JP3975604B2

JP3975604B2 - Arteriosclerosis measuring device

Info

Publication number: JP3975604B2
Application number: JP06009599A
Authority: JP
Inventors: 清幸成松
Original assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Current assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Priority date: 1999-03-08
Filing date: 1999-03-08
Publication date: 2007-09-12
Anticipated expiration: 2019-03-08
Also published as: JP2000254104A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体内の動脈硬化度を高精度且つ簡単に測定することができる動脈硬化度測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
生体内の動脈硬化度を測定する動脈硬化度測定装置として、生体の所定部位間を脈波が伝播する脈波伝播速度が動脈硬化度を反映することを利用した動脈硬化度測定装置が提案されている。すなわち、生体の所定部位に装着された第１脈波センサと、その第１脈波センサの下流部位に装着された第２脈波センサとを備え、第１脈波センサにより検出された第１脈波の周期毎に発生する所定部位（たとえば１拍毎のピーク）から第２脈波センサにより検出された第２脈波の、前記第１脈波の所定部位に相当する部位（たとえば１拍毎のピーク）までの時間差に基づいて脈波の伝播速度を算出し、脈波伝播速度と動脈硬化度との予め決定された関係を用いて、上記実際に算出された脈波伝播速度から生体の動脈硬化度を測定する動脈硬化度測定装置が提案されている。この動脈硬化度測定装置によれば、生体の所定の２部位に脈波センサを装着するだけで動脈硬化度が測定できるので、簡単に動脈硬化度の測定ができる。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記のように脈波伝播速度に基づいて生体の動脈硬化度を測定する動脈硬化度測定装置は、脈波伝播速度を決定するために、第１脈波センサと第２脈波センサとの間の血管の長さを決定し、且つ、前記時間差を決定する必要がある。しかしながら、血管の長さを正確に決定することは困難である。また、時間差を正確に決定するためには、脈波の所定部位を正確に検出する必要があるが、局所的にみれば脈波の変化はなだらかであり、さらに、アーチファクトが混入しているため、脈波の所定部位を正確に検出することは困難である。従って、時間差を正確に決定することも困難であった。そのため、脈波伝播速度に基づいて測定された動脈硬化度は比較的精度が低かった。
【０００４】
本発明は以上の事情を背景として為されたものであって、その目的とするところは、生体内の動脈硬化度を簡単且つ高精度に測定することができる動脈硬化度測定装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明者は、以上の事情を背景として種々検討を重ねた結果、第１脈波センサにより検出された第１脈波と第２脈波センサにより検出された第２脈波との間の伝達関数が表す波形の最大ピークの大きさは、血管が硬いほど大きくなることを見いだした。これは、血管が硬いほど脈波の減衰が少ないからであると考えられる。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。
【０００６】
すなわち、本発明の要旨とするところは、生体の所定部位に装着されてその生体の動脈内を伝播する第１脈波を検出する第１脈波センサと、その第１脈波センサの下流部位に装着されてその動脈内を伝播する第２脈波を検出する第２脈波センサとを備え、その第１脈波センサおよび第２脈波センサにより検出される脈波に基づいて前記生体の動脈硬化度を測定する動脈硬化度測定装置であって、(a) 前記第１脈波センサにより検出された第１脈波と、前記第２脈波センサにより検出された第２脈波との間の、周波数を変数として含む伝達関数を決定する伝達関数決定手段と、(b) その伝達関数決定手段により決定された伝達関数の周波数軸上の最大ピークを決定する最大ピーク決定手段と、(c) その最大ピーク決定手段により決定された最大ピークに基づいて前記生体の動脈硬化度を決定する動脈硬化度決定手段とを、含むことにある。
【０００７】
【発明の効果】
このようにすれば、最大ピーク決定手段により、伝達関数決定手段によって決定された第１脈波と第２脈波との間の伝達関数が表す波形の、周波数軸上の最大ピークが決定され、動脈硬化度決定手段により、最大ピーク決定手段によって決定された最大ピークに基づいて生体の動脈硬化度が決定されるので、動脈硬化度を簡単且つ高精度に測定することができる。すなわち、従来と同様に２つの脈波センサを生体の所定部位に装着するだけで測定できるので、簡単に測定でき、２つの脈波の間の伝達関数に基づいて動脈硬化度が測定できるので、動脈硬化度の精度が向上するのである。
【０００８】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
【０００９】
図１は、本発明の動脈硬化度測定装置８の構成を説明するブロック線図である。図１において、動脈硬化度測定装置８は、ゴム製袋を布製帯状袋内に有して、たとえば患者の他方の腕の上腕部１２に巻回されるカフ１０と、このカフ１０に配管２０を介してそれぞれ接続された圧力センサ１４、切換弁１６、および空気ポンプ１８とを備えている。この切換弁１６は、カフ１０内への圧力の供給を許容する圧力供給状態、カフ１０内を徐々に排圧する徐速排圧状態、およびカフ１０内を急速に排圧する急速排圧状態の３つの状態に切り換えられるように構成されている。
