脈上に位置させられ、ケース３は手首
のトノメータセンサ２と反対側に巻回されて装着され
る。ケース３はスプリング４をその一端において片持状
に支持しており、装着バンド８が、そのたわみ部８ａが
締められた状態で掛止具７により留められることによ
り、ケース３が生体の所定の位置に保持されるようにな
っている。装着バンド８はバンド保護部材６を有してお
り、これによりトノメータセンサ２、ジンバル部材９お
よびスプリング４と装着バンド８とが直接接触しないよ
うにされている。なお、バンド保護部材６にはその一部
が内側から切り欠かれることにより箱状部分が形成され
ており、この部分は、トノメータセンサ２、ジンバル部
材９およびスプリング４のいずれとも装着バンド８が接
触しない状態で、それらトノメータセンサ２、ジンバル
部材９およびスプリング４が嵌め入れられた状態とされ
るのに適した形状とされている。

【００２５】トノメータセンサ２は、ケース３に片持状
に支持された細いスプリング４によって、そのスプリン
グ４が手首に巻回された状態とされることにより動脈上
に保持される。ジンバル部材９は一側面においてその底
辺がＵ字状を成しており、（図１および図２参照）この
ジンバル部材９を介してトノメータセンサ２はスプリン
グ４と連結されている。トノメータセンサ２はスプリン
グ４に支持されることによって、生体に装着されている
間手首に対して水平となるように位置させられる。ジン
バル部材９は、互いに直交する２本の回転軸心Ａ１およ
びＡ２の各々の回りを約２０度回転することが可能とな
っている。トノメータセンサ２およびジンバル部材９の
スプリング４上における位置は、スプリング４の一部で
あるセンサ位置調節部５により調節されるようになって
いる。

【００２６】トノメータセンサ２の押圧力は、被測定者
に不快感を与えない範囲で橈骨動脈の一部を平坦とし得
る程度に調節される。最適押圧力は約１００ｇ乃至５０
０ｇの範囲内であって、生体それぞれに異なる。トノメ
ータセンサ２からの脈波信号が信頼できるものとなるよ
うに、その押圧力が比較的高いことを望む被測定者もい
れば、手首が押圧力に対して敏感であるため、比較的低
い押圧力を要求する者もいる。

【００２７】好適には、トノメータセンサ２の押圧力は
スプリング４の弾性力によってのみ調節されるが、その
場合、生体によって手首の大きさおよび形がさまざまで
あるため、生体毎に適当な形状のスプリング４を用意す
る必要がある。しかし通常は、図３の(a) 、(b) 、(c)
に示すように、形状の異なる３タイプのスプリング４
ａ、４ｂ、４ｃで大部分の生体に対応し得る。図３の
(a) 乃至(c) のスプリング４ａ、４ｂおよび４ｃは標準
的な生体に適用し得る長さおよび曲度を備えている。な
お、スプリング４ａ、４ｂおよび４ｃは、その曲率半径
のみが異なる。

【００２８】以下に、上述の脈拍数測定装置による脈拍
数測定について述べるが、これを理解するに当たり、ま
ず標準的な脈波波形の重要な特徴を説明する。

【００２９】図１１には標準脈波１００が、その平均脈
圧１０２とともに示されている。この標準脈波１００に
おいて最高脈圧を示す上ピーク点１０４は心臓収縮時点
を示し、また最低脈圧を示す下ピーク点１０６は心臓拡
張時点を示している。科学的な分析により、標準脈波１
００において最大傾斜角を有する点は下ピーク点１０６
から上ピーク点１０４に向かう昇圧区間１０８内であっ
て、上ピーク点１０４の直前に存在することが判明して
いる。ノッチ１１０は相当数の生体の脈波波形に存在す
る。

【００３０】図１２には反転脈波１００’が示されてい
る。この反転脈波１００’は、ケース３が動脈上に正常
に位置させられていても、センサ素子１５自体が動脈上
の正常な位置から外れて配置された場合に発生する。こ
の場合、生体の脈動に伴う脈圧はケース３に直接作用す
る一方、センサ素子１５に作用する脈圧は小さくされ
る。その結果、脈波は採取されるものの、その波形は上
下に反転し、相対的に負の圧力を示すものとなるのであ
る。この反転脈波１００’は、前記心臓収縮時点である
上ピーク点１０４に対応する下ピーク点１０４’、心臓
拡張時点である下ピーク点１０６に対応する上ピーク点
１０６’、上記昇圧区間１０８に対応する降圧区間１０
８’、およびノッチ１１０’を有している。

【００３１】脈拍数の計算はケース３内に収容された図
４に示される電子回路において、図５乃至図８図のフロ
ーチャートに従って遂行される。

【００３２】まず、図４から明らかなように、本実施例
では、トノメータセンサ２の出力信号を処理することに
より脈拍数を算出する回路は、前置増幅器５８、ハイパ
スフィルタ６０、ローパスフィルタ６２、増幅器６４、
Ａ／Ｄ変換器６６、ＣＰＵ６８、ＲＡＭ７０、ＲＯＭ７
２、Ｉ／Ｏインターフェース回路７４および表示装置７
６により構成されている。なお、図４に示されるよう
に、前置増幅器５８、フィルタ６０および６２、増幅器
６４およびＡ／Ｄ変換器６６には、トノメータセンサ２
を構成する複数のセンサ素子１５からの複数の出力信号
がそれぞれ供給されるようになっている。

【００３３】作動時において、トノメータセンサ２の複
数のセンサ素子１５の出力信号に対応する複数の脈波信
号はすべて前置増幅器５８に供給される。この前置増幅
器５８では上記信号がフィルタ処理される前に増幅され
る。前置増幅器５８の出力信号はハイパスフィルタ６０
に供給されることにより、直流成分および極めて低い周
波数成分が除去される。ハイパスフィルタ６０から出力
された信号はローパスフィルタ６２に供給され、ここで
所定の高い周波数成分が除去される。すなわち、ハイパ
スフィルタ６０およびローパスフィルタ６２は、これら
が併用されることにより実質的にバンドパスフィルタと
して機能しているのである。この事実上のバンドパスフ
ィルタ６０および６２の好適な帯域は約０．１〜３０Hz
である。上記フィルタ処理が施された脈波信号は、増幅
器６４によりＡ／Ｄ変換器６６に適合し得る水準まで増
幅され、Ａ／Ｄ変換器６６にてデジタル信号に変換され
た後、Ｉ／Ｏインターフェース回路７４に供給される。
Ｉ／Ｏインターフェース回路７４に供給された上記デジ
タル信号はＣＰＵ６８によって読み出され、ＲＡＭ７０
に記憶される。

