JP3691263B2

JP3691263B2 - Fingertip pulse wave detector

Info

Publication number: JP3691263B2
Application number: JP33485698A
Authority: JP
Inventors: 佳年雄毛利
Original assignee: Japan Science and Technology Agency; National Institute of Japan Science and Technology Agency
Current assignee: Japan Science and Technology Agency; National Institute of Japan Science and Technology Agency
Priority date: 1998-11-26
Filing date: 1998-11-26
Publication date: 2005-09-07
Anticipated expiration: 2018-11-26
Also published as: JP2000157503A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、微小歪みや微弱応力を検出する指尖脈波検出装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
脈波は、心臓の拍動による血管中の血液の動的流動形態を表し、血流の圧力変化や血管壁の粘弾性変形、血液流量変化などの検出によって測定され、血液循環系の動態診断や疾病診断に有効な情報を与えている。脈波図は、心臓の機構形態を表す心機図（心拍動図、心音図、脈波図）の中に含まれているが、この場合の脈波は頸動脈や股動脈などの動脈脈波や頸静脈脈波などが中心であり、毛細血管の脈波は通常含まれない。
【０００３】
毛細血管は、動脈と静脈の境界領域の末梢血管網であるためその脈波は微弱であり、従来の加速度トランスデューサのような力学的振動検出形の脈波センサでは感度が不足し、検出が困難である。非観血的毛細血管脈波センサとしては、これまで光電式の指尖容積脈波計のみが実用化されている。これは、指尖の一方から赤外線を照射し、他方の受光部で血液中のヘモグロビンの総量による透過光減少量を検知することによって、指尖部毛細血管の血流容積の変化を脈波として検出するものである。したがって、指尖容積脈波計で検出感度を高めるために、光照射強度を高めると指尖を加熱することにより、血行状態が変化したり、時には被験者に熱感を与えることがある。
【０００４】
現在までに、この指尖容積脈波計を用いて、診断から心機能の評価、薬剤効果の判定、健診、運動療法の効果判定などが広く行われているが、心機能の評価にあたっては、中枢圧波と末端までの動脈圧波などとの対応が不明である。これは、光電式容積脈波検出法は光が透過する指尖部にだけ適用でき、指の付け根から腕や頸部などの動脈や静脈の脈波検出には適用できず、直接の比較検討が出来ないためである。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
このような状況からして、指尖脈波から心機能を評価するためには、頸動脈、上腕動脈、手首動脈、指尖脈等の脈波が全て同時に検出できる脈波センサが必要であり、現在かかるセンサの開発が重要な課題となっている。
【０００６】
本発明は、上記状況に鑑みて、脈波検出手段としてアモルファス磁歪部材を用い、直接被験者の血管部の皮膚に接触させて脈波を高感度に検出できるようにしたもので、指尖部での脈波検出を容易に行うことができる指尖脈波検出装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するために、
〔１〕指尖脈波検出装置において、アモルファスワイヤの両端が固定されるプラスチックリングと、前記アモルファスワイヤにパルス波を印加するパルス波発生手段と、前記アモルファスワイヤに被験者の指尖部を作用させ、生成する応力インピーダンス効果に基づく出力を得る出力装置とを具備するようにしたものである。
【０００８】
〔２〕上記〔１〕記載の指尖脈波検出装置において、前記出力装置は、前記アモルファスワイヤから得られる検波電圧をバッファを介してピークホールド回路で直流電圧に変換するようにしたものである。
【０００９】
〔３〕上記〔２〕記載の指尖脈波検出装置において、前記アモルファス磁歪部材は基準となる応力インピーダンスが不変の第１のアモルファスワイヤと、応力インピーダンス効果を生じる第２のアモルファスワイヤとを直列に接続して、前記第１のアモルファスワイヤと第２のアモルファスワイヤとのパルス誘起電圧の検波直流電圧との差電圧を検出電圧とするようにしたものである。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図を参照しながら説明する。
【００１１】
図１は本発明の参考例を示す脈波検出装置の構成図である。
【００１２】
この図において、１は線引き後２ｋｇ／ｍｍ²の張力下でアニールされた２０μｍ径Ｃｏ_72.5Ｓｉ_12.5Ｂ₁₅アモルファスワイヤからなるアモルファス磁歪部材（ＳＩ素子）、２はパルス波発生装置（パルス波発生手段）であり、そのアモルファス磁歪部材１に立ち上り時間が５ｎｓ，２０ｍＡのパルス波電流を通電する。３はそのアモルファスワイヤ１からの脈波を出力する出力装置である。なお、Ｒは内部抵抗である。
【００１３】
次に、かかる脈波検出装置を用いた応力インピーダンス効果とその発生原理について説明する。
【００１４】
図２は線引き後２ｋｇ／ｍｍ²の張力下でアニールされた２０μｍ径Ｃｏ_72.5Ｓｉ_12.5Ｂ₁₅アモルファスワイヤ１に、パルス波発生装置２から立ち上り時間５ｎｓ、２０ｍＡのパルス波電流を通電した場合の張力インピーダンス効果の測定結果を示す図である。
【００１５】
張力σが７〜１５ＭＰａの範囲でインピーダンスの減少率は、４５％である。線引きＣｏＳｉＢアモルファスワイヤ１は、約４０００ＭＰａの最大抗張力において最大のび率は３％である。したがって、歪みゲージ率（＝電磁気量の変化率／のび率）は約４０００である。
【００１６】
磁性ワイヤのインピーダンスＺは、高周波電流またはパルス電流の通電により表皮効果が顕著（表皮厚さδ≪ワイヤ半径ｄ）な場合、次式で表される。
【００１７】
｜Ｚ｜＝〔ｄ／√（２ρ）〕Ｒ_dc√〔ωμ（σ）〕 …（１）
ここで、ρ：電気抵抗率（アモルファスワイヤで１３０μΩ−ｃｍ）、Ｒ_dc：ワイヤの直流抵抗、ω：通電電流の角周波数、μ：ワイヤ円周方向の最大微分透磁率、σ：印加応力である。
【００１８】
磁化回転における磁歪の逆効果により、μがσによって変化（２０ＭＨｚ程度の十分な高周波では、張力によって減少、圧縮力の増加に応じて増加の後減少）し、｜Ｚ｜が変化する。
【００１９】
表１は、従来の歪みゲージである抵抗線歪みゲージ、ピエゾ抵抗効果半導体歪みゲージと本発明のアモルファスワイヤ歪みゲージ率の比較を示す。
【００２０】
【表１】