【００１０】
圧力センサ１４は、カフ１０内の圧力を検出して、その圧力を表す圧力信号ＳＰを静圧弁別回路２２および脈波弁別回路２４にそれぞれ供給する。静圧弁別回路２２はローパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰに含まれる定常的な圧力すなわちカフ圧を表すカフ圧信号ＳＫを弁別してそのカフ圧信号ＳＫをＡ／Ｄ変換器２６を介して電子制御装置２８へ供給する。脈波弁別回路２４はバンドパスフィルタを備え、圧力信号ＳＰの振動成分である脈波信号ＳＭ₁ を周波数的に弁別してその脈波信号ＳＭ₁ をＡ／Ｄ変換器３０を介して電子制御装置２８へ供給する。この脈波信号ＳＭ₁ が表すカフ脈波は、患者の心拍に同期して図示しない上腕動脈から発生してカフ１０に伝達される上腕動脈波であり、本実施例では、生体の上腕部１２に装着されたカフ１０、およびそのカフ１０内の圧力を検出する圧力センサ１４が第１脈波センサ２７として機能し、脈波信号ＳＭ₁が表す上腕動脈波が第１脈波Ｗ１（ｔ）となる。
【００１１】
上記電子制御装置２８は、ＣＰＵ２９、ＲＯＭ３１、ＲＡＭ３３、および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ３３の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して切換弁１６および空気ポンプ１８を制御するとともに、表示器３２の表示内容を制御する。
【００１２】
圧脈波検出装置３４は、前記カフ１０が装着された上腕部１２の下流側の手首４２において、容器状を成すハウジング３６の開口端が体表面すなわち皮膚３８に対向する状態で装着バンド４０により手首４２に着脱可能に取り付けられるようになっている。ハウジング３６の内部には、ダイヤフラム４４を介して第２脈波センサとして機能する圧脈波センサ４６が相対移動可能かつハウジング３６の開口端からの突出し可能に設けられており、これらハウジング３６およびダイヤフラム４４等によって圧力室４８が形成されている。この圧力室４８内には、空気ポンプ５０から調圧弁５２を経て圧力エアが供給されるようになっており、これにより、圧脈波センサ４６は圧力室４８内の圧力に応じた押圧力Ｐ_HDで前記体表面３８に押圧される。従って、圧力室４８を構成するハウジング３６、ダイヤフラム４４等が圧脈波センサ４６の押圧装置として機能している。
【００１３】
上記圧脈波センサ４６は、たとえば、単結晶シリコン等から成る半導体チップの平坦な押圧面５４に、多数の半導体感圧素子（図示せず）が撓骨動脈５６を横断する方向にたとえば０．２_mm程度の間隔で配列されて構成されており、手首４２の体表面３８の撓骨動脈５６上に押圧されることにより、撓骨動脈５６から発生して体表面３８に伝達される圧力振動波すなわち圧脈波を検出し、その圧脈波を表す圧脈波信号ＳＭ₂ をＡ／Ｄ変換器５８を介して電子制御装置２８へ供給する。圧脈波センサ４６は、その平坦な押圧面５４によって撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるまでダイヤフラム４４により押圧された状態で、その撓骨動脈５６から圧脈波を検出することから、撓骨動脈５６の管壁の張力の影響が除去されるので、圧脈波信号ＳＭ₂ は撓骨動脈５６内の圧力を略示する撓骨動脈波であり、また、撓骨動脈５６は上腕動脈の下流の動脈であるので、撓骨動脈波は第２脈波Ｗ２（ｔ）である。
【００１４】
また、前記電子制御装置２８のＣＰＵ２９は、ＲＯＭ３１に予め記憶されたプログラムに従って、空気ポンプ５０および調圧弁５２へ駆動信号を出力し、圧力室４８内の圧力すなわち圧脈波センサ４６の皮膚に対する押圧力を調節する。すなわち、圧力室４８内の圧力変化過程で逐次得られる圧脈波に基づいて圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_HDPOが決定され、圧脈波センサ４６の最適押圧力Ｐ_HDPOを維持するように調圧弁５２が制御される。
【００１５】
図２は、上記のように構成された動脈硬化度測定装置８における演算制御装置２８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。カフ圧制御手段６０は、空気ポンプ１８および切換弁１６を制御して、カフ１０の圧迫圧力を予め設定された圧力に制御する。この予め設定された圧力は、平均血圧値よりも十分に低い圧であって、図示しない上腕動脈からの脈波がカフ１０に伝達する程度の圧力、たとえば２０〜３０ｍｍＨｇに設定される。
【００１６】
最適押圧力制御手段６４は、圧脈波センサ４６の押圧力を連続的に変化させ、その変化過程で得た圧脈波に基づいて、撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となるように最適押圧力Ｐ_HDPOを決定し、圧脈波センサ４６を最適押圧力Ｐ_HDPOにて押圧させる。
【００１７】
係数決定手段６６は、圧力センサ１４により検出された上腕動脈波Ｗ１の所定区間と、圧脈波センサ４６により検出された撓骨動脈波Ｗ２の、上腕動脈波Ｗ１の所定区間よりも後の所定区間とに基づいて、上腕動脈波Ｗ１を入力信号とし、撓骨動脈波Ｗ２を出力信号とする自己回帰モデルの係数を決定する。逐次検出される脈波はそれ以前の脈波の影響を受けているので、よく知られた自己回帰モデルによりその関係を表すことができるのである。数式１は、その自己回帰モデルの一例である。なお、数式１において、Ｗ１（ｍ），Ｗ２（ｎ）は、逐次サンプリングされる上腕動脈波および撓骨動脈波であり、たとえばｍは１４、ｎは１２である。また、ａ（ｎ），ｂ（ｍ）は係数であり、ｃは誤差である。
【００１８】
【数１】
a(1)W2(1)+a(2)W2(2)+…+a(n)w2(n) =b(1)W1(1)+b(2)W1(2)+ …+b(m)w1(m)+c
