JP5388891B2

JP5388891B2 - 血管脈波測定システム及び光を用いる物性特性測定システム

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Publication number: JP5388891B2
Application number: JP2010027022A
Authority: JP
Inventors: 定夫尾股; 敏邦矢島; 信一高橋; 福人半田
Original assignee: 株式会社タウザー研究所
Priority date: 2009-02-09
Filing date: 2010-02-09
Publication date: 2014-01-15
Anticipated expiration: 2030-02-09
Also published as: JP2011200262A

Description

本発明は、血管脈波測定システム及び光を用いる物性特性測定システムに係り、特に発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を取得して血管脈波測定を行う血管脈波測定システムと、発光素子と受光素子とを用いて対象物の物性を測定するための光を用いる物性特性測定システムに関する。

物質の特性を評価する技術として振動を用いる方法が知られている。特許文献１には、物質特性の相違は振動の周波数の変化よりも位相の変化が大きいが、位相測定技術の精度が必ずしも高くないことを考慮し、位相変化を周波数変化に変換する仕組みが開示されている。

この技術は、物質に振動として超音波を入射する振動子と物質からの反射波を検出する振動検出センサと、振動検出センサの信号出力端に入力端が接続された増幅器と、増幅器の出力端と振動子の信号入力端との間に設けられ、振動子への入力波形と振動検出センサからの出力波形との間に位相差が生じるときは、周波数を変化させて前記位相差をゼロにシフトする位相シフト回路と、位相差をゼロにシフトさせるための周波数変化量を検出する周波数変化量検出手段とを含む構成である。

ここでは、周波数変化量検出手段において、硬さの相違による位相差をゼロにシフトさせてこれを周波数変化量に変換している。この変換は、周波数に対する反射波の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めておいてこれを用いている。

上記では振動として超音波振動を用いているが、これを電気回路における電気信号の振動とすることができる。例えば、発光素子を駆動信号で駆動して光を放射し、その光を受光素子で検出し検出信号を発光素子の駆動信号として帰還することで帰還ループを形成できるが、この帰還ループを流れる電気信号の振動を用いることができる。

すなわち、発光素子の駆動信号と放射される光信号との間には、発光素子の構造に起因する信号の遅れがあり、同様に受光素子に入射する光信号と受光素子が出力する検出信号との間にも受光素子の構造に起因する信号の遅れがある。したがって、発光素子と受光素子とを組み合わせて帰還ループを形成すると、これらの遅れである位相差をゼロにするようにして自励発振が生じる。この帰還ループに特許文献１で開示されている位相シフト回路を設けることで、位相差を周波数差に変換することができる。

そして、発光素子から放射した光を評価対象の物質に当て、その物質から反射した光を受光素子で受けて、上記の帰還ループを形成すると、自励発振回路の周波数は、受光素子と発光素子の構造に起因する遅れと、評価対象の物質の特性に起因する遅れに依存することになる。したがって、この帰還ループに位相シフト回路を設け、位相差を周波数差に変換して、周波数差を観察することで、非接触的に、あるいは非侵襲的に、物質特性を測定することができる。

例えば特許文献２には、血圧測定装置として、赤外光を体内に送波し体内における反射波を受波するセンサユニットと、受波した反射波に基づく電気信号を送波部に帰還して自励発振する自励発振回路とを備え、自励発振回路には周波数の変化に対しゲインを変化させ、入力位相と出力位相との間の位相差をゼロに調整して帰還発振を促進するゲイン変化補正回路を含み、このようにして得られる自励発振回路の発振周波数に基づいて血圧を算出することが述べられている。

特開平９−１４５６９１号公報特開２００１−１８７０３２号公報

このように、位相シフト法の技術によれば、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることができる。ところが、血管の脈動を測定する対象の生体、例えば被測定者は必ずしも測定中に安定した状態を維持していない。発光素子と受光素子とが取り付けられた腕を動かす等のように姿勢を変化させることがあり、また、発光素子と受光素子の取り付け状態が不完全であると、測定中に取り付け状態が変化することがある。

したがって、測定中に脈動波形が次第に変化し、例えば測定範囲、演算範囲を外れてしまうことが生じ得る。このように脈動波形が測定範囲に対しずれてゆくと正確な血管脈波測定を行うことができない。また、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることは、光を用いる物性特性測定に相当するが、精度よく脈動波形を検出するには、発光素子と受光素子とを用いて対象物の物性特性を測定するための光を用いる物性特性システムを精度よく構築する必要がある。