【００２１】
表１から明らかなように、抵抗線歪みゲージの場合は、ゲージ率は２程度、半導体歪みゲージの場合は、ゲージ率は１５０〜２００であるのに対して、本発明のアモルファスワイヤ歪みゲージの場合は、ゲージ率は１０００〜４０００であり、半導体歪みゲージに比べても、ゲージ率は１桁高い数値を示している。
【００２２】
図３は本発明の指尖脈波検出用アモルファスワイヤセンサヘッドとしてワイヤに直角に指尖が接触する構成を想定し、両端半田付け工程のアモルファスワイヤに直角（垂直）に重りを印加した場合のインピーダンス変化特性の測定結果を示す図であり、図３（ａ）はその測定装置を示す図であり、指尖脈波検出を想定して、プラスチックリング１１にアモルファスワイヤ１２が両端を半田付けされて設けられている。図３（ｂ）はその測定装置を用いたアモルファスワイヤの直角応力インピーダンス効果の結果を示す図であり、縦軸に電圧（Ｖ）、横軸に荷重（ｇ）を示している。なお、図３（ａ）において、１３は応力が付与されない基準となるアモルファスワイヤである。
【００２３】
図２の場合と同一の２０μｍ径アモルファスワイヤへの直角応力により、図３（ｂ）に示すように、インピーダンスが減少しており、直角応力はアモルファスワイヤの内部において張力と同様に機能していると言える。直角重力の分解能は約５ｍｇである。
【００２４】
なお、ＣｏＳｉＢアモルファスワイヤは、ピアノ線以上の強靱弾性体であるとともに、耐食性がステンレス以上であり、塩分を含む人体皮膚との直接接触に十分耐えることができる。
【００２５】
次に、指尖脈波検出用ＣＭＯＳ・ＳＩセンサの構成について説明する。
【００２６】
ＳＩ効果は、高周波正弦波電流と同等に急峻な立ち上がりのパルス電流の通電励磁によっても発生する。この場合、パルス電流ｉ_pの立ち上がり時間をｔ_r，高さをＩ_pとすると、ｉ_pは励磁効果において次式のように直流と正弦波が重畳された電流と等価である。
【００２７】
ｉ_p＝Ｉ_p／２＋（Ｉ_p／２）ｓｉｎ〔２π／（２〜３）ｔ_r〕ｔ…（２）
従って、ｔ_r＝５ｎｓのパルス電流は６０〜１００ＭＨｚの高周波電流と等価であり、２０μｍ径のアモルファスワイヤに十分な表皮効果を生じさせることができる。
【００２８】
このｔ_r＝５ｎｓのパルス電流は、Ｃ−ＭＯＳ・ＩＣマルチバイブレータで容易に発生させることができる。
【００２９】
本発明の第１実施例を示す指尖脈波検出用ＣＭＯＳ・ＳＩセンサについて説明する。
【００３０】
ＳＩセンサ回路をパルス動作方式で構成すれば、低消費電力で携帯型の小型軽量指尖脈波センサが実現できる。
【００３１】
図４は２本の２０μｍ径ＣｏＳｉＢアモルファスワイヤ２２，２３を直径１５ｍｍ、高さ１０ｍｍのプラスチックリング２１の直径方向に半田づけで固定し、６個のインバータを内蔵するＣＭＯＳ・ＩＣによるマルチバイブレータとパルス発生微分回路に接続した指尖脈波検出用ＳＩセンサ回路を示す。因みに、図４において、例えば、Ｃは１００ｐＦ、Ｒは２０ｋΩ、Ｃ_Dは１００ｐＦ、Ｒ_Dは２００Ω、可変抵抗器ＶＲは３ｋΩ、Ｃ_Hは０．０４７はμＦ、Ｒ_Hは５１ｋΩ、電源電圧Ｖｄｄは３Ｖである。
【００３２】
すなわち、ＣＭＯＳインバータＱ₁，Ｑ₂と、Ｒ，Ｃによるマルチバイブレータ出力電圧の微分パルス電圧を、インバータＱ₃，Ｑ₄で増幅・整形して得られるパルス電圧を、基準となる応力インピーダンスが不変の第１のアモルファスワイヤ２３と、応力インピーダンス効果を生じる第２のアモルファスワイヤ２２とを直列に接続したＳＩ素子に印加して、それぞれのアモルファスワイヤの誘起パルス電圧をそれぞれショットキーバリアダイオードＳＢＤ２４，２５と、Ｒ_H，Ｃ_Hからなるピークホールド回路２６，２７で直流電圧に変換し、差動アンプ２８に入力させる。
【００３３】
この差動アンプ２８の出力電圧Ｖは、第２のアモルファスワイヤ２２に加えられる応力が０のとき（脈波が印加されないとき）、零になるように可変抵抗器ＶＲで調整する。応力（脈波）が加えられると、その応力（脈波）を検出することができる。
【００３４】
このように、２本のアモルファスワイヤ２２，２３の内、１本のアモルファスワイヤ２３を応力を印加しない基準のワイヤ（第１のワイヤ）とし、そのパルス誘起電圧の検波直流電圧と、応力を印加するワイヤ２２（第２のワイヤ）のパルス誘起電圧の検波直流電圧との差電圧が、印加応力の安定な検出電圧となる。
【００３５】
このパルス動作ＳＩセンサの消費電力は、約８ｍＷであり、小型乾電池による携帯型センサを容易に作製することができる。
【００３６】
図５は本発明の装置を用いて椅子に腰掛けた状態で測定した２３才健常男子の左手５本の指の脈波を示す図である。すなわち、図５（ａ）はその親指の脈波、図５（ｂ）はその人差し指の脈波、図５（ｃ）はその中指の脈波、図５（ｄ）はその薬指の脈波、図５（ｅ）は小指の脈波をそれぞれ示しており、横軸は時間、縦軸は出力電圧を示している。
【００３７】
各指の脈波は互いに類似しているが、細部は同一ではない。
【００３８】
図６は図５の場合と同一の被験者の手首動脈、肘動脈の脈波であり、図６（ａ）は手首動脈の脈波を、図６（ｂ）は肘動脈の脈波をそれぞれ示しており、横軸は時間、縦軸は出力電圧を示している。
【００３９】
これらの図から明らかなように、図６に示される脈波は、図５の指尖脈波とほぼ同一であり、指尖脈波が心機能をほぼ正確に反映していると言える。動脈脈波は、図６に示すように、急峻な脈波の立ち上がりから最大値を過ぎて切痕と呼ばれる極小値の谷底までの期間が左心室の収縮期（動脈駆出期）であり、その後切痕から２次の山を越えて次の脈波の立ち上がりまでが左心室の拡張期（弛緩期）である。拡張期は末端からの反射圧力により２次の山が現れる。
【００４０】
図７は世代の異なる４名の被験者の指尖脈波、及び２次微分（加速度）波の検出例であり、図７（ａ）は５７歳男性の右手人差し指の指尖脈波を、図７（ｂ）は３８歳男性の右手人差し指の指尖脈波を、図７（ｃ）は２８歳男性の右手人差し指の指尖脈波を、図７（ｄ）は２３歳男性の右手人差し指の指尖脈波をそれぞれ示し、図７（ｅ）は５７歳男性の右手人差し指の指尖脈波の２次微分（加速度）波を、図７（ｆ）は３８歳男性の右手人差し指の指尖脈波の２次微分（加速度）波を、図７（ｇ）は２８歳男性の右手人差し指の指尖脈波の２次微分（加速度）波を、図７（ｈ）は２３歳男性の右手人差し指の指尖脈波の２次微分（加速度）波をそれぞれ示している。
【００４１】
これらの図から明らかなように、２３歳、２８歳、３８歳、５７歳の男性の右手人差し指尖脈波を比較すると、年齢が若い程切痕部の切れ込みが顕著で２次の山が急峻で高くなっている。従って、指尖脈波によって若さを判定できることが分かる。