【００３４】ＲＡＭ７０は複数のデータバッファにより
構成されており、複数のセンサ素子１５からの複数の脈
波信号に対応する複数種類のデジタル信号を記憶する。
ＲＯＭ７２はＣＰＵで利用される制御プログラムソフト
ウェアを保有する。ＣＰＵ６８はＩ／Ｏインターフェー
ス回路７４を介してＡ／Ｄ変換器６６からのデジタル信
号を入力し、この信号に基づいて算出した脈拍数を示す
信号を表示装置７６に供給する。

【００３５】以下、上記ＣＰＵ６８の作動を図５乃至図
８に示されるフローチャートに従って説明する。

【００３６】被測定者により脈拍数測定装置が起動操作
されるか或いはリセット操作されると、初期化ルーチン
が実行されて保存データがリセットされる。また、図示
しないクロックが作動させられるとともに、そのクロッ
ク信号がＣＰＵ６８に供給されることにより上記装置が
予め定められたサンプリング期間にわたって作動するよ
うにセットされる。

【００３７】図５に示されるプログラムのうち、プログ
ラムセグメント１においては、サブステップ１ａでは前
記クロックの作動が開始されたか否かが判断される。こ
の１ａでクロックの作動が未だ開始されていないと判断
された場合には、再びこのサイクルが実行される。もし
クロックが作動していると判断された場合には、ＣＰＵ
６８の制御によりサブステップ１ｂが実行され、トノメ
ータセンサ２の複数のセンサ素子１５からの複数種類の
脈波信号が読み込まれる。また複数のシステムタイマが
更新された後、プログラムセグメント２が実行される。

【００３８】本発明の過大脈波信号除去手段に相当する
プログラムセグメント２においては、前記センサ素子１
５からの脈波信号の各々について、そのデータが予め定
められた上限値を超えるものか否かが判断される。実際
に得られたデータの示す値が上記上限値、すなわち予め
定められた最大振幅を超えるものである場合、そのデー
タは零にセットされる。また、セグメント２では、所定
のフラグが立てられることにより、次の５秒間のうちに
上記最大値を超えるデータのすべてが零とされる。この
ようにして、通常の脈波信号の振幅を超えた振幅の大き
な信号が排除されることにより、ノイズが除去される。

【００３９】セグメント３では、上記脈波信号に差分処
理が施されることにより、差分処理信号が得られる。す
なわち本発明の加重平均信号算出手段に相当するサブス
テップ３ａでは、プログラムセグメント２で零にセット
されていない各センサ素子１５からの複数種類の脈波信
号がすべて平均化処理されることにより、所定の加重係
数に基づいた加重平均信号が算出される。平均化処理に
用いられる加重係数は好適には約１．０であるが、後述
するようにも変更され得る。次いで本発明の脈波信号補
正手段に相当するサブステップ３ｂでは、上記零以外の
複数種類の脈波信号の各々からこの加重平均信号がそれ
ぞれ差し引かれる。

【００４０】このような差分処理アルゴリズムにより、
トノメータセンサ２により検出された各脈波信号からモ
ーションアーチファクトが除去される。このアルゴリズ
ムはセンサ素子１５が複数使用される場合において適用
される。差分処理アルゴリズムは、複数種類の脈波信号
がモーションアーチファクトの影響を均一に受ける場合
に、モーションアーチファクトと動脈圧に対応する真の
脈波信号との識別に有効とされる。たとえば、歩みのよ
うな類の生体の動きに起因して発生するモーションアー
チファクトは、センサ素子１５のそれぞれに同程度の影
響を及ぼす。一方、動脈圧を正確に反映した脈波信号
は、動脈の直上か、或いはそれに極めて近接して位置さ
せられているセンサ素子１５のみに作用する。

【００４１】差分処理アルゴリズムにおいては、複数の
センサ素子１５に対応する複数種類の脈波信号の合計に
基づいて加重平均信号が決定される。モーションアーチ
ファクトが複数のセンサ素子１５に均等に作用した場
合、その加重平均信号にはモーションアーチファクトが
正確に反映される。この加重平均信号が各脈波信号から
差し引かれることにより差分処理信号が得られる。（す
なわち、モーションアーチファクトを正確に反映した信
号が各脈波信号から差し引かれることにより、各脈波信
号が補正されるのである。）補正される前の脈波信号
は、それがモーションアーチファクト信号であるとも、
動脈圧を正確に反映した真の脈波信号にモーションアー
チファクトが付加された信号であるとも考えられる。図
９に、３つのセンサアレイについて、それらの信号に差
分処理アルゴリズムが適用された例を示す。なお、図９
に示された信号は、１クロックチックで得られたもので
ある。

【００４２】上記差分処理アルゴリズムはこの大きなア
ルゴリズムの主要な構成要素のうちの一つである。この
大きなアルゴリズムでは、各処理信号の出力値は、複数
の未処理信号が重み付けされて合計された総計値に相当
する。たとえば、３つの未処理値が重み付けされ且つ以
下に示すように加算されることにより、処理値１が得ら
れる。

【００４３】

【数１】

【００４４】本発明として開示する技術範囲内であれば
セグメント３において数式１以外の処理が更に加えられ
ても差し支えなく、また前記加重係数も、基本的な差分
処理の技術に基づいた値であれば、差分処理アルゴリズ
ムにおいて通常使用される値（すなわち１．０）と異な
ってもよい。たとえば予め選択された単一のセンサ素子
１５を基準とし、それからかなり離れて位置するセンサ
素子１５の出力信号に負の大きな重み付け係数が適用さ
れたり、或いは基準とされるセンサ素子１５に近いセン
サ素子１５に正の大きな重み付け係数が適用されても、
適当な加重平均信号が得られて平均化処理は正常に行わ
れ得る。

【００４５】図５に戻って、プログラムセングメント３
に続いてプログラムセグメント４が実行されることによ
り、差分処理信号に相関アルゴリズムに基づく処理が施
される。

【００４６】相関アルゴリズムにより、連続する２拍の
心拍にほぼ対応するように予め決定された期間に採取さ
れた連続する２拍分の脈波波形に関して、１拍に対応す
る２つの脈波波形の間の類似度が定量的に算出される。
その原理として、人体における１拍の心拍と、これに続
く次の１拍の心拍にそれぞれ対応する各脈波波形は極め
て近似するものであることが挙げられる。相関アルゴリ
ズムでは現下の心拍に同期して発生する脈波の波形と、
その直前の心拍に同期して検出された脈波の波形とが比
較される。

