JP3604897B2 - 物理パラメータ測定装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、物理パラメータ測定方法と装置、特に２次元座標平面において円弧軌道上を往復運動するデータの座標からその円弧の中心座標を求める技術に関する。さらに、医療用器具の分野において、生体内に微弱な振動を与え、生体内を伝搬した振動を検出することで、生体情報を非侵襲で取得する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、非観血的に血圧を測定する方法としては、カフにより上腕部を圧迫し、圧迫圧力を変化させ、それに伴う脈波の振幅変化から血圧を求めるオシロメトリック法や、同じくカフによる圧迫圧力を変化させ圧迫された血管から発生するコロトコフ音から血圧を求めるコロトコフ法が用いられている。しかしながら、これらの測定方法は、１回の測定に３０秒程度の時間がかかり、手術中など患者の急激な血圧変動を監視しなければならない場合は使用できない。
【０００３】
これらの方法の欠点を補い、非観血的で連続的に血圧測定を行うものとして、米国特許５５９０６４９が公開された。これは、血圧の変化に応じて血管の弾性が変化することを利用し、血管の弾性を検出することで、その弾性値から血圧を推定するものである。以下にその概要を図面を参照して説明する。
【０００４】
図７は米国特許５５９０６４９の血圧計の概要ブロック図である。発振器１は数１００Ｈｚ程度の正弦波を発生し、腕に取りつけられた励振器２を介して動脈を振動させる。センサ３は腕を伝搬した励振器２からの振動を検出する。そのセンサ信号は位相検波器４に送られる。位相検波器４は発振器１からの信号を基準信号とし、センサ３からのセンサ信号の位相検波を行い、同相成分信号（Ｉ信号）と直交成分信号（Ｑ信号）を出力する。位相検波器４の出力信号はＡ／Ｄ変換器５によりディジタル信号に変換される。ディジタル信号に変換された同相成分信号と直交成分信号は、円弧中心推定部６と位相角演算部７に入力される。円弧中心推定部６は、入力データの分布からその中心位置を求め、そのｘ座標とｙ座標を位相角演算部７に出力する。位相角演算部７は、中心位置から見た同相成分信号と直交成分信号の位相角を算出する。カフ式血圧測定器８は、適当な時間間隔でカフ９動作を動作させ、最高血圧、最低血圧を血圧演算部１０に出力する。血圧演算部１０は、カフ式血圧測定器８からの最高血圧、最低血圧値と、カフ式血圧測定器８が作動した時点での位相角演算部７からの位相角とから位相角および血圧の対応を生成する。これをキャリブレーションと言う。それ以降は位相角のみから対応する血圧を算出し、連続波形として表示部１１に送出する。制御部１２は、図示していない制御線により各部と接続されており、動作タイミング等の制御を行う。
【０００５】
ディジタル信号に変換されたＩ信号とＱ信号は次の特徴を有する。Ｉ信号をｘ座標値、Ｑ信号をｙ座標値として２次元座標平面にプロットすると、図８に示すように円弧上に分布する。以下、２つのＡ／Ｄ変換器５から出力されるデータは、サンプルデータのｘ座標とｙ座標を示す座標データであると考える。原点からプロットした点までのベクトルは腕を伝搬した励振波の位相と振幅を示すものであるが、このベクトルは２つの成分に分けることができる。１つは血管を伝わった成分すなわち円弧中心Ｃからサンプル点Ｐまでのベクトルであり、もう１つは血管以外の体組織を伝わった成分すなわち原点Ｏから円弧中心Ｃまでのベクトルである。血管以外の体組織は動きがないので、それを伝わった成分は一定の位置Ｃを保つ。一方、血管を伝わった成分は、血管の弾性が血圧により変化するので、血圧が高いときは血管の弾性が高く、励振波が早く伝わるため位相が大きくなり、血圧が低いときは血管の弾性が小さく、励振波が遅く伝わるため位相が小さくなる。よってサンプル点をプロットすると、図８に示したように、一心拍の血圧変動に伴いＣを中心とした円弧上を往復運動することになる。円弧中心Ｃから見たサンプル点Ｐの位相角は、血圧に一対一に対応しているので、別途設置したカフ式血圧測定器８で測定した最高血圧Ｐｓｙｓ、最低血圧Ｐｄｉａｓ は、カフ９を動作させる直前または直後の位相角の最大値φｓｙｓ 、最小値φｄｉａｓに対応させることができ、血圧差と位相角差が比例の関係にあると仮定することにより、
【０００６】
【数１】
という関係式を用いて、位相角φの時の血圧Ｐを算出することができる。
【０００７】
以上が米国特許５５９０６４９での血圧計の概要である。この方式において血圧検出を安定して行うには、データの分布の円弧中心Ｃを正確に求めることが重要である。しかしながら、米国特許５５９０６４９では、サンプルしたデータの分布からその中心Ｃを求めるアルゴリズムには言及していない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
