JP3843462B2 - 脈波診断装置 - Google Patents
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Description
本発明は人の脈の種別を特定するのに好適な脈波診断装置、および、平均血圧および脈圧をパラメータとして用いた血圧監視装置、ならびに、動脈血圧波形の切痕部に関するパラメータを用いた脈波形状監視装置および薬理作用監視装置に関する。
[背景技術]
脈波は、一般的に言えば、心臓から拍出されて血管を伝搬する血液の波である。このため、脈波を検出して解析することにより、種々の医学的情報を得られることが知られている。そして、脈波の研究が進むにつれ、人体から採取した脈波を種々の手法で解析することによって、血圧や心拍数だけではわからない様々な情報が得られ、これら情報をもとに診断ができることがわかってきた。
本願発明者は、PCT/JP96/01254(発明の名称:生体状態の診断装置及び制御装置)において、脈波波形の形状とその歪率との関係について着目し、被験者の脈波波形を検出して処理し、これにより当該脈波波形の歪率を算出し、この歪率から脈波波形の形状を特定して当該被験者の生体状態の診断を可能とさせた。
ここで、上記出願において述べられている脈波波形の形状とその歪率との関係について簡単に説明しておく。
まず、脈波波形の分類には様々なものがあり、その形状も多岐にわたるが、ここでは、東洋伝承医学の一つである中国医学の分類による代表的な脈波波形の形状について説明する。図45A〜図45Cは、この分類による代表的な脈波波形の形状を示す図である。
図45Aに示す脈波波形は、「平脈」といわれ、正常な健康人の脈状である。この「平脈」は、図示のように、ゆったりとして緩和であり、リズムが一定で乱れが少ないことが特徴である。
次に、図45Bに示す脈波波形は、「滑脈」といわれ、血流状態に異常を有する者の脈状であり、急に立ち上がった直後すぐに下降し、大動脈切痕が深く切れ込むと同時にその後の峰が通常よりもかなり高いのが特徴である。この「滑脈」は、浮腫や、肝腎疾患、呼吸器疾患、胃腸疾患、炎症性疾患などの病気によって、脈の往来が非常に流利・円滑になって生じると考えられる。
また、図45Cに示す脈波波形の形状は、「弦脈」といわれ、血管壁の緊張度が上昇している者の脈状であり、急激に立ち上がってすぐに下降せず高圧の状態が一定時間持続するのが特徴である。この「弦脈」は、肝胆疾患や、皮膚疾患、高血圧、疼痛性疾患などの病気によって現れ、自律神経系の緊張によって血管壁が緊張し弾力性が減少し、拍出された血液の拍動の影響が現れにくくなったことに原因すると考えられる。
なお、図45A〜図45Cのグラフにおいて、縦軸および横軸は、それぞれ血圧(mmHg)および時間(秒)である。
そして、このような脈波波形の脈状とその歪率dとの間に、図46に示すような関係がある。ここで、脈波波形の歪率dは、次に示す式(1)により定められる。
なお、この式(1)において、A1は脈波における基本波成分の振幅であり、A2、A3、……、Anはそれぞれ脈波の第2次、第3次、第n次調波成分における振幅である。
したがって、被験者の脈波波形を検出し、例えば、FFT(高速フーリエ変換)処理を施して振幅A1〜Anをそれぞれ求めて歪率dを算出すれば、図46に示した相関関係により脈波波形の脈状を定量的に特定することが可能となる。
図46に示したように、滑脈と判定される場合は歪率dが0.98〜1.22の範囲にあり、平脈と判定される場合は歪率DFが0.92〜1.10の範囲にあり、弦脈と判定される場合は歪率dが0.73〜0.94の範囲にある。
この場合、脈波波形の歪率dが0.98〜1.10の範囲においては、滑脈と判定することができるし、平脈と判定することもできる。また、脈波波形の歪率dが0.92〜0.94の範囲においては、平脈と判定することができるし、弦脈と判定することもできる。このため、従来の脈波診断装置にあっては、脈状を的確に判定することが困難であった。
また、非侵襲的な血圧の監視においては、最高血圧および最低血圧を測定し表示する血圧計が用いられている。
しかしながら、最高血圧および最低血圧が同様であっても、血圧波形にはさまざまなタイプが存在する。したがって、最高血圧および最低血圧のみでは、各個人の血圧の特徴を十分に表すことができないという問題があった。
また、各個人の血圧の状態を知るために平均血圧は重要なパラメータとなるが、最高血圧と最低血圧の測定のみでは、平均血圧を知ることはできなかった。
一方、中国医学やインドの伝承医学における脈診においては、診察者が前腕の遠位部を橈骨動脈上から適切に押圧した際に指に感じられる脈波形状、すなわち橈骨動脈における血圧変化に対応して診察者の指に感じられる押圧力の変化態様による診察が行われている。
例えば、中国医学においては、橈骨動脈に適切な押圧力を加えた場合に感じられる脈波形状は、大まかには3つに分類されており、前述したように、それぞれ平脈、滑脈、弦脈と呼ばれる。平脈は、ゆったりとしてリズムが一定で乱れが少なく、健康人の脈象である。滑脈は、脈の往来が流れるように円滑に感じられるもので、血流状態の異常を示している。そして、弦脈は、まっすぐぴんと張った長い脈という感じで、血管壁の緊張や老化に起因するとされている。
しかしながら、このような脈波形状による診断法は、診察者の感覚による脈波形状の分類に頼っているため、客観性と再現性に問題がある。
本発明は、上記のような問題点に鑑みてなされたものであって、その目的は、脈状を客観的かつ的確に判定することができる脈波診断装置を提供することにある。
また、本発明の他の目的は、最高血圧および最低血圧の情報より更に詳細に血圧の状態を示すことができる、血圧に関するパラメータを非侵襲的に監視することができる血圧監視装置を提供することにある。
そして、本発明のさらに他の目的は、脈波形状による診察を客観的で再現性をもって行うことのできる脈波形状監視装置を提供することにある。
[発明の開示]
(1) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波波形から退潮波の特徴を抽出して退潮波特徴情報を生成する退潮波特徴抽出手段と、
前記脈波波形から切痕波の特徴を抽出して切痕波特徴情報を生成する切痕波特徴抽出手段と、
前記退潮波特徴情報と前記切痕波特徴情報にもとづいて、前記生体の脈状を判定する脈状判定手段と、
を備える。
(2) (1)に記載の脈波診断装置において、
前記退潮波特徴抽出手段は、前記退潮波の時間領域における振幅変化に基づいて退潮波特徴情報を生成し、前記切痕波特徴抽出手段は、前記切痕波の時間領域における振幅変化に基づいて切痕波特徴情報を生成することが好ましい。
(3) (2)に記載の脈波診断装置において、
前記退潮波と前記切痕波の時間領域における振幅変化は、前記脈波波形を時間で一次微分すること、または、二次微分することによって算出されることが好ましい。
(4) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波波形に周波数解析を施す周波数解析手段と、
前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から退潮波の特徴を抽出して退潮波特徴情報を生成する退潮波特徴抽出手段と、
前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から切痕波の特徴を抽出して切痕波特徴情報を生成する切痕波特徴抽出手段と、
前記退潮波特徴情報と前記切痕波特徴情報に基づいて、前記生体の脈状を判定する脈状判定手段と、
を備える。
(5) (4)に記載の脈波診断装置において、
前記退潮波特徴情報抽出手段は、前記脈波波形中の退潮波の期間を特定し、当該期間における前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から退潮波の特徴を抽出して退潮波特徴情報を生成し、
前記切痕波特徴抽出手段は、前記脈波波形中の切痕波の期間を特定し、当該期間における前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から切痕波の特徴を抽出して切痕波特徴情報を生成することが好ましい。
(6) (4)または(5)に記載の脈波診断装置において、
前記周波数解析手段は、前記脈波波形にFFT処理を施すことが好ましい。
(7) (4)または(5)に記載の脈波診断装置において、
前記周波数解析手段は、前記脈波波形にウエーブレット変換処理を施すことが好ましい。
(8) (1)ないし(7)のいずれかに記載の脈波診断装置において、
前記脈状判定手段によって判定された脈状を告知する告知手段を備えることが好ましい。
(9) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形の自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備える。
(10) (9)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、前記自己相関データを予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成することが好ましい。
(11) (10)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と前記閾値とを比較して、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えることが好ましい。
(12) (10)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
複数の各心拍期間において検出された前記自己相関データの各最小値を平均して平均最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された平均最小値と前記閾値とを比較して、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えることが好ましい。
(13) (9)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
前記自己相関データを予め定められた閾値と比較し、前記自己相関データが前記閾値を上回る時間間隔あるいは下回る時間間隔を計測する時間計測部と、
前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が、一心拍期間に占める割合を演算する演算部と、
前記演算部の演算結果を予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えることが好ましい。
(14) (13)に記載の脈波診断装置において、
前記演算部は、前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が一心拍期間に占める割合を算出し、その算出結果の平均を演算することが好ましい。
(15) (9)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
前記自己相関データに基づいて、前記自己相関データの変化率を検出する変化率演算部と、
前記変化率演算部によって検出された変化率を予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成する変化率比較部と、
を備えることが好ましい。
(16) (15)に記載の脈波診断装置において、
前記変化率比較部は、前記変化率の最大値を検出し、変化率最大値を前記閾値と比較することによって前記脈状データを生成することが好ましい。
(17) (9)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と予め定められた第1の閾値とを比較して、前記最小値が前記第1の閾値を下回る場合には、弦脈を示す脈状データを生成する第1の比較部と、
前記自己相関データを予め定められた第2の閾値と比較し、前記自己相関データが前記第2の閾値を上回る時間間隔あるいは下回る時間間隔を計測する時間計測部と、
前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が、一心拍期間に占める割合を演算する演算部と、
前記演算部の演算結果を予め定められた第3の閾値と比較することにより、平脈または滑脈を示す前記脈状データを生成する第2の比較部と、
を備えることが好ましい。
(18) (9)に記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と第1の閾値とを比較して、前記最小値が前記第1の閾値を下回る場合には、弦脈を示す脈状データを生成する第1の比較部と、
前記自己相関データに基づいて、前記自己相関データの変化率を検出する変化率演算部と、
前記変化率演算部によって検出された変化率を予め定められた閾値と比較することにより、平脈または滑脈を示す前記脈状データを生成する第2の比較部と、
を備えることが好ましい。
(19) (17)または(18)に記載の脈波診断装置において、
前記自己相関データは自己相関係数を示しており、前記第1の比較部の比較動作に用いる前記第1の閾値は略0.25であることが好ましい。
(20) (17)に記載の脈波診断装置において、
前記自己相関データは自己相関係数を示しており、
前記時間計測部の比較動作に用いる第2の閾値は、0.4から0.8までの範囲内に設定することが好ましい。
(21) (9)ないし(20)のいずれかに記載の脈波診断装置において、
前記生体の体動を示す体動波形を検出する体動検出手段と、
前記体動波形に基づいて前記脈波波形中の体動成分を生成し、前記脈波波形から前記体動成分を除去して体動除去脈波波形を生成する体動成分除去手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算することことが好ましい。
(22) (21)に記載の脈波診断装置において、
前記体動検出手段によって検出された体動波形に基づいて、前記生体の体動の有無を判定する判定手段を備え、
前記体動成分除去手段は、前記判定手段の判定結果が体動無しを示す場合には、体動除去動作を停止し、前記体動除去脈波波形の替わりに、前記脈波波形を出力することが好ましい。
(23) (9)ないし(20)のいずれかに記載の脈波診断装置において、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成する第1のウエーブレット変換手段と、
前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出手段と、
前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析データを生成する第2のウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データから前記体動解析データを減算して、体動を除去した体動除去解析脈波データを生成する体動成分除去手段と、
前記体動除去解析脈波データに逆ウエーブレット変換を施して体動除去脈波波形を生成する逆ウエーブレット変換手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算することが好ましい。
(24) (9)ないし(20)のいずれかに記載の脈波診断装置において、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データのうち、予め定められた体動に対応する周波数成分を除去して、体動除去脈波解析データを生成する体動成分除去手段と、
前記体動除去解析脈波データに逆ウエーブレット変換を施して体動除去脈波波形を生成する逆ウエーブレット変換手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算することが好ましい。
(25) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
ある周波数領域の前記脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備える。
(26) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成する第1のウエーブレット変換手段と、
前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出手段と、
前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析データを生成する第2のウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データから前記体動解析データを減算して、体動を除去した体動除去解析脈波データを生成する体動成分除去手段と、
ある周波数領域の前記体動除去脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備える。
(27) 本発明に係る脈波診断装置は、
生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データのうち、予め定められた体動に対応する周波数成分を除去して、体動除去脈波解析データを生成する体動成分除去手段と、
ある周波数領域の前記体動除去脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備える。
(28) (9)ないし(27)のいずれかに記載の脈波診断装置において、
前記脈状データ生成手段によって生成された前記脈状データを告知する告知手段を具備することが好ましい。
(29) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出する平均血圧算出部と、
を有する。
本発明の血圧監視装置は、動脈圧波形検出部によって検出された動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出する平均血圧算出部を備えている。したがって、動脈圧波形検出部によって検出された動脈圧波形を用いて、平均血圧を監視することができる。
(30) (29)に記載の血圧監視装置において、
前記動脈圧波形に基づいて最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧を算出する脈圧算出部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、動脈圧波形検出部によって検出された動脈圧波形を用いて、脈圧を監視することができる。
(31) (30)に記載の血圧監視装置において、
前記動脈圧波形検出部が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に変換する血圧変換部をさらに有し、
前記平均血圧算出部は前記心臓位動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出し、前記脈圧算出部は前記心臓位動脈圧波形に基づいて脈圧を算出することが好ましい。