【００４７】相関アルゴリズムに基づく処理は本発明の
自己相関値算出手段および自己相関判定手段に対応する
サブステップ４ａにおいて以下のように実行される。変
数ＩＣＯＲは、心臓収縮時点を検出するまでに費やされ
るクロック信号〔ティック（tick) 〕の数（すなわち経
過時間）を連続的に計測するカウンタとして使用され
る。処理開始に際し、ＩＣＯＲが１にセットされる。そ
してＩＣＯＲはクロックのティックの１ずつの増加に対
応して１ずつ増加させられる。（すわなち、時間データ
が１つずつ読み込まれるようになっている。）変数ＩＣ
ＯＲが１にセットされた時、後に説明する変数ＤＳＵＭ
およびＮＳＵＭの２つが０にセットされる。心臓収縮時
点の検出処理が開始されてから実際に心臓収縮時点（と
推定されるもの）が検出されるまでの期間における、ト
ノメータセンサ２を構成する複数のセンサ素子１５のう
ち予め決定された特定の単一のセンサ素子１５からのデ
ータが、ＣＯＲＥＬＡと称されるデータバッファに記憶
される。変数ＩＣＯＲはＣＯＲＥＬＡのポインタとして
使用される。すなわち、クロックのティックに対応する
ＩＣＯＲの時間計測が開始された後、換言すれば心臓収
縮時点の検出処理が開始された後、前記特定の単一のセ
ンサ素子１５からのデータがＩＣＯＲをポインタとする
ＣＯＲＥＬＡに記憶されるのである。

【００４８】たとえば、予め特定された単一のセンサ素
子１５からのデータのうち、前回の心拍に対応する脈波
信号のデータが上記ＣＯＬＥＲＡに記憶される一方、最
新の心拍に対応する脈波信号のデータはＣＯＬＥＬＢと
称されるＣＯＲＥＬＡとは別のデータバッファに記憶さ
れるものと仮定する。最新の心拍に同期して今回の心臓
収縮時点が検出されると、続いて相関係数ＣＯＲが算出
される。前回の脈波および今回の脈波との相関係数は数
学的に数２に示すように定義される。

【００４９】

【数２】

【００５０】和分法に基づく上記数２において、“Σ”
は作動開始から心臓収縮時点を検出するまでに経過した
時間Ｊに対応するデータの総和である。今回の心拍に同
期した脈波波形が前回の心拍に同期した脈波波形と完全
に一致するものであるならば、ＣＯＲＥＬＡはＣＯＲＥ
ＬＢと一致し、相関係数ＣＯＲは１で示される。また相
関係数ＣＯＲが１とひどくかけ離れた数値であるなら
ば、前回の脈波と今回の脈波とは波形がほぼ一致するも
のとは言えず、少なくとも上記２つの脈波のうちの一方
はモーションアーチファクトに起因して歪められた波形
である。本プログラムにおいて脈拍数測定に有効な真の
脈波として認められ得る相関係数ＣＯＲは約０．６〜
２．０の範囲内であって、この範囲外の相関係数を示す
波形は除去されるか或いは捨て置かれる。もちろん、こ
こに開示された技術の主旨を逸脱しない限りにおいて、
相関係数ＣＯＲの真の脈波を判定する判定基準範囲は上
記以外の数値でもあり得る。

【００５１】上述した相関係数に関する通例の数学的定
義としては、相関係数は前述のＣＯＲＥＬＡとＣＯＲＥ
ＬＢによって例示されたような相関処理の対象となる２
つの波形において、各波形が形成されるのに費やされた
時間の長さが完全に一致する場合においてのみ適用され
る。換言すれば、前記数式２は、上記２つの波形に対応
する２拍の心拍の発生期間が等しい場合にのみ、数学的
な価値が認められるものである。本実施例においては、
このような数学的拘束力に捕らわれず、たとえ２拍の心
拍の発生期間が完全に等しいものでなくとも相関係数Ｃ
ＯＲの算出は実施される。数式２は、それがたとえ数学
的に不正確となり得る状況下で使用されたとしても、モ
ーションアーチファクトを検出するのに大いに効果的な
ものであるという理由から、２つの波形の存在する時間
の長さが一致しない場合でも、有効に利用される。

【００５２】好適には、前記データバッファとして挙げ
たＣＯＲＥＬＢは使用されず、代わりに数式２の分子の
移動加算値ＮＳＵＭ、および数式２の分母の移動加算値
ＤＳＵＭが、各センサ素子１５からのデータが得られた
時点でそれぞれ更新される。一例として、数式３に示す
ＢＰ（ELEMENT)は、変数ＩＣＯＲの示す所定時間におい
て予め特定された単一のセンサ素子１５により検出され
た圧力であるとすると、上記更新処理は数３に示される
式１０、式２０、式３０の順に行われる。

【００５３】

【数３】１０ＤＳＵＭ＝ＤＳＵＭ＋（ＢＰ（ELEMENT)×ＢＰ（ELEMENT)）２０ＮＳＵＭ＝ＮＳＵＭ＋ＢＰ（ELEMENT)×ＣＯＲＥＬＡ（ＩＣＯＲ）３０ＣＯＲＥＬＡ（ＩＣＯＲ）＝ＢＰ（ELEMENT)

【０００】相関係数は、心臓収縮時点の検出に続い
て、数式４のように単純に算出される。

【００５４】

【数４】ＣＯＲ＝ＮＳＵＭ／ＤＳＵＭ

【００５５】数式３における式２０のＣＯＲＥＬＡ（Ｉ
ＣＯＲ）には前回の心拍に伴う脈圧のデータがまだ含ま
れている。そこで次回の心拍に関連する計算処理のため
に、数式３の式３０においてＣＯＲＥＬＡが更新される
ようになっている。数式２におけるＣＯＲＥＬＡおよび
ＣＯＲＥＬＢの２つのデータバッファでの処理に代わる
このような移動加算値の使用は、コンピュータ処理が能
率的であり得且つ記憶装置が単純に構成され得るという
点で有効である。相関係数ＣＯＲは数式２のように定義
されたが、ここに開示された技術の主旨を逸脱しない範
囲であれば数式２以外にも定義され得る。

【００５６】図１０に示す表には、例として、仮想のデ
ータに基づく適当な変数が記載されている。仮に変数Ｉ
ＣＯＲが３を示した時が心臓収縮時点であると仮定する
と、（実際には心臓収縮時点を検出するに至るまでには
３をはるかに上回る数のデータが得られる程度の長い脈
波波形が形成される）相関係数ＣＯＲは数式５に示され
るように算出される。