本発明の目的は、より正確な測定を可能とする血管脈波測定装置を提供することである。他の目的は、精度よく対象物の物性を特性することができる光を用いる物性特性測定システムを提供することである。

本発明に係る血管脈波測定システムは、皮膚を通して血管に光を照射する発光素子と、血管からの反射光を皮膚を通して受光する受光素子とを有する光探触子と、光探触子に増幅器と共に直列に接続され、発光素子への入力波形と受光素子からの出力波形の間に位相差が生じるときに、周波数を変化させてその位相差をゼロに補償する位相シフト回路と、位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数の周期的な時間変化データを脈動波形データとして出力する出力部と、出力部からの脈動波形データに基づいて、予め定めた演算上限値と演算下限値の間の演算範囲で血管脈波測定に関する演算を行う演算手段と、出力部から出力される脈動波形データを予め定めた周期分取得し、取得した周期分のデータの中央値と最大振幅値とを求める周期分データ取得処理を実行する手段と、取得した最大振幅値が演算範囲に対し予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、取得した中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定し、取得される脈動波形データを演算手段の演算範囲に収まるように変換する浮動中央値設定処理を実行する浮動中央値設定手段と、出力部からの脈動波形データが時間と共に変動して、脈動波形データを構成する周波数データが演算上限値あるいは演算下限値となるごとに、再び周期分データ取得処理を実行し、その結果に基づいて再び浮動中央値設定処理を実行する手段と、を備えることを特徴とする。

また、本発明に係る血管脈波測定システムにおいて、出力部から出力される周波数データに対しローパスフィルタ演算処理を行って演算手段に供給するフィルタ処理手段と、出力部から出力する周波数データをサンプリングタイミングごとに取得して、取得したデータを移動平均法により順次処理して滑らかな脈動波形としてリアルタイム表示する表示手段と、を備えることが好ましい。

また、本発明に係る血管脈波測定システムにおいて、出力部から出力する周波数データを電圧データに変換し、電圧データをディジタルデータとして演算手段に供給するＦＶ変換手段を備えることが好ましい。

また、本発明に係る血管脈波測定システムにおいて、浮動中央値設定手段は、ＦＶ変換手段によって供給された所定の周期分のディジタルデータについてその最大値と最小値との差であるデータ幅を、演算手段の演算範囲の２／３から１／３の間のデータ幅となるようにデータビット拡大を行うことが好ましい。

また、本発明に係る血管脈波測定システムにおいて、演算手段は、脈動波形と血圧について予め求めた関係に基づいて、血圧を算出することが好ましい。

また、本発明に係る光を用いる物性特性測定システムは、対象物に入射光を照射する発光素子について、予め定めた駆動条件の下で駆動する発光駆動回路と、入射光に対応した対象物からの光を受光する受光素子について、予め定めた出力条件の下で出力電気信号を出力する受光出力回路と、受光素子の出力端子と発光素子の入力端子との間に増幅器とともに直列に接続され、発光素子のデバイス特性で予め定まる発光素子駆動電気信号と照射光信号との間の発光素子遅延時間と、受光素子のデバイス特性で予め定まる受光光信号と受光素子出力電気信号との間の受光素子遅延時間と、対象物の物性特性によって生じる照射光信号と受光光信号との間の対象物遅延時間とによって定まる電気信号位相差について、周波数を変化させてその電気信号位相差をゼロにシフトさせる位相シフト回路と、発光素子と受光素子の間に対象物を配置しないときに、位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数を初期発振状態周波数とし、発光素子と受光素子との間に対象物を配置したときに、位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数を対象物発振状態周波数として、初期発振状態周波数と対象物発振状態周波数との間の周波数変化に基いて対象物の物性特性値を求める物性特性値出力手段と、を備え、発光駆動回路は、受光出力回路の初期発振状態周波数の下での出力電気信号と対象物発振状態周波数の下での出力電気信号との間で信号飽和状態が生じない照射光信号となるように駆動条件が設定され、位相シフト回路は、初期発振状態周波数から予め定めた所定の周波数幅を隔てる周波数をゲインが最大となる動作中心周波数とすることを特徴とする。