円弧上の点からその円弧の中心を求めるには、円弧上の２つの点からなるデータペアを作り、データペアを結ぶ弦を２つ以上作り、その弦の垂直２等分線のからの距離が最小となる点を最小２乗法で求める方法がある。一方、等時間間隔でサンプリングされたデータの分布は、血圧波形の特徴から、図８のｄの領域に多く分布し、単純にサンプル点をｎ分の１に間引いてデータペアを構成した場合は、領域ｄでのノイズ成分に強く影響され、本来の中心よりも円弧に近いＣ’が中心として算出されてしまう。また、２点のペアで構成された弦が円の半径に比べあまりに小さいと正確に中心を求めるのは困難である。
【０００９】
本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、血圧を求めるために必要な円弧中心推定を安定して正確に行う振動を利用した物理パラメータ測定装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記の目的を達成するために、２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角算出手段とを備え、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータであり、前記２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなるものである。
【００１１】
本発明によれば、一定の距離差のあるデータペアのみを選択して円弧中心を求める演算に使用するので、データの分布に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心の座標を求めることができ、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を傷つけることなく正確に測定することができ、さらに測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
本発明の請求項１記載の発明は、対象物に振動を与る励振手段と、対象物内を伝搬した振動を電気信号に変換するセンサ手段と、センサ手段または位相検波手段からの信号をディジタル信号に変換するアナログ／ディジタル変換手段と、位相検波により２次元座標平面にサンプル点をマッピングする位相検波手段と、２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角算出手段とを備え、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータであり、前記２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなる物理パラメータ測定装置である。この構成により、偏った分布をとるデータから空間的に均等に離れたデータを選択し、演算に用いるので正確に円弧中心を求めることができる。また、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を生体を傷つけることなく正確に測定することができる。さらに、前記距離差規定手段は、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなるので、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２２】
また、請求項２記載の発明は、請求項１記載の発明において、前記距離差算出手段での単調増加関数は比例関数であることを特徴とするものである。この構成により、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２３】
また、請求項３記載の発明は、請求項２記載の発明において、前記距離差算出手段での比例関数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴とするものである。この構成により、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２５】
次に、本発明の実施の形態について、本発明を血圧計として具現化した場合の例を図面を参照して説明する。
（実施の形態１）
図１は本発明の実施の形態１に係る血圧計の基本構成を示すブロック図である。この基本構成は、図７に示した従来例に対し円弧中心推定部２０を除いては同様な構成を有するので、同様な構成要素には同様な符号を付して重複した説明は省略する。
【００２６】
本実施の形態における円弧中心推定部２０において、３０はＡ／Ｄ変換器５からのデータを受け、その分布から円弧中心の算出に用いるデータの距離差を算出する距離差決定部、３１は距離差決定部３０からの距離差データ以上の距離差をもつデータペアを選択するデータ選択部、３２はデータ選択部３１からのデータペアから円弧中心を推定する円弧中心算出部である。
【００２７】