【００４２】
図８は図７の５７歳男性が３０分の適度なジョギングを行った前後の指尖脈波の測定結果を示す図であり、図８（ａ）はそのジョギング前の指尖脈波を、図８（ｂ）はそのジョギング直後の指尖脈波を、図８（ｃ）はそのジョギング後２．５時間後の指尖脈波をそれぞれ示しており、図８（ｄ）はそのジョギング前の指尖脈波の２次微分（加速度）波を、図８（ｅ）はそのジョギング直後の指尖脈波の２次微分（加速度）波を、図８（ｆ）はそのジョギング後２．５時間後の指尖脈波の２次微分（加速度）波をそれぞれ示している。
【００４３】
これらの図から明らかなように、ジョギング後２時間程で、切痕部が顕著になり、２次の山が増大している。図８から適度なスポーツで血流が若返っていると考えられる。なお、一日後は、元の図７の波形に戻っている。
【００４４】
また、本発明の脈波検出装置によれば、この脈波検出装置を２個用いることにより、任意の２点間の脈波速度を計算することができ、動脈硬化症の診断をキメ細かく行うことができる。
【００４５】
図９は２３歳健常男子の右手手首と右人差し指尖端の脈波を同時に検出した場合のストレージスコープによる図である。
【００４６】
この図から明らかなように、２点間の距離と脈波立ち上がりの差の時間の比で脈波速度を計算すると、約６．９ｍ／ｓである。同一被験者で、右手の肘部と手首部間の脈波速度を測定した結果は、約７．８ｍ／ｓであり、動脈末端部で脈波はやや速度が遅いと考えられる。
【００４７】
上記したように、本発明の高感度脈波センサは、アモルファスワイヤを直接被験者の血管部の皮膚に接触させて脈波を高感度に検出できるため、指尖部での脈波検出ができるものである。
【００４８】
従って、本発明の高感度脈波センサにより、従来困難であった指尖脈波と中枢圧波及び心機能との対応が容易にできるため、指尖脈波の生理学的意味が明確になるとともに、同一のセンサを複数個設定することにより、脈波速度が容易に検出され、動脈硬化症のキメ細かい診断や心筋梗塞症の前兆検知などの高度な診断が可能になる。
【００４９】
また、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨に基づいて種々の変形が可能であり、これらを本発明の範囲から排除するものではない。
【００５０】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したように、本発明によれば、以下のような効果を奏することができる。
【００５１】
（Ａ）指尖脈波検出手段としてアモルファスワイヤの両端をプラスチックリングに固定し、そのアモルファスワイヤにパルス波を印加し、アモルファスワイヤに被験者の指尖部を作用させ、生成する応力インピーダンス効果に基づく出力を得て、指尖脈波を高感度に検出することができる。
【００５２】
（Ｂ）小型乾電池による低消費電力の小型軽量携帯型指尖センサを容易に作製することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の参考例を示す脈波検出装置の構成図である。
【図２】本発明の参考例を示す張力インピーダンス効果の測定結果を示す図である。
【図３】本発明の実施例を示すアモルファスワイヤに直角（垂直）に重りを印加した場合のインピーダンス変化特性の測定結果を示す図である。
【図４】本発明の実施例を示すＣＭＯＳ・ＩＣによるマルチバイブレータとパルス発生微分回路に接続した指尖脈波検出用ＳＩセンサ回路図である。
【図５】本発明の実施例を示す脈波検出装置による椅子に腰掛けた状態で測定した２３才健常男子の左手５本の指の脈波を示す図である。
【図６】図５の場合と同一の被験者の手首動脈、肘動脈の脈波を示す図である。
【図７】本発明の実施例を示す脈波検出装置による世代の異なる４名の被験者の指尖脈波、及び２次微分（加速度）波の検出例を示す図である。
【図８】図７の５７歳男性が３０分の適度なジョギングを行った前後の指尖脈波の測定結果を示す図である。
【図９】本発明の実施例を示す脈波検出装置による２３歳健常男子の右手手首と右人差し指尖端の脈波を同時に検出した場合のストレージスコープによる図である。
【符号の説明】
１アモルファス磁歪部材（ＳＩ素子）
２パルス波発生装置（パルス波電源）
３出力装置
１１，２１プラスチックリング
１２，１３，２２，２３アモルファスワイヤ
２４，２５ショットキーバリアダイオード
２６，２７ピークホールド回路
２８差動アンプ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a finger plethysmogram detection device that detects minute distortion and weak stress.
[0002]
[Prior art]
The pulse wave represents the dynamic flow of blood in the blood vessel due to the heartbeat, and is measured by detecting changes in blood pressure, viscoelastic deformation of the blood vessel wall, changes in blood flow, etc. And provides useful information for disease diagnosis. The pulse wave diagram is included in the heartbeat diagram (heartbeat diagram, heart sound diagram, pulse wave diagram) representing the mechanism of the heart. In this case, the pulse wave is an arterial pulse wave such as a carotid artery or a hip artery. And jugular vein pulse waves are the main, and capillary pulse waves are usually not included.
[0003]