本発明によれば、動脈圧波形検出部が検出する動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における血圧である心臓位動脈圧波形に血圧変換部が変換する。そして、心臓位動脈圧波形に基づいて、平均血圧算出部が平均血圧を算出し、脈圧算出部が脈圧を算出する。したがって、動脈圧波形検出部が検出する動脈圧波形を用いて、心臓の高さ位置に対応した動脈における平均血圧および脈圧の少なくともいずれか一方を監視することができる。
(32) (30)または(31)に記載の血圧監視装置において、
血圧判定情報を予め記憶する血圧判定情報記憶部と、
前記平均血圧および前記脈圧の少なくともいずれか一方と、前記血圧判定情報とに基づいて血圧判定を行う血圧判定部と、
をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、血圧監視装置は、得られた平均血圧および脈圧の少なくともいずれか一方と、予め記憶されている血圧判定情報とによって、例えば、高血圧、低血圧、正常などの判定を行うことができる。
(33) (30)ないし(32)のいずれかに記載の血圧監視装置において、
前記平均血圧に対応する情報、前記脈圧に対応する情報、および前記血圧判定に対応する情報の少なくともいずれか一つを出力する出力部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、血圧監視装置は、平均血圧に対応する情報、脈圧に対応する情報、および前記血圧判定に対応する情報の少なくとも一つを、例えば、数値、グラフ、または電圧などとして、出力部によって出力することができる。
(34) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧を算出する脈圧算出部と、
を有する。
本発明によれば、動脈圧波形検出部によって検出された動脈圧波形を用いて、脈圧を監視することができる。
(35) (34)に記載の血圧監視装置において、
前記脈圧に基づいて最高血圧を算出する最高血圧算出部と、
前記脈圧と前記最高血圧とに基づいて最低血圧を算出する最低血圧算出部と、
を有することが好ましい。
本発明によれば、最高血圧が脈圧の一次関数として表すことができることを利用して、最高血圧算出部が脈圧に基づいて最高血圧を決定する。そして、脈圧は最高血圧と最低血圧との差圧であることから、最低血圧算出部は、最高血圧と脈圧とが明らかであれば、最低血圧を求めることができる。
(36) 本発明に係る脈波形状監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出する切痕波高算出部と、
を有する。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、動脈圧波形検出部が動脈における血圧を連続的に測定して得られた動脈圧波形に基づいて、切痕波高を算出することができる。
(37) (36)に記載の脈波形状監視装置において、
前記動脈圧波形から得られた、切痕の血圧と最低血圧との差圧である切痕差圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である切痕差圧比を算出する切痕差圧比算出部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、動脈圧波形検出部が動脈における血圧を連続的に測定して得られた動脈圧波形に基づいて、切痕波高、および切痕差圧比を算出することができる。
(38) (37)に記載の脈波形状監視装置において、
前記動脈圧波形から得られた、平均血圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である平均血圧脈圧比を算出する平均血圧脈圧比算出部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、動脈圧波形検出部が動脈における血圧を連続的に測定して得られた動脈圧波形に基づいて、切痕波高、切痕差圧比、および平均血圧脈圧比を算出することができる。
(39) (38)に記載の脈波形状監視装置において、
前記動脈圧波形検出部が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に変換する血圧変換部をさらに有し、
前記切痕波高算出部は、前記心臓位動脈圧波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出し、
前記切痕差圧比算出部は、前記心臓位動脈圧波形から得られた、切痕の血圧と最低血圧との差圧である切痕差圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である切痕差圧比を算出し、
前記平均血圧脈圧比算出部は、前記心臓位動脈圧波形から得られた、平均血圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である平均血圧脈圧比を算出することが好ましい。
本発明によれば、動脈圧波形検出部が検出する動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における血圧である心臓位動脈圧波形に血圧変換部が変換する。そして、心臓位動脈圧波形に基づいて、切痕波高算出部が切痕波高を算出し、切痕差圧比算出部が切痕差圧比を算出し、平均血圧脈圧比算出部が平均血圧脈圧比を算出する。したがって、動脈圧波形検出部が検出する動脈圧波形を用いて、心臓の高さ位置に対応した動脈における、切痕波高、切痕差圧比、および平均血圧脈圧比の少なくともいずれか一つを監視することができる。
(40) (36)に記載の脈波形状監視装置において、
脈波形状判定情報を予め記憶する脈波形状判定情報記憶部と、
前記切痕波高および前記脈波形状判定情報に基づいて脈波形状を判定する脈波形状判定部と、
をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、切痕波高と、脈波形状判定情報とに基づいて、脈波形状判定部が脈波形状を判定することができる。
(41) (37)に記載の脈波形状監視装置において、
脈波形状判定情報を予め記憶する脈波形状判定情報記憶部と、
前記切痕波高、前記切痕差圧比、および前記脈波形状判定情報に基づいて脈波形状を判定する脈波形状判定部と、
をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、切痕波高、切痕差圧比、および脈波形状判定情報とに基づいて、脈波形状判定部が脈波形状を判定することができる。
(42) (38)に記載の脈波形状監視装置において、
脈波形状判定情報を予め記憶する脈波形状判定情報記憶部と、
前記切痕波高、前記切痕差圧比、前記平均血圧脈圧比、および前記脈波形状判定情報に基づいて脈波形状を判定する脈波形状判定部と、
をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、切痕波高、切痕差圧比、平均血圧脈圧比、および脈波形状判定情報に基づいて、脈波形状判定部が脈波形状を判定することができる。
(43) (36)に記載の脈波形状監視装置において、
前記切痕波高に対応する情報、および前記脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを出力する出力部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、切痕波高に対応する情報、および脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを、例えば、数値、グラフ、または電圧として出力部から出力することができる。
(44) (37)に記載の脈波形状監視装置において、
前記切痕波高に対応する情報、前記切痕差圧比に対応する情報、および前記脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを出力する出力部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、切痕波高に対応する情報、切痕差圧比に対応する情報、および脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを、例えば、数値、グラフ、または電圧として、出力部から出力することができる。
(45) (38)に記載の脈波形状監視装置において、
前記切痕波高に対応する情報、前記切痕差圧比に対応する情報、前記平均血圧脈圧比に対応する情報、および前記脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを出力する出力部をさらに有することが好ましい。
本発明によれば、脈波形状監視装置は、切痕波高に対応する情報、切痕差圧比に対応する情報、平均血圧脈圧比に対応する情報、および脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを、例えば、数値、グラフ、または電圧として、出力部から出力することができる。
(46) 本発明に係る脈波形状監視装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出部と、
前記脈波波形から得られた、切痕の圧と最低圧との差である切痕差圧と、最高圧と最低圧との差である脈圧との比である切痕差圧比を算出する切痕差圧比算出部と、
を有する。
本発明は、(36)に記載の発明とは異なり、切痕差圧比算出部は比を求めるため絶対的な血圧値は必要ない。したがって、(36)に記載の発明における動脈圧波形検出部に代わり、それに対応する波形である脈波のみを検出する脈波検出部を用いることができる。
(47) 本発明に係る脈波形状監視装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出部と、
前記脈波波形から得られた、平均圧と、最高圧と最低圧との差圧である脈圧との比である平均圧脈圧比を算出する平均圧脈圧比算出部と、
を有する。
本発明の場合も、(16)に記載の発明とは異なり、平均圧脈圧比算出部は比を求めるため絶対的な血圧値は必要ない。したがって、(16)に記載の発明における動脈圧波形検出部に代わり、それに対応する波形である脈波のみを検出する脈波検出部を用いることができる。
(48) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出する平均血圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出する切痕波高算出部と、
を有する。
(49) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出する平均血圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、切痕の血圧と最低血圧との差である切痕差圧と、最高血圧と最低血圧との差である脈圧との比である切痕差圧比を算出する切痕差圧比算出部と、
を有する。
(50) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて平均血圧を算出する平均血圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、平均血圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である平均血圧脈圧比を算出する平均血圧脈圧比算出部と、
を有する。
(51) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧を算出する脈圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出する切痕波高算出部と、
を有する。
(52) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧を算出する脈圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、切痕の血圧と最低血圧との差である切痕差圧と、最高血圧と最低血圧との差である脈圧との比である切痕差圧比を算出する切痕差圧比算出部と、
を有する。
(53) 本発明に係る血圧監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形に基づいて最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧を算出する脈圧算出部と、
前記動脈圧波形から得られた、平均血圧と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧との比である平均血圧脈圧比を算出する平均血圧脈圧比算出部と、
を有する。
(54) 本発明に係る脈波形状監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形から得られた、収縮期血圧と切痕との間の血圧差である駆出拡張圧を算出する駆出拡張圧算出部と、
を有する。
(55) (54)に記載の脈波形状監視装置において、
脈波形状判定情報を予め記憶する脈波形状判定情報記憶部と、
前記駆出拡張圧と前記脈波形状判定情報とに基づいて脈波形状を判定する脈波形状判定部と、
をさらに有することが好ましい。
(56) 本発明に係る脈波形状監視装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出部と、
前記脈波波形から得られた、切痕圧と収縮期圧との間の差圧である駆出拡張圧と、
最高/最低圧間の差圧である脈圧と、の比である駆出拡張圧比算出部と、
を有する。
(57) (56)に記載の脈波形状監視装置において、
脈波形状判定情報を予め記憶する脈波形状判定情報記憶部と、
前記駆出拡張圧比と前記脈波形状判定情報とに基づいて脈波形状を判定する脈波形状判定部と、
をさらに有することが好ましい。
(58) 本発明に係る薬理作用監視装置は、
動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する動脈圧波形検出部と、
前記動脈圧波形から得られた、収縮期血圧と切痕との間の血圧差である駆出拡張庄を算出する駆出拡張圧算出部と、
を有する。
(59) (58)に記載の薬理作用監視装置において、
前記動脈圧波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出する切痕波高算出部をさらに有することが好ましい。
(60) 本発明に係る薬理作用監視装置は、
生体から脈波波形を検出する脈波検出部と、
前記脈波波形から得られた、収縮期圧と切痕圧との間の差圧である駆出拡張圧と、収縮期圧/拡張期圧間の差圧である脈圧と、の比である駆出拡張圧比を算出する駆出拡張圧比算出部と、
を有する。
(61) (60)に記載の薬理作用監視装置において、
前記脈波波形から得られた、切痕と切痕波ピークとの間の差圧である切痕波高と、収縮期圧/拡張期圧間の差圧である脈圧と、の比である切痕波高比を算出する切痕波高比算出部をさらに有することが好ましい。
【図面の簡単な説明】
図1は、第1実施例の脈波診断装置の構成を示すブロック図である。
図2は、第1実施例の脈波診断装置の動作を説明するためのフローチャートである。
図3は、第2実施例の脈波診断装置の構成を示すブロック図である。
図4は、第2実施例のウエーブレット変換部の構成例を示すブロック図である。
図5は、第2実施例の波形整形部の構成を示すブロック図である。
図6は、第2実施例の波形整形部の動作を示すタイミングチャートである。
図7は、第2実施例の退潮波・切痕波検出部の動作を説明するための図である。
図8は、心電波形、大動脈血圧波形、および抹消部での血圧波形を対応させて示す図である。
図9は、脈波波形と波形パラメータとの対応を説明するための図である。
図10は、血圧値差(y5-y4)と歪率dとの相関関係を示す図である。
図11は、滑脈の周波数解析結果を示す図である。
図12は、平脈の周波数解析結果を示す図である。
図13は、弦脈の周波数解析結果を示す図である。
図14は、退潮波と切痕波の振幅を各脈状について示す表図である。
図15は、各脈状の高調波成分を示す表図である。
図16は、弦脈の自己相関係数を示す図である。
図17は、平脈の自己相関係数を示す図である。
図18は、滑脈の自己相関係数を示す図である。
図19は、第3実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図20は、第3実施例の脈波診断装置の動作を示すフローチャートである。
図21は、第4実施例に係わる脈状データ生成部のブロック図である。
図22は、典型的な脈波波形の自己相関データの変化率を示す図である。
図23は、第4実施例の脈波診断装置の動作を示すフローチャートである。
図24は、第5実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図25は、第6実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図26は、脈波波形の一部の期間について、脈波解析データを示した図である。
図27は、第6実施例に係わる体動除去部の動作を説明するためのタイミングチャートである。
図28は、第6実施例において、期間Tcにおける脈波補正データMKDaを示す図である。
図29は、第6実施例において、期間Tcにおける体動補正データTKDaを示す図である。
図30は、第6実施例において、体動成分が除去された体動除去脈波データMKDajを示す図である。
図31は、第7実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図32は、第7実施例の体動除去部のブロック図である。
図33は、第7実施例の体動除去脈波データの一例を示す図である。
図34は、第8実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図35は、第8実施例の第1のウエーブレット変換部のブロック図である。
図36は、第9実施例の脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
図37Aは、腕時計型とした脈波診断装置を装着した状態を示す図である。
図37Bは、腕時計型とした脈波診断装置の脈波検出部を示す図である。
図37Cは、腕時計型とした脈波診断装置の本体部に設けられたコネクタ部を示す図である。
図38は、脈波検出部の構成例を示す図である。
図39Aは、脈波診断装置を別の腕時計型とした場合の外観を示す図である。
図39Bは、図39Aで示した脈波診断装置の装着状態を示す図である。
図40は、脈波診断装置をネックレス型とした場合の外観構成を示す図である。
図41は、図40で示した脈波診断装置の脈波検出部を頚動脈に取り付けた様子を示す図である。
図42は、脈波診断装置を眼鏡型とした場合の外観構成を示す図である。
図43は、脈波診断装置をカード型とした場合の外観構成を示す図である。
図44Aは、脈波診断装置を万歩計型とした場合の外観構成を示す図である。
図44Bは、図44Aに示した脈波診断装置の装着状態を示す図である。
図45Aは、典型的な平脈の脈波波形を示す図である。
図45Bは、典型的な滑脈の脈波波形を示す図である。
図45Cは、典型的な弦脈の脈波波形を示す図である。
図46は、歪率と脈波波形の形状との相関関係を示す図である。
図47は、第10実施例の理論的根拠として橈骨動脈における動脈圧波形を記録するために用いた構成を示す説明図である。
図48は、典型的な動脈圧波形を示すグラフである。