次に、距離差決定部３０の構成とその動作について詳細に説明する。距離差決定部３０の詳細なブロック図を図２に示す。図２において、４０はＡ／Ｄ変換器５からのデータを受け、その分布の重心を計算する重心演算部、４１は重心演算部４０からの重心座標（Ｇｘ，Ｇｙ）とＡ／Ｄ変換器５からのデータ（ｘ，ｙ）との距離を算出する距離算出部、４２は距離算出部４１からの距離データの最大値を算出する最大値算出部、４３は定数を記憶するデータラッチ、４４はデータラッチ４３で記憶している定数と最大値算出部４２からの最大値の積を計算する掛け算器である。
【００２８】
重心演算部４０は、現在入力された座標データ（ｘ，ｙ）からＴ１秒前までに入力された座標データの集合の重心（Ｇｘ，Ｇｙ）を計算する。具体的には、Ｇｘはｘ座標データの平均値、Ｇｙはｙ座標データの平均値である。時間間隔Ｔ１は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。距離算出部４１は重心（Ｇｘ，Ｇｙ）と入力座標データ（ｘ，ｙ）との距離Ｓを（１）式で計算する。
【００２９】
【数２】
最大値算出部４２は、現在入力された距離データＳからＴ２秒前までに入力された距離データＳの集合の最大値Ｓｍａｘ を計算する。時間間隔Ｔ２は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。データラッチ４３は、図示しない制御部により書き込まれた定数ｋを保持する。定数の範囲は１／３０から２の範囲が適当である。掛け算器４４は最大値算出部４２からのＳｍａｘ に定数ｋを乗じ、データ選択部３１に出力する。
【００３０】
次に、データ選択部３１の詳細について説明する。図３はデータ選択部３１の詳細ブロック図である。座標データを記憶する２つのラッチ５０、５１と、距離算出器５２および比較器５３からなる。ラッチ５０、５１はイネーブル端子Ｇを持っており、そのイネーブル端子Ｇがアクティブになったとき入力データを内部に記憶し、内部に記憶したデータを出力する。それぞれのイネーブル端子Ｇは比較器５３の出力に接続され、比較器５３の出力がアクティブになったときの入力データを保持する。まず、ラッチ５０は初期値としてＡ／Ｄ変換器５からの最初の座標データをラッチする。距離算出器５２は、ラッチ５０でラッチされた座標（ｘ１，ｘ２）と現在の座標（ｘ２，ｙ２）との距離ｚを（２）式に従い計算する。
【００３１】
【数３】
比較器５３は、距離算出器５２の出力と掛け算器４４の出力を比較し、距離算出器５２の出力の方が大きければ出力をアクティブにする。これにより、ラッチ５０、５１の記憶内容が更新され、円弧中心算出部３２への出力が更新される。以上により、掛け算器４４の出力より大きな距離差をもったデータペア（Ａｘ，Ａｙ）と（Ｂｘ，Ｂｙ）が円弧算出部３２に出力される。
【００３２】
次に、円弧中心算出部３２の詳細について説明する。円弧中心算出部３２は、データ選択部３１の出力が更新されるたびにデータをラッチし、現在入力されているデータペアからＴ３秒以前までに入力されたデータペアの集合を用いて、各データペアを結ぶ線分の垂直２等分線からの距離の和が最小になる点すなわち円弧の中心（ｘｃ，ｙｃ）を最小２乗法により計算する。時間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。演算に使用するデータペア数がｎでそれらの座標を
（Ａｘ１ ，Ａｙ１ ）、（Ｂｘ１ ，Ｂｙ１ ）
（Ａｘ２ ，Ａｙ２ ）、（Ｂｘ２ ，Ｂｙ２ ）
（Ａｘ３ ，Ａｙ３ ）、（Ｂｘ３ ，Ｂｙ３ ）
： ：
（Ａｘｎ ，Ａｙｎ ）、（Ｂｘｎ ，Ｂｙｎ ）
とすると、円弧の中心（ｘｃ，ｙｃ）は以下の行列計算により求めることができる。
【００３３】
【数４】
【００３４】
以上の過程を２次元座標平面上で説明する。図４はＡ／Ｄ変換器５から出力された座標データを座標平面にプロットしたものである。点Ｇは重心演算部４０から出力された重心であり、Ｓｍａｘ は重心Ｇからデータまでの距離の最大値で最大値算出部４２から出力される。Ｓｍａｘ に定数をかけた長さがＬであり、掛け算器４４の出力すなわち距離差決定部３０の出力である。サンプル点の組（Ａ１，Ａ２）、（Ａ２，Ａ３）、（Ａ３，Ａ４）、（Ａ４，Ａ５）はデータ選択部３１から出力されるデータペアでありそれぞれの距離差はＬとなっている。円弧中心算出部３２はこれらのデータペアを結ぶ線分Ａ１Ａ２、Ａ２Ａ３、Ａ３Ａ４、Ａ４Ａ５の垂直２等分線Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３、Ｕ４からの距離の和が最小になる点Ｃを最小２乗法により算出する。
【００３５】
なお、距離算出部４１での距離計算および距離算出器５２での距離計算においては、平方根をとらずに２乗和を距離として扱ってもよい。この場合平方根演算のための演算量を削減できる。
【００３６】
以上のように、本発明の実施の形態１に係る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。また、必要なデータのみを選択するので演算量も削減できる。
【００３７】
（実施の形態２）