また、本発明に係る光を用いる物性特性測定システムにおいて、位相シフト回路は、対象物の物性特性が光学的反射率特性または光学的透過率特性である場合の所定の周波数幅よりも、照射光のスペクトル特性が対象物によって変調を受けるスペクトル変調特性の場合の所定の周波数幅を狭く設定することが好ましい。

上記構成の少なくとも１つにより、血管脈波測定システムは、位相シフト法の技術により、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形データを得て、血管脈波測定に関する演算を行う。この際に、脈動波形データを予め定めた周期分取得し、取得した周期分のデータの中央値と最大振幅値とを求め、最大振幅値が血管脈波測定演算の演算範囲に対し予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定する。

そして、脈動波形データが時間と共に変動して、脈動波形データを構成する周波数データが演算上限値あるいは演算下限値となるごとに、再び周期分データを取得し、そのデータに基づいて再び最大振幅値が血管脈波測定演算の演算範囲に対し予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定する。これによって、脈動波形データが時間と共に変動しても、自動的に演算範囲の中に脈動波形データを収めることができるので、より正確な血管脈波測定が可能となる。

また、血管脈波測定システムにおいて、出力部から出力される周波数データに対しローパスフィルタ演算処理を行って演算手段に供給し、また、出力部から出力する周波数データをサンプリングタイミングごとに取得して、取得したデータを移動平均法により順次処理して滑らかな脈動波形としてリアルタイム表示する。ローパスフィルタ処理演算は時間がかかるが、これに対し移動平均演算は演算時間が短い。そこで、精度を要する血管脈波測定にはローパスフィルタ処理後のデータを用い、リアルタイム表示には移動平均法による結果を用いることで、リアルタイムで脈動波形を視認しながら血圧等の測定結果を得ることができる。

また、血管脈波測定システムにおいて、出力部から出力する周波数データを電圧データに変換し、電圧データをディジタルデータとして演算手段に供給する。周波数と電圧との間の変換はＦＶ変換と呼ばれ、市販のアナログＩＣ等を用いることで、実績のあるハードウェアを利用できる。また、このアナログデータをディジタルに変換することで、以後の演算にディジタル処理が可能となり、高速で精度のよい演算処理を行うことができる。

また、血管脈波測定システムにおいて、ＦＶ変換手段によって供給された所定の周期分のディジタルデータについてその最大値と最小値との差であるデータ幅を、演算手段の演算範囲の２／３から１／３の間のデータ幅となるようにデータビット拡大を行う。好ましくは１／２のデータ幅とすることがよい。このようにすることで、データの時間的変動があっても演算範囲の中に収まるように余裕度を持たせながら、できるだけ演算範囲を有効に用いてデータ処理を実行することができる。

また、血管脈波測定システムにおいて、脈動波形と血圧について予め求めた関係に基づいて、血圧を算出する。血圧測定は、一般的に圧迫カフを用いてコロトコフ音を測定することが行われるが、発光素子と受光素子とを用いる方法によれば、圧迫カフを要しないので、検査負荷が軽減され、しかも、発光素子と受光素子を用いて得られる脈動波形が例えば圧迫カフを用いて取得した血圧と関連付けられているので、測定結果の信頼性が確保される。

また、上記構成の少なくとも１つにより、物性特性測定システムは、発光素子のデバイス特性で予め定まる発光素子駆動電気信号と照射光信号との間の発光素子遅延時間と、受光素子のデバイス特性で予め定まる受光光信号と受光素子出力電気信号との間の受光素子遅延時間と、対象物の物性特性によって生じる照射光信号と受光光信号との間の対象物遅延時間とによって定まる電気信号位相差について周波数を変化させてその電気信号位相差をゼロにシフトさせる位相シフト回路を用いる。そして、発光素子と受光素子の間に対象物を配置しないときと、発光素子と受光素子との間に対象物を配置したてときとの周波数変化の差に基いて、対象物の物性を測定する。その際に、受光出力回路の出力電気信号が信号飽和状態にならないように発光駆動回路の駆動条件を設定する。これによって、出力電気信号の位相の変化を精度よく取得することができる。