図49は、図47に示した構成を用いて得た実験結果を示すグラフであり、平均血圧と拡張期血圧との関係を示している。
図50は、図47に示した構成を用いて得た実験結果を示すグラフであり、平均血圧と収縮期血圧との関係を示している。
図51は、図47に示した構成を用いて得た実験結果を示すグラフであり、脈圧と収縮期血圧との関係を示している。
図52は、第10実施例の血圧監視装置を示すブロックダイアグラムである。
図53は、第11実施例の理論的根拠となる、各脈波形状における切痕波高ΔBPDの分布を示すグラフである。
図54は、第11実施例の理論的根拠となる、切痕差圧比BPDd/ΔBPと切痕波高ΔBPDとの間の関係を示すグラフである。
図55は、第11実施例の理論的根拠となる、駆出拡張圧ΔBPpと切痕波高ΔBPDとの間の関係を示すグラフである。
図56は、第11実施例の脈波形状監視装置の構成を示すブロックダイアグラムである。
図57は、第12実施例の薬理作用監視装置の構成を示すブロックダイアグラムである。
図58は、ウエーブレット変換部をフィルタバンクで構成した変形例を示すブロック図である。
図59は、逆ウエーブレット変換部をフィルタバンクで構成した変形例を示すブロック図である。
図60は、告知の変形例における一態様としてのフェイスチャートである。
図61は、変形例における透過型の光電式脈波センサの例を示す図である。
図62は、光電式脈波センサを眼鏡に応用した変形例を示す図である。
図63は、降圧剤投与による動脈圧波形における各部の圧力変化を示すグラフである。
図64は、降圧剤の投与前と投与後の動脈圧波形を示す図である。
[発明を実施するための最良の形態]
<1 第1実施例>
はじめに、本発明の第1実施例に係る脈波診断装置について説明する。
<1.1 第1実施例の理論的根拠>
言うまでもなく、心臓は、収縮拡張を繰り返すことによって血液を駆出している。ここで、1サイクルの収縮拡張によって心臓から血液が流れ出る時間は、駆出時間と呼ばれる。この駆出時間は、運動等により単位時間当たりの心臓の収縮回数である拍数が高くなると、アドレナリンなどのカテコールアミンが放出される結果、短くなる傾向にある。これは、心筋の収縮力が増大していることを意味する。
また、この駆出時間が長くなるにつれて、1サイクルの収縮拡張によって心臓から流出する拍出量が大きくなる傾向にある。
さて、人が運動等すると、心筋や骨格筋などに酸素を多く供給する必要から、拍数と拍出量との積、すなわち、単位時間あたりに心臓から送り出される血液流量は増加する。ここで、拍数が増加する結果、駆出時間は短くなるので、拍出量は逆に小さくなる。ただし、拍数の増加率は拍出量の減少率を上回るため、拍数と拍出量との積は、全体的にみれば増加することになる。
次に、心臓の動きと血圧波形との関係について説明する。図8に示す心電波形において、一般に、R点からT波の終点Uまでが心室収縮期と言われ、これが上記駆出時間に相当するものである。また、U点から次のR点までが心室拡張期であると言われている。ここで、心室収縮期において、心室の収縮は一様に発生するのではなく、外側から内側に収縮が進行するにつれてゆっくりとなる。このため、心臓直後における大動脈起始部での血圧波形は、図8に示すように、大動脈弁解放から閉鎖までの心室収縮期において、上に凸の形状となる。
このような大動脈起始部での血圧波形に対応する、末梢部(橈骨動脈)における血圧波形、すなわち、抹消部での脈波波形は図8に示したとおりである。このような形状となるのは、まず、心臓からの血液の拍出により駆出波と呼ばれる第1波(ejection wave)が生じ、続いて、心臓に近い血管分岐部分での反射に起因して退潮波と呼ばれる第2波(tidal wave)が生じ、この後、大動脈弁閉鎖に伴う切痕が生じて、切痕波と呼ばれる第3波(dicrotic wave)が現れる、と考えられている。
したがって、脈波波形においては、最も血圧値の低い点から切痕までが心室収縮期に相当し、切痕から次のサイクルにおいて最も血圧値の低い点までが心室拡張期に相当することになる。
ここで、脈波波形において大動脈弁解放に相当する点は、血圧値の最小極小点である。また、脈波波形において大動脈弁閉鎖に相当する点すなわち切痕は、時系列的にみれば、当該最小極小点から第3番目に現れる極小点であり、血圧値の大小でみれば、当該最小極小点から第2番目の極小点である。
なお、図8に示す末梢部血圧波形すなわち脈波波形は、実際には、大動脈血圧波形に対して時間的に遅れるが、ここでは説明のため、この時間遅れを無視し、位相を揃えている。
次に、末梢部血圧波形すなわち脈波波形について検討してみる。被験者の末梢部で検出される脈波波形は、いわば、拍動性のポンプたる心臓と導管たる血管系とからなる閉鎖系を経た血液の圧力波であるため、第1に、心臓のポンプ機能、すなわち、心機能状態によって規定されるほか、第2に、血管径や、血管の収縮・伸展、血液粘性抵抗などの影響を受ける。このため、脈波波形を検出して解析すれば、当該被験者の動脈系の状態のほか、心機能状態を評価することができる、と考えられ、東洋医学の専門医は、脈動のありようから、生体の状態を診断していると考えることができる。
ここで、脈波波形のうち、どの部分を解析するかについて検討してみる。
まず、本願発明者は、脈波波形について、その形状の特徴を定める波形パラメータを、図9で示されるように定めた。すなわち、波形パラメータを、
(1)脈波波形の血圧値が最小であって1拍の立ち上がりピーク点PO(最小極小点)から、次の拍の立ち上がりピーク点P6までの時間t6、
(2)脈波波形において順次現れるピーク点(極大点および極小点)P1〜P5の血圧値(差)y1-y5、および、
(3)脈波開始時点のピーク点PO(最小極小点)から、上記各ピーク点P1〜P5が現れるまでの経過時間t1〜t5
として定めた。なお、この場合、y1〜y5は、それぞれピーク点POの血圧値を基準とした相対的な血圧値を示すことになる。
そして、本願発明者は、22歳〜46歳までの健常な成人74名に対して脈波を実際に検出し、これらの波形パラメータをそれぞれ求める一方、当該脈波波形を、前述のPCT/JP96/01254と同様に、FFT処理して前述した式(1)を用いて当該脈波波形の歪率dを求めた。
そして、本願発明者は、求めた歪率dと各波形パラメータ単体やこれらの差等との相関関係を個別に検討した結果、歪率dは、切痕波(dicrotic wave)の切痕からの振幅である血圧値差(y5〜y4)に対し、相関係数(R2)が0.77という高い相関関係を有することが判明した。この相関関係を図10に示す。
このことから、本発明者らは、東洋医学の専門医らは、切痕波(dicrotic wave)や退潮波(tidal wave)の特徴を手指で感じ取り、脈状を診断しているとの仮説の元に、以下の解析を行った。
この解析においては、東洋医学の専門医が脈状を判定した各脈波波形にFFT処理を施して、基本波成分に対する各高調波成分を算出した。図11に滑脈の解析結果、図12に平脈の解析結果、図13に弦脈の解析結果を各々示す。
図11〜図13において、f1は基本波、f2は第2高調波、f3は第3高調波、…f10は第10高調波の振幅および位相を各々示しており、また、波形wf1は基本波f1と第2高調波f2を加算したもの、波形wf2は基本波f1から第3高調波f3までを加算したもの、…波形wf9は基本波f1から第10高調波f10までを加算したものである。
ここで、専門医が脈状を滑脈と判定した図11に示す原波形と平脈と判定した図12に示す原波形を比較すると、両者は似通っているものの、切痕(dicrotic notch)の高さが滑脈の方が低く、また、切痕波(dicotic wave)の振幅が平脈の方が大きいことがわかる。また、合成された波形に着目すると、滑脈と平脈の切痕波(dicrotic wave)は、基本波f1から第3高調波f4までを加算した波形wf3によって、原波形がほぼ再現されていることがわかる。
一方、図13に示す弦脈においては、その退潮波(tidal wave)は、基本波f1から第7高調波f7までを加算した波形wf6によって、原波形がほぼ再現されていることがわかる。
また、図14は図11〜図13で説明した脈状の脈波波形における切痕波(dicrotic wave)の振幅と退潮波(tidal wave)の振幅を示したものである。切痕波(dicrotic wave)の振幅は、滑脈で7.3mmHG、平脈で10.6mmHGと比較的大きく、一方、弦脈では2.9mmHGと比較的少ない。また、滑脈と平脈では、退潮波(tidal wave)の振幅が0であるのに対して、弦脈では退潮波(tidal wave)の振幅が3.8mmHGとなっている。
これらのことから、滑脈と平脈については、切痕波(dicrotic wave)に特徴があり、また、切痕波(dicrotic wave)の特徴は基本波f1から第4高調波f4に現れているといえる。また、弦脈については、退潮波(tidal wave)に特徴があり、退潮波(tidal wave)の特徴は、高域周波数成分、例えば、第5高調波f5〜第7高調波f7に現れているといえる。
次に、図15は、脈状ごとに基本波の振幅に対する各高調波の振幅の割合を%で表したものである。ここで、基本波の振幅に対する第2高調波f3〜第4高調波f4の割合「(f2+f3+f4)/f1」に着目すると、滑脈では1.74、平脈では1.5である。したがって、この値に基づいて滑脈と平脈とを判別することができる。また、基本波の振幅に対する第5高調波f5〜第7高調波f7の割合「(f5+f6+f7)/f1」に着目すると、滑脈では0.36、平脈では0.26、弦脈では0.42である。したがって、この値に基づいて弦脈であるか否かを判別することができる。
<1・2 脈波診断装置の構成>
本実施例に係る脈波診断装置は、以上のような理論的根拠に基づいて構成されるものであり、被験者から検出した脈波波形を周波数解析して、退潮波(tidal wave)成分と切痕波(dicrotic wave)成分とを抽出し、抽出結果に基づいて脈状を判定するものである。なお、脈波診断装置の外観的構成については<10 上記各実施例の外観的構成>の欄において後述する。
図1に、本実施例に係る脈波診断装置の機能構成を示すブロック図を示す。この図において、脈波検出部10は、例えば、被験者の末梢部(例えば、橈骨動脈)における脈波波形を検出して、その検出信号をMHとして体動除去部30に出力するものである。
一方、体動検出部20は、例えば、加速度センサなどから構成され、被験者の体の動きを検出して、その検出信号を信号THとして波形処理部21に出力するものである。波形処理部21は、ローパスフィルタ等で構成され、体動検出部20から出力される信号THを波形整形処理して、体動成分を示す信号MHtとして出力するものである。体動除去部30は、脈波検出部10による信号MHから体動成分を示す信号MHtを減算して、脈波成分を示す信号MHjとして出力するものである。
本実施例にかかる脈波診断装置は、被験者から検出した脈波波形を処理するものであるが、被験者がなんらかの動きを伴っている場合、脈波検出部10により検出された信号MHには、脈波成分を示す信号MHjのほか、被験者の体動成分を示す信号MHtも重畳されることになる。このため、MH=MHt+MHjとなり、脈波検出部10から出力される信号MHは、被験者の脈波波形を正確に示すものではない。
一方、血流は血管や組織などの影響を受けるので、信号MHに含まれる体動成分MHtは、被験者の体動を示す信号THそのものではなく、それを鈍らせたものになると考えられる。
このため、体動成分除去部30は被験者の体動を直接的に示す体動検出部20による信号THを波形処理部21によって波形整形して、体動成分を示す信号MHtとして用い、これを、脈波検出部10による信号MHから減算し、これにより体動の影響を除去して、脈波成分を示す信号MHjとして出力しているのである。なお、波形処理部21におけるローパスフィルタの形式や、段数、定数などは、実際に測定したデータから定められる。
ところで、体動がないにも拘わらず、体動成分除去部30を動作させ体動除去を行うと、体動検出部20のノイズにより、体動成分除去部30の出力信号のSN比が劣化してしまい、また、体動除去動作のために電力を消費してしまう。このため、本実施例にあっては、判定部22を設けている。判定部22は、体動波形THに基づいて、体動の有無を判定し制御信号Cを生成する。具体的には、閾値と体動波形THを比較することによって、判定する。この閾値は、体動検出部20のノイズレベルを考慮して、体動の有無が判定できるように予め定められる。そして、制御信号Cが体動無しを示す場合には、波形処理部21と体動成分除去部30の動作が停止される。この場合には、脈波波形MHが体動成分除去部30から直接出力される。これにより、体動成分除去部30の出力信号のSN比を改善することができ、また、装置の消費電力を低減することができる。
次に、FFT処理部40は、脈波成分を示す信号MHjにFFT処理を施して、脈波成分の周波数解析を行う。FFT処理の解析結果は、複数の線スペクトルとして得られ、各線スペクトル毎に周波数とエネルギーレベルが算出される。FFT処理部40は、これらのスペクトルデータを比較して、最もエネルギーレベルが高いものを、脈波成分の基本波f1として特定する。また、基本波f1の周波数を整数倍することによって、各高調波を特定する。そして、基本波f1および第2高調波f2〜第10高調波f10のエネルギーレベルを示す脈波解析データMKDを生成出力する。
次に、退潮波特徴抽出部50は、脈波解析データMKDに基づいて、退潮波(tidal wave)の特徴を示す退潮波特徴データTWDを生成する。上述したように退潮波(tidal wave)の特徴は、脈波波形の基本波f1に対する第5高調波f5〜第7高調波f7の割合で表すことができるから、退潮波特徴抽出部50は、以下の式に従って退潮波特徴データTWDを生成する。
TWD=(f5+f6+f7)/f1
次に、切痕波特徴抽出部60は、脈波解析データMKDに基づいて、切痕波(dicrotic wave)の特徴を示す切痕波特徴データDWDを生成する。上述したように切痕波(dicrotic wave)の特徴は、脈波波形の基本波f1に対する第2高調波f2〜第4高調波f4の割合で表すことができるから、切痕波特徴抽出部60は、以下の式に従って切痕波特徴データDWDを生成する。
DWD=(f2+f3+f4)/f1
次に、脈状判定部70は、退潮波特徴データTWDと切痕波特徴データDWDに基づいて、脈状の判定を行い、被験者の脈状の種別を示す脈状データZDを生成する。具体的には、まず、退潮波特徴データTWDを第1の閾値と比較し、退潮波特徴データTWDが第1の閾値を上回る場合に弦脈であることを示す脈状データZD1を生成する。第1の閾値は、弦脈であるか否かを判別できるように予め定められており、この例では、0.41に設定している。
一方、退潮波特徴データTWDが第1の閾値を下回る場合には、切痕波特徴データDWDを第2の閾値と比較する。切痕波特徴データDWDが第2の閾値を下回るのであれば、平脈であることを示す脈状データZD2が生成され、一方、切痕波特徴データDWDが第2の閾値を上回るのであれば、滑脈であることを示す脈状データZD3が生成される。ここで、第2の閾値は平脈であるか弦脈であるかを判定できるように予め定められており、この例では、1.62に設定している。
告知部80は、脈状データZDを表示あるいは音声等により外部に出力するものであり、例えば、各脈状に対応した「滑脈、平脈、弦脈」といった文字や、アイコン等の記号を表示する。これにより、被験者や医師等の第三者が脈状を認識することができる。
<1.3 脈波診断装置の動作>
次に、図2を参照しつつ第1実施例の脈波診断装置の動作について説明する。
まず、脈波検出部10により出力される信号MHには、被験者の体動に伴う体動成分が重畳されるが、体動成分除去部30により当該体動成分が除去されて、脈波成分のみを示す信号MHjとなって、FFT処理部40に供給される(ステップS1,S2)。
次に、FFT処理部40においては、信号MHjに対してFFT処理を施し、脈波成分の基本波f1、および各高調周波f2〜f10を脈波解析データMKDとして生成し、これを退潮波特徴抽出部50と切痕波特徴抽出部60に供給する(ステップS3)。
この後、退潮波特徴抽出部50は、退潮波の特徴を表している脈波波形の基本波f1に対する第5高調波f5〜第7高調波f7の割合を演算し、退潮波特徴データTWDを生成する。また、切痕波特徴抽出部60は、切痕波の特徴を表している脈波波形の基本波f1に対する第2高調波f2〜第4高調波f4の割合を演算し、これを切痕波特徴データDWDとして生成する(ステップS4)。
こうして、脈波波形の退潮波(tidal wave)と切痕波(dicrotic wave)の特徴が抽出されると、脈状判定部70は、まず、退潮波特徴データTWDを第1の閾値と比較する(ステップS5)。退潮波特徴データTWDが第1の閾値(0.41)を上回るのであれば、ステップS6に進んで弦脈であることを示す脈状データZD1が生成される。
一方、退潮波特徴データTWDが第1の閾値(0.41)を下回るのであれば、ステップS5の判定結果はNOとなり、ステップS6に進んで、切痕波特徴データDWDに基づく、脈状の判定が行われる。この場合、脈状判定部70は切痕波特徴データDWDが第2の閾値(1.62)を下回るか否かを判定し、下回るのであれば、ステップS8に進んで平脈であることを示す脈状データZD2を生成する。一方、切痕波特徴データDWDが第2の閾値(1.62)を上回れば、ステップS7の判定結果はNOとなり、ステップS9に進んで、滑脈であることを示す脈状データZD3が生成される。
このように、第1実施例においては、脈診に熟練した専門医は、脈波波形の退潮波と切痕波に基づいて脈状を判定している点に着目するとともに、退潮波と切痕波の特徴は所定の高調波に現れる点に着目して、脈波波形を周波数解析して、退潮波と切痕波の特徴を抽出するようにしたので、脈状を客観的かつ的確に判断することができる。
<2 第2実施例>
次に、本発明の第2実施例に係る脈波診断装置について説明する。
上述した第1実施例にあっては、滑脈と平脈の特徴部分が切痕波(dicrotic wave)にあり、また、弦脈の特徴部分が退潮波(tidal wave)にあること着目して、脈波波形をFFT処理して、その解析結果から、切痕波と退潮波に対応する周波数成分を各々抽出し、これに基づいて脈状を判定するようにした。
ところで、FFT処理による周波数解析にあっては、ある程度長い時間のデータがないと、解析結果を得ることができない。したがって、一般的なFFT処理では、数周期の脈波波形に対して処理が行われることになる。
しかし、切痕波や退潮波は、脈波波形の一部の期間に現れるものである。したがって、脈波波形中の切痕波や退潮波の期間に対してのみ周波数解析を施せば、脈状の判定精度をより高めることができる。
そこで、第2実施例にあっては、脈波波形に対して、周波数解析と時間解析を同時に行うウエーブレット変換を用いて脈状を特定するようにした。
<2.1 脈波診断装置の全体構成>
次に、第2実施例に係わる脈波診断装置の構成を図3に示す。図3に示す脈波診断装置は、FFT処理部40の替わりにウエーブレット変換部41を用いた点、退潮波と切痕波の時間的な位置を特定する退潮波・切痕波検出部42を設けた点、退潮波特徴抽出部50、切痕波特徴抽出部60および脈状判定部70の内部構成が異なる点を除いて、図1に示す第1実施例の脈波診断装置と同様である。以下、相違点について説明する。
<2.2 ウエーブレット変換部>