【００５７】

【数５】ＣＯＲ＝ＮＳＵＭ／ＤＳＵＭ＝３８５０／５３２５＝．７２３Ｌ Feed

【００５８】上記脈波信号は前記相関係数ＣＯＲの判定
基準範囲０．６〜２．０に基づいて、脈拍数測定に有効
な真の脈波信号と判断される。

【００５９】更に、相関係数ＣＯＲの算出に関する他の
態様として、以下に示す数式６の定義が挙げられる。

【００６０】

【数６】ＣＯＲ＝（ＣＯＲＥＬＡ（ｊ）^*ＣＯＲＥＬＢ（ｊ）／（ＡＭＰＡ）×（ＡＭＰＢ）

【００６１】但し、数式６のＡＭＰＡ＝ｓｑｒｔ（ＤＳ
ＵＭ）、ＡＭＰＢ＝ｓｑｒｔ（ＤＳＵＭ’）（ＤＳＵ
Ｍ’は前回の心拍に対応するＤＳＵＭ）である。

【００６２】上記のように定義された相関係数ＣＯＲ
は、今回の心拍と前回の心拍とに対応する２つの脈波信
号の間に生じる大きさの変化とは無関係なものとされて
いる。

【００６３】サブステップ４ａに続くサブステップ４ｂ
では、心臓収縮時点から予め定められた標準期間内、た
とえば０．２５秒程度のノッチが現れるまでの期間経過
したか否かが判断される。この判断が肯定された場合に
は、再びプログラムセグメント１が実行されることによ
り、更にセンサ素子１５からの脈波信号が読み込まれて
累積される。また上記判断が否定された場合には、続い
てプログラムセグメント５が実行される。

【００６４】図１１に示されるように、反転していない
標準の脈波波形１００には、心臓収縮時点に対応する上
ピーク点１０４を頂点としてそこから下に垂れ下がるよ
うな降圧傾斜が、比較的広範囲にわたって存在する。ま
たこれに関連して、一定区間において極小圧力を示すノ
ッチ１１０も明らかに確認される。このような特徴か
ら、プログラム処理の過程で標準脈波１００であるにも
関わらず反転波形１００’（すなわち比較的広範囲の降
圧傾斜を有し、一定区間において最小値を示す部分を含
む波形）であると誤って判断される場合がある。これと
同様の問題は反転脈波１００’においても発生し得る。
すなわち図１２に示されるような、心臓収縮時点に続い
て現れるノッチ１１０’を有する反転脈波１００’が、
新たに発生した標準脈波１００であると誤って判断され
る場合がある。プログラムとしては上記標準脈波１００
および反転脈波１００’の両者に対する正確な処理が要
求される。この要求に応じ得る最良の方法は、通常心臓
収縮時点が検出された後に行われる脈波波形の相関処理
の開始を遅延させることである。しかし、この方法は相
関アルゴリズムに関していくつかの弊害を伴う。という
のは、相関アルゴリズムは、相関アルゴリズムが適用さ
れ得る形状まで脈波波形が形成された区間の完了に応答
して直ちに実行されるのがもっとも効果的だからであ
る。上記不都合を考慮した折衷的な解決方法は、サブス
テップ４ｂにおいて心臓収縮時点が検出されてから次の
心臓収縮時点の検出処理が開始されるまでの間に所定の
遅延期間を設け、この遅延期間を過ぎてからプログラム
セグメント５が実行される前までの期間に相関処理を開
始し且つ完了させることである。

【００６５】このように、本実施例では、上記本発明の
自己相関処理遅延手段に相当するサブステップ４ｂにお
いて、センサ素子１５と動脈との位置関係が好適に設定
されないことにより、あるいはセンサ素子１５がずれて
生体との位置関係が変化することにより発生する反転脈
波１００’が好適に処理されるようになっているため、
正の圧力波形しか正確に処理され得ない従来の脈波検出
装置に比較して脈拍数測定装置の装着に関するさまざま
な制約、および／または被測定者へ不快感を与えること
が好適に解消される。上記従来の脈拍数測定装置は、脈
波を採取すべき動脈上の好適な位置に正確に配置され且
つ比較的強く保持されることが要求され、その際、脈拍
数測定装置の装着に関するさまざまな制約、および／ま
たは被測定者へ不快感を与えることが避けられなかった
のである。

【００６６】プログラムセグメント４に続いて実行され
るプログラムセグメント５では、脈波信号のうち、最低
値および最高値を示すデータを有する信号が累積して記
憶される。図５に示されるように、サブステップ５ａで
は、最新の脈波信号のデータが前回の脈波信号のデータ
と比較されることにより、前記予め決定された特定のセ
ンサ素子１５の脈波信号が経時的に増加したか、減少し
たか、或いは等しいかが判断される。上記脈波信号が経
時的に増加したと判断された場合には、サブステップ５
ｅにおいてフラグＤＯＷＮＨＩＬＬの内容がＦａｌｓｅ
とされる。一方減少したと判断された場合には、サブス
テップ５ｂにおいてフラグＤＯＷＮＨＩＬＬの内容はＴ
ｒｕｅとされる。増加したと判断された脈波信号はサブ
ステップ５ｅ、５ｆおよび５ｇにおいて処理され、減少
したと判断された信号はサブステップ５ｂ、５ｃおよび
５ｄにおいて処理される。そしてプログラムはセグメン
ト６に移行する。

【００６７】図６において、本発明の傾斜値算出手段に
相当するサブステップ６ａでは、前記特定のセンサ素子
１５に対応する脈波信号の傾斜値が算出される。続いて
本発明の傾斜判定手段に相当するサブステップ６ｂにお
いてサブステップ６ａで求められた傾斜値が予め定めら
れたしきい傾斜値を上回ったか否かが判断されることに
より、前回の心臓収縮時点（それが真のものか否かは明
らかでないが）が検出されてから後既に予め定められた
しきい傾斜値を上回る傾斜を有する脈波信号が発生した
か否かが判断される。前回の心臓収縮時点が検出されて
から既に上記しきい傾斜値を超える傾斜の脈波信号が発
生したと判断された場合には、次の最大絶対傾斜値を検
出することにより次の心臓収縮時点を検出するためのサ
ブステップ６ｅ〜６ｉが実行される。サブステップ６ｅ
で、心臓収縮時点が、標準脈波においては極大値を示す
上ピーク点１０４、反転脈波においては極小値を示す下
ピーク点１０４’として検出された場合には、サブステ
ップ６ｇが実行されて最大絶対傾斜値の６５％に相当す
る値が記憶され、これが次の信号のしきい傾斜値として
使用される。上記上ピーク点１０４または下ピーク点１
０４’が検出されない場合には、図８のセグメント１３
が実行された後、プログラムセグメント１に戻る。サブ
ステップ６ｂにおいて前回の心臓収縮時点の検出後にお
いて未だしきい傾斜値を上回る脈波信号が発生していな
いと判断された場合には、サブステップ６ｊ〜６ｐが実
行されることにより、今回の心臓収縮時点の検出期間と
して予め設定されたサンプリング期間内にしきい傾斜値
を超える傾斜値を有する脈波信号が発生したか否かが判
断される。サブステップ６ｍでは、今回の傾斜の絶対値
がしきい傾斜値より大きいか否かが判断される。今回の
傾斜の絶対値がしきい傾斜値より大きいと判断された場
合にはサブステップ６ｏが実行されて、正である場合に
は標準脈波１００を示す内容に、しきい傾斜値より大き
いと判断された傾斜値が負である場合には反転脈波１０
０’を示す内容に、フラグがセットされる。続いてサブ
ステップ６ｐおよびプログラムセグメント１３が実行さ
れた後、プログラムはセグメント１に戻って更にデータ
が蓄積される。