【００１９】
ここで、出力信号である撓骨動脈波Ｗ２（１）〜Ｗ２（ｎ）は、入力信号｛Ｗ１（１）〜Ｗ１（ｎ）｝に対応する区間よりも後の区間となる必要がある。逐次入力される上腕動脈波Ｗ１および撓骨動脈波Ｗ２は、図３に示されるように、数ミリ或いは数十ミリ秒の所定の周期毎にサンプリングされる点の連なりであるので、入力信号として上腕動脈波Ｗ１のピークＰ１までの６点が用いられた場合、たとえば、出力信号として、上記ピークＰ１に対応するピークＰ２の直後からの３点が用いられる。（なお、上記点数は、説明のために比較的小さい数値を用いている。）さらに、上記入力信号の区間および出力信号の区間がともに移動することにより、別の入力信号と出力信号の組が得られる。このようにして得られる多数組の信号を上記数式１に代入すると、係数ａ（ｎ）と係数ｂ（ｎ）との関係式が複数得られる。そして、それら複数の関係式から、最小自乗法により、誤差ｃが最小となるように数式１の係数を決定する。従って、係数決定手段６６における上腕動脈波Ｗ１の所定区間および撓骨動脈波Ｗ２の所定区間は、上記係数ａ（ｎ）・ｂ（ｎ）を決定するために必要とされる入力信号と出力信号の組が十分に得られる区間として予め設定される。
【００２０】
伝達関数決定手段６８は、係数決定手段６６により係数が決定された自己回帰モデルから、上腕動脈波Ｗ１と撓骨動脈波Ｗ２との間の伝達関数Ｈ（ｚ）およびＨ（ｆ）を決定する。自己回帰モデルを上記数式１のように記述した場合、伝達関数Ｈ（ｚ）は、数式２のように表すことができる。なお、伝達関数は、数式２に示されるように、Ｚ変換された関数として表される。この数式２に、上記係数決定手段６６で決定された係数ａ（ｎ）を代入すると、伝達関数Ｈ（ｚ）が決定できる。
【００２１】
【数２】

【００２２】
さらに、サンプリング周期（標本化間隔）をΔｔとすると、Ｚと周波数ｆとの関係が数式３として表すことができるので、数式２は、周波数ｆの関数として、数式４のように表すことができる。
【００２３】
【数３】
ｚ＝ｅｘｐ（ｊ２πｆΔｔ）
【数４】

【００２４】
最大ピーク決定手段７０は、伝達関数決定手段６８により決定された伝達関数Ｈ（ｆ）の表す波形の最大ピークを決定する。図４は、上記伝達関数決定手段６８により決定された伝達関数Ｈ（ｆ）の表す波形の一例を示す図であり、図４に示された波形では、Ｐ３が最大ピークに決定される。
【００２５】
動脈硬化度決定手段７２は、最大ピーク決定手段７０により決定された最大ピークに基づいて、生体の動脈硬化度を決定する。この最大ピークの強度は、動脈硬化度を反映しており、動脈硬化度が大きいほど、最大ピークの強度が大きくなる。図５は、それぞれ異なる生体から決定された１０種類の伝達関数Ｈ（ｆ）の波形を示す図であり、最大ピークの強度は伝達関数Ｈ（ｆ）毎に異なっている。これは、動脈硬化度が大きいほど、すなわち動脈が硬いほど、その動脈内を伝播する脈波の減衰が少ないためと考えられる。従って、動脈硬化度決定手段７２では、たとえば図６に示すピーク強度と動脈硬化度との予め設定された関係を用いて、最大ピーク決定手段７０により決定された最大ピークの強度から動脈硬化度を決定する。
【００２６】
表示手段７４は、動脈硬化度決定手段７０により決定された動脈硬化度を表示器３２に表示させる。
【００２７】
図７は、上記演算制御装置２８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。このフローチャートは図示しない起動スイッチがＯＮ状態とされた場合に実行される。
【００２８】
図７において、まず、ステップＳ１（以下、ステップを省略する。）およびＳ２では、上腕動脈波Ｗ１および撓骨動脈波Ｗ２を検出するために、カフ１０内の圧力および圧力室４８内の圧力が制御される。すなわち、カフ圧制御手段６０に対応するＳ１では、空気ポンプ１８および切換弁１６が制御されて、カフ１０の圧迫圧力が２０〜３０ｍｍＨｇの所定圧に制御され、続く最適押圧力制御手段６４に対応するＳ２では、圧脈波センサ４６の押圧力が連続的に高められる過程で、撓骨動脈５６の真上に位置する圧力検出素子により検出される圧脈波の振幅が最大となるときの押圧力が最適押圧力Ｐ_HDPOとして決定され、且つ圧脈波センサ４６の押圧力がその最適押圧力Ｐ_HDPOにて保持される。
【００２９】
続くＳ３では、脈波弁別回路２４により弁別された脈波信号ＳＭ₁すなわち上腕動脈波Ｗ１が読み込まれるとともに、ＲＡＭ３３の図示しない所定の記憶領域に記憶され、続くＳ４では、圧脈波センサ４６から供給された圧脈波信号ＳＭ₂すなわち撓骨動脈波Ｗ２が読み込まれるとともに、ＲＡＭ３３の図示しない所定の記憶領域に記憶される。
【００３０】
続くＳ５では、後述するＳ７において数式２の係数を決定するために必要とされる上腕動脈波Ｗ１（入力信号）および撓骨動脈波Ｗ２（出力信号）の予め設定された所定区間が読み込まれたか否かが判断される。この判断が否定された場合は、上記Ｓ３以下が繰り返される。
【００３１】
しかし、上記Ｓ５の判断が肯定された場合は、続く係数決定手段６６に対応するＳ６乃至Ｓ７が実行される。まず、Ｓ６では、数式２に示された自己回帰モデルに、ＲＡＭ３３に記憶された上腕動脈波Ｗ１および撓骨動脈波Ｗ２から、以下に詳しく説明する複数組のデータが代入されて、係数ａ（ｎ）とｂ（ｍ）についての複数の関係式が得られる。
【００３２】
上記複数組について、図３を用いてさらに詳しく説明すると、たとえば、入力信号が６点および出力信号が３点である場合、上腕動脈波Ｗ１のピークＰ１までの６点（入力信号）および撓骨動脈波Ｗ２のピークＰ２の直後からの３点（出力信号）が一組となる。そして、次の一組は上腕動脈波Ｗ１および撓骨動脈波Ｗ２の区間がそれぞれ移動することにより得られる。すなわち、上腕動脈波Ｗ１のピークＰ１までの５点の●とピークＰ１の直後の○の６点（入力信号）および撓骨動脈波Ｗ２の２つの●とそれに続く１つの○（出力信号）が一組となる。同様にして、順次、上腕動脈Ｗ１および撓骨動脈Ｗ２の区間がそれぞれ移動することにより、複数組の信号が得られる。