まず、ウエーブレット変換部41の構成を図面とともに詳細に説明する。
一般に、信号を時間と周波数の両面から同時に捉える時間周波数解析において、ウエーブレットは信号の部分を切り出す単位となる。ウエーブレット変換は、この単位で切り出した信号各部の大きさを表している。ウエーブレット変換を定義するために基底関数として、時間的にも周波数的にも局在化した関数ψ(x)をマザー・ウエーブレットとして導入する。ここで、関数f(x)のマザー・ウエーブレットψ(x)によるウエーブレット変換は次のように定義される。
式(2)においてbは、マザー・ウエーブレットψ(x)をトランスレート(平行移動)する際に用いるパラメータであり、一方、aはスケール(伸縮)する際のパラメータである。したがって、式(2)においてウエーブレットψ((x−b)/a)は、マザー・ウエーブレットψ(x)をbだけ平行移動し、aだけ伸縮したものである。この場合、スケールパラメータaに対応してマザー・ウエーブレットψ(x)の幅は伸長されるので、1/aは周波数に対応するものとなる。ウエーブレット変換部41は、式(2)に示す演算を実行できるように構成されており、その詳細な構成は、図4に示すものとなる。
図4において、体動成分除去部30から出力される信号MHjは、波形整形部400とA/D変換器410に供給される。波形整形部400は、脈波波形MHjに同期した制御信号CSとクロックCKを生成する。
ここで、波形整形部400のブロック図を図5に示す。図5において、リンギングフィルタ401は、中心周波数を2.2Hz、通過帯域を0.8Hz〜3.5HzとするQ値が高いフィルタである。脈波波形の基本波成分は、0.8Hz〜3.5Hzの範囲内にあるのが通常であるから、脈波波形MHjがリンギングフィルタ401を通過すると、その基本波成分が抽出される。例えば、図6に示すように、脈波波形MHjが、リンギングフィルタ401に入力されると、その出力は、図6において401 outとして示すものとなる。
次に、ゼロクロス検出回路402はコンパレータ等から構成され、リンギングフィルタ401の出力信号とグランドレベルを比較して、矩形波を生成する。この矩形波は、脈拍に同期したものとなる。例えば、リンギングフィルタ401の出力信号が図6において401 outとして示すものであるならば、ゼロクロス検出回路402の出力信号は、同図において402 outとして示すものとなる。
次に、比較部403、ループフィルタ404、電圧制御発振回路405、および分周回路406は、フェーズロックループを構成する。比較部403の一方の入力にゼロクロス検出回路402の出力信号が、その他方の入力に分周回路406の出力信号が供給されると、比較部403は、両者の位相差に応じた誤差信号を出力する。誤差信号がループフィルタ404を介して電圧制御発振回路405に供給されると、電圧制御発振回路405はクロックCKを出力する。そして、クロックCKは分周回路406で1/N分周され、比較部403の他方の入力にフィードバックされる。例えば、分周比を1/8にすると、クロックCKの周波数は、図6に405 out CKとして示すようにゼロクロス検出回路402の出力信号の周波数と比較して8倍の周波数となる。この後、クロックCKは、分周回路407で1/2分周され、図6に示す制御信号CSとして出力される。
また、脈波波形MHjは、図4に示すA/D変換器410によってデジタル信号に変換され、この後、第1のメモリ420と第2のメモリ430に格納される。ここで、第1のメモリ420のライトイネーブル端子には制御信号CSが直接供給され、第2のメモリ430のライトイネーブル端子にはインバータ440によって反転された制御信号CSが供給されるようになっている。このため、第1,第2のメモリ420,430は、脈波波形MHをクロック周期単位で交互に格納する。
また、450はマルチプレクサであって、第1,第2のメモリ420,430から交互に読み出される脈波データMDを選択して基底関数展開部Wに出力する。こうして、第1のメモリ420の書込期間に第2のメモリ430から脈波データMDを読み出し、第1のメモリ430の読出期間に第2のメモリ420へ脈波データMDを書き込む。
次に、基底関数展開部Wは、上記した式(2)の演算処理を行う構成であって、上記したクロックCKが供給され、クロック周期で演算処理が行われるようになっている。基底関数展開部Wは、マザー・ウエーブレットψ(x)を記憶する基底関数記憶部W1、スケールパラメータaを変換するスケール変換部W2、バッファメモリW3、トランスレートを行う平行移動部W4および乗算部W5からなる。なお、基底関数記憶部W1に記憶するマザー・ウエーブレットψ(x)としては、ガボールウエーブレットの他、メキシカンハット、Haarウエーブレット、Meyerウエーブレット、Shannonウエーブレット等が適用できるが、この例にあっては、脈波波形の特徴をうまく抽出できるように、symlets5と呼ばれるマザーウエーブレットを用いている。
まず、基底関数記憶部W1からマザー・ウエーブレットψ(x)が読み出されると、スケール変換部W2はスケールパラメータaの変換を行う。ここで、スケールパラメータaは周期に対応するものであるから、aが大きくなると、マザー・ウエーブレットψ(x)は時間軸上で伸長される。この場合、基底関数記憶部W1に記憶されるマザー・ウエーブレットψ(x)のデータ量は一定であるので、aが大きくなると単位時間当たりのデータ量が減少してしまう。スケール変換部W2は、これを補うように補間処理を行うとともに、aが小さくなると間引き処理を行って、関数ψ(x/a)を生成する。このデータはバッファメモリW3に一旦格納される。
次に、平行移動部W4はバッファメモリW3からトランスレートパラメータbに応じたタイミングで関数ψ(x/a)を読み出すことにより、関数ψ(x/a)の平行移動を行い関数ψ((x−b)/a)を生成する。
次に、乗算部W4は、変数1/a1/2、関数ψ((x−b)/a)および脈波データMDを乗算して心拍単位でウエーブレット変換を行い、脈波解析データMKDを生成する。この例において、脈波解析データMKDは、例えば、0Hz〜0.5Hz、0.5Hz〜1.0Hz、1.0Hz〜1.5Hz、1.5Hz〜2.0Hz、2.0Hz〜2.5Hz、2.5Hz〜3.0Hz、3.0Hz〜3.5Hz、3.5Hz〜4.0Hzといった周波数領域に分割されて出力される。
<2.3 退潮波・切痕波検出部>
次に、退潮波・切痕波検出部42は、脈波解析データMKDのある周波数領域を閾値と比較することによって、退潮波(tidal wave)と切痕波(dicrotic wave)の時間位置を特定する制御信号ct,cdを各々生成する。
例えば、図7に示す脈波波形MHjにおいて、twは退潮波であり、一方、dwは切痕波である。この脈波波形MHjにウエーブレット変換を施すと、同図に示すウエーブレット解析結果が得られる。この解析結果は、脈波解析データMKDの示す値を濃淡で表したものであり、濃い部分ほど脈波解析データMKDの値が大きく、うすい部分ほど脈波解析データMKDの値が小さい。
この図に示すように、退潮波(tidal wave)に対応する時間領域において、脈波解析データMKDの値の小さい部分(白色)に囲まれた領域Aと領域Bが存在していることがわかる。脈波解析データMKDの値が周波数を示すY軸方向に値が小さい部分は、その時間において脈波波形MHjのエネルギーが低いレベルにあることを示しており、この部分は、脈波波形MHjが平坦になっている。例えば、領域Aと領域Bの境界は、退潮波twのピーク点と一致している。
したがって、ある周波数領域に着目すると、その変化に基づいて退潮波twの時間的な位置を検知することができる。この例にあっては、周波数領域Xにおける脈波解析データMKDの値を閾値と比較することによって、退潮波twの時間位置t1〜t2を特定する制御信号ctを図7に示すように生成する。一方、周波数領域Yにおける脈波解析データMKDの値を閾値と比較することによって、退潮波twの時間位置t3〜t4を特定する制御信号dwを図7に示すように生成する。
<2.4 退潮波特徴抽出部、切痕波特徴抽出部>
まず、退潮波特徴抽出部50は、制御信号ctに基づいて退潮波の時間位置を特定し、当該期間における脈波解析データMKDの中から特定の周波数領域のデータを加算する。
例えば、ウエーブレット変換部41を、図58を示して<14 他の変形例>(6)として後述すように、フィルタバンクで構成し、脈波波形MHjに同期したクロックCKによって、高域フィルタ1Aと低域フィルタ1Bの特性を可変するものとする。この場合に、脈波波形MHjの基本波f1に対応する脈波解析データがM*1であるならば、退潮波の特徴部分は第5高調波f5〜第7高調波f7に表れるので、M*5、M*6、M*7を加算して退潮波特徴抽出データTWDを算出する。
次に、切痕波特徴抽出部60は、制御信号cdに基づいて切痕波の時間位置を特定し、当該期間における脈波解析データMKDの中から特定の周波数領域のデータを加算する。
例えば、ウエーブレット変換部41を退潮波特徴抽出部50で説明したように構成し、脈波波形MHjの基本波f1に対応する脈波解析データがM*1であるならば、切痕波の特徴部分は第2高調波f2〜第4高調波f4に表れる。したがって、M*2、M*3、M*4を加算して切痕波特徴抽出データDWDを算出する。
このように、第2実施例に係わる退潮波特徴抽出部50と切痕波特徴抽出部60は、周波数領域と時間領域に分割して、波形解析を行うことができるというウエーブレット変換の性質を巧みに利用して、退潮波(tidal wave)と切痕波(dicrotic wave)の特徴を周波数領域のみならず、時間領域の面からも抽出するようにしたので、高い精度で特徴を抽出することができる。
<2.5 脈状判定部、告知部>
次に、脈状判定部70は、退潮波特徴抽出データTWDと切痕波特徴抽出データDWDを閾値と比較することによって、滑脈、平脈、弦脈といった脈状を判定して、脈状データZDを生成する。また、告知部80は、第1実施例と同様に脈状データZDを表示、音声等によって、被験者または医師等の第三者に告知する。
以上のように、第2実施例に係る脈波診断装置によれば、被験者から検出した脈波波形にウエーブレット変換を施すことにより、退潮波(tidal wave)と切痕波(dicrotic wave)の存在する期間に限定して周波数成分を解析することができる。この結果、退潮波(tidal wave)と切痕波(dicrotic wave)の特徴を精度よく抽出して、正確な脈状の判定を行うことができる。
<3 第3実施例>
<3.1 第3実施例の原理>
脈波波形は、心臓の収縮によって大動脈に送り出される血液流が動脈を伝達される際の脈動を表したものであるから、心臓の拍動に同期した一定の周期を有する。周期的な波形を解析してその特徴を抽出する解析手法としては、FFT(高速フーリエ変換)に代表されるスペクトル解析等があるが、本発明者らは、簡易な演算によって処理できる自己相関関数に着目した。
ここで、不規則変動をx(t)で表すものとし、x(t)に周期Tの周期変動があるならば、x(t)は以下に示す式で与えられる。
x(t)=x(t±nT) ただし、n=0,1,2,…
つまり、周期の整数倍だけずらすと元の波形と重なってしまう。不規則変動x(t)が周期性の強いものであるならば、周期の整数倍だけ時間軸をずらすと元の波形と似たものとなる。したがって、ある時間τだけずらした波形が元の波形とどれだけ似ているかを調べ、変動中の周期成分を判別するにはx(t)とx(t+τ)の相関を求めればよい。
自己相関関数は、時間に関する不規則変量をx(t)とするとき、τ時間隔たった二つの変動の積の平均値で定義され、次式で与えられる。
C(τ)=E[x(t)x(t+τ)]
ここで、Eはアンサンブル平均であるが、定常確立過程では時間平均で置き換えることができる。このため、自己相関関数C(τ)は、以下に示す式で表すことができる。
また、自己相関関数C(τ)をτ=0で割って正規化したものを自己相関係数R(τ)と呼び、自己相関係数R(τ)は以下の式で与えられる。
ここで、図16は図45Cに示す弦脈の自己相関係数、図17は図45Aに示す平脈の自己相関係数、図18は図45Bに示す滑脈の自己相関係数を示したものである。これらの図を比較すると、弦脈→平脈→滑脈と変化するにつれ、自己相関係数R(τ)の波形にうねりが見られるようになる。これは、弦脈は滑らかな波形であり、平脈には三つの山が存在するものの山の大きささが比較的小さく、滑脈は大きな二つの山からなることに対応している。すなわち、自己相関係数R(τ)には各脈波波形の特徴が反映されている。しかも、自己相関係数R(τ)の波形形状は、ある程度長い時間の脈波波形に基づいて得られるものであるから、脈波波形の特徴が精度良く抽出される。
また、自己相関係数R(τ)の瞬時値は、脈波波形の瞬時値とは異なり時間平均で与えられるから、生体から検出された脈波波形のSN比が多少悪くとも、ノイズが平均化されることによりSN比が改善される。さらに、自己相関係数R(τ)は自己相関関数C(τ)を正規化したものであるから、振幅値の異なる脈波波形を比較解析するのに都合がよい。
以上の理由により、本発明者らは、自己相関係数R(τ)の性質を巧みに利用して、脈状を特定する基準を定め、これにより生体の状態を判定する脈波診断装置を見いだした。
<3.2 脈波診断装置の電気的構成>
次に、脈波診断装置の電気的構成を図19を参照して説明する。図19は脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。
脈波診断装置1は、脈波波形MHを検出する脈波検出部10、脈波波形MHに基づいて自己相関データRDを演算する自己相関演算部210、自己相関データRDに基づいて脈状データZDを生成する脈状データ生成部220、および表示部230から大略構成される。
まず、自己相関演算部210は、波形処理部211、メモリ212、乗算部213、平均値算出部214および正規化演算部215から構成される。メモリ212は、少なくとも1心拍期間の脈波波形MHを格納する。ところで、上述した式(3)より自己相関関数C(τ)を演算しようとすると、−T/2からT/2までx(t)x(t+τ)を積分する必要があるが(Tは無限大)、この例におけるx(t)は心拍周期に同期した脈波波形MHであるから、少なくとも1周期の脈波波形MHに基づいて演算を行えばよい。このため、この例にあっては、波形処理部211によって脈波波形MHを波形整形し、脈波周期に同期した矩形波に変換して、この矩形波に基づいて、メモリ212の書き込み動作を制御する書込制御信号WEを生成している。例えば、この書込制御信号WEによって4周期分の脈波波形MHがメモリ212に書き込まれる。
次に、乗算部213は、x(t)に相当する脈波波形MH1とx(t+τ)に相当する脈波波形MH2を読み出して、両者を乗算して、その乗算結果を出力する。そして、平均値算出部214は、x(t)x(t+τ)のアンサンブル平均に相当するMH1・MH2のアンサンブル平均を演算し、その演算結果を出力する。
次に、正規化演算部215は、平均値算出部214の演算結果を自己相関関数C(0)で正規化して自己相関データRDを生成する。具体的には、x2(t)、すなわちMH12のアンサンブル平均によって正規化を行う。このため、自己相関データRDは脈波波形MHの自己相関係数R(τ)を示すものとなる。
ここで、図45A〜図45Cに示す各脈状の脈波波形MHについて、それらの自己相関係数R(τ)を検討する。まず、図16に示すように弦脈では自己相関係数R(τ)の最小値が0.2である。一方、図17に示すように平脈では自己相関係数R(τ)の最小値が0.32、図18に示すように滑脈では自己相関係数R(τ)の最小値が0.3となっている。したがって、自己相関係数の最小値が0.25を下回った場合に弦脈であると判定することができる。
次に、自己相関係数R(τ)が0.5以上ある期間が一心拍期間に占める割合は、平脈では60%であり(図17参照)、滑脈では34%である(図18参照)。したがって、47%を越えれば平脈であり、下回れば滑脈であると判定することができる。
脈状データ生成部220は、以上の判定基準に基づいて、脈状を判定するものであり、弦脈であることを検知する最小値検出部221および第1の比較部222、平脈あるいは滑脈であること検知する時間計測部223、演算部224および第2の比較部225、脈状データZDを生成するデータ生成部226から構成される。
まず、最小値検出部221は、一心拍期間中に対応する期間おいて自己相関データRDの最小値を検出する。また、第1の比較部222は、最小値が0.25を下回るか否かを判定し、その判定結果をデータ生成部226に出力する。
次に、時間計測部223は、自己相関データRDを予め定められた閾値(0.5)と比較して、自己相関データRDが閾値(0.5)を上回る時間間隔を計測する。また、演算部224は、計測された時間間隔が一心拍期間に占める割合を演算する。なお、一心拍期間は上述した波形処理部211から供給されるようになっている。また、第2の比較部225は、演算結果が予め定められた閾値(47%)を越えるか否かを判定する。
次に、データ生成部226は、第1の比較部222および第2の比較部225の各判定結果に基づいて、脈状データZDを生成する。まず、第1の比較部222で最小値が0.25を下回ると判定された場合には、弦脈であることを示す脈状データZD1が生成される。また、第2の比較部225において自己相関データRDが0.5を越える期間が47%を越えると判定された場合には、平脈であること示す脈状データZD2が生成され、その期間が47%を下回ると判定された場合には、滑脈であること示す脈状データZD3が生成される。
次に、表示部230は、ROM、制御回路および液晶表示装置等によって構成される。表示部230に脈状データZDが供給されると、制御回路がこれを検知し、ROMに格納されているキャラクタを読み出し、これを液晶ディスプレイに表示するようになっている。キャラクタとしては、「平脈」、「弦脈」、「滑脈」という文字の他、特定の記号やアイコンを用いてもよい。これにより、使用者や医師に健康状態を告知することができる。
このように脈波診断装置1の機能は構成されるが、実際の装置にあっては、自己相関演算部210と脈状データ生成部220は、CPUとメモリ等によって構成される。この場合、CPUは、当該メモリの一部に格納した制御プログラムに基づいて、各種の演算処理や比較処理を実行して脈状データZDを生成する。
<3.3 脈波診断装置の動作>
次に、第3実施例に係わる脈波診断装置の動作を図面を参照しつつ説明する。図20は脈波診断装置の動作を示すフローチャートである。
まず、脈波検出部10によって脈波波形MHが検出される(ステップS1)。
この脈波波形MHが自己相関演算部210に供給されると、脈波波形MHがメモリ212に書き込まれ、所定時間遅延されて読み出される。読み出された脈波波形MHに基づいて自己相関関数の演算が行われ、当該演算結果を正規化して自己相関係数R(τ)を示す自己相関データRDが生成される(ステップS2)。
この後、以下のようにして、脈状データ生成部220が自己相関データRDに基づいて、脈状データZDを生成する。まず、最小値検出部221において、一心拍期間に対応する自己相関データRDの最小値が検出されると(ステップS3)、第1の比較部222は最小値が0.25を下回るか否かを判定する(ステップS4)。最小値が0.25を下回る場合には、判定結果はYESとなり、ステップS5に進んで、弦脈と判定され、データ生成部226が脈状データZD1を生成する。