Capillary blood vessels are peripheral vascular networks in the boundary region between arteries and veins, so their pulse waves are very weak, and mechanical pulse detection sensors like conventional acceleration transducers lack sensitivity and are difficult to detect. It is. As a non-invasive capillary pulse wave sensor, only a photoelectric fingertip plethysmograph has been put to practical use so far. This is because the change in blood flow volume of the fingertip capillary is detected as a pulse wave by irradiating infrared light from one of the fingertips and detecting the decrease in transmitted light due to the total amount of hemoglobin in the blood at the other light receiving part. It is to detect. Therefore, in order to increase the detection sensitivity with the fingertip plethysmograph, when the light irradiation intensity is increased, the blood flow state may be changed by heating the fingertip, and sometimes the subject may feel hot.
[0004]
To date, this fingertip plethysmograph has been widely used for diagnosis, evaluation of cardiac function, determination of drug effects, medical checkup, determination of effects of exercise therapy, etc. The correspondence between central pressure waves and arterial pressure waves up to the end is unknown. This is because the photoelectric volume pulse wave detection method can be applied only to the fingertips through which light passes, and cannot be applied to pulse wave detection of arteries and veins such as the arms and neck from the base of the finger. It is because it is not possible.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
Under these circumstances, in order to evaluate cardiac function from fingertip pulse waves, a pulse wave sensor that can simultaneously detect pulse waves such as the carotid artery, brachial artery, wrist artery, and finger apex pulse is necessary. Currently, the development of such sensors is an important issue.
[0006]
The present invention is, in view of the above situation, the amorphous magnetostrictive member used as pulse wave detecting means, obtained by in contact with the skin of the blood vessels directly subject can be detected pulse wave with high sensitivity, with fingertip An object of the present invention is to provide a finger plethysmogram detection device that can easily detect the pulse wave.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides
[1] In fingertip pulse wave detection device, and the plastic ring at both ends of the amorphous wire is fixed, and the pulse wave generating means for applying a pulse wave to the amorphous wire, by the action of fingertip of the subject to the amorphous wire And an output device for obtaining an output based on the generated stress impedance effect.
[0008]
[ 2 ] In the finger plethysmogram detection device according to [1], the output device converts a detection voltage obtained from the amorphous wire into a DC voltage by a peak hold circuit via a buffer. .
[0009]