【００３３】
続くＳ７では、上記Ｓ６において得られた複数の係数ａ（ｎ）とｂ（ｍ）との関係式から、最小自乗法により、誤差ｃが最小となるように、それら係数ａ（ｎ）およびｂ（ｍ）が決定される。
【００３４】
次に、伝達関数決定手段６８に対応するＳ８乃至Ｓ９が実行される。まず、Ｓ８では、上記Ｓ７で決定された係数ａ（ｎ）が、数式２に代入されることにより、伝達関数Ｈ（ｚ）が得られる。そして、続くＳ９では、その伝達関数Ｈ（ｚ）に、数式３が代入されることにより、周波数ｆの関数として、数式４に示された伝達関数Ｈ（ｆ）が得られる。
【００３５】
続く最大ピーク決定手段７０に対応するＳ１０では、Ｓ９で決定された伝達関数Ｈ（ｆ）の表す波形の最大強度を示すピークが決定され、続く動脈硬化度決定手段７２に対応するＳ１１では、上記Ｓ１０で決定された最大ピークの強度から、図６に示された関係を用いて動脈硬化度が決定される。そして、続く表示手段７４に対応するＳ１２において、上記Ｓ１１で決定された動脈硬化度が表示器３２に表示させられる。
【００３６】
そして、次に、Ｓ１３において、図示しない起動スイッチがＯＦＦとされたか否かが判断される。この判断が否定された場合は、上記Ｓ３以下が繰り返し実行されることにより、動脈硬化度が連続的に決定され、上記Ｓ１３の判断が肯定された場合は、本ルーチンが終了させれらる。
【００３７】
上述のように、本実施例によれば、最大ピーク決定手段７０（Ｓ１０）により、伝達関数決定手段６８（Ｓ８乃至Ｓ９）によって決定された上腕動脈波Ｗ１と撓骨動脈波Ｗ２との間の伝達関数Ｈ（ｆ）が表す波形の最大ピークが決定され、動脈硬化度決定手段７２（Ｓ１１）により、最大ピーク決定手段７０（Ｓ１０）によって決定された最大ピークの強度から生体の動脈硬化度が決定される。すなわち、従来と同様に２つの脈波センサ２７、４６を生体の所定部位に装着するだけで測定できるので、簡単に測定でき、伝達関数Ｈ（ｆ）に基づいて動脈硬化度が測定できるので、動脈硬化度の精度が向上する。
【００３８】
以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。
【００３９】
たとえば、前述の実施例では、動脈硬化度決定手段７２では、最大ピーク決定手段７０により決定された最大ピークの強度から動脈硬化度を決定していたが、最大ピーク強度決定手段７０により決定された最大ピークを中心とした一定範囲（たとえば±２Ｈｚ）の面積から動脈硬化度を決定するものであってもよい。なお、この場合、最大ピーク決定手段７０により決定された最大ピークを基準として伝達関数（ｆ）を周波数について正規化する正規化手段が設けられ、その周波数正規化手段により正規化された後の伝達関数（ｆ）の最大ピークを中心とした一定範囲の面積から動脈硬化度を決定するものであってもよい。
【００４０】
また、前述の実施例では、最適押圧力制御手段６４により、圧脈波センサ４６の押圧力を連続的に変化させて、撓骨動脈５６の管壁の一部が平坦となる最適押圧力Ｐ_HDPOが決定され、且つ圧脈波センサ４６を最適押圧力Ｐ_HDPOで押圧させていた。しかし、動脈硬化度決定手段７２において決定される動脈硬化度が絶対値を必要とせず、相対的な比較のみを目的とする場合には、伝達関数（ｆ）が表す波形の強度は問題とならないので、この場合、最適押圧力制御手段６４は設けられず、圧脈波センサ４６は、撓骨動脈５６から圧脈波を検出できるように予め決定された一定の押圧力で押圧させられてもよい。
【００４１】
また、前述の実施例では、第１脈波センサ２７は上腕部に装着され、圧脈波センサ４６はその腕の手首４２に装着されていた。従って、第１脈波センサ２７と圧脈波センサ４６は、直接的に上流と下流の関係にあったが、本発明は、直接、上流下流の関係になくても適用できる。たとえば、第１脈波センサと第２脈波センサが装着される部位の組み合わせは、頸動脈と上腕部や、上腕部と足背部等であってもよい。
【００４２】
また、前述の実施例では、係数決定手段６６により、上腕動脈波Ｗ１および撓骨動脈波Ｗ２が自己回帰モデルの式（数式１）に代入されて係数ａ（ｎ）が決定され、伝達関数決定手段６８により、その係数ａ（ｎ）が数式２に代入されて伝達関数Ｈ（ｚ）が決定されていたが、上腕動脈波Ｗ１（ｔ）および撓骨動脈波Ｗ２（ｔ）をそれぞれ先にＺ変換し、得られた関数Ｗ１（ｚ）およびＷ２（ｚ）の比（＝Ｗ２（ｚ）／Ｗ１（ｚ））を伝達関数Ｈ（ｚ）に決定するものであってもよい。
【００４３】
その他、本発明はその主旨を逸脱しない範囲において種々変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例である動脈硬化度測定装置の構成を示すブロック図である。
【図２】図１の実施例の演算制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】逐次検出される上腕動脈波Ｗ１と撓骨動脈波Ｗ２の一例を示す図である。
【図４】伝達関数Ｈ（ｆ）の表す波形の一例を示す図である。
【図５】それぞれ異なる生体から決定された１０種類の伝達関すＨ（ｆ）の波形を示す図である。
【図６】ピーク強度と動脈硬化度との予め設定された関係の一例を示す図である。
【図７】図１の実施例の演算制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
【符号の説明】
８：動脈硬化度測定装置
２７：第１脈波センサ
４６：圧脈波センサ（第２脈波センサ）
６８：伝達関数決定手段
７０：最大ピーク決定手段
７２：動脈硬化度決定手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an arteriosclerosis measuring device that can easily and accurately measure the degree of arteriosclerosis in a living body.