一方、最小値が0.25以上であるならば、判定結果はNOとなり、平脈であるか滑脈であるかの判定が行われる。この場合、時間計測部223が一心拍期間に対応する期間において自己相関データRDが0.5を越える時間間隔を計測し(ステップS6)、そして演算部224は計測時間が一心拍期間に占める割合を演算する。
この後、第2の比較部225は、演算部224の演算結果が47%を越えるか否かを判定し(ステップS8)、47%を越える場合には、ステップS9に進んで、平脈と判定され、データ生成部226が脈状データZD2を生成する。一方、47%を越えない場合には、ステップS10に進んで、滑脈と判定され、データ生成部226が脈状データZD3を生成する。
このように第3実施例に係わる脈波診断装置1によれば、脈波波形MHの自己相関データRDに基づいて脈状を判定したので、脈診の知識がなくても被験者や医師が、脈波のありように応じて人体の状態を知ることができる。
<3.4 第3実施例の変形例>
(1)上述した第3実施例にあっては、最小値検出部221は、一心拍期間における自己相関データRDを算出したが、複数の各心拍期間において検出された自己相関データRDの各最小値を平均して平均最小値を検出するようにしてもよい。この場合には、最小値を平均化するのでノイズによる最小値の変動を抑圧できるから、弦脈か否かの判定精度を向上させることができる。
(2)上述した第3実施例にあっては、演算部224は、一心拍期間に占める計測時間の割合を算出したが、複数の各心拍期間において検出された各割合を平均して、これを出力するようにしても良い。この場合には、割合を平均化してノイズによる変動を抑圧できるから、平脈か滑脈かの判定精度を向上させることができる。
(3)代表的な平脈と滑脈の自己相関係数R(τ)を比較すると(図17および18を参照)、自己相関係数R(τ)の値が0.4から0.8までの範囲において、自己相関係数R(τ)の広がりに相違があることが判る。このため、時間計測部223は、0.4から0.8までの範囲内で定められた閾値を上回る時間間隔を計測し、この閾値に応じた値で第2の比較部225は平脈か滑脈かを判別するようにしてもよい。
<4 第4実施例>
次に、第4実施例の脈波診断装置を説明する。
<4.1 脈波診断装置の電気的構成>
第4実施例の脈波診断装置の電気的構成は、脈状データ生成部220の構成を除いて、第3実施例と同様である。
以下、第4実施例に係わる脈状データ生成部220の電気的構成について説明する。図21は第4実施例に係わる脈状データ生成部220のブロック図である。
この例の脈状データ生成部220は、弦脈であるか否かを判定する最小値検出部221および第1の比較部222、平脈であるか滑脈であるかを判定する変化率演算部227、最大値検出部228および第2の比較部225、これらの判定結果に基づいて脈状データZDを生成するデータ生成部226から構成されている。
まず、第1の比較部222は、第3実施例と同様に、最小値検出部221によって検出された自己相関データRDの最小値が0.25を越えるか否かよって脈状が弦脈であるか否かを判定する。
次に、変化率演算部227は、自己相関データRDの変化率RDdを算出する。例えば、自己相関データRDが図16〜図18に示すものであるとすれば、弦脈、平脈および滑脈に係わる変化率RDdは、図22に示すものとなる。この図から、滑脈では変化率RDdの最大値が略0.1であるのに対して、平脈の最大値は0.072であることがわかる。これは、平脈の脈波波形MHは、滑脈の脈波波形MHに比較してうねりが大きいことに対応しており、変化率RDdの最大値によって、平脈であるか滑脈であるかを判定することができる。したがって、変化率RDdの最大値が0.085を越えれば滑脈であり、これを越えなければ平脈であると判定することができる。
次に、最大値検出部228は、少なくとも一心拍期間より長い所定期間における変化率RDdの最大値を検出する。また、第2の比較部225は変化率の最大値を予め定められた閾値(0.085)と比較し、変化率RDdの最大値が閾値を越えるか否かを判定する。
次に、データ生成部226は、第1の比較部222および第2の比較部225の各判定結果に基づいて、脈状データZDを生成する。まず、第1の比較部222で最小値が0.25を下回ると判定された場合には、弦脈であることを示す脈状データZD1が生成される。また、第2の比較部225において変化率RDdの最大値がが0.085を下回ると判定された場合には、平脈であること示す脈状データZD2が生成され、0.085を上回ると判定された場合には、滑脈であることを示す脈状データZD3が生成される。
<4.2 脈波診断装置の動作>
次に、第4実施例の脈波診断装置の動作を図面を参照しつつ説明する。図23は脈波診断装置の動作を示すフローチャートである。なお、ステップS1からステップS5までの動作は、図20を用いて説明した第3実施例に係わる脈波診断装置の動作と同様であるから、ここでは説明を省略する。
まず、ステップS11において、変化率演算部227が自己相関データRDの変化率RDdを検出すると、最大値検出部228は、一心拍期間に対応する期間における変化率RDdの最大値を検出する(ステップS12)。例えば、演算された変化率RDdが図22に示す滑脈であるとすれば、最大値として略0.1が検出される。
次に、第2の比較部225は検出された最大値が0.085を越えるか否かを判定し、0.085を下回る場合には、ステップS14に進んで、平脈と判定され、データ生成部226が脈状データZD2を生成する。一方、0.085を上回る場合には、ステップS15に進んで、滑脈と判定され、データ生成部226が脈状データZD3を生成する。
このように第4実施例にあっては、自己相関データRDの変化率RDdの最大値が平脈と滑脈で相違する点に着目し、変化率RDdの最大値を閾値と比較して、脈状が平脈であるか滑脈であるかを判定したので、脈診の知識がない者であっても、正確な脈状を知ることができる。
<5.第5実施例>
上述した第3および第4実施例に係わる脈波診断装置1においては、脈波検出部10から出力される脈波波形MHに基づいて自己相関データRDを生成し脈状を判定した。しかし、被験者が歩行したり日常の生活を営むと、体動によって血液流が変動する。このため、脈波検出部10から出力される脈波波形MHには体動成分が重畳したものとなる。体動成分の大きさは被験者の運動の程度に依存するが、被験者の運動量が大きいと、脈波波形MHに重畳する体動成分も増加するので、正確な脈状を判定することが難しくなる。そこで、第5実施例にあっては、脈波波形MHから体動成分を除去し、これに基づいて脈状の判定を行う。
<5.1 脈波診断装置の電気的構成>
図24は、第5実施例に係る脈波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。なお、この例における自己相関演算部210、脈状データ生成部220および表示部230の構成は、第3または第4実施例で説明したものと各々同一であるので、ここでは説明を省略する。また、体動成分除去部30およびその前段の各構成部、すなわち脈波検出部10、体動検出部20、判定部22、波形処理部21は第1実施例で説明したものと各々同一であるので説明を省略する。
本実施例の脈波診断装置は、以上のような構成により、体動除去脈波波形MHjを生成するので、自己相関演算部210は体動除去脈波波形MHjに基づいて、自己相関データRDを生成することができる。したがって、この脈波診断装置1によれば、体動の影響を受けることなく脈状を特定することが可能となる。
<6.第6実施例>
次に、第6実施例に係わる脈波診断装置について説明する。
図25は、第6実施例に係わる脈波診断装置1のブロック図である。第6実施例は、第5実施例と同様に体動検出部20と波形処理部21を用いて体動成分THを検出するが、第5実施例で説明した体動除去をウエーブレット変換を用いて行う点で相違する。
<6.1 第1,第2のウエーブレット変換部と第1,第2の周波数補正部>
図25において、第1のウエーブレット変換部243は、脈波検出部10から出力される脈波波形MHに対して周知のウエーブレット変換を施して、脈波解析データMKDを生成する。また、第2のウエーブレット変換部245は、体動検出部20から出力される体動波形THに対して周知のウエーブレット変換を施して、体動解析データTKDを生成する。なお、第1および第2ウエーブレット変換部243,245は第2実施形態で説明したものと同様に構成されている。
図26は、脈波波形MHの一部の期間について、脈波解析データMKDを示したものである。この図において、期間TはピークP4の近傍にあり、脈波解析データMKDは、期間Tを8分割した時間間隔で得られる。ところで、ウエーブレット変換においては、周波数分解能と時間分解能はトレードオフの関係にあるので、周波数分解能を犠牲にすれば、より短い時間間隔で脈波解析データを得ることもできる。
次に、第1の周波数補正部244は、脈波解析データMKDに対して周波数補正を行う。上記した式(2)には周波数に対応する「1/a1/2」の項があるが、異なる周波数領域間でデータを比較する場合には、この項の影響を補正する必要がある。第1の周波数補正部244はこのために設けられたものであり、ウエーブレットデータWDに係数a1/2を乗算して、脈波補正データMKDaを生成する。これにより、対応する各周波数に基づいて、周波数当たりのパワー密度が一定になるように補正を施すことができる。また、第2の周波数補正部246は、第1の周波数補正部244と同様に、周波数補正を施し、体動解析データTKDから体動補正データTKDaを生成する。
<6.2 体動成分除去部>
次に、体動成分除去部240は、脈波補正データMKDaから体動補正データTKDaを減算して体動除去脈波データMKDajを生成する。この点について、具体的に説明する。なお、以下の説明では、使用者が手でコップを持ち上げた後、これを元の位置に戻した場合を想定する。この場合、図27に示す脈波波形MHが脈波検出部10によって検出され、また、同時に体動波形THが体動検出部20によって検出されたものとする。
ここで、体動波形THは、時刻T1から増加しはじめ、時刻T2で正のピークとなり、その後、次第に減少して時刻T3でレベル0を通過し、時刻T4で負のピークに達し、時刻T5でレベル0に戻っている。ところで、体動波形THは加速度センサを用いた体動検出部20によって検出されるため、時刻T3は使用者がコップを最大に持ち上げた時刻に対応し、時刻T1は持上開始時刻に対応し、また、時刻T4は持上終了時刻に対応する。したがって、時刻T1から時刻T4までの期間が体動の存在する期間となる。なお、図27の脈波波形MHjは仮に体動がなかったとした場合の脈波波形である。また、この例において、脈波波形MHの基本波周波数は、1.3Hzとなっている。
ここで、図28に期間Tc(図27参照)における脈波補正データMKDaを示し、図29に期間Tcにおける体動補正データTKDaを示す。この図から、体動波形THには、0.0Hz〜1.0Hzの周波数領域において比較的大きなレベルの周波数成分が存在していることが判る。脈波補正データMKDaと体動補正データTKDaが、体動成分除去部240に供給されると、体動成分除去部240は、脈波補正データMKDaから体動補正データTKDaを減算して、図30に示す体動成分が除去された体動除去脈波データMKDajを生成する。これにより、体動がある場合でもその影響をキャンセルすることが可能となる。
<6.3 判定部>
次に、判定部22は、体動波形THを予め定められた閾値と比較して、体動の有無を示す制御信号Cを生成し、これを波形処理部21、第2のウエーブレット変換部245および第2の周波数補正部246に供給する。これによって、体動が無い場合には、波形処理部21、第2のウエーブレット変換部245および第2の周波数補正部246の各動作が停止され、演算処理時間の低減、消費電力の低減、およびSN比の向上が図られる。
<6.4 逆ウエーブレット変換部>
次に、逆ウエーブレット変換部247は、体動除去脈波データMKDajに逆ウエーブレットを施して、体動除去脈波波形MHjを生成する。この場合、逆ウエーブレット変換部247は、式(4)に示す逆ウエーブレットを施して波形の再合成を行う。
次に、第5実施例と同様に、自己相関演算部210は体動除去脈波波形MHjに基づいて自己相関データRDを生成する。
この後、脈状データ生成部220が、自己相関データRDに基づいて脈状データZDを生成すると、表示部230は、脈状データZDの示す弦脈、平脈、滑脈といった文字や、あるいは各脈状に対応するキャラクタを表示する。これにより、被験者や医師等の第三者が、脈状を認識することができる。
以上、説明したように、第6実施例によれば、体動を除去した体動除去脈波波形MHjに基づいて、自己相関データRDを生成するようにしたので、被験者の日常生活においても、連続して脈状を検知することができる。
<7.第7実施例>
第5,第6実施例においては、体動検出部20によって体動波形THを検出し、脈波波形MHと体動波形THとを比較して、脈波波形MHの周波数成分に含まれている体動成分をキャンセルして、自己相関データRDを算出し、これらに基づいて脈状を特定した。しかし、体動検出部20や波形処理部21等が必要になるので、構成が複雑になる。第7実施例は、この点に鑑みてなされたものであり、簡易な構成で、体動があっても正確に脈状を診断することができる脈波診断装置を提供するものである。
図31は第7実施例に係わる脈波診断装置のブロック図であり、体動検出部20、波形処理部21、第2のウエーブレット変換部245、および第2の周波数補正部246が省略されている点および体動成分除去部240の内部構成を除いて、図25に示す第6実施例に係わる脈波能診断装置1と同じである。以下、相違点について説明する。
体動成分除去部240は、脈波補正データMKDaから体動成分を分離除去して体動除去脈波データMKDajを生成する。ここで、体動成分除去部240は、以下に述べる体動の性質を利用している。
体動は、腕の上下動や走行時の腕の振り等によって生じるが、日常生活においては、人体を瞬間的に動かすことはほとんどない。このため、日常生活では、体動波形THの周波数成分はそれほど高くなく、0Hz〜1Hzの範囲にあるのが通常である。この場合、脈波波形MHの基本波周波数は、1Hz〜2Hzの範囲にあることが多い。したがって、日常生活において、体動波形THの周波数成分は脈波波形MHの基本波周波数よりも低い周波数領域にある。
一方、ジョギング等のスポーツ中にあっては、腕の振り等の影響があるため、体動波形THの周波数成分が幾分高くなるが、運動量に応じて心拍数が増加するため、脈波波形MHの基本波周波数も同時に高くなる。このため、スポーツ中においても、体動波形THの周波数成分は脈波波形MHの基本波周波数よりも低い周波数領域にあるのが通常である。
体動成分除去部240は、この点に着目して体動成分を分離するものであり、脈波波形MHの基本波成分よりも低い周波数領域を無視するように構成されている。この場合には、脈波波形MHの基本波成分より高い周波数領域に体動成分が存在すると心機能の検出精度が低下する。しかしながら、上述したように体動成分は脈波波形MHの基本波成分よりも低い周波数領域にある確率が高いので、高い精度で脈状の状態を診断することができる。
図32は、体動成分除去部240のブロック図である。波形整形部301は脈波波形MHに波形整形を施して、脈波波形MHと同期したリセットパルスを生成する。カウンタ302は図示せぬクロックパルスを計数し、前記リセットパルスによってカウント値がリセットされるようになっている。また、平均値算出回路303は、カウンタ302のカウント値の平均値を算出する。この場合、平均値算出回路303によって算出される平均値は、脈波波形MHの平均周期に対応する。したがって、平均値を参照すれば、脈波波形MHの基本波周波数を検知できる。
次に、置換回路304は、前記平均値に基づいて、脈波波形MHの基本波周波数を含む周波数領域を特定する。例えば、前記平均値が0.71秒を示す場合には、基本波周波数は1.4Hzとなるので、特定される周波数領域は1Hz〜1.5Hzとなる。この後、置換回路304は、特定周波数領域未満の周波数領域について、脈波補正データMKDaを「0」に置換して体動除去脈波データMKDajを生成する。これにより、脈波波形MHの基本波周波数より低い周波数領域の成分は、無視される。この場合、体動成分とともに脈波成分も「0」に置換されてしまうが、脈波波形MHの特徴的な部分は基本波周波数よりも高域の周波数領域に存在するため、「0」に置換しても脈波波形には影響をほとんど与えない。
例えば、脈波検出部10によって、図27に示す脈波波形MH(基本波周波数1.3Hz)が検出されたものとすれば、期間Tcの脈波補正データMKDaは、図28に示すものとなる。
この場合、置換回路304によって特定される周波数領域は1.0Hz〜1.5Hzとなるので、置換の対象となる周波数領域は、0.5Hz〜1.0Hzと0Hz〜0.5Hzとなる。したがって、脈波補正データMKDaにおける0〜1Hzのデータは「0」に置換され、図33に示す体動除去脈波データMKDajが生成される。
こうして得られた体動除去脈波データMKDajが、逆ウエーブレット変換部247によって体動除去脈波波形MHjに変換されると、第5実施例と同様に、自己相関演算部210は体動除去脈波波形MHjに基づいて自己相関データRDを生成する。この後、脈状データ生成部220が、自己相関データRDに基づいて脈状データZDを生成すると、表示部230は、脈状データZDの示す弦脈、平脈、滑脈といった文字や、あるいは各脈状に対応するキャラクタを表示する。これにより、被験者や医師等の第三者が、脈状を認識することができる。
以上、説明したように、第7実施例によれば、体動を除去した体動除去脈波波形MHjに基づいて、自己相関データRDを生成するようにしたので、被験者の日常生活においても、連続して脈状を検知することができる。
また、第7実施例によれば、体動成分は脈波波形MHの基本波周波数成分よりも低い周波数領域に存在することが確率的に高いという体動の性質を巧みに利用して体動成分を除去した。このため、第3,4実施例で必要とされた体動検出部20や波形処理部21といった構成を省略することができ、しかも体動がある場合でも正確に脈状を診断することが可能となる。
<8 第8実施例>
上述した第3および第4実施例にあっては脈波波形MHに基づいて、第5〜第7実施例にあっては体動除去脈波波形MHjに基づいて自己相関データRDを生成するものであった。ところで、上述したウエーブレット変換では、分割された時間周波数領域毎に解析結果を得ることができる。ここで、脈波波形MHおよび体動除去脈波波形MHjの特徴的な部分は、正または負ピークにある。また、これらのピークが生じると、比較的高域の周波数領域において、ウエーブレット変換による解析データの値が大きくなる。したがって、ある周波数領域に着目し、注目する周波数領域の解析データについて自己相関データRDを生成すれば、これに基づいて脈状を特定することができる。第8実施例は、この点に着目してなされたものである。
図34に、第8実施例に係わる脈波診断装置のブロック図を示す。図において、脈波検出部10によって脈波波形MHが検出されると、第1のウエーブレット変換部243は、脈波波形MHにウエーブレット変換を施して、特定の周波数領域に対応する脈波解析データMKDfを生成する。たとえば、ウエーブレット変換を図26に示すように周波数領域を8分割し、注目する周波数領域が3.0Hz〜2.5Hzであるならば、M16〜M86が脈波解析データMKDfとして出力される。