[ 3 ] In the finger plethysmogram detection device according to [ 2 ], the amorphous magnetostrictive member includes a first amorphous wire having a constant stress impedance that is a reference and a second amorphous wire that generates a stress impedance effect in series. The difference voltage between the detected DC voltage of the pulse induced voltage between the first amorphous wire and the second amorphous wire is used as the detected voltage.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0011]
FIG. 1 is a block diagram of a pulse wave detection device showing a reference example of the present invention.
[0012]
In this figure, 1 is an amorphous magnetostrictive member (SI element) made of 20 μm diameter Co _72.5 Si _12.5 B ₁₅ amorphous wire annealed under a tension of ² kg / mm ² after drawing, and 2 is a pulse wave generator (pulse wave generating means). And a pulse wave current having a rise time of 5 ns and 20 mA is applied to the amorphous magnetostrictive member 1. An output device 3 outputs a pulse wave from the amorphous wire 1 . R is an internal resistance.
[0013]
Next, the stress impedance effect using such a pulse wave detection device and the principle of generation thereof will be described.
[0014]
FIG. 2 shows the tension when a pulse wave current with a rise time of 5 ns and a current of 20 mA is applied to the 20 μm diameter Co _72.5 Si _12.5 B ₁₅ amorphous wire 1 annealed under a tension of ² kg / mm ² after drawing. It is a figure which shows the measurement result of an impedance effect.
[0015]
When the tension σ is in the range of 7 to 15 MPa, the impedance reduction rate is 45%. The drawn CoSiB amorphous wire 1 has a maximum elongation of 3% at a maximum tensile strength of about 4000 MPa. Therefore, the strain gauge factor (= rate of change of electromagnetic quantity / prolongation rate) is about 4000.
[0016]
The impedance Z of the magnetic wire is expressed by the following equation when the skin effect is remarkable (skin thickness δ << wire radius d) by energization of a high-frequency current or pulse current.
[0017]
| Z | = [d / √ (2ρ)] R _dc √ [ωμ (σ)] (1)
Where, ρ: electrical resistivity (130 μΩ-cm for an amorphous wire), R _dc : direct current resistance of the wire, ω: angular frequency of the energizing current, μ: maximum differential permeability in the wire circumferential direction, σ: applied stress is there.
[0018]
Due to the inverse effect of magnetostriction in the rotation of magnetization, μ changes with σ (at a sufficiently high frequency of about 20 MHz, it decreases with tension and then decreases with an increase in compression force), and | Z | changes.
[0019]
Table 1 shows a comparison of resistance wire strain gauges, piezoresistive effect semiconductor strain gauges, which are conventional strain gauges, and amorphous wire strain gauge ratios of the present invention.
[0020]
[Table 1]