[0002]
[Prior art]
As an arteriosclerosis measuring device for measuring the degree of arteriosclerosis in a living body, an arteriosclerosis measuring device utilizing the fact that the pulse wave propagation speed at which a pulse wave propagates between predetermined parts of a living body reflects the degree of arteriosclerosis has been proposed. ing. In other words, the first pulse wave sensor attached to a predetermined part of the living body and the second pulse wave sensor attached to a downstream part of the first pulse wave sensor are provided, and the first pulse wave sensor detected by the first pulse wave sensor. A portion (for example, one beat) corresponding to a predetermined portion of the first pulse wave of the second pulse wave detected by the second pulse wave sensor from a predetermined portion (for example, a peak for each beat) generated at each cycle of the pulse wave The pulse wave propagation velocity is calculated based on the time difference until each peak), and the biological wave is calculated from the actually calculated pulse wave propagation velocity using the predetermined relationship between the pulse wave propagation velocity and the degree of arteriosclerosis. There has been proposed an arteriosclerosis measuring apparatus for measuring the arteriosclerosis degree. According to this arteriosclerosis degree measuring apparatus, the arteriosclerosis degree can be measured simply by attaching a pulse wave sensor to two predetermined parts of a living body, so that the arteriosclerosis degree can be easily measured.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, the arteriosclerosis measuring device for measuring the degree of arteriosclerosis of a living body based on the pulse wave velocity as described above includes a first pulse wave sensor, a second pulse wave sensor, and the like to determine the pulse wave velocity. And the time difference needs to be determined. However, it is difficult to accurately determine the length of the blood vessel. In addition, in order to accurately determine the time difference, it is necessary to accurately detect a predetermined part of the pulse wave. However, since the change in the pulse wave is gentle when viewed locally, artifacts are mixed in. It is difficult to accurately detect a predetermined part of the pulse wave. Therefore, it is difficult to accurately determine the time difference. For this reason, the degree of arteriosclerosis measured based on the pulse wave velocity was relatively low.
[0004]
The present invention has been made in the background of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide an arteriosclerosis measuring apparatus that can easily and accurately measure the degree of arteriosclerosis in a living body. It is in.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
The present inventor has conducted various studies against the background described above, and as a result, the transmission between the first pulse wave detected by the first pulse wave sensor and the second pulse wave detected by the second pulse wave sensor. We found that the maximum peak of the waveform represented by the function increases as the blood vessel becomes harder. This is presumably because the harder the blood vessel, the less the attenuation of the pulse wave. The present invention has been made based on such findings.
[0006]
That is, the gist of the present invention is that a first pulse wave sensor that detects a first pulse wave that is attached to a predetermined part of a living body and propagates through an artery of the living body, and a downstream part of the first pulse wave sensor. And a second pulse wave sensor for detecting a second pulse wave propagating through the artery, and based on the pulse waves detected by the first pulse wave sensor and the second pulse wave sensor, An arteriosclerosis measuring device for measuring arteriosclerosis, comprising: (a) a first pulse wave detected by the first pulse wave sensor and a second pulse wave detected by the second pulse wave sensor; A transfer function determining means for determining a transfer function including a frequency as a variable, and (b) a maximum peak determining means for determining a maximum peak on the frequency axis of the transfer function determined by the transfer function determining means, c) Maximum peak determined by the maximum peak determination means In that the degree of arteriosclerosis determining means for determining the degree of arteriosclerosis of the subject, including on the basis of.
[0007]
【The invention's effect】
In this way, the maximum peak determining unit determines the maximum peak on the frequency axis of the waveform represented by the transfer function between the first pulse wave and the second pulse wave determined by the transfer function determining unit, Since the arteriosclerosis degree of the living body is determined by the arteriosclerosis degree determining means based on the maximum peak determined by the maximum peak determining means, the arteriosclerosis degree can be measured easily and with high accuracy. That is, since it can be measured just by attaching two pulse wave sensors to a predetermined part of the living body as in the past, it can be easily measured, and the degree of arteriosclerosis can be measured based on the transfer function between the two pulse waves. The accuracy of the degree of arteriosclerosis is improved.
[0008]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0009]
FIG. 1 is a block diagram illustrating the configuration of an arteriosclerosis measuring device 8 according to the present invention. In FIG. 1, the arteriosclerosis measuring device 8 has a rubber bag in a cloth belt-like bag and, for example, a cuff 10 wound around the upper arm 12 of the other arm of a patient, and a pipe 20 on the cuff 10. , A pressure sensor 14, a switching valve 16, and an air pump 18 connected to each other. The switching valve 16 has a pressure supply state that allows supply of pressure into the cuff 10, a slow discharge state that gradually discharges the inside of the cuff 10, and a quick discharge state that rapidly discharges the inside of the cuff 10. It is configured to be switched to one state.
[0010]
The pressure sensor 14 detects the pressure in the cuff 10 and supplies a pressure signal SP representing the pressure to the static pressure discrimination circuit 22 and the pulse wave discrimination circuit 24, respectively. The static pressure discriminating circuit 22 includes a low-pass filter, discriminates a cuff pressure signal SK representing a steady pressure, that is, a cuff pressure included in the pressure signal SP, and electronically controls the cuff pressure signal SK via an A / D converter 26. Supply to device 28. The pulse wave discriminating circuit 24 includes a band-pass filter, discriminates the pulse wave signal SM ₁ that is a vibration component of the pressure signal SP in terms of frequency, and the pulse wave signal SM ₁ is electronically controlled via the A / D converter 30. 28. The cuff pulse wave represented by the pulse wave signal SM ₁ is a brachial artery wave generated from a brachial artery (not shown) and transmitted to the cuff 10 in synchronism with the heartbeat of the patient. cuff 10 is attached to, and the pressure sensor 14 for detecting the pressure of the cuff 10 functions as a first pulse wave sensor 27, the pulse wave signal SM ₁ brachial wave represented by the first pulse wave W1 (t) It becomes.