【００６８】プログラムセグメント６において本発明の
心臓収縮時点検出手段に相当するサブステップ６ｅおよ
び６ｆにより心臓収縮時点とされるもの（これが真のも
のか否かは確かでない）が検出された場合、続くプログ
ラムセグメント７において複数のセンサ素子１５のうち
最大振幅の脈波信号と、その最大脈波信号を出力したセ
ンサ素子１５とが特定される。脈波信号の振幅は、１つ
のセンサ素子１５において、１拍の心拍に同期してその
センサ素子１５から出力された脈波信号のうちの最大値
（極大値）と最小値（極小値）との差に基づいて測定さ
れる。図７のサブステップ７ａでは、複数のセンサ素子
１５に対応する複数の脈波信号の中から、最大振幅を有
する脈波信号とこれに対応するセンサ素子１５とが特定
される。サブステップ７ｂでは、複数の脈波信号の中か
ら正の最大振幅を示す脈波信号とこれに対応するセンサ
素子１５とが特定される。サブステップ７ｃでは、１拍
毎の心拍において最も大きな振幅を示した脈波信号に対
応するインデックスが順次記憶されることにより、最新
の心拍を含む連続した過去５拍分の心拍にわたって最大
振幅を示す脈波信号を出力したセンサ素子１５が信頼し
得る事実上のセンサ素子１５（アクティブ素子）として
選定される。

【００６９】プログラムセグメント８は、１拍分の脈波
の発生期間内に含まれる２つのトリガ（極大値）を検査
するプログラムであり、本発明の心臓収縮周期決定手段
に相当する。まずサブステップ８ａおよび８ｃでは、前
回の心臓収縮時点から今回の心臓収縮時点までの心臓収
縮周期が、予め求められた平均心臓収縮周期のプラスマ
イナス３０％の範囲内であるか否かが判断される。この
判断が肯定された場合には、幾つかのステップが省略さ
れてサブステップ８ｅが直ちに実行され、上記心臓収縮
周期がＲＡＭ７０に記憶される。心臓収縮周期が平均心
臓収縮周期のマイナス３０％以下の場合には、サブステ
ップ８ｂが実行されて、現在から逆上った過去１５秒間
に脈拍数測定に有効な真の脈波信号が検出されたか否か
が判断される。真の脈波信号が検出されていない場合に
は上述のサブステップ８ｅが実行される。１５秒間に真
の脈波信号が検出されていると判断された場合には、続
いてサブステップ８ｃおよび２トリガアルゴリズム処理
が実行される。

【００７０】２トリガアルゴリズムは、２つの有効なト
リガの間に発生する不要なトリガを処理するためのもの
である。この名称は、１拍の脈波信号に関連して１つの
トリガよりも２つのトリガが発生し易い事実に基づいて
いる。

【００７１】２トリガアルゴリズムは、連続する２つの
心臓収縮時点を結ぶ期間に相当する心臓収縮周期のう
ち、最新の心臓収縮周期（本プログラムでは、この最新
の心臓収縮周期を変数ＳＹＳＴＩＭと称する）と、後述
する加重平均脈拍数に基づいて予め決定された平均心臓
収縮周期を核とする所定の基準周期範囲とを比較するも
のである。２トリガアルゴリズムでは最新の心臓収縮周
期と前回の心臓収縮周期（いずれも脈拍数測定に有効な
真の脈波信号に基づく有効な周期か否かは不明である
が）の両者が順次記憶される。本プログラムでは、前回
の心臓収縮周期を変数ＳＹＳ１と称する。

【００７２】プログラムセグメント８の処理に従えば、
最新の心臓収縮周期が前記予め決定された平均心臓収縮
周期の７０％を超えている場合には、以下セグメント８
におて何の処理も加えられず２トリガアルゴリズムも実
施されない。平均心臓収縮周期の７０％以下であると判
断された場合には、現在から逆上った１５秒以内に脈拍
数測定に有効な真の脈波信号が検出されたか否かが判断
される。この判断が否定された場合には、２トリガアル
ゴリズム処理は行われず、次の処理に移る。

【００７３】過去１５秒以内に真の脈波信号が検出され
たと判断された場合には、今回の心臓収縮周期と前回の
心臓収縮周期の合計値が平均心臓収縮周期と比較され
る。この合計値が平均心臓収縮周期の１３０％を下回る
場合には変数ＳＹＳＴＩＭがＳＹＳＴＩＭ＋ＳＹＳ１に
更新される。

【００７４】このように、本実施例では、プログラムセ
グメント８において２アルゴリズムが実施されるように
なっているため、ノッチに起因する脈拍数の誤測定が好
適に補償されて脈拍数の測定精度の低下が好適に防止さ
れ得る。従来では、脈波信号にノッチが存在する場合、
心拍の一周期の間に昇圧期および降圧期がそれぞれ二回
ずつ確認されることとなり、これら２回の昇圧期および
降圧期に関連して、一拍の脈拍が誤って２拍と判断され
る場合があり、このような不正確な判断が脈拍数の測定
精度を大幅に低下させる要因となっていたのである。

【００７５】２トリガアルゴリズムでは、突起状の波形
として現れる短期間のノイズ信号またはモーションアー
チファクトの混入により実際の心臓収縮周期が前回の心
臓収縮周期および今回の心臓収縮周期として２分割され
た場合でも、この状態が補償されるようになっている。
今回の心臓収縮周期が補償され、この補償心臓収縮周期
が次回に発生すると予想される心拍に対して前回の心臓
収縮周期とされる。２トリガアルゴリズムは、１拍の心
拍に対して３以上のトリガも処理することが可能な原理
である。

【００７６】本実施例における２トリガアルゴリズムは
加重平均脈拍数のみに関与するものであって、前述した
相関アルゴリズムには何ら作用しない。しかし本発明の
他の好適な実施例によれば、以下に示す条件が満たされ
た上で、２トリガアルゴリズムと相関アルゴリズムとが
相互に関連しつつ信号処理が実行され得る。