次に、本発明を血圧計として具現化した実施の形態２について説明する。図５は本実施の形態２に係る円弧中心推定部のブロック図である。図１で示した実施の形態１の円弧中心推定部２０の出力にローパスフィルタ７０を加えた構成となっている。ローパスフィルタ７０は、円弧中心算出部３２からｘ座標、ｙ座標を入力し、それぞれにローパスフィルタリングを行い出力する。ローパスフィルタのカットオフ周波数としては、数Ｈｚから数１０Ｈｚが望ましい。
【００３８】
以上のように、本発明の実施の形態２に係る血圧計によれば、円弧中心算出部３２で算出された円弧中心座標データから高周波ノイズが取り除かれ、ノイズに影響されにくい円弧中心推定部が構成できる。
【００３９】
（実施の形態３）
次に、本発明を血圧計として具現化した実施の形態３について、図１における円弧中心推定部２０をコンピュータにより実現する場合を説明する。図６は本実施の形態３に係る円弧中心推定方式のフローチャートである。ステップ８１はＡ／Ｄ変換器５からデータ入力を行う。ステップ８２は入力されたデータ（ｘ，ｙ）および過去Ｔ１秒間に入力されたデータの重心を算出する。重心はｘ座標、ｙ座標それぞれの平均演算により計算される。時間間隔Ｔ１は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８３はステップ８２で計算した重心（Ｇｘ，Ｇｙ）と入力データ（ｘ，ｙ）との距離Ｓを算出する。ステップ８４は現在の距離Ｓおよび過去Ｔ２秒間に計算された距離の中で最大になるものＳｍａｘ を算出する。時間間隔Ｔ２は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８５はステップ８４で算出されたＳｍａｘ に係数ｋをかけ、距離差Ｌとする。ステップ８６は選択データＡと入力データ（ｘ，ｙ）との距離ｚを算出する。ステップ８７はステップ８６で算出された距離ｚとステップ８５で算出された距離差Ｌとを比較して、距離ｚが距離差Ｌより小さければステップ８１に戻り、距離ｚが距離差Ｌよりも大きければステップ８８に分岐する。ステップ８８では選択データＡと入力データ（ｘ、ｙ）をデータペアとし、過去Ｔ３秒間で入力されたデータペアとともに最小２乗法によりデータペア間を結ぶ線分からの距離の和が最小となる点を算出する。時間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８９はステップ８８で算出した円弧中心の座標を位相角演算部７に出力する。ステップ９０は入力データ（ｘ，ｙ）を選択データＡに代入し、ステップ８１に戻る。なお、選択データＡには初期値が必要であるが、第１番目の入力データを選択データＡの初期値とする。
【００４０】
以上のように、本発明の実施の形態３に係る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。また、必要なデータのみを選択するのでステップ８８での最小２乗法での演算量も削減できる。
【００４１】
なお、上記各実施の形態では、円弧中心推定部２０をコンピュータにより実現する方法のみを記述しているが、位相角演算部７、血圧演算部１０等の他の構成要素もコンピュータにより実現することが可能である。
【００４２】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、本発明によれば、一定の距離差のあるデータペアのみを選択して円弧中心を求める演算に使用するので、データの分布に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心の座標を求めることができ、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を傷つけることなく正確に測定することができ、さらに測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における血圧計の概略ブロック図
【図２】本発明の実施の形態１に係る距離差決定部の詳細ブロック図
【図３】本発明の実施の形態１に係るデータ選択部の詳細ブロック図
【図４】本発明の実施の形態１での選択データと円弧中心との関係を示した模式図
【図５】本発明の実施の形態２に係る円弧中心推定部の詳細ブロック図
【図６】本発明の実施の形態３に係る円弧中心推定部のフロー図
【図７】従来例における血圧計の概略ブロック図
【図８】位相検波したデータを２次元平面上にプロットした模式図
【符号の説明】
１ 発振器
２ 励振器
３ センサ
４ 位相検波器
５ Ａ／Ｄ変換器
７ 位相角演算部
８ カフ式血圧測定器
９ カフ
１０ 血圧演算部
１１ 表示部
１２ 制御部
２０ 円弧中心推定部
３０ 距離差決定部
３１ データ選択部
３２ 円弧中心算出部
【発明の属する技術分野】