[0021]
As is apparent from Table 1, the resistance strain gauge has a gauge factor of about 2, and the semiconductor strain gauge has a gauge factor of 150 to 200, whereas the amorphous wire strain gauge of the present invention has a gauge factor of 150 to 200. In this case, the gauge factor is 1000 to 4000, and the gauge factor shows a numerical value that is one digit higher than that of the semiconductor strain gauge.
[0022]
FIG. 3 shows a configuration in which the fingertip contacts the wire at right angles as the amorphous wire sensor head for fingertip pulse wave detection of the present invention, and a weight is applied to the amorphous wire in the soldering process at both ends (perpendicular) at right angles. FIG. 3A is a diagram showing the measurement device, and the amorphous wire 12 is soldered to both ends of the plastic ring 11 on the assumption of fingertip pulse wave detection. Is provided. FIG. 3B is a diagram showing the results of the orthogonal stress impedance effect of the amorphous wire using the measuring apparatus, in which the vertical axis indicates voltage (V) and the horizontal axis indicates load (g). In FIG. 3A, reference numeral 13 denotes a reference amorphous wire to which no stress is applied.
[0023]
As shown in FIG. 3B, the impedance is reduced by the normal stress to the same 20 μm diameter amorphous wire as in FIG. 2, and the normal stress functions in the same manner as the tension inside the amorphous wire. It can be said. The resolution of right-angle gravity is about 5 mg.
[0024]
The CoSiB amorphous wire is a tough elastic body that is equal to or higher than a piano wire and has a corrosion resistance that is higher than that of stainless steel, and can sufficiently withstand direct contact with human skin containing salt.
[0025]
Next, the configuration of the fingertip pulse wave detection CMOS / SI sensor will be described.
[0026]
The SI effect is also generated by energization excitation of a pulse current that rises as steep as the high-frequency sine wave current. In this case, if the rise time of the pulse current i _p t _r, the height and I _p, i _p is the equivalent to the current DC and the sine wave as in the following formula excitation effect is superimposed.
[0027]
i _p = I _p / 2 + (I _p / 2) sin [2π / (2-3) _tr ] t (2)
Accordingly, a pulse current of t _r = 5 ns is equivalent to the high frequency current 60～100MHz, it can produce sufficient skin effect in amorphous wire of 20μm diameter.
[0028]
The pulse current of t _r = 5 ns can be easily generated by a C-MOS • IC multivibrator.
[0029]
A CMOS / SI sensor for fingertip pulse wave detection according to a first embodiment of the present invention will be described.
[0030]
If the SI sensor circuit is configured by a pulse operation method, a portable small and light fingertip pulse wave sensor with low power consumption can be realized.
[0031]
FIG. 4 shows a multi-vibrator and a pulse formed by CMOS / IC including six inverters, in which two 20 μm diameter CoSiB