【００７７】１．加重平均脈拍数に基づいて予め決定さ
れた異常に短い期間内にトリガが発生した場合には、変
数ＩＣＯＲはリセットされない。２．前記ノッチに隣り合う上り傾斜部分において本来存
在しないはずのトリガが発生することを防止するため、
心臓収縮時点が検出された後に実施されるトリガの検出
処理の開始が遅延される。この遅延期間において、相関
処理、すなわち、前述したアレイＣＯＲＥＲＡ、変数Ｎ
ＳＵＭ、ＤＳＵＭおよびＩＣＯＲがクロックの計測に関
連してそれぞれ更新されるという処理操作は引き続き実
行される。

【００７８】２トリガアルゴリズムの実行に際して重要
な点は、その使用を制限することにある。特に、脈拍数
測定に有効な真の脈波が検出されたから１５秒以上経過
した後には２トリガアルゴリズムに関連する処理が実行
されないようになっている。また、本実施例のプログラ
ムの開始に当たっても使用すべきではない。脈拍数測定
に有効な真の脈波が一旦検出されると、２トリガアルゴ
リズムは真の脈波の検出の助けとなるように作用する。
そして真の脈波が検出されてから１５秒経過後に２トリ
ガアルゴリズム処理が中止されることにより、実際には
存在しないはずの脈波の“発生”が抑制される。加重平
均脈拍数は強いノイズおよびアーチファクトが発生して
いる期間においてずれを生じる傾向がある。存在するは
ずのない複数のパルスの合計発生時間がたとえば１５秒
以上である場合、脈拍数のずれの可能性は実際の脈拍数
の５０％にも及ぶ場合がある。この時、まだ２トリガア
ルゴリズムの処理が有効とされているなら、実際の脈拍
数の５０％にも及ぶずれは防止され得る。２トリガアル
ゴリズムの原理に基づいて、1/2 トリガアルゴリズム、
1/3トリガアルゴリズムなども実施するのが賢明であ
る。上記1/2 トリガアルゴリズム、 1/3トリガアルゴリ
ズムは、存在すべきトリガが採取されない場合にこれを
補償するためのアルゴリズムである。

【００７９】続いてプログラムはセグメント９に移る。
このセグメント９では、心臓収縮周期が、生理学に基づ
いて予め定められた範囲内、すなわち脈拍数に換算して
約３５〜２２５ビート／分（ＢＰＭ）に相当する範囲内
であるか否かが判断される。心臓収縮周期が上記範囲内
でない場合には、プログラムセグメント１４が実行さ
れ、このうちサブステップ１４ａにおいて現在から逆上
る３０秒間に脈拍数測定に有効な真の脈波が検出された
か否か判断される。この真の脈波が検出された場合に
は、プログラムセグメント１３が実行された後セグメン
ト１に戻る。真の脈波が検出されていない場合には、サ
ブステップ１４ｂにおいて表示装置７６が空白（blank)
の状態とされた後セグメント１３が実行され、続いてセ
グメント１に戻る。セグメント９ａにおいて心臓収縮周
期が上記予め定められた範囲内であると判断された場合
には、プログラムはセグメント１０に移る。

【００８０】セグメント１０では、加重平均脈拍数が算
出されるとともに、この加重平均脈拍数が予め定められ
た範囲内であるか否かが判断される。

【００８１】サブステップ１０では、加重平均脈拍数が
数式７により求められる。

【００８２】

【数７】ＡＰＲ_t＝ＡＰＲ_t-1×（１−Ｃ）＋（ＰＲ_t）×Ｃ

【００８３】数式７のうち、ＡＰＲ_tは今回の平均脈拍
数、ＡＰＲ_t-1は前回の平均脈拍数、ＰＲ_tは今回の脈
拍数、Ｃは今回の加重係数であって前回の処理過程にお
けるプログラムセグメント１０で算出された前回の加重
係数を下回る値である。

【００８４】サブステップ１０ｂでは、今回の加重平均
脈拍数が予め定められた約０．８Ｐ〜１．３Ｐの範囲内
であるか否かが判断される。ここで上記Ｐは前回の加重
平均脈拍数に相当する。今回の加重平均脈拍数が上記範
囲内である場合には、プログラムはサブステップ１０ｃ
に移り、加重係数Ｃが０．１以上の予め定められた割合
だけ小さくされ、その小さくされた加重係数が新たな加
重係数Ｃとして記憶される。そしてプログラムはセグメ
ント１１に移る。サブステップ１０ｂにおいて、今回の
加重平均脈拍数が０．８Ｐ〜１．３Ｐの範囲内でないと
判断された場合には、サブステップ１０ｄが実行される
ことにより加重係数Ｃが０．５以下の予め定められた割
合だけ大きくされ、その大きくされた新たな加重係数が
記憶される。そしてステップ１０ｅでアーチファクトフ
ラグが立てられた後、プログラムセグメント１４におい
て前述した処理が実行される。

【００８５】図８に移って、プログラムセグメント１１
では、セグメント１０からの脈波信号が予め定められた
しきいノイズを上回っているか否かが判断される。この
予め定められたしきいノイズの値はたとえば０．０２５
ボルトであって、センサ素子１５の出力信号の約０．７
mmHgに相当する。脈波信号が上記予め定められたしきい
ノイズの値より小さいと判断された場合には、サブステ
ップ１１ｂでアーチファクトフラグが立てられた後プロ
グラムセグメント１４が実行される。脈波信号の振幅が
しきいノイズの値を上回っていると判断された場合には
セグメント１２が実行される。

【００８６】プログラムセグメント１２において、サブ
ステップ１２ａでは相関係数ＣＯＲが数式８に従って算
出される。なお、数式８のＮＳＵＭおよびＤＳＵＭはと
もにプログラムセグメント４において算出された値であ
る。

【００８７】

【数８】ＣＯＲ＝ＮＳＵＭ／ＤＳＵＭ

【００８８】サブステップ１２ｂでは、相関係数ＣＯＲ
が予め定められた範囲、たとえば０．６〜２．０の範囲
内であるか否かが判断される。相関係数ＣＯＲが上記範
囲内でないと判断された場合には、サブステップ１２ｃ
においてアーチファクトフラグが立てられた後、プログ
ラムセグメント１４が実行される。相関係数ＣＯＲが上
記範囲内であると判断された場合には、プログラムセグ
メント１３が実行される。

【００８９】プログラムセグメント１３では、脈拍数が
算出され且つ表示される。サブステップ１３ａでは、表
示すべき脈拍数、すなわち脈拍数測定に有効な真の脈波
信号に基づく加重平均脈拍数が表示脈拍数として算出さ
れる。表示脈拍数はプログラムセグメント１０において
算出された加重平均脈拍数と同一ではなく、表示脈拍数
は真の脈波の検出に関連してのみ更新される。真の脈波
が検出されると、表示脈拍数が数式９に従って算出され
る。