この場合、第1のウエーブレット変換部243は、図35に示すように構成される。図35と図4とを比較すると、スケール変換部W2が省略されていることがわかる。これは、上述したようにスケール変換部W2は周期に対応するスケールパラメータaの変換を行うものであるから、基底関数記憶部W1に注目する周波数領域に対応したマザーウエーブレットを格納しておけばよいからである。
このようにして生成された脈波解析データMKDfは、脈波波形MHの特徴部分の時間変化を表すものであるから、脈波解析データMKDfの自己相関係数を算出することによって、脈波波形MHの解析を効率よく行うことができる。このため、この例の自己相関演算部210は、脈波解析データMKDfの自己相関係数を示す自己相関データRDを生成する。
次に、脈状データ生成部220は、自己相関データRDに基づいて脈状データZDを生成する。この場合、脈状データ生成部220は、自己相関データRDに演算処理を施し、その演算結果を、脈状を特定できるように設定された閾値と比較して脈状データZDを生成する。こうして得られた脈状データZDが表示部230に供給されると、弦脈、平脈、滑脈といった文字等が表示され、これにより、被験者や医師等の第三者が、脈状を認識することができる。
<9 第9実施例>
第9実施例は、第8実施例の脈波診断装置1にウエーブレットを用いた体動除去を応用したものである。
図36は、第9実施例に係わる脈波診断装置1のブロック図である。この例において、第1のウエーブレット変換部243と第2のウエーブレット変換部245は、上述した第8実施例の場合と同様に、図35に示すように構成される。このため、第1,第2のウエーブレット変換部243,245は、注目する周波数領域にのみ対応する脈波解析データMKDfと体動解析データTKDfを生成する。また、体動成分除去部240は、脈波解析データMKDfから体動解析データTKDfを減算して体動除去解析データMKDfajを生成する。
こうして体動除去解析データMKDfajが生成されると、第8実施例と同様に、自己相関演算部210は、体動除去解析データMKDfajに基づいて自己相関係数を示す自己相関データRDを生成する。次に、脈状データ生成部220は、自己相関データRDに基づいて脈状データZDを生成する。この場合、脈状データ生成部220は、自己相関データRDに演算処理を施し、その演算結果を、脈状を特定できるように設定された閾値と比較して脈状データZDを生成する。こうして得られた脈状データZDが表示部230に供給されると、弦脈、平脈、滑脈といった文字等が表示され、これにより、被験者や医師等の第三者が、脈状を認識することができる。
このように、第9実施例にあっては、ある周波数領域に着目して、ウエーブレット変換を施して体動を除去したので、異なる周波数領域間でウエーブレット変換の結果を比較する必要がない。このため、第1,第2の周波数補正部244,246を省略することができる。また、体動除去解析データMKDfajから直接、自己相関データRDを生成するようにしたので、逆ウエーブレット変換部247を省略することができる。
<10 上記各実施例の外観的構成>
次に、上述した第1〜第9実施例に係る脈波診断装置の外観的な構成例のいくつかについて説明する。
<10.1 腕時計型A>
まず、上記各実施例に係る脈波診断装置1を腕時計型とした場合の構成例について、図37A〜図37Cを参照して説明する。
図37Aおよび図37Bに示すように、脈波診断装置1は、主に、腕時計構造を有する装置本体100と、この装置本体100に接続されるケーブル101と、このケーブル101の先端側に設けられた脈波検出部10とから構成されている。
このうち、装置本体100には、リストバンド102が取り付けられている。詳細には、リストバンド102は、装置本体100の12時方向から被験者の左腕に巻き付いて、その他端が装置本体100の6時方向で固定されている。
装置本体100の6時方向には、また、コネクタ部103が設けられている。このコネクタ部103には、ケーブル101の端部となっているコネクタピース104が着脱自在に取り付けられている。
なお、このコネクタピース104を取り外すと、コネクタ部103には、図37Cに示すように、ケーブル101との接続ピン111、112のほか、データ転送を行うためのLED113、フォトトランジスタ114が設けられている。
一方、脈波検出部10は、図37Bに示すように、センサ固定用バンド11によって遮光されながら、被験者の人差し指の根本に装着される。このように、脈波検出部10を指の根本に装着すると、ケーブル101が短くて済むので、装着しても邪魔にならない。また、掌から指先までの体温の分布を計測すると、寒いときには、指先の温度が著しく低下するのに対し、指の根本の温度は血流量が安定しているため、比較的低下しない。したがって、指の根本に脈波検出部10を装着すれば、寒い日に外出しても、脈波波形を正確に検出できる。
また、装置本体100の表面側には、液晶パネルからなる表示部110が設けられている。この表示部110は、セグメント表示領域や、ドット表示領域などを有し、現在時刻や診断内容など表示する。すなわち、表示部110は、各実施例における告知部80または表示部230に対応している。
一方、装置本体100の内部には、図示せぬ加速度センサが組み込まれており、被験者の腕の振りや、体の上下動によって生じる体動を検出している。すなわち、この加速度センサが、各実施例における体動検出部20に対応している。
また、装置本体100の内部には、各種演算や変換などを制御するCPUが設けられ(図示省略)、装置本体100の外周部には、各種操作や指示を行うためのボタンスイッチSW1,SW2がそれぞれ設けられている。
<10.1.1 脈波検出部の詳細構成>
次に、脈波検出部10の構成について図38を参照して説明する。
この図に示すように、脈波検出部10は、LED12、フォトトランジスタ13などから構成される。スイッチSWがon状態となり、電源電圧が印加されると、LED12から光が照射される。この照射光は、被験者の血管や組織によって反射した後に、フォトトランジスタ13によって受光される。したがって、フォトトランジスタ12の光電流を電圧に変換したものが、脈波検出部10の信号MHとして出力される。
ここで、LED12の発光波長は、血液中のヘモグロビンの吸収波長ピーク付近に選ばれる。このため、受光レベルは血流量に応じて変化する。したがって、受光レベルを検出することによって、脈波波形が検出されることとなる。
また、LED12としては、InGaN系(インジウム−ガリウム−窒素系)の青色LEDが好適である。青色LEDの発光スペクトルは、例えば450nmに発光ピークを有し、その発光波長域は、350nmから600nmまでの範囲にある。このような発光特性を有するLEDに対応するフォトトランジスタ13として、本実施例においては、GaAsP系(ガリウム−砒素−リン系)を用いている。このフォトトランジスタ13の受光波長領域は、例えば、主要感度領域が300nmから600nmまでの範囲にあって、300nm以下にも感度領域がある。
このような青色LEDとフォトトランジスタとを組み合わせると、その重なり領域である300nmから600nmまでの波長領域において、脈波が検出されるて。以下の利点がある。
まず、外光に含まれる光のうち、波長領域が700nm以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向があるため、外光がセンサ固定用バンドで覆われていない指の部分に照射されても、指の組織を介してフォトトランジスタ13まで到達せず、検出に影響を与えない波長領域の光のみがフォトトランジスタ13に達する。一方、300nmより長い波長領域の光は、皮膚表面でほとんど吸収されるので、受光波長領域を700nm以下としても、実質的な受光波長領域は、300nm〜700nmとなる。したがって、指を大掛かりに覆わなくとも、外光の影響を抑圧することができる。また、血液中のヘモグロビンは、波長が300nmから700nmまでの光に対する吸光係数が大きく、波長が880nmの光に対する吸光係数に比して数倍〜約100倍以上大きい。したがって、この例のように、ヘモグロビンの吸光特性に合わせて、吸光特性が大きい波長領域(300nmから700nm)の光を検出光として用いると、その検出値は、血量変化に応じて感度よく変化するので、血量変化に基づく脈波波形MHのSN比を高めることができる。
<10.2 腕時計型B>
次に、脈波診断装置1を腕時計型とした場合において、他の構成例について、図39Aおよび図39Bを参照して説明する。この構成では、被験者の脈波波形をLEDやフォトトランジスタ等によって光電的に検出するのではなく、圧力センサを用いて検出するものである。
図39Aに示すように、脈波診断装置1には、一対のバンド102、102が設けられており、その一方の締着具120の締め付け側には、圧力センサ130の弾性ゴム131が突出して設けられている。締着具120を備えるバンド102は、圧力センサ130による検出信号を供給するべくFPC(Flexible Printed Circuit)基板を軟性プラスチックで被覆した構造(詳細は図示省略)となっている。
また、使用時においては、図39Bに示すように、締着具120に設けられた弾性ゴム131が橈骨動脈140の近傍に位置するべく、腕時計構造の脈波診断装置1が被験者の左腕150に巻回される。このため、脈波を恒常的に検出することが可能となる。なお、この巻回しについては通常の腕時計の使用状態と何等変わることがない。
こうして弾性ゴム131が、被験者の橈骨動脈140近傍に押圧されると、該動脈の血流変動(すなわち脈波)が弾性ゴム131を介して圧力センサ130に伝達され、圧力センサ130はこれを血圧として検知する。
また、脈波検出部10の他の例として、特願平5−192620に記載されているように、指先にカフ帯を装着して、カフ帯に圧力をかけつつ、脈波波形の高調波成分を検出し、これにより、退潮波と切痕波の特徴を抽出するようにしてもよい。
<10.3 ネックレス型>
また、各実施例に係る脈波診断装置1を、図40に示すようなネックレス型とすることが考えられる。
この図において、圧力センサ130はケーブル101の先端に設けられており、例えば、図41に示すように、粘着テープ170などを用いて、被験者の頸動脈部に取り付けられる。また、図40において、中空部を有するブローチのような形状をした装置本体100には、この装置の主要部分が組み込まれているとともに、その前面には表示部110、スイッチSW1、SW2が設けられている。なお、ケーブル101はその一部が鎖160に埋め込まれており、圧力センサ130により出力される信号MHを、装置本体100に供給している。
<10.4 眼鏡型>
さらに、上記各実施例に係る脈波診断装置1の形態例として、図42に示すような眼鏡型とすることが考えられる。
この図に示すように、装置本体は、ケース100aとケース100bとに分かれ、それぞれ別々に眼鏡の蔓181に取り付けられ、蔓181内部に埋め込まれたリード線を介して互いに電気的に接続される。ケース100aのレンズ182側にはその側面に液晶パネル183が取り付けられるとともに、該側面の一端には鏡184が所定の角度で固定される。また、ケース100aには光源(図示略)を含む液晶パネル183の駆動回路と、表示データを作成するための回路が組み込まれており、これらが、表示部110を構成している。この光源から発射された光は、液晶パネル183を介して鏡184で反射されて、レンズ182に投射される。また、ケース100bには装置の主要部が組み込まれており、その上面には上述したスイッチSW1、SW2が設けられている。
一方、圧力センサ130は、ケーブル101を介して、ケース100bと電気的に接続されており、ネックレスの場合と同様に頸動脈部に貼り付けられる。なお、ケース100aとケース100bとを接続するリード線は蔓181に沿って這わせるようにしても良い。また、この例では装置本体をケース100aとケース100bとの2つに分ける構成としたが、これらを一体化したケースで構成しても良い。さらに、鏡184については、液晶パネル183との角度を調整できるように可動式としても良い。
<10.5 カード型>
また、他の形態例として、図43に示すようなカード型とすることが考えられる。このカード型の装置本体100は、例えば、被験者の左胸ポケットに収容されるものである。圧力センサ130は、ケーブル101を介して、装置本体100と電気的に接続されており、ネックレスや眼鏡の場合と同様に、被験者の頸動脈部に貼り付けられる。
<10.6 万歩計型>
さらに、他の形態例として、図44Aに示すような万歩計型も考えられる。この万歩計の装置本体100は、図44Bに示すように、被験者の腰ベルト191に取り付けられるものである。圧力センサ130は、ケーブル101を介して、装置本体100と電気的に接続されており、粘着テープによって、被験者の股関節部において大腿動脈部に固定され、さらに、サポータ192によって保護されている。この際、ケーブル101については、被験者の日常生活に支障をきたさないように、衣服に縫い込むなどの対策を施すのが望ましい。
<11 第10実施例>
<11.1 第10実施例の理論的根拠>
図47は、本願発明者が橈骨動脈における動脈圧波形を記録するために用いた構成を示している。この図に示す連続血圧監視装置580(コーリン社製CBM-2000)は、腕帯血圧測定部582と、橈骨動脈センサ部584、それらの制御部586、および制御部586に接続されたパーソナルコンピュータ588とを含んで構成されている。
図48は、このような装置で測定された典型的な動脈圧波形すなわち橈骨動脈における血圧波形を示すグラフである。この図に示し、また前述したように動脈における血圧波形は、通常、最も高いピークを持つ駆出波(ejection wave)、次に高いピークを持つ退潮波(tidal wave)、3つ目のピークである切痕波(dicrotic wave)を備えている。そして、駆出波のピークは、収縮期血圧BPsysに対応している。また拡張期血圧BPdirは、血圧波形において最も低い血圧に対応している。そして、収縮期血圧BPsysと拡張期血圧BPdirとの差圧は、脈圧ΔBPと呼ばれる。さらに、平均血圧BPmeanは、血圧波形を積分して時間平均を求めることにより得られる。
図47に示した連続血圧監視装置580において、腕帯血圧測定部582は、収縮期血圧BPsysと、拡張期血圧BPdirの測定に用いられる。そして、橈骨動脈センサ部584は、橈骨動脈の血圧波形に対応する脈波波形を検出し、腕帯血圧測定部582が測定した収縮期血圧BPsysと、拡張期血圧BPdirで校正されて、動脈圧波形を得ている。
上述した連続血圧監視装置580を用いて、本願発明者は、22歳から46歳の健常成人74名に対して、空腹時(09:30〜13:30)に、15分間の安静後、座位において、橈骨動脈の動脈圧波形を測定した。
図49〜図51は、そのような測定により得られたデータをプロットした結果を示すグラフである。すなわち、図49は、平均血圧BPmeanと拡張期血圧BPdirとの関係が強い直線傾向を示し、それらの間において相関係数r=0.95と、強い相関関係があることを示している。また、図50は、平均血圧BPmeanと収縮期血圧BPsysとの間にも強い直線傾向(相関係数r=0.87)があることを示している。さらに、図51は、収縮期血圧BPsysと拡張期血圧BPdirとの差圧である脈圧ΔBPと、収縮期血圧BPsysとの間に強い直線傾向(相関係数r=0.76)が存在することを示している。したがって、平均血圧BPmeanまたは脈圧ΔBPによって、血圧の状態を表現できることがわかる。
<11.2 血圧監視装置の構成>
図52は本実施例の血圧監視装置500の構成を示すブロックダイアグラムである。この図に示すように、血圧監視装置500は、動脈圧波形検出部504、血圧変換部516、平均血圧算出部508、脈圧算出部512、血圧判定情報記憶部520、血圧判定部524、および出力部528を備えて構成される。
動脈圧波形検出部504は、動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する。動脈圧波形検出部504は、例えば、図47に示した橈骨動脈センサ部584や、図37Bに示した脈波検出部10、図39A、図40、図41、図42、図43、および図44Aに示した圧力センサ130を含んで形成することができる。
血圧変換部516は、動脈圧波形検出部504が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に変換する。例えば、血圧変換部516は、動脈圧波形検出部504が検出した動脈圧波形を、腕帯血圧計で測定した最高血圧および最低血圧で校正するものとして構成することができる。
平均血圧算出部508は、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形に基づいて、平均血圧BPmeanを算出する。
脈圧算出部512は、動脈圧波形に基づいて最高血圧(収縮期血圧BPsys)と最低血圧(拡張期血圧BPdir)との差圧である脈圧ΔBPを算出する。
血圧判定情報記憶部520は、血圧判定情報を予め記憶する。血圧判定情報は、例えば、平均血圧や脈圧において、高血圧と正常血圧との境界となるしきい値血圧値や、低血圧と正常血圧の境界となるしきい値血圧値の情報である。なお、平均血圧や脈圧が収縮期血圧BPsys(最高血圧)や拡張期血圧BPdir(最低血圧)と高い相関を持ち、血圧の状態を表す指標となり得ることは、図49〜図51を示して前述したとおりである。
血圧判定部524は、平均血圧BPmeanおよび脈圧ΔBPの少なくともいずれか一方と、血圧判定情報記憶部520に記憶された血圧判定情報とに基づいて、血圧判定を行う。例えば、得られた平均血圧BPmeanおよび脈圧ΔBPの少なくともいずれか一方と、予め記憶されている血圧判定情報とによって、例えば、高血圧、低血圧、正常などの判定を行う。
出力部528は、平均血圧BPmean対応する情報、脈圧ΔBPに対応する情報、および血圧判定に対応する情報の少なくとも一つを出力する。出力部528は、平均血圧に対応する情報、脈圧に対応する情報、および血圧判定に対応する情報の少なくとも一つを、例えば、数値、グラフなどとして液晶表示装置、CRT、プリンタなどへ出力することもできるし、それらの情報に対応した電圧やデジタル情報などとしても出力することができる。
<11.3 血圧監視装置の動作>
本実施例の血圧監視装置500の動作を図52とともに説明する。
まず、動脈圧波形検出部504が、前述した圧力センサ130等によって、動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する。
そして、動脈圧波形検出部504が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に、血圧変換部516が変換する。
次に、平均血圧算出部508は、動脈圧波形検出部504または血圧変換部516が出力する動脈圧波形または心臓位動脈圧波形に基づいて、平均血圧BPmeanを算出する。
それと並行して、脈圧算出部512は、動脈圧波形検出部504または血圧変換部516が出力する動脈圧波形または心臓位動脈圧波形に基づいて最高血圧(収縮期血圧BPsys)と最低血圧(拡張期血圧BPdir)との差圧である脈圧ΔBPを算出する。
次いで、平均血圧BPmeanおよび脈圧ΔBPの少なくともいずれか一方が血圧判定部524に入力され、それらのデータと、血圧判定情報記憶部520に記憶された血圧判定情報とに基づいて、血圧判定部524が血圧判定、例えば、高血圧、低血圧、正常などの判定を行う。