本発明は、物理パラメータ測定方法と装置、特に２次元座標平面において円弧軌道上を往復運動するデータの座標からその円弧の中心座標を求める技術に関する。さらに、医療用器具の分野において、生体内に微弱な振動を与え、生体内を伝搬した振動を検出することで、生体情報を非侵襲で取得する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、非観血的に血圧を測定する方法としては、カフにより上腕部を圧迫し、圧迫圧力を変化させ、それに伴う脈波の振幅変化から血圧を求めるオシロメトリック法や、同じくカフによる圧迫圧力を変化させ圧迫された血管から発生するコロトコフ音から血圧を求めるコロトコフ法が用いられている。しかしながら、これらの測定方法は、１回の測定に３０秒程度の時間がかかり、手術中など患者の急激な血圧変動を監視しなければならない場合は使用できない。
【０００３】
これらの方法の欠点を補い、非観血的で連続的に血圧測定を行うものとして、米国特許５５９０６４９が公開された。これは、血圧の変化に応じて血管の弾性が変化することを利用し、血管の弾性を検出することで、その弾性値から血圧を推定するものである。以下にその概要を図面を参照して説明する。
【０００４】
図７は米国特許５５９０６４９の血圧計の概要ブロック図である。発振器１は数１００Ｈｚ程度の正弦波を発生し、腕に取りつけられた励振器２を介して動脈を振動させる。センサ３は腕を伝搬した励振器２からの振動を検出する。そのセンサ信号は位相検波器４に送られる。位相検波器４は発振器１からの信号を基準信号とし、センサ３からのセンサ信号の位相検波を行い、同相成分信号（Ｉ信号）と直交成分信号（Ｑ信号）を出力する。位相検波器４の出力信号はＡ／Ｄ変換器５によりディジタル信号に変換される。ディジタル信号に変換された同相成分信号と直交成分信号は、円弧中心推定部６と位相角演算部７に入力される。円弧中心推定部６は、入力データの分布からその中心位置を求め、そのｘ座標とｙ座標を位相角演算部７に出力する。位相角演算部７は、中心位置から見た同相成分信号と直交成分信号の位相角を算出する。カフ式血圧測定器８は、適当な時間間隔でカフ９動作を動作させ、最高血圧、最低血圧を血圧演算部１０に出力する。血圧演算部１０は、カフ式血圧測定器８からの最高血圧、最低血圧値と、カフ式血圧測定器８が作動した時点での位相角演算部７からの位相角とから位相角および血圧の対応を生成する。これをキャリブレーションと言う。それ以降は位相角のみから対応する血圧を算出し、連続波形として表示部１１に送出する。制御部１２は、図示していない制御線により各部と接続されており、動作タイミング等の制御を行う。
【０００５】
ディジタル信号に変換されたＩ信号とＱ信号は次の特徴を有する。Ｉ信号をｘ座標値、Ｑ信号をｙ座標値として２次元座標平面にプロットすると、図８に示すように円弧上に分布する。以下、２つのＡ／Ｄ変換器５から出力されるデータは、サンプルデータのｘ座標とｙ座標を示す座標データであると考える。原点からプロットした点までのベクトルは腕を伝搬した励振波の位相と振幅を示すものであるが、このベクトルは２つの成分に分けることができる。１つは血管を伝わった成分すなわち円弧中心Ｃからサンプル点Ｐまでのベクトルであり、もう１つは血管以外の体組織を伝わった成分すなわち原点Ｏから円弧中心Ｃまでのベクトルである。血管以外の体組織は動きがないので、それを伝わった成分は一定の位置Ｃを保つ。一方、血管を伝わった成分は、血管の弾性が血圧により変化するので、血圧が高いときは血管の弾性が高く、励振波が早く伝わるため位相が大きくなり、血圧が低いときは血管の弾性が小さく、励振波が遅く伝わるため位相が小さくなる。よってサンプル点をプロットすると、図８に示したように、一心拍の血圧変動に伴いＣを中心とした円弧上を往復運動することになる。円弧中心Ｃから見たサンプル点Ｐの位相角は、血圧に一対一に対応しているので、別途設置したカフ式血圧測定器８で測定した最高血圧Ｐｓｙｓ、最低血圧Ｐｄｉａｓ は、カフ９を動作させる直前または直後の位相角の最大値φｓｙｓ 、最小値φｄｉａｓに対応させることができ、血圧差と位相角差が比例の関係にあると仮定することにより、
【０００６】
【数１】
【０００７】
以上が米国特許５５９０６４９での血圧計の概要である。この方式において血圧検出を安定して行うには、データの分布の円弧中心Ｃを正確に求めることが重要である。しかしながら、米国特許５５９０６４９では、サンプルしたデータの分布からその中心Ｃを求めるアルゴリズムには言及していない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
円弧上の点からその円弧の中心を求めるには、円弧上の２つの点からなるデータペアを作り、データペアを結ぶ弦を２つ以上作り、その弦の垂直２等分線のからの距離が最小となる点を最小２乗法で求める方法がある。一方、等時間間隔でサンプリングされたデータの分布は、血圧波形の特徴から、図８のｄの領域に多く分布し、単純にサンプル点をｎ分の１に間引いてデータペアを構成した場合は、領域ｄでのノイズ成分に強く影響され、本来の中心よりも円弧に近いＣ’が中心として算出されてしまう。また、２点のペアで構成された弦が円の半径に比べあまりに小さいと正確に中心を求めるのは困難である。
【０００９】