[0011]
The electronic control unit 28 includes a CPU 29, a ROM 31, a RAM 33, and a so-called microcomputer having an I / O port (not shown). The CPU 29 has a storage function of the RAM 33 according to a program stored in the ROM 31 in advance. By executing the signal processing while using it, the drive signal is output from the I / O port to control the switching valve 16 and the air pump 18, and the display content of the display 32 is controlled.
[0012]
The pressure pulse wave detection device 34 is attached to the wrist 42 on the downstream side of the upper arm portion 12 to which the cuff 10 is attached by the attachment band 40 in a state where the open end of the housing 36 forming a container shape faces the body surface, that is, the skin 38. The wrist 42 is detachably attached. A pressure pulse wave sensor 46 that functions as a second pulse wave sensor via a diaphragm 44 is provided inside the housing 36 so as to be capable of relative movement and project from the open end of the housing 36. The housing 36 and the diaphragm A pressure chamber 48 is formed by 44 and the like. In the pressure chamber 48, pressure air is supplied from the air pump 50 via the pressure regulating valve 52, so that the pressure pulse wave sensor 46 has a pressing force P corresponding to the pressure in the pressure chamber 48. It is pressed against the body surface 38 by _HD . Accordingly, the housing 36, the diaphragm 44, and the like constituting the pressure chamber 48 function as a pressing device for the pressure pulse wave sensor 46.
[0013]
The pressure pulse wave sensor 46 is formed, for example, in a direction in which a large number of semiconductor pressure sensitive elements (not shown) cross the radial artery 56 on the flat pressing surface 54 of a semiconductor chip made of single crystal silicon or the like. Pressure vibration generated from the radial artery 56 and transmitted to the body surface 38 by being pressed on the radial artery 56 on the body surface 38 of the wrist 42 by being arranged at intervals of about 2 _mm. A wave, that is, a pressure pulse wave is detected, and a pressure pulse wave signal SM ₂ representing the pressure pulse wave is supplied to the electronic control unit 28 via the A / D converter 58. The pressure pulse wave sensor 46 detects a pressure pulse wave from the radial artery 56 in a state where the flat pressure surface 54 is pressed by the diaphragm 44 until a part of the tube wall of the radial artery 56 becomes flat. Thus, since the influence of the tension of the tube wall of the radial artery 56 is removed, the pressure pulse wave signal SM ₂ is a radial artery wave schematically indicating the pressure in the radial artery 56, and the radial artery Since 56 is an artery downstream of the brachial artery, the radial artery wave is the second pulse wave W2 (t).
[0014]
The CPU 29 of the electronic control unit 28 outputs drive signals to the air pump 50 and the pressure regulating valve 52 in accordance with a program stored in advance in the ROM 31 to press the pressure in the pressure chamber 48, that is, the pressure pulse wave sensor 46 against the skin. Adjust the pressure. In other words, it determines the optimum pressing force P _HDPO pressure pulse wave sensor 46 based on the pressure pulse wave sequentially obtained at a pressure changing process in the pressure chamber 48, to maintain the optimum pressing force P _HDPO of pulse-wave sensor 46 The pressure regulating valve 52 is controlled.
[0015]
FIG. 2 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the arithmetic control device 28 in the arteriosclerosis measuring device 8 configured as described above. The cuff pressure control means 60 controls the air pump 18 and the switching valve 16 to control the compression pressure of the cuff 10 to a preset pressure. This preset pressure is a pressure sufficiently lower than the average blood pressure value, and is set to a pressure at which a pulse wave from a brachial artery (not shown) is transmitted to the cuff 10, for example, 20 to 30 mmHg.
[0016]
The optimum pressing force control means 64 continuously changes the pressing force of the pressure pulse wave sensor 46, and a part of the tube wall of the radial artery 56 becomes flat based on the pressure pulse wave obtained in the changing process. Thus, the optimum pressing force P _HDPO is determined, and the pressure pulse wave sensor 46 is pressed with the optimum pressing force P _HDPO .
[0017]
The coefficient determining means 66 is a predetermined section of the brachial artery wave W1 detected by the pressure sensor 14 and a predetermined section of the radial artery wave W2 detected by the pressure pulse wave sensor 46 after the predetermined section of the brachial artery wave W1. Based on the interval, coefficients of an autoregressive model using the brachial artery wave W1 as an input signal and the radial artery wave W2 as an output signal are determined. Since the pulse waves detected sequentially are affected by the previous pulse wave, the relationship can be expressed by a well-known autoregressive model. Formula 1 is an example of the autoregressive model. In Equation 1, W1 (m) and W2 (n) are a brachial artery wave and a radial artery wave that are sequentially sampled. For example, m is 14 and n is 12. Further, a (n) and b (m) are coefficients, and c is an error.
[0018]
[Expression 1]
a (1) W2 (1) + a (2) W2 (2) +… + a (n) w2 (n) = b (1) W1 (1) + b (2) W1 (2) +… + b (m) w1 (m) + c
[0019]
Here, the radial artery waves W2 (1) to W2 (n), which are output signals, need to be sections after the section corresponding to the input signals {W1 (1) to W1 (n)}. As shown in FIG. 3, the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 sequentially input are a series of points sampled every predetermined period of several milliseconds or several tens of milliseconds. When six points up to the peak P1 of the brachial artery wave W1 are used, for example, three points immediately after the peak P2 corresponding to the peak P1 are used as the output signal. (Note that the score is a relatively small numerical value for the sake of explanation.) Further, when the input signal section and the output signal section move together, another set of input signals and output signals can be obtained. can get. Substituting a large number of sets of signals obtained in this way into Equation 1 above yields a plurality of relational expressions between coefficient a (n) and coefficient b (n). Then, the coefficient of Equation 1 is determined from the plurality of relational expressions by the least square method so that the error c is minimized. Therefore, the predetermined section of the brachial artery wave W1 and the predetermined section of the radial artery wave W2 in the coefficient determining means 66 are input signals and output signals required for determining the coefficients a (n) · b (n). Is set in advance as a section in which a sufficient set is obtained.