【００９０】

【数９】ＤＰＲ_t＝（１−Ｄ）×（ＤＰＲ_t-1）＋
（Ｄ）×（ＰＲ_t）

【００９１】数式９において、ＤＰＲ_tは更新内容に相
当する最新の表示脈拍数、ＤＰＲ_t-1は前回の表示脈拍
数、ＰＲ_tは最新の脈拍数、Ｄは定数である。なお、好
適には、定数Ｄは予め定められた値であって約０．２で
ある。

【００９２】サブステップ１３ｂでは、心臓収縮時点が
検出されてから相関処理を開始するまでの遅延期間が１
拍の心拍期間の０．２５倍にセットされ、続くサブステ
ップ１３ｃでは心臓収縮時点検出タイマがリセットされ
る。続くサブステップ１３ｄでは表示装置７６の内容が
更新される。そしてプログラムはセグメント１に戻り、
脈拍数測定のためのプログラムが繰り返し実行される。
すなわち、サブステップ１３ａが本発明の脈波数算出手
段を、サブステップ１３ｄが表示装置７６とともに本発
明の表示手段をそれぞれ構成しているのである。

【００９３】上述のように、本実施例の脈拍数測定装置
においては、プログラムセグメント３におけるサブステ
ップ３ａにおいて、複数のセンサ素子１５に対応する前
記複数種類の脈波信号から予め定められた加重係数に基
づいて算出された加重平均信号が、サブステップ３ｂに
おいて上記複数種類の脈波信号の各々から差し引かれる
ことにより複数種類の脈波信号が補正される。そしてプ
ログラムセグメント１３ａにおいてこの補正脈波信号に
基づいて脈拍数が算出されるとともに、プログラムセグ
メント１３ｄにおいてその脈拍数が表示装置７６に表示
される。それ故、本実施例の装置によれば、モーション
アーチファクトを正確に反映した前記複数種類の脈波信
号の加重平均信号が各脈波信号から差し引かれることに
より得られた、実質的にモーションアーチファクトが除
去された補正脈波信号から脈拍数が算出されるため、モ
ーションアーチファクト等のアーチファクトが好適に補
償されて脈拍数の高い信頼性が得られるのである。

【００９４】更に、本実施例ではモーションアーチファ
クトを除去する手段として、複数のアルゴリズムが組み
合わされて使用されているため、複数の異なったモーシ
ョンアーチファクトが同時に発生する、という現象や、
その他にも信号処理の精度を得る手段が一つでは対処不
能な現象が発生した場合でも精度の高い脈拍を得ること
が可能となっている。なお、本実施例において開示した
複数のアルゴリズムのうちの少なくとも１つが実施され
ることにより、脈拍数の測定精度に関して一応の効果が
得られる。

【００９５】当業者であれば本発明における上記以外の
他の実施態様も明らかとし得る。たとえば、本実施例で
は脈波数測定装置を開示したが、図１乃至図４に示され
た装置は血圧或いは呼吸数など心肺機能に関するパラメ
ータを測定する装置としても適用され得る。本実施例の
脈拍数測定装置はモーションアーチファクトおよびノイ
ズアーチファクトが除去或いは補償されるという効果を
有することを特徴とするものであり、これと同等の効果
は脈圧あるいは脈波の検出機能を有する測定装置に享受
される。本実施例の脈拍数測定装置を基礎とし、ＲＯＭ
７２に記憶されたプログラムを変更することにより、心
臓または肺に関するパラメータを測定する測定装置を複
数得ることができるのである。

【００９６】また、図５乃至図８に示されたプログラム
セグメントは、追加或いはその一部の変更が許容され
る。たとえば、本実施例では２トリガアルゴリズムのみ
が実施されていたが、前述したように１／２トリガアル
ゴリズム或いは１／３トリガアルゴリズムが付加的に実
行されても良い。

【００９７】また、プログラムセグメント１０において
使用された定数（加重係数）Ｃは他の値であっても構わ
ない。加重平均脈拍数の算出過程において使用される加
重係数Ｃを決定するアルゴリズムは、本実施例として開
示したもの以外にも複数存在する。但し、本実施例の加
重係数アルゴリズムおよび以下に示す他の加重係数アル
ゴリズムのすべてに関し、加重係数Ｃは約１０％〜５０
％の範囲内に限定される。（すなわち、最新の脈拍数は
加重平均脈拍数により平均化されるが、その際約１０％
〜５０％の範囲内に限定された重みが最新の脈拍数に付
与される。）たとえば、第１のアルゴリズムは、加重係
数ＣはＫ／（心拍数）で与えられる。このように設定さ
れた加重係数Ｃは心拍数と反比例の関係にある。１分間
当たりの脈拍数を６０とした場合、比例定数Ｋは加重係
数Ｃが５０％となるように設定される。第２のアルゴリ
ズムは、Ｃ＝ｆ（信頼度；Belief）で与えられる。この
アルゴリズムでは、加重平均脈拍数を核とする所定の基
準脈拍数範囲に最新の脈拍数が含まれる場合、加重係数
Ｃは４５％に設定され、最新の脈拍数が上記基準脈拍数
の範囲を超えている場合、加重係数Ｃは１５％に設定さ
れる。すなわち、第２のアルゴリズムでは、最新の脈拍
数の確度を示す信頼度が高い場合には加重係数Ｃは大き
い値とされ、信頼度が低い場合には加重係数Ｃは低い値
とされる。好適には、上記基準脈拍数範囲は加重平均脈
波数の２０％以下の値乃至３０％以上の値の範囲とされ
る。第３のアルゴリズムはＣ＝ｋＸ（ＤＩＳＴＩＭ）で
与えられる。このアルゴリズムでは、加重係数Ｃは脈拍
数測定に有効な真の脈波が検出されてからの経過時間Ｄ
ＩＳＴＩＭに比例する。比例定数ｋは、前回の有効な真
の脈波の検出から１５秒程度経過した場合に加重係数Ｃ
が約５０％となるように設定される。

【００９８】当業者であれば、本発明は、本発明の技術
範囲において本実施例に更に別の特徴が付加されること
により、循環機能を健全にするために有効に利用され得
ることが容易に理解されよう。循環機能を健全にするた
めには、たとえば脈拍数を予め定められた最低水準以上
に引き上げるとともに、この状態を予め定められた最低
期間維持することが効果的である。表示される脈拍数が
上記最低水準として予め設定された運動脈拍数を下回っ
た場合にこれを報知する報知手段を設けることは、当業
者にとって容易なことである。また、このような特徴に
加え、実際に行われた全循環機能運動状態を示すため
に、脈拍数を経時的に示す表示手段が付加されてもよ
い。この場合、予め定められた期間心拍数が引き上げら
れた状態に維持された後に作動するような警報手段が備
えられ得る。