本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、血圧を求めるために必要な円弧中心推定を安定して正確に行う振動を利用した物理パラメータ測定装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記の目的を達成するために、２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角算出手段とを備え、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータであり、前記２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなるものである。
【００１１】
本発明によれば、一定の距離差のあるデータペアのみを選択して円弧中心を求める演算に使用するので、データの分布に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心の座標を求めることができ、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を傷つけることなく正確に測定することができ、さらに測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
本発明の請求項１記載の発明は、対象物に振動を与る励振手段と、対象物内を伝搬した振動を電気信号に変換するセンサ手段と、センサ手段または位相検波手段からの信号をディジタル信号に変換するアナログ／ディジタル変換手段と、位相検波により２次元座標平面にサンプル点をマッピングする位相検波手段と、２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角算出手段とを備え、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータであり、前記２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなる物理パラメータ測定装置である。この構成により、偏った分布をとるデータから空間的に均等に離れたデータを選択し、演算に用いるので正確に円弧中心を求めることができる。また、前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を生体を傷つけることなく正確に測定することができる。さらに、前記距離差規定手段は、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなるので、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２２】
また、請求項２記載の発明は、請求項１記載の発明において、前記距離差算出手段での単調増加関数は比例関数であることを特徴とするものである。この構成により、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２３】
また、請求項３記載の発明は、請求項２記載の発明において、前記距離差算出手段での比例関数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴とするものである。この構成により、測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の直径の大きさにほぼ比例した長さの弦を構成するサンプル点ペアを選択できるので、少ないデータペアからでも、安定して円弧中心を求めることができる。
【００２５】
次に、本発明の実施の形態について、本発明を血圧計として具現化した場合の例を図面を参照して説明する。
（実施の形態１）
図１は本発明の実施の形態１に係る血圧計の基本構成を示すブロック図である。この基本構成は、図７に示した従来例に対し円弧中心推定部２０を除いては同様な構成を有するので、同様な構成要素には同様な符号を付して重複した説明は省略する。
【００２６】
本実施の形態における円弧中心推定部２０において、３０はＡ／Ｄ変換器５からのデータを受け、その分布から円弧中心の算出に用いるデータの距離差を算出する距離差決定部、３１は距離差決定部３０からの距離差データ以上の距離差をもつデータペアを選択するデータ選択部、３２はデータ選択部３１からのデータペアから円弧中心を推定する円弧中心算出部である。
【００２７】
次に、距離差決定部３０の構成とその動作について詳細に説明する。距離差決定部３０の詳細なブロック図を図２に示す。図２において、４０はＡ／Ｄ変換器５からのデータを受け、その分布の重心を計算する重心演算部、４１は重心演算部４０からの重心座標（Ｇｘ，Ｇｙ）とＡ／Ｄ変換器５からのデータ（ｘ，ｙ）との距離を算出する距離算出部、４２は距離算出部４１からの距離データの最大値を算出する最大値算出部、４３は定数を記憶するデータラッチ、４４はデータラッチ４３で記憶している定数と最大値算出部４２からの最大値の積を計算する掛け算器である。
【００２８】