[0020]
The transfer function determining means 68 determines transfer functions H (z) and H (f) between the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 from the autoregressive model whose coefficients are determined by the coefficient determining means 66. . When the autoregressive model is described as Equation 1 above, the transfer function H (z) can be expressed as Equation 2. Note that the transfer function is expressed as a Z-transformed function as shown in Equation 2. By substituting the coefficient a (n) determined by the coefficient determination means 66 into Equation 2, the transfer function H (z) can be determined.
[0021]
[Expression 2]

[0022]
Furthermore, if the sampling period (sampling interval) is Δt, the relationship between Z and the frequency f can be expressed as Equation 3, so Equation 2 can be expressed as Equation 4 as a function of the frequency f. .
[0023]
[Equation 3]
z = exp (j2πfΔt)
[Expression 4]

[0024]
The maximum peak determining means 70 determines the maximum peak of the waveform represented by the transfer function H (f) determined by the transfer function determining means 68. FIG. 4 is a diagram showing an example of a waveform represented by the transfer function H (f) determined by the transfer function determining means 68. In the waveform shown in FIG. 4, P3 is determined as the maximum peak.
[0025]
The arteriosclerosis degree determination means 72 determines the arteriosclerosis degree of the living body based on the maximum peak determined by the maximum peak determination means 70. The intensity of the maximum peak reflects the degree of arteriosclerosis. The greater the degree of arteriosclerosis, the greater the intensity of the maximum peak. FIG. 5 is a diagram showing waveforms of ten types of transfer functions H (f) determined from different living bodies, and the intensity of the maximum peak differs for each transfer function H (f). This is presumably because the greater the degree of arteriosclerosis, that is, the harder the artery, the less the attenuation of the pulse wave propagating through the artery. Therefore, the arteriosclerosis degree determination means 72 calculates the arteriosclerosis degree from the maximum peak intensity determined by the maximum peak determination means 70 using, for example, a preset relationship between the peak intensity and the arteriosclerosis degree shown in FIG. decide.
[0026]
The display means 74 causes the display 32 to display the degree of arteriosclerosis determined by the degree of arteriosclerosis determination means 70.
[0027]
FIG. 7 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the arithmetic control device 28. This flowchart is executed when a start switch (not shown) is turned on.
[0028]
In FIG. 7, first, in steps S1 (hereinafter, steps are omitted) and S2, the pressure in the cuff 10 and the pressure in the pressure chamber 48 are detected in order to detect the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2. Be controlled. That is, in S1 corresponding to the cuff pressure control means 60, the air pump 18 and the switching valve 16 are controlled so that the compression pressure of the cuff 10 is controlled to a predetermined pressure of 20 to 30 mmHg and corresponds to the subsequent optimum pressing force control means 64. In S2, the pressure pulse wave is detected when the pressure pulse wave amplitude detected by the pressure detection element located directly above the radial artery 56 is maximized in the process of continuously increasing the pressure force of the pressure pulse wave sensor 46. The pressure is determined as the optimum pressing force P _HDPO , and the pressing force of the pressure pulse wave sensor 46 is held at the optimum pressing force P _HDPO .
[0029]
In subsequent S3, with the pulse wave signal SM ₁ That brachial wave W1 which is discriminated by the pulse-wave filter circuit 24 is read, stored in a predetermined storage area in the RAM 33, the subsequent S4, the pulse-wave sensor 46 The supplied pressure pulse wave signal SM _2, that is, the radial artery wave W 2, is read and stored in a predetermined storage area (not shown) of the RAM 33.
[0030]
In the subsequent S5, whether or not predetermined predetermined sections of the brachial artery wave W1 (input signal) and the radial artery wave W2 (output signal) required for determining the coefficient of Equation 2 in S7 described later have been read. It is determined whether or not. When this judgment is denied, the above S3 and subsequent steps are repeated.
[0031]
However, if the determination in S5 is affirmed, S6 to S7 corresponding to the subsequent coefficient determination means 66 are executed. First, in S6, a plurality of sets of data described in detail below are substituted into the autoregressive model shown in Formula 2 from the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 stored in the RAM 33, and the coefficient a ( A plurality of relational expressions for n) and b (m) are obtained.
[0032]
The plurality of sets will be described in more detail with reference to FIG. 3. For example, when the input signal is 6 points and the output signal is 3 points, 6 points (input signal) up to the peak P1 of the brachial artery wave W1 and the radius Three points (output signals) immediately after the peak P2 of the arterial wave W2 form a set. The next set is obtained by moving the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 respectively. That is, five points ● of the brachial artery wave W1 up to the peak P1 and six points ○ after the peak P1 (input signal) and two ● of the radial artery wave W2 and one following ○ (output signal). It becomes a set. Similarly, a plurality of sets of signals are obtained by sequentially moving the sections of the brachial artery W1 and the radial artery W2.
[0033]
In subsequent S7, the coefficients a (n) and b are calculated from the relational expression of the plurality of coefficients a (n) and b (m) obtained in S6 so that the error c is minimized by the method of least squares. (M) is determined.
[0034]
Next, S8 to S9 corresponding to the transfer function determining means 68 are executed. First, in S8, the transfer function H (z) is obtained by substituting the coefficient a (n) determined in S7 into Equation 2. In subsequent S9, Expression 3 is substituted into the transfer function H (z), whereby the transfer function H (f) shown in Expression 4 is obtained as a function of the frequency f.