【００９９】また、本発明は、表示される脈拍数が予め
定められた値を超えた場合に作動するような警報手段が
備えられることにより、循環器系の機能障害を有する患
者にも有効に適用され得る。

【０１００】当業者であれば、上記以外にも以上の記載
から本発明の部分的変更を種々認めることができよう。
このように、本明細書には実施例の一部が開示されてい
るに過ぎないが、本発明は上記以外にも本発明の精神を
逸脱しない限りにおいて多数の変更が加えられ得る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例であって、ケースに接続され
た脈拍数測定用センサを有する脈拍数測装置を示す概略
図である。

【図２】ジンバル部材に保持されたトノメータセンサの
斜視図である。

【図３】図２のトノメータセンサのスプリングの曲度を
示す図であって、ａは曲度の小さい場合、ｂは中程度、
ｃは曲度の大きい場合である。

【図４】本発明の好適な一実施例である脈拍数測定装置
における脈拍数測定処理回路のブロック線図である。

【図５】図４の作動を説明するフローチャートの一部で
ある。

【図６】図４の作動を説明するフローチャートの一部で
ある。

【図７】図４の作動を説明するフローチャートの一部で
ある。

【図８】図４の作動を説明するフローチャートの一部で
ある。

【図９】図５において、未処理信号が差分処理アルゴリ
ズムによって処理された結果を示す図表である。

【図１０】図５において使用される相関アルゴリズムを
示す図表である。

【図１１】標準脈波波形を示す図である。

【図１２】反転脈波波形を示す図である。

【図１３】本発明のクレーム対応図である。

【符号の説明】

１：脈拍数測定装置２：トノメータセンサ１５：センサ素子６８：ＣＰＵ７６：表示装置（表示手段）プログラムセグメント２：過大脈波信号除去手段サブステップ３ａ：加重平均信号算出手段サブステップ３ｂ：脈波信号補正手段サブステップ４ａ：自己相関値算出手段、自己相関判定
手段サブステップ４ｂ：自己相関処理遅延手段サブステップ６ａ：傾斜値算出手段サブステップ６ｂ：傾斜判定手段サブステップ６ｅ、６ｆ：心臓収縮時点検出手段プログラムセグメント８：心臓収縮周期決定手段プログラムセグメント１３ａ：脈拍数算出手段プログラムセグメント１３ｄ：表示手段

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者スティーヴン・ティー・ホウムズアメリカ合衆国カリフォルニア州 94306 パロ・アルトメイベル・ウェイ 4144 (72)発明者トマス・ピー・ロウアメリカ合衆国カリフォルニア州 94062 ウッドサイドスカイウッド・ウェイ 60 (72)発明者ルードルフ・エルブレクトアメリカ合衆国カリフォルニア州 94022 ロス・アルトスファーンダン・アヴェニュ 1888 (72)発明者フィリップ・アール・ジューク・ザ・サードアメリカ合衆国カリフォルニア州 94028 メンロウ・パークディアナ・ドライヴ 1150 (72)発明者ロナルド・イー・ペルラインアメリカ合衆国カリフォルニア州 94028 メンロウ・パークロウブレイズ・アヴェニュ・ナンバー３ 689−ビー（番地なし) (72)発明者ヴィクター・ティー・ニュートン・ジュニアアメリカ合衆国カリフォルニア州 94025 メンロウ・パークウェイヴァリー・ストリート・ナンバー４ 307 (56)参考文献特開昭59−131327（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/00 - 5/03

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】複数のセンサ素子により構成された単一
のアレイを有するトノメータセンサを備え、該トノメー
タセンサから出力される複数種類の脈波信号に基づいて
精度の高い脈拍数を得るための脈拍数測定装置であっ
て、予め定められた加重係数に基づいて前記複数種類の脈波
信号の加重平均信号を算出する加重平均信号算出手段
と、該加重平均信号算出手段により算出された加重平均信号
を前記複数種類の脈波信号の各々から差し引くことによ
り、該複数種類の脈波信号を補正する脈波信号補正手段
と、該脈波信号補正手段により補正された補正脈波信号に基
づいて脈拍数を算出する脈拍数算出手段と、該脈拍数算出手段により算出された脈拍数を表示する表
示手段と、を含むことを特徴とする脈拍数測定装置。
【請求項２】前記脈拍数測定装置が、前記複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて
予め定められた期間内における自己相関度を示す自己相
関値を算出する自己相関値算出手段と、該自己相関値算出手段により算出された前記自己相関値
が予め定められた相関係数の範囲内であることを以て前
記補正脈波信号を有効と判定する自己相関判定手段と、をさらに含む請求項１に記載の脈拍数測定装置。
【請求項３】前記脈拍数測定装置が、前記複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて
傾斜値を算出する傾斜値算出手段と、前記傾斜値算出手段により算出された前記傾斜値が予め
定められたしきい傾斜値を上回っていることを以て前記
補正脈波信号を有効と判定する傾斜判定手段と、をさらに含む請求項１および２のいずれか一つに記載の
脈拍数測定装置。
【請求項４】前記脈拍数測定装置が、前記複数種類の補正脈波信号の少なくとも一つにおいて
心臓収縮時点を検出する心臓収縮時点検出手段と、該心臓収縮時点検出手段により検出された心臓収縮時点
の時間間隔である心臓収縮周期を予め定められた基準周
期と比較するとともに、該心臓収縮周期が該基準周期を
超えた場合には該心臓収縮周期を今回の心臓収縮周期と
決定し、該心臓収縮周期が予め定められた範囲以下であ
る場合には、該心臓収縮周期と前回決定された心臓収縮
周期との合計値に基づいて今回の心臓収縮周期を決定す
る心臓収縮周期決定手段と、をさらに含む請求項１乃至３のいずれか一つに記載の脈
拍数測定装置。
【請求項５】前記脈拍数測定装置が、前記複数種類の
脈波信号の少なくとも一つにおいて、予め定められた上
限値を超えた脈波信号をアーチファクト信号と判定して
該アーチファクト信号を除去する過大脈波信号除去手段
をさらに含む請求項１乃至４のいずれか一つに記載の脈
拍数測定装置。
【請求項６】請求項２の脈波数測定装置が、前記自己
相関値算出手段および自己相関判定手段を心臓収縮時点
から所定期間後に作動させる自己相関処理遅延手段をさ
らに含む請求項２に記載の脈拍数測定装置。