重心演算部４０は、現在入力された座標データ（ｘ，ｙ）からＴ１秒前までに入力された座標データの集合の重心（Ｇｘ，Ｇｙ）を計算する。具体的には、Ｇｘはｘ座標データの平均値、Ｇｙはｙ座標データの平均値である。時間間隔Ｔ１は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。距離算出部４１は重心（Ｇｘ，Ｇｙ）と入力座標データ（ｘ，ｙ）との距離Ｓを（１）式で計算する。
【００２９】
【数２】
【００３０】
次に、データ選択部３１の詳細について説明する。図３はデータ選択部３１の詳細ブロック図である。座標データを記憶する２つのラッチ５０、５１と、距離算出器５２および比較器５３からなる。ラッチ５０、５１はイネーブル端子Ｇを持っており、そのイネーブル端子Ｇがアクティブになったとき入力データを内部に記憶し、内部に記憶したデータを出力する。それぞれのイネーブル端子Ｇは比較器５３の出力に接続され、比較器５３の出力がアクティブになったときの入力データを保持する。まず、ラッチ５０は初期値としてＡ／Ｄ変換器５からの最初の座標データをラッチする。距離算出器５２は、ラッチ５０でラッチされた座標（ｘ１，ｘ２）と現在の座標（ｘ２，ｙ２）との距離ｚを（２）式に従い計算する。
【００３１】
【数３】
【００３２】
次に、円弧中心算出部３２の詳細について説明する。円弧中心算出部３２は、データ選択部３１の出力が更新されるたびにデータをラッチし、現在入力されているデータペアからＴ３秒以前までに入力されたデータペアの集合を用いて、各データペアを結ぶ線分の垂直２等分線からの距離の和が最小になる点すなわち円弧の中心（ｘｃ，ｙｃ）を最小２乗法により計算する。時間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。演算に使用するデータペア数がｎでそれらの座標を
（Ａｘ１ ，Ａｙ１ ）、（Ｂｘ１ ，Ｂｙ１ ）
（Ａｘ２ ，Ａｙ２ ）、（Ｂｘ２ ，Ｂｙ２ ）
（Ａｘ３ ，Ａｙ３ ）、（Ｂｘ３ ，Ｂｙ３ ）
： ：
（Ａｘｎ ，Ａｙｎ ）、（Ｂｘｎ ，Ｂｙｎ ）
とすると、円弧の中心（ｘｃ，ｙｃ）は以下の行列計算により求めることができる。
【００３３】
【数４】
以上の過程を２次元座標平面上で説明する。図４はＡ／Ｄ変換器５から出力された座標データを座標平面にプロットしたものである。点Ｇは重心演算部４０から出力された重心であり、Ｓｍａｘ は重心Ｇからデータまでの距離の最大値で最大値算出部４２から出力される。Ｓｍａｘ に定数をかけた長さがＬであり、掛け算器４４の出力すなわち距離差決定部３０の出力である。サンプル点の組（Ａ１，Ａ２）、（Ａ２，Ａ３）、（Ａ３，Ａ４）、（Ａ４，Ａ５）はデータ選択部３１から出力されるデータペアでありそれぞれの距離差はＬとなっている。円弧中心算出部３２はこれらのデータペアを結ぶ線分Ａ１Ａ２、Ａ２Ａ３、Ａ３Ａ４、Ａ４Ａ５の垂直２等分線Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３、Ｕ４からの距離の和が最小になる点Ｃを最小２乗法により算出する。
【００３５】
なお、距離算出部４１での距離計算および距離算出器５２での距離計算においては、平方根をとらずに２乗和を距離として扱ってもよい。この場合平方根演算のための演算量を削減できる。
【００３６】
以上のように、本発明の実施の形態１に係る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。また、必要なデータのみを選択するので演算量も削減できる。
【００３７】
（実施の形態２）
次に、本発明を血圧計として具現化した実施の形態２について説明する。図５は本実施の形態２に係る円弧中心推定部のブロック図である。図１で示した実施の形態１の円弧中心推定部２０の出力にローパスフィルタ７０を加えた構成となっている。ローパスフィルタ７０は、円弧中心算出部３２からｘ座標、ｙ座標を入力し、それぞれにローパスフィルタリングを行い出力する。ローパスフィルタのカットオフ周波数としては、数Ｈｚから数１０Ｈｚが望ましい。
【００３８】
以上のように、本発明の実施の形態２に係る血圧計によれば、円弧中心算出部３２で算出された円弧中心座標データから高周波ノイズが取り除かれ、ノイズに影響されにくい円弧中心推定部が構成できる。
【００３９】
（実施の形態３）
次に、本発明を血圧計として具現化した実施の形態３について、図１における円弧中心推定部２０をコンピュータにより実現する場合を説明する。図６は本実施の形態３に係る円弧中心推定方式のフローチャートである。ステップ８１はＡ／Ｄ変換器５からデータ入力を行う。ステップ８２は入力されたデータ（ｘ，ｙ）および過去Ｔ１秒間に入力されたデータの重心を算出する。重心はｘ座標、ｙ座標それぞれの平均演算により計算される。時間間隔Ｔ１は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８３はステップ８２で計算した重心（Ｇｘ，Ｇｙ）と入力データ（ｘ，ｙ）との距離Ｓを算出する。ステップ８４は現在の距離Ｓおよび過去Ｔ２秒間に計算された距離の中で最大になるものＳｍａｘ を算出する。