[0035]
In S10 corresponding to the subsequent maximum peak determining means 70, a peak indicating the maximum intensity of the waveform represented by the transfer function H (f) determined in S9 is determined, and in S11 corresponding to the subsequent arteriosclerosis determining means 72, the above-mentioned The degree of arteriosclerosis is determined using the relationship shown in FIG. 6 from the intensity of the maximum peak determined in S10. In S12 corresponding to the subsequent display means 74, the degree of arteriosclerosis determined in S11 is displayed on the display 32.
[0036]
Next, in S13, it is determined whether or not a start switch (not shown) is turned off. When this determination is negative, the above-described S3 and subsequent steps are repeatedly executed, whereby the degree of arteriosclerosis is continuously determined. When the determination at S13 is affirmative, this routine is terminated.
[0037]
As described above, according to the present embodiment, between the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 determined by the transfer function determining unit 68 (S8 to S9) by the maximum peak determining unit 70 (S10). The maximum peak of the waveform represented by the transfer function H (f) is determined, and the arteriosclerosis degree of the living body is determined by the arteriosclerosis degree determining means 72 (S11) from the intensity of the maximum peak determined by the maximum peak determining means 70 (S10). It is determined. That is, since it can be measured simply by attaching the two

pulse wave sensors

27 and 46 to a predetermined part of the living body as in the conventional case, it can be easily measured, and the degree of arteriosclerosis can be measured based on the transfer function H (f). The accuracy of arteriosclerosis is improved.
[0038]
As mentioned above, although one Example of this invention was described based on drawing, this invention is applied also in another aspect.
[0039]
For example, in the above-described embodiment, the arteriosclerosis degree determining means 72 determines the arteriosclerosis degree from the maximum peak intensity determined by the maximum peak determining means 70, but it is determined by the maximum peak intensity determining means 70. The degree of arteriosclerosis may be determined from an area within a certain range (for example, ± 2 Hz) centered on the maximum peak. In this case, normalization means for normalizing the transfer function (f) with respect to the frequency with respect to the maximum peak determined by the maximum peak determination means 70 is provided, and transmission after normalization by the frequency normalization means. The degree of arteriosclerosis may be determined from an area within a certain range centered on the maximum peak of the function (f).
[0040]
Further, in the above-described embodiment, the optimum pressing force control means 64 continuously changes the pressing force of the pressure pulse wave sensor 46 so that a part of the wall of the radial artery 56 becomes flat. _HDPO was determined and the pressure pulse wave sensor 46 was pressed with the optimum pressing force P _HDPO . However, when the arteriosclerosis degree determined by the arteriosclerosis degree determining means 72 does not require an absolute value and only the relative comparison is intended, the intensity of the waveform represented by the transfer function (f) does not matter. Therefore, in this case, the optimum pressing force control means 64 is not provided, and the pressure pulse wave sensor 46 may be pressed with a predetermined pressing force so that the pressure pulse wave can be detected from the radial artery 56. Good.
[0041]
In the above-described embodiment, the first pulse wave sensor 27 is attached to the upper arm portion, and the pressure pulse wave sensor 46 is attached to the wrist 42 of the arm. Therefore, the first pulse wave sensor 27 and the pressure pulse wave sensor 46 are directly in the upstream and downstream relationship, but the present invention can be applied even if there is no direct upstream and downstream relationship. For example, the combination of the parts to which the first pulse wave sensor and the second pulse wave sensor are attached may be the carotid artery and the upper arm, or the upper arm and the back of the foot.
[0042]
Further, in the above-described embodiment, the coefficient determination means 66 substitutes the brachial artery wave W1 and the radial artery wave W2 into the autoregressive model formula (Formula 1) to determine the coefficient a (n), thereby determining the transfer function. The transfer function H (z) is determined by substituting the coefficient a (n) into the expression 2 by means 68, but the brachial artery wave W1 (t) and the radial artery wave W2 (t) are respectively preceded. The ratio of the obtained functions W1 (z) and W2 (z) (= W2 (z) / W1 (z)) may be determined as the transfer function H (z) after Z conversion.
[0043]
In addition, the present invention can be variously modified without departing from the gist of the present invention.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an arteriosclerosis measuring apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the arithmetic and control unit of the embodiment of FIG. 1;
FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a brachial artery wave W1 and a radial artery wave W2 that are sequentially detected.
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a waveform represented by a transfer function H (f).
FIG. 5 is a diagram showing waveforms of H (f) related to ten types of transmission determined from different living bodies.
FIG. 6 is a diagram showing an example of a preset relationship between peak intensity and arteriosclerosis degree.
FIG. 7 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the arithmetic and control unit of the embodiment of FIG. 1;
[Explanation of symbols]
8: Arteriosclerosis measuring device 27: first pulse wave sensor 46: pressure pulse wave sensor (second pulse wave sensor)
68: Transfer function determining means 70: Maximum peak determining means 72: Arteriosclerosis determining means

Claims

A first pulse wave sensor that detects a first pulse wave that is attached to a predetermined part of the living body and propagates through an artery of the living body, and a first pulse wave sensor that is attached to a downstream part of the first pulse wave sensor and propagates through the artery. A second pulse wave sensor for detecting two pulse waves, and measuring a degree of arteriosclerosis of the living body based on the pulse waves detected by the first pulse wave sensor and the second pulse wave sensor Because
Transfer function determining means for determining a transfer function including a frequency as a variable between the first pulse wave detected by the first pulse wave sensor and the second pulse wave detected by the second pulse wave sensor; ,
Maximum peak determining means for determining the maximum peak on the frequency axis of the transfer function determined by the transfer function determining means;
An arteriosclerosis degree measuring device, comprising: arteriosclerosis degree determining means for determining the arteriosclerosis degree of the living body based on the maximum peak determined by the maximum peak determining means.