amorphous wires

22 and 23 are fixed by soldering in a diameter direction of a plastic ring 21 having a diameter of 15 mm and a height of 10 mm. 2 shows an SI sensor circuit for fingertip pulse wave detection connected to a generation differential circuit. Incidentally, in FIG. 4, for example, C is 100 pF, R is 20 k [Omega, C _D is 100 pF, R _D is 200 [Omega, the variable resistor VR is 3 k [Omega, C _H is 0.047 is .mu.F, R _H is 51k, the power supply voltage Vdd Is 3V.
[0032]
That is, the stress impedance used as a reference for the pulse voltage obtained by amplifying and shaping the differential pulse voltage of the multivibrator output voltage by CMOS inverters Q ₁ and Q ₂ and R and C by inverters Q ₃ and Q ₄ is unchanged. The first amorphous wire 23 and the second amorphous wire 22 that generates the stress impedance effect are applied to the SI element connected in series, and the induced pulse voltage of each amorphous wire is applied to the Schottky

barrier diodes SBD

24 and 25, respectively. Then, it is converted into a DC voltage by the peak hold circuits 26 and 27 composed of R _H and C _H and input to the differential amplifier 28.
[0033]
The output voltage V of the differential amplifier 28 is adjusted by the variable resistor VR so as to be zero when the stress applied to the second amorphous wire 22 is zero (when no pulse wave is applied). When stress (pulse wave) is applied, the stress (pulse wave) can be detected.
[0034]
In this way, of the two

amorphous wires

22 and 23, one amorphous wire 23 is used as a reference wire (first wire) to which no stress is applied, and the detected DC voltage of the pulse induced voltage and the stress are applied. The voltage difference between the pulse induced voltage of the wire 22 (second wire) to be detected and the detected DC voltage is a stable detection voltage of the applied stress.
[0035]
The power consumption of the pulse operation SI sensor is about 8 mW, and a portable sensor using a small dry battery can be easily manufactured.
[0036]
FIG. 5 is a diagram showing pulse waves of five fingers of the left hand of a 23-year-old healthy boy measured with the apparatus of the present invention while sitting on a chair. 5 (a) shows the pulse wave of the thumb, FIG. 5 (b) shows the pulse wave of the index finger, FIG. 5 (c) shows the pulse wave of the middle finger, FIG. 5 (d) shows the pulse wave of the ring finger, FIG. 5E shows the pulse wave of the little finger, the horizontal axis shows time, and the vertical axis shows the output voltage.
[0037]
The pulse waves of each finger are similar to each other, but the details are not the same.
[0038]
6 shows pulse waves of the wrist artery and elbow artery of the same subject as in FIG. 5, FIG. 6 (a) shows the pulse wave of the wrist artery, and FIG. 6 (b) shows the pulse wave of the elbow artery. The horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates output voltage.
[0039]
As is clear from these figures, the pulse wave shown in FIG. 6 is almost the same as the finger plethysmogram in FIG. 5, and it can be said that the finger plethysmogram reflects the cardiac function almost accurately. As shown in FIG. 6, the arterial pulse wave is the left ventricular systole (arterial ejection period) from the steep rise of the pulse wave through the maximum value to the minimum valley bottom called a notch, The left ventricular diastole (relaxation period) is from the notch to the second peak after the second peak. In the diastole, secondary peaks appear due to the reflection pressure from the end.
[0040]
FIG. 7 is an example of detection of finger plethysmogram and quadratic differential (acceleration) waves of four subjects of different generations. FIG. 7 (a) shows the finger plethysmogram of the right index finger of a 57-year-old man. 7 (b) shows the finger plethysmogram of the right index finger of a 38-year-old man, FIG. 7 (c) shows the finger plethysmogram of the right-hand index finger of a 28-year-old man, and FIG. 7 (d) shows the right-hand index finger of a 23-year-old man. FIG. 7 (e) shows the second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave of the right hand index finger of a 57-year-old man, and FIG. 7 (f) shows the fingertip of the right-hand index finger of a 38-year-old man. FIG. 7G shows the second derivative (acceleration) wave of the pulse wave, FIG. 7G shows the second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave of the right index finger of a 28-year-old man, and FIG. 7H shows the right hand of a 23-year-old man. The second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave of the index finger is shown.
[0041]
As is apparent from these figures, when comparing the right index finger plethysmogram of males at the age of 23, 28, 38, and 57, the cut in the notch portion is more noticeable and the second mountain is steep as the age is younger. It is getting higher. Therefore, it can be seen that youth can be determined by the fingertip pulse wave.
[0042]
FIG. 8 is a diagram showing measurement results of finger plethysmogram before and after the 57-year-old male in FIG. 7 performed moderate jogging for 30 minutes, and FIG. 8 (a) shows the finger plethysmogram before jogging, FIG. 8 (b) shows the finger plethysmogram immediately after jogging, FIG. 8 (c) shows the finger plethysmogram 2.5 hours after the jogging, and FIG. 8 (d) shows that before the jogging. 8 (e) shows the second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave immediately after jogging, and FIG. 8 (f) shows the second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave immediately after jogging. The second derivative (acceleration) wave of the fingertip pulse wave after 5 hours is shown.
[0043]