時間間隔Ｔ２は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８５はステップ８４で算出されたＳｍａｘ に係数ｋをかけ、距離差Ｌとする。ステップ８６は選択データＡと入力データ（ｘ，ｙ）との距離ｚを算出する。ステップ８７はステップ８６で算出された距離ｚとステップ８５で算出された距離差Ｌとを比較して、距離ｚが距離差Ｌより小さければステップ８１に戻り、距離ｚが距離差Ｌよりも大きければステップ８８に分岐する。ステップ８８では選択データＡと入力データ（ｘ、ｙ）をデータペアとし、過去Ｔ３秒間で入力されたデータペアとともに最小２乗法によりデータペア間を結ぶ線分からの距離の和が最小となる点を算出する。時間間隔Ｔ３は生体の１心拍に要する時間以上とし、例えば２秒程度とする。ステップ８９はステップ８８で算出した円弧中心の座標を位相角演算部７に出力する。ステップ９０は入力データ（ｘ，ｙ）を選択データＡに代入し、ステップ８１に戻る。なお、選択データＡには初期値が必要であるが、第１番目の入力データを選択データＡの初期値とする。
【００４０】
以上のように、本発明の実施の形態３に係る血圧計によれば、サンプリングデータから、適切な距離差を算出し、その距離差を持ったサンプリングデータペアを選択し、円弧中心計算に用いるので、入力信号の振幅が変化しても正確な中心を求めることができる。また、必要なデータのみを選択するのでステップ８８での最小２乗法での演算量も削減できる。
【００４１】
なお、上記各実施の形態では、円弧中心推定部２０をコンピュータにより実現する方法のみを記述しているが、位相角演算部７、血圧演算部１０等の他の構成要素もコンピュータにより実現することが可能である。
【００４２】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、本発明によれば、一定の距離差のあるデータペアのみを選択して円弧中心を求める演算に使用するので、データの分布に偏りがある場合でも正確に分布の円弧中心の座標を求めることができ、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータなので、生体内部の状態を傷つけることなく正確に測定することができ、さらに測定する人体の特性のばらつきや、センサと人体の接触状態によって円弧の大きさが変化しても、円弧の大きさに応じた弦を構成するサンプル点ペアを選択するので、安定して円弧中心を求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態における血圧計の概略ブロック図
【図２】本発明の実施の形態１に係る距離差決定部の詳細ブロック図
【図３】本発明の実施の形態１に係るデータ選択部の詳細ブロック図
【図４】本発明の実施の形態１での選択データと円弧中心との関係を示した模式図
【図５】本発明の実施の形態２に係る円弧中心推定部の詳細ブロック図
【図６】本発明の実施の形態３に係る円弧中心推定部のフロー図
【図７】従来例における血圧計の概略ブロック図
【図８】位相検波したデータを２次元平面上にプロットした模式図
【符号の説明】
１ 発振器
２ 励振器
３ センサ
４ 位相検波器
５ Ａ／Ｄ変換器
７ 位相角演算部
８ カフ式血圧測定器
９ カフ
１０ 血圧演算部
１１ 表示部
１２ 制御部
２０ 円弧中心推定部
３０ 距離差決定部
３１ データ選択部
３２ 円弧中心算出部
Claims (3)
- 対象物に振動を与る励振手段と、対象物内を伝搬した振動を電気信号に変換するセンサ手段と、センサ手段または位相検波手段からの信号をディジタル信号に変換するアナログ／ディジタル変換手段と、位相検波により２次元座標平面にサンプル点をマッピングする位相検波手段と、２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段と、前記規定された距離以上の距離差を持つ２つのサンプル点ペアを複数選択する選択手段と、前記選択された複数のサンプル点ペアを結ぶ直線の垂直２等分線との距離が最小になる点を算出することでサンプルデータの分布の円弧中心を推定する円弧中心推定手段と、前記円弧中心から見込んだサンプル点の位相角を算出する位相角算出手段とを備え、
前記対象物は生体であり、測定するパラメータは生体の心拍運動により引き起こされた生理学的パラメータであり、
前記２次元平面上でのデータ間の距離差を規定する距離差規定手段が、１心拍以上の間のデータの重心を計算する重心計算手段と、１心拍以上の間のデータと前記重心との距離の最大値を計算する最大値計算手段と、前記距離の最大値の単調増加関数値を発生する単調増加関数発生手段からなる物理パラメータ測定装置。 - 前記単調増加関数発生手段での単調増加関数は比例関数であることを特徴とする請求項１記載の物理パラメータ測定装置。
- 前記単調増加関数発生手段での比例関数の比例定数が1/30から２の範囲であることを特徴とする請求項２記載の物理パラメータ測定装置。
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