そして、平均血圧BPmeanに対応する情報、脈圧ΔBPに対応する情報、および血圧判定に対応する情報の少なくとも一つが、出力部528によって出力される。出力部は、例えば、液晶表示装置、CRT、プリンタなどを備えて、それらの情報を数値やグラフなどとして表示してもよいし、それらの情報に対応した電圧やデジタル信号などとしても出力してもよい。
このようにして、本実施例の血圧監視装置500によれば、動脈圧波形検出部504によって検出された動脈圧波形に基づいて、平均血圧や脈圧を算出し、それらを監視することができる。また、血圧監視装置500は、得られた平均血圧BPmeanおよび脈圧ΔBPの少なくともいずれか一方と、予め記憶されている血圧判定情報とによって、例えば、高血圧、低血圧、正常などの判定を行うことができる。
<12 第11実施例>
<12.1 第11実施例の理論的根拠>
本願発明者は、<第10実施例の理論的根拠>の欄で説明した実験により得られたデータを用いて、さらに次のような実験を行った。
すなわち、得られた橈骨動脈圧波形を、中国医学における脈波形状の形状模型(神戸中医学研究会:中医臨床のための舌診と脈診; 費兆馥(主編):中国脉診研究,上海中医学院出版社(1991))を参考にしながら、図45A,図45B,図45Cに典型的な動脈圧波形を示した、平脈、滑脈、および弦脈に選別した。
その結果、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高ΔBPD(図48参照)によって、図53に示すように、滑脈、平脈、および弦脈が有意的に分類できることがわかった。すなわち、滑脈のΔBPDは11±4mmHgであり、平脈のΔBPDは7±2mmHgであり、弦脈のΔBPDは3±1mmHgであり、これら3群間に有意水準1%において有意差が認められた。
また、図54は、切痕の血圧と最低血圧との差圧である切痕差圧BPDd(図48参照)と、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧ΔBPとの比である切痕差圧比BPDd/ΔBPが、切痕波高ΔBPDとの間に直線関係を持つことを示している。それらの間の相関係数は、−0.86であり、強い相関関係を持つことがわかる。したがって、切痕差圧比BPDd/ΔBPも、中国医学の脈診における典型的な脈波形状である滑脈、平脈、および弦脈を有意的に分類するための指標として使用できることがわかる。
さらに、図55は、切痕における血圧と最高血圧との差圧である駆出拡張圧ΔBPpが、切痕波高ΔBPDとの間に直線関係を持つことを示している。それらの間の相関係数は、0.77であり、強い相関関係を持つことがわかる。したがって、駆出拡張圧ΔBPpを、中国医学の脈診における典型的な脈波形状である滑脈、平脈、および弦脈を有意的に分類するための指標として使用できることがわかる。
そして、中国医学の脈診において平脈、滑脈、および弦脈に分類される脈波形状における典型的な動脈圧波形を示す図45A,図45B,図45Cから明らかなように、平均血圧BPmeanの脈圧ΔBPに対する比すなわち平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPは、滑脈、平脈、弦脈の順に大きくなることがわかる。したがって、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPによって、脈波形状すなわち滑脈、平脈、弦脈を分類することができる。
<12.2 脈波形状監視装置の構成>
図56は本実施例の脈波形状監視装置540の構成を示すブロックダイアグラムである。この図に示すように、脈波形状監視装置540は、動脈圧波形検出部504、切痕波高算出部544、切痕差圧比算出部548、平均血圧脈圧比算出部552、駆出拡張圧算出部554、脈波形状判定情報記憶部556、脈波形状判定部560、および出力部564を備えて構成される。なお、図56には示していないが、動脈圧波形検出部504の後段で、切痕波高算出部544、切痕差圧比算出部548、および平均血圧脈圧比算出部552の前段に、血圧変換部を設けてもよい。
動脈圧波形検出部504は、動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する。動脈圧波形検出部504は、例えば、図47に示した橈骨動脈センサ部584や、図37Bに示した脈波検出部10、図39A、図40、図41、図42、図43、および図44Aに示した圧力センサ130を含んで形成することができる。
血圧変換部は、動脈圧波形検出部が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に変換する。
切痕波高算出部544は、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)と切痕波(dicrotic wave)のピークとの間の血圧差である切痕波高ΔBPD(図48参照)を算出する。
切痕差圧比算出部548は、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)の血圧と最低血圧(拡張期血圧BPdir)との差圧である切痕差圧BPDdと、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧ΔBPとの比である切痕差圧比BPDd/ΔBPを算出する。
平均血圧脈圧比算出部552は、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、平均血圧BPmeanと、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧ΔBPとの比である平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPを算出する。
駆出拡張圧ΔBPp算出部554は、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)と収縮期血圧BPsysとの間の血圧差である駆出拡張圧ΔBPp(図48参照)を算出する。
脈波形状判定情報記憶部556は、脈波形状判定情報を予め記憶する。脈波形状判定情報は、例えば、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、または駆出拡張圧ΔBPpにおいて、各脈波形状、例えば中国医学の脈診における滑脈、平脈、弦脈の境界となるしきい値の情報である。なお、これらの脈波形状が、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、または駆出拡張圧ΔBPpによって分類できることは、図53、図54、図45A、図45B、図45C、および図55を示して前述したとおりである。
脈波形状判定部560は、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、または駆出拡張圧ΔBPpの少なくといずれか一つと、脈波形状判定情報とに基づいて、脈波形状判定を行う。したがって、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、駆出拡張圧ΔBPpの少なくといずれか一つと、予め記憶されている脈波形状判定情報とによって、例えば、中国医学の脈診における滑脈、平脈、弦脈などの判定を行うことができる。
出力部564は、切痕波高ΔBPDに対応する情報、切痕差圧比BPDd/ΔBPに対応する情報、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPに対応する情報、駆出拡張圧ΔBPpに対応する情報、および脈波形状判定の情報のうち少なくとも一つを出力する。この出力は、例えば、数値、グラフなどとして液晶表示装置、CRT、プリンタなどへ出力として行うこともできるし、それらの情報に対応した電圧やデジタル情報の出力としても行うことができる。
<12.3 脈波形状監視装置の動作>
本実施例の脈波形状監視装置540の動作を図56とともに説明する。
まず、動脈圧波形検出部504が、前述した圧力センサ130等によって、動脈における血圧を連続的に測定して動脈圧波形を検出する。
そして、動脈圧波形検出部504が検出した動脈圧波形を、心臓の高さに対応した位置における動脈圧波形である心臓位動脈圧波形に、血圧変換部が変換する。なお、このステップは、以降のステップにおいて、動脈圧波形を用いる場合は省略することができる。
次に、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)と切痕波(dicrotic wave)のピークとの間の血圧差である切痕波高ΔBPD(図48参照)を、切痕波高算出部544が算出する。
切痕波高ΔBPDの算出と並行して、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)の血圧と最低血圧(拡張期血圧BPdir)との差圧である切痕差圧BPDdと、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧ΔBPとの比である切痕差圧比BPDd/ΔBPを、切痕差圧比算出部548が算出する。
それらと並行して、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、平均血圧BPmeanと、最高血圧と最低血圧との差圧である脈圧ΔBPとの比である平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPを、平均血圧脈圧比算出部552が算出する。
同様に並行して、動脈圧波形または心臓位動脈圧波形から得られた、切痕(dicrotic notch)と収縮期血圧BPsysとの間の血圧差である駆出拡張圧ΔBPp(図48参照)を、駆出拡張圧算出部554が算出する。
次いで、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、または駆出拡張圧ΔBPpの少なくといずれか一つと、脈波形状判定情報とに基づいて、脈波形状判定部560が脈波形状判定、例えば、中国医学の脈診における滑脈、平脈、弦脈などの判定を行う。
そして、切痕波高ΔBPDに対応する情報、切痕差圧比BPDd/ΔBPに対応する情報、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPに対応する情報、駆出拡張圧ΔBPpに対応する情報、および脈波形状判定の情報のうち少なくとも一つを、出力部564が出力する。この出力は、例えば、数値、グラフなどとして液晶表示装置、CRT、プリンタなどへ出力として行うこともできるし、それらの情報に対応した電圧やデジタル情報の出力としても行うことができる。
このようにして、本実施例の脈波形状監視装置540によれば、脈圧波形検出部504によって検出された動脈圧波形に基づいて、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPDd/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、および駆出拡張圧ΔBPpの少なくともいずれか一つを算出することができる。そして、脈波形状監視装置540は、切痕波高ΔBPD、切痕差圧比BPD/ΔBP、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBP、および駆出拡張圧ΔBPpの少なくともいずれか一つと、脈波形状判定情報とに基づいて脈波形状を判定することができる。さらに、脈波形状監視装置540は、切痕波高ΔBPDに対応する情報、切痕差庄比BPDd/ΔBPに対応する情報、平均血圧脈圧比BPmean/ΔBPに対応する情報、駆出拡張圧ΔBPpに対応する情報および脈波形状に対応する情報の少なくともいずれか一つを、例えば、数値、グラフ、または電圧として出力することができる。
<13 第12実施例>
<13.1 原理>
本願発明者らは、第11実施例で用いた脈波形状監視装置とほぼ同様の構成によって、前述した、駆出拡張圧ΔBPPすなわち動脈圧波形から得られた切痕と収縮期血圧との間の血圧差と、切痕波高ΔBPDすなわち切痕と切痕波ピークとの間の血圧差を監視した。その結果、ある種の薬品例えば降圧剤の投与によって、下記のように、駆出拡張圧に変化が及ぼされることを確認した。
図63は、降圧剤としてのニフェジピン時刻0分に投与した場合における、投与前60分から投与後60分における、平均血圧BPmeanと、駆出拡張圧ΔBPPと、切痕の血圧と最低血圧との差圧である切痕差圧BPDdと、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高ΔBPDと、を測定した結果を示すグラフである。また、図64において、Controlと付した波形は降圧剤投与前60分間において平均した一拍分の動脈圧波形であり、Nf(15min)と付した波形は降圧剤投与後15分の時刻において10秒間で平均した一拍分の動脈圧波形である。これらの図から明らかなように、降圧剤の投与によって、平均血圧BPmeanの低下と、駆出拡張圧ΔBPPの上昇、そして切痕波高ΔBPDの増加が認められる。本実施例は、このような薬理作用の観察に基づいた薬理作用監視装置に関する。
<13.2 薬理作用監視装置の構成および作用>
薬理作用監視装置570は、図57に示すように、第11実施例で示した脈波形状監視装置540が備えていた切痕差圧比算出部548、および平均血圧脈圧比算出部552を、備えていない。そして、薬理作用監視装置570においては、脈波形状判定部が薬理作用判定部574に置き換えられ、脈波形状判定情報記憶部が薬理作用判定情報記憶部572に置き換えられている。それらを除いて、薬理作用監視装置570は、第11実施例の脈波形状監視装置540と同様に構成されている。
このように構成することによって、薬理作用監視装置570は、動脈圧波形検出部504が動脈圧波形を検出すると、その波形情報は駆出拡張圧算出部554および切痕波高算出部544に入力される。そして、駆出拡張圧算出部554は、収縮期血圧(最高血圧)と切痕との差である駆出拡張圧を算出し、その駆出拡張圧データを薬理作用判定部574および出力部564に対して出力する。また、切痕波高算出部544は、切痕と切痕波ピークとの間の血圧差である切痕波高を算出し、そのデータを薬理作用判定部574および出力部564に対して出力する。
薬理作用判定部574では、薬理作用判定情報記憶部572に記憶されている薬理作用判定情報に基づいて、入力された駆出拡張圧のデータおよび切痕波高のデータから薬理作用を判定し、その結果を出力部564に向けて出力する。出力部564は、駆出拡張圧および切痕波高の値や、薬理作用判定部による判定結果を、例えばLCDを介した画像情報、スピーカからの音情報、電圧出力などとして告知する。
なお、薬理作用監視装置570においては、動脈圧波形検出部504に代えて、心臓から拍出されて血管を伝搬する血液の波である脈波波形を検出する脈波検出部を用いても良い。なお、その場合、駆出拡張圧算出部554および切痕波高算出部544は絶対的な血圧を算出することができないため、脈圧すなわち収縮期圧と拡張期圧との差で正規化した、駆出拡張圧比および切痕波高比を算出する、駆出拡張圧比算出部および切痕波高比算出部とすることによって、データの比較を的確に行うことができる。
なお、上記においては、駆出拡張圧算出部554と、切痕波高算出部544とを備えた薬理作用監視装置570を示したが、駆出拡張圧算出部554および切痕波高算出部544の少なくともいずれか一方を有する薬理作用監視装置として構成することもできる。
<14 他の変形例>
以上、本発明の実施例を説明したが、本発明は前述した各実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内または請求の範囲の均等範囲内で各種の変形実施が可能である。
(1)上述した第1実施例において、退潮波特徴抽出部50は退潮波特徴データTWDを(f2+f3+f4)/f1によって生成し、切痕波特徴抽出部60は切痕波特徴データDWDを(f5+f6+f7)/f1によって生成したが、本発明はこれに限定されるものではなく、退潮波,切痕波の特徴を抽出できるのであれば、どのような高調波成分に基づいて、特徴を抽出するものであってもよい。
(2)また、上述した第2実施例では、脈波解析データMKDに基づいて退潮波と切痕波の時間位置を特定するようにしたが、本発明はこれに限定されるものではなく、各時間位置を特定できるのであれば、どのような手法を用いてもよい。例えば、信号MHjを微分してその零クロス点を算出することによって、信号MHjのピーク点を求め、これにより退潮波、切痕波の時間位置を特定するようにしてもよい。
(3)また、上述した第2実施例では、ウエーブレット変換を用いて、信号MHjを周波数解析したが、窓関数によって信号MHjから退潮波、切痕波を抽出し、これにFFT処理を施すようにしてもよい。
(4)また、第1および第2実施例では、退潮波と切痕波の特徴を抽出することを目的として、FFT処理による周波数解析(第1実施例)、ウエーブレット変換による時間周波数解析(第2実施例)を行ったが、本発明はこれに限定されるものではなく、退潮波と切痕波の振幅に基づいてそれらの特徴を抽出することができるのであれば、どのような手段を用いてもよい。例えば、信号MHjを2階微分することによって、信号MHjのピークを強調し、これに基づいて退潮波と切痕波の振幅を求め、各振幅を特徴として抽出するようにしてもよい。
(5)上述した第6,第7実施例では、第1の周波数補正部あるいは第2の周波数補正部を使用したが、これらの構成を省略してもよい。
(6)上述した実施例で行ったウエーブレット変換や逆ウエーブレット変換はフィルタバンクを用いて行ってもよい。ウエーブレット変換に用いるフィルタバンクの構成例を図58に示す。図において、フィルタバンクは3段で構成されており、その基本単位は、高域フィルタ1Aおよびデシメーションフィルタ1Cと、低域フィルタ1Bおよびデシメーションフィルタ1Cである。高域フィルタ1Aと低域フィルタ1Bは、所定の周波数帯域を分割して、高域周波数成分と低域周波数成分を各々出力するようになっている。この例にあっては脈波データMDの周波数帯域として0Hz〜4Hzを想定しているので、一段目の高域フィルタ1Aの通過帯域は2Hz〜4Hzに設定され、一方、一段目の低域フィルタ1Bの通過帯域は0Hz〜2Hzに設定される。また、デシメーションフィルタ1Cは、1サンプルおきにデータを間引く。
こうして生成されたデータが次段に供給されると、周波数帯域の分割とデータの間引きが繰り返され、最終的には、0Hz〜4Hzの周波数帯域を8分割したデータM1〜M8が得られる。
また、高域フィルタ1Aと低域フィルタ1Bとは、その内部に遅延素子(Dフリップフロップ)を含むトランスバーサルフィルタで構成すればよい。ところで、人の脈拍数は40〜200の範囲にあり、脈波波形MHの基本波周波数は、生体の状態に応じて刻々と変動する。この場合、基本波周波数に同期して、分割する帯域を可変することができれば、動的な生体の状態に追従した情報を得ることができる。そこで、トランスバーサルフィルタに供給するクロックを脈波波形MHとさせることによって、分割する帯域を適応的に可変してもよい。