As is apparent from these figures, the notch portion becomes prominent and the secondary peaks increase in about 2 hours after jogging. It can be considered from FIG. 8 that the blood flow is rejuvenated in an appropriate sport. In addition, after one day, it has returned to the original waveform of FIG.
[0044]
Further, according to the pulse wave detection device of the present invention, the pulse wave velocity between any two points can be calculated by using two pulse wave detection devices, and arteriosclerosis can be diagnosed in detail. Can do.
[0045]
FIG. 9 is a diagram of a storage scope when the pulse waves of the right wrist and the right index finger tip of a 23-year-old healthy boy are detected simultaneously.
[0046]
As is apparent from this figure, the pulse wave velocity calculated by the ratio of the distance between the two points and the time of the difference between the rises of the pulse wave is about 6.9 m / s. The result of measuring the pulse wave velocity between the right elbow and wrist in the same subject is about 7.8 m / s, and the pulse wave is considered to be slightly slower at the end of the artery.
[0047]
As described above, the high-sensitivity pulse wave sensor of the present invention can detect a pulse wave with high sensitivity by bringing an amorphous wire directly into contact with the skin of a blood vessel of a subject, and can therefore detect a pulse wave at a fingertip. It is.
[0048]
Therefore, the high-sensitivity pulse wave sensor of the present invention facilitates correspondence between the finger plethysmogram and the central pressure wave and cardiac function, which has been difficult in the past, and thus the physiological meaning of the finger plethysmogram becomes clear. by plurality set the same sensor, the pulse wave velocity is easily detected, allowing advanced diagnostics such omen detection of fine granularity diagnosis and myocardial infarction of arteriosclerosis.
[0049]
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications are possible based on the spirit of the present invention, and these are not excluded from the scope of the present invention.
[0050]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, the following effects can be obtained.
[0051]
(A) As a fingertip pulse wave detection means , both ends of an amorphous wire are fixed to a plastic ring, a pulse wave is applied to the amorphous wire, and the fingertip portion of the subject acts on the amorphous wire, based on the generated stress impedance effect By obtaining an output, it is possible to detect fingertip pulse waves with high sensitivity.
[0052]
( B ) A small and lightweight portable fingertip sensor with low power consumption by a small dry battery can be easily produced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a pulse wave detection device showing a reference example of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing measurement results of a tension impedance effect showing a reference example of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing measurement results of impedance change characteristics when a weight is applied perpendicularly (perpendicularly) to an amorphous wire according to an embodiment of the present invention.
FIG. 4 is an SI sensor circuit diagram for fingertip pulse wave detection connected to a multi-vibrator using CMOS IC and a pulse generation differentiating circuit according to an embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing pulse waves of five fingers of the left hand of a 23-year-old healthy boy measured with a pulse wave detection device according to an embodiment of the present invention sitting on a chair.
6 is a view showing pulse waves of the wrist artery and the elbow artery of the same subject as in FIG. 5. FIG.
FIG. 7 is a diagram illustrating a detection example of finger plethysmogram waves and secondary differential (acceleration) waves of four test subjects of different generations by the pulse wave detection device according to the embodiment of the present invention.
8 is a diagram showing measurement results of fingertip pulse waves before and after a 57-year-old male in FIG. 7 performs moderate jogging for 30 minutes.
FIG. 9 is a diagram of a storage scope when a pulse wave of the right wrist and the right index finger tip of a 23-year-old healthy boy is simultaneously detected by the pulse wave detection device according to the embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Amorphous magnetostrictive member (SI element)
2 Pulse wave generator (pulse wave power supply)
3

Output device

11, 21

Plastic ring

12, 13 , 22, 23

Amorphous wire

24, 25 Schottky barrier diode 26, 27 Peak hold circuit 28 Differential amplifier

Claims

(A) a plastic ring to which both ends of the amorphous wire are fixed ;
A pulse wave generating means for applying a pulse wave (b) the amorphous wire,
(C) A fingertip pulse wave detection device comprising: an output device that obtains an output based on a stress impedance effect generated by causing the fingertip portion of a subject to act on the amorphous wire .

In claim 1 fingertip pulse wave detecting apparatus, wherein the output device, the amorphous fingertip pulse wave detecting a detection voltage obtained from the wire through the buffer and converting a DC voltage by the peak hold circuit apparatus.

The fingertip pulse wave detection device according to claim 2 , wherein the amorphous wire is formed by connecting a first amorphous wire having a constant stress impedance that is a reference and a second amorphous wire that generates a stress impedance effect in series. A finger plethysmogram detection device characterized in that a difference voltage between a detection DC voltage of a pulse induced voltage between the first amorphous wire and the second amorphous wire is used as a detection voltage.