また、脈波解析データMKDのうち、脈波波形MHの特徴を表す代表的な周波数成分は、基本波、第2高調波および第3高調波の各周波数成分である。したがって、フィルタバンクの出力データM*1〜M*8のうち一部を用いて脈状を判定するようにしてもよい。この場合、上述したようにフィルタバンクを脈波波形MHに同期するように構成すれば、高域フィルタ1A、低域フィルタ1Bおよびデシメーションフィルタ1Cの一部を省略して、構成を簡易なものにすることができる。
次に、図59は逆ウエーブレット変換に用いる逆フィルタバンクの構成例を示す。図において、フィルタバンクは3段で構成されており、その基本単位は、高域フィルタ2Aおよび補間フィルタ2Cと、低域フィルタ1Bおよび補間フィルタ2Cと、加算器2Dである。高域フィルタ2Aと低域フィルタ2Bは、所定の周波数帯域を分割して、高域周波数成分と低域周波数成分を各々出力するようになっている。また、補間フィルタ2Cは、2サンプル毎に1サンプルを内挿補間する。
ここで、波形を再現するためには、図58に示すフィルタバンクと図59に示すフィルタバンクに完全再構成フィルタバンクを用いる必要がある。この場合、高域フィルタ1A,2Aおよび低域フィルタ1B,2Bの特性は、以下の関係があることが必要である。
H0(-Z)F0(Z)+H1(-Z)F1(Z)=O
H0(Z)F0(Z)+H1(-Z)F1(Z)=2Z-L
また、高域フィルタ2Aと低域フィルタ2Bとは、その内部に遅延素子(Dフリップフロップ)を含むトランスバーサルフィルタで構成すればよい。なお、ウエーブレット変換部10で使用するフィルタバンクを、脈波波形MHの基本波周波数に同期して、分割する帯域を可変するため、供給するクロックを脈波波形MHと同期させた場合には、このクロックを高域フィルタ2Aと低域フィルタ2Bに供給してもよい。
(7)また、上述した実施例においては、表示部30を告知手段の一例として説明したが、装置から人間に対して告知をするための手段としては以下説明するようなものが挙げられる。これら手段は五感を基準に分類するのが適当かと考えられる。なお、これらの手段は、単独で使用するのみならず複数の手段を組み合わせても良いことは勿論である。そして、以下説明するように、例えば視覚以外に訴える手段を用いれば、視覚障害者であっても告知内容を理解することができ、同様に、聴覚以外に訴える手段を用いれば聴覚障害者に対して告知を行うことができ、障害を持つ使用者にも優しい装置を構成できる。
まず、聴覚に訴える告知手段としては、心機能の分析・診断結果などを知らせるための目的、あるいは警告の目的でなされるものなどがある。例えば、ブザーの他、圧電素子、スピーカが該当する。また、特殊な例として、告知の対象となる人間に携帯用無線呼出受信機を持たせ、告知を行う場合にはこの携帯用無線呼出受信機を装置側から呼び出すようにすることが考えられる。また、これらの機器を用いて告知を行うにあたっては、単に告知するだけではなく、何らかの情報を一緒に伝達したい場合も多々ある。そうした場合、伝えたい情報の内容に応じて、以下に示す音量等の情報のレベルを変えれば良い。例えば、音高、音量、音色、音声、音楽の種類(曲目など)である。
次に、視覚に訴える告知手段が用いられるのは、装置から各種メッセージ,測定結果を知らせる目的であったり、警告をするためであったりする。そのための手段として以下のような機器が考えられる。例えば、ディスプレイ装置、CRT(陰極線管表示装置),LCD(液晶表示ディスプレ)、プリンタ、X−Yプロッタ、ランプなどがある。なお、特殊な表示装置として眼鏡型のプロジェクターがある。また、告知にあたっては以下に示すようなバリエーションが考えられる。例えば、数値の告知におけるデジタル表示,アナログ表示の別、グラフによる表示、表示色の濃淡、数値そのまま或いは数値をグレード付けして告知する場合の棒グラフ表示、円グラフ、フェイスチャート等である。フェイスチャートとしては、例えば、図60に示すものがある。
次に、触覚に訴える告知手段は、警告の目的で使用されることがあると考えられる。そのための手段として以下のようなものがある。まず、腕時計等の携帯機器の裏面から突出する形状記憶合金を設け、この形状記憶合金に通電するようにする電気的刺激がある。また、腕時計等の携帯機器の裏から突起物(例えばあまり尖っていない針など)を出し入れ可能な構造としてこの突起物によって刺激を与える構成や、腕時計の装置本体100が振動する構成などによる機械的刺激がある。
次に、嗅覚に訴える告知手段は、装置に香料等の吐出機構を設けるようにして、告知する内容と香りとを対応させておき、告知内容に応じた香料を吐出するように構成しても良い。ちなみに、香料等の吐出機構には、マイクロポンプなどが最適である。
なお、これらを、単独で使用するのみならず複数の手段を組み合わせても良いことは勿論である。
(8)上述した各実施例においては、脈波検出手段の一例として脈波検出部10を取りあげ説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、脈動を検出できるものであれば、どのようなものであってもよい。
例えば、脈波検出部10は反射光を利用したものであったが、透過光を利用したものであってもよい。ところで、波長領域が700nm以下の光は、指の組織を透過しにくい傾向がある。このため、透過光を利用する場合は、発光部から波長が600nm〜1000nmの光を照射し、照射光を組織→血管→組織の順に透過させ、この透過光の光量変化を検出する。透過光は血液中のヘモグロビンの吸収を受けるので、透過光の光量変化を検出することによって、脈波波形を検出することができる。
この場合、発光部には、InGaAs系(インジウム−ガリウム−砒素)やGaAs系(ガリウム−砒素)のレーザー発光ダイオードが好適である。ところで、波長が600nm〜1000nmの外光は組織を透過し易いので、受光部に外光が入射すると脈波信号のS/Nが劣化してしまう。そこで、発光部から偏光したレーザー光を照射し、透過光を偏光フィルタを介して受光部で受光するようにしてもよい。これにより、外光の影響を受けることなく、脈波信号を良好なS/N比で検出することができる。
この場合には、図61に示すように、発光部146を締着具145の締め付け側に設け、時計本体側には受光部147を設けている。この場合、発光部146から照射された光は、血管143を透過した後、橈骨148と尺骨142の間を通って、受光部147に達する。なお、透過光を用いる場合には、照射光は組織を透過する必要があるため、組織の吸収を考慮すると、その波長は600nm〜1000nmであることが望ましい。
また、図62は検出部位を耳朶とする例である。把持部材190と把持部材191は、バネ192で付勢され、軸193を中心に回動できるようになっている。また、把持部材190と把持部材191には、発光部194と受光部195が設けられている。この脈波検出部を用いる場合には、耳朶を把持部材190と把持部材191で把持して脈波を検出する。
(9)第9実施例においては、体動検出部20によって体動波形THを検出し、脈波解析データMKDfと体動解析データTKDfとを比較して、体動成分をキャンセルして、自己相関データRDを算出し、これらに基づいて脈状を特定した。しかし、体動成分は、脈波波形MHの基本波周波数より低域に発生することが多いので、着目する周波数領域を脈波波形MHの基本波周波数よりも高域に選択すれば体動検出部20、波形処理部21、判定部22、第2のウエーブレット変換部45および体動成分除去部240を省略することができる。すなわち、図34に示す脈波診断装置1において、着目する周波数領域を脈波波形MHの基本波周波数よりも高域に選択すれば、体動があっても正確な脈状を特定することができる。
(10)第10実施例および第11実施例では、血圧監視装置と脈波形状監視装置とが別々の装置として形成される例を示した。しかしながら、第10実施例で示した血圧監視装置に、第11実施例で示した脈波形状監視装置が含まれる構成としてもよい。
(11)また、第11実施例では、切痕波高算出部544、切痕差圧比算出部548、平均血圧脈圧比算出部、および駆出拡張圧算出部が設けられた脈波形状監視装置に設けられている例を示したが、それら算出部の少なくともいずれか一つを備えていてもよい。
Claims (25)
- 生体から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波波形に周波数解析を施す周波数解析手段と、
前記周波数解析手段の解析結果である基本波の振幅f1に対する第5次〜第7次高調波の振幅f5〜f7の割合[(f5+f6+f7)/f1]に基づいて、前記脈波波形から退潮波の特徴を抽出して退潮波特徴情報を生成する退潮波特徴抽出手段と、
前記周波数解析手段の解析結果である基本波の振幅f1に対する第2次〜第4次高調波f2〜f4の振幅の割合[(f2+f3+f4)/f1]に基づいて、前記脈波波形から切痕波の特徴を抽出して切痕波特徴情報を生成する切痕波特徴抽出手段と、
前記退潮波特徴情報と前記切痕波特徴情報に基づいて、前記生体の脈状を判定する脈状判定手段と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項1において、
前記退潮波特徴情報抽出手段は、前記脈波波形中の退潮波の期間を特定し、当該期間における前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から退潮波の特徴を抽出して退潮波特徴情報を生成し、
前記切痕波特徴抽出手段は、前記脈波波形中の切痕波の期間を特定し、当該期間における前記周波数解析手段の解析結果に基づいて、前記脈波波形から切痕波の特徴を抽出して切痕波特徴情報を生成することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項1または請求項2において、
前記周波数解析手段は、前記脈波波形にFFT処理を施すことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項1または請求項2において、
前記周波数解析手段は、前記脈波波形にウエーブレット変換処理を施すことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項1ないし請求項4のいずれかにおいて、
前記脈状判定手段によって判定された脈状を告知する告知手段を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形の自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6において、
前記脈状データ生成手段は、前記自己相関データを予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項7において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と前記閾値とを比較して、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項7において、
前記脈状データ生成手段は、
複数の各心拍期間において検出された前記自己相関データの各最小値を平均して平均最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された平均最小値と前記閾値とを比較して、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6において、
前記脈状データ生成手段は、
前記自己相関データを予め定められた閾値と比較し、前記自己相関データが前記閾値を上回る時間間隔あるいは下回る時間間隔を計測する時間計測部と、
前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が、一心拍期間に占める割合を演算する演算部と、
前記演算部の演算結果を予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成する比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項10において、
前記演算部は、前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が一心拍期間に占める割合を算出し、その算出結果の平均を演算することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6において、
前記脈状データ生成手段は、
前記自己相関データに基づいて、前記自己相関データの変化率を検出する変化率演算部と、
前記変化率演算部によって検出された変化率を予め定められた閾値と比較することにより、前記脈状データを生成する変化率比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項12において、
前記変化率比較部は、前記変化率の最大値を検出し、変化率最大値を前記閾値と比較することによって前記脈状データを生成することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と予め定められた第1の閾値とを比較して、前記最小値が前記第1の閾値を下回る場合には、弦脈を示す脈状データを生成する第1の比較部と、
前記自己相関データを予め定められた第2の閾値と比較し、前記自己相関データが前記第2の閾値を上回る時間間隔あるいは下回る時間間隔を計測する時間計測部と、
前記時間計測部によって計測された前記時間間隔が、一心拍期間に占める割合を演算する演算部と、
前記演算部の演算結果を予め定められた第3の閾値と比較することにより、平脈または滑脈を示す前記脈状データを生成する第2の比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6において、
前記脈状データ生成手段は、
一心拍期間中において前記自己相関データの最小値を検出する最小値検出部と、
前記最小値検出部によって検出された最小値と第1の閾値とを比較して、前記最小値が前記第1の閾値を下回る場合には、弦脈を示す脈状データを生成する第1の比較部と、
前記自己相関データに基づいて、前記自己相関データの変化率を検出する変化率演算部と、
前記変化率演算部によって検出された変化率を予め定められた閾値と比較することにより、平脈または滑脈を示す前記脈状データを生成する第2の比較部と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項14または請求項15において、
前記自己相関データは自己相関係数を示しており、前記第1の比較部の比較動作に用いる前記第1の閾値は略0.25であることを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項14において、
前記自己相関データは自己相関係数を示しており、
前記時間計測部の比較動作に用いる第2の閾値は、0.4から0.8までの範囲内に設定することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6ないし請求項17のいずれかにおいて、
前記生体の体動を示す体動波形を検出する体動検出手段と、
前記体動波形に基づいて前記脈波波形中の体動成分を生成し、前記脈波波形から前記体動成分を除去して体動除去脈波波形を生成する体動成分除去手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算すること
を特徴とする脈波診断装置。 - 請求項18において、
前記体動検出手段によって検出された体動波形に基づいて、前記生体の体動の有無を判定する判定手段を備え、
前記体動成分除去手段は、前記判定手段の判定結果が体動無しを示す場合には、体動除去動作を停止し、前記体動除去脈波波形の替わりに、前記脈波波形を出力することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6ないし請求項17のいずれかにおいて、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成する第1のウエーブレット変換手段と、
前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出手段と、
前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析データを生成する第2のウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データから前記体動解析データを減算して、体動を除去した体動除去解析脈波データを生成する体動成分除去手段と、
前記体動除去解析脈波データに逆ウエーブレット変換を施して体動除去脈波波形を生成する逆ウエーブレット変換手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算することを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6ないし請求項17のいずれかにおいて、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データのうち、予め定められた体動に対応する周波数成分を除去して、体動除去脈波解析データを生成する体動成分除去手段と、
前記体動除去解析脈波データに逆ウエーブレット変換を施して体動除去脈波波形を生成する逆ウエーブレット変換手段とを備え、
前記自己相関演算手段は、前記脈波波形の替わりに前記体動除去脈波波形に基づいて、自己相関を示す自己相関データを演算することを特徴とする脈波診断装置。 - 生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
ある周波数領域の前記脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成する第1のウエーブレット変換手段と、
前記生体の体動を検出して体動波形を出力する体動検出手段と、
前記体動検出手段によって検出された前記体動波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に体動解析データを生成する第2のウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データから前記体動解析データを減算して、体動を除去した体動除去解析脈波データを生成する体動成分除去手段と、
ある周波数領域の前記体動除去脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 生体の検出部位から脈波波形を検出する脈波検出手段と、
前記脈波検出手段によって検出された前記脈波波形にウエーブレット変換を施して、各周波数領域毎に脈波解析データを生成するウエーブレット変換手段と、
前記脈波解析データのうち、予め定められた体動に対応する周波数成分を除去して、体動除去脈波解析データを生成する体動成分除去手段と、
ある周波数領域の前記体動除去脈波解析データについて自己相関を示す自己相関データを演算する自己相関演算手段と、
前記自己相関データに基づいて、前記脈波波形の種類を示す脈状データを生成する脈状データ生成手段と、
を備えたことを特徴とする脈波診断装置。 - 請求項6ないし請求項24のいずれかにおいて、
前記脈状データ生成手段によって生成された前記脈状データを告知する告知手段を具備することを特徴とする脈波診断装置。
Applications Claiming Priority (4)
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