また、物性特性測定システムにおいて、位相シフト回路は、対象物の物性特性が光学的反射率特性または光学的透過率特性である場合の所定の周波数幅よりも、照射光のスペクトル特性が対象物によって変調を受けるスペクトル変調特性の場合の所定の周波数幅を狭く設定する。光を用いる物性特性測定は、対象物の物性特性によって生じる照射光信号と受光光信号との間の対象物遅延時間とによって定まる電気信号位相差に基くものであるので、反射率または透過率の変化が位相差に直接的に反映されるが、スペクトル変調特性はこれが反射率あるいは透過率の変化として検出されるので、位相差の変化が小さいことが多い。そこで、位相シフト回路の動作中心周波数を、初期発振状態周波数に近づけて、位相シフト回路のゲインを上げる。これによって、スペクトル変調特性を精度よく測定することができる。

本発明に係る実施の形態における血管脈波測定システムの構成を示す図である。本発明に係る実施の形態における光探触子の構成を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、光探触子回路と脈動波形出力部の構成を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いた物質特性の測定原理を説明する図である。位相シフト回路の作用を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、血管脈波測定の手順を説明するフローチャートである。本発明に係る実施の形態において、浮動中央値設定の様子を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いて得られる脈動波形と、観血法による圧力波形とを比較して示す図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いて得られる周波数データと血圧の関係の例を示す図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いて得られる脈動波形を血圧波形に換算して示す図である。本発明に係る実施の形態において、脈動波形が時間と共に変化し、演算範囲を超える様子を示す図である。本発明に係る実施の形態において、浮動中央値設定処理を行った後の脈動波形の様子を示す図である。本発明に係る実施の形態において、移動平均法により脈動波形を処理する様子を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いる物性特性測定システムの構成を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、光を用いる物性特性測定システムの構築手順を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、発光素子と受光素子の波長選択の様子を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、初期発振状態の配置方法を光反射型物性特性測定について説明する図である。本発明に係る実施の形態において、初期発振状態の配置方法を光透過型物性特性測定について説明する図である。本発明に係る実施の形態において、発光駆動回路と受光出力回路の条件設定方法を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、発光照度が適切で位相差検出が精度よく測定できる例を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、発光照度が不適切で位相差検出が精度よく測定できない例を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、位相シフト回路の動作中心周波数の設定の様子を説明する図である。本発明に係る実施の形態において、照射光のスペクトルが対象物によって変調を受ける説明する図である。

以下に図面を用いて本発明に係る実施の形態につき詳細に説明する。以下では、測定対象として人間の血管の脈波を説明するが、生体の血管の脈波であればよく、人間以外の動物等を対象とすることができる。また、以下では、血管脈波測定として、脈拍、最大血圧、最小血圧の測定を説明するが、これ以外に、血管の脈動波形を用いて測定するものであればよい。例えば、脈動波形の積分値から血流量に対応する量の測定を行い、脈動波形の微分値から血管の柔軟性を評価する測定を行うものであってもよい。以下で説明する材料、形状、寸法は例示であって、使用目的に応じ、これらの内容を適宜変更できる。

以下では、全ての図面において同様の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、本文中の説明においては、必要に応じそれ以前に述べた符号を用いるものとする。

図１は、血管脈波測定システム１０の構成を説明する図である。血管脈波測定システム１０の構成要素ではないが、血圧等を測定する対象の被測定者６と、実際に血圧を測定する血管８が図１に示されている。

血管脈波測定システム１０は、従来用いられているコロトコフ音を測定する圧迫カフ法、あるいは、動脈内に圧力センサを挿入侵襲させて血管内の圧力を直接測定する観血法に代えて、発光素子と受光素子とを有する光探触子１２を用いて血管８の脈動波形を取得して脈波測定を行う機能を有するシステムである。

血管脈波測定システム１０は、被測定者６の血管８の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子１２と、この光探触子１２を構成する発光素子を駆動して光を放射させ受光素子によって反射光を検出するための光探触子回路２０と、光探触子回路に接続され位相シフト法を用いることで周波数の時間変化として脈動波形を出力する脈動波形出力部３０と、周波数データを電圧データに変換するＦＶ変換部４０と、ＦＶ変換部４０のアナログデータをディジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換部４２と、ディジタルデータを処理して血管脈波データを出力する演算処理部５０と、演算処理部５０の出力を表示する表示部６０を含んで構成される。

図２は、光探触子１２の構成を説明する図である。光探触子１２は、適当な保持部１３に発光素子１４と受光素子１６とが回路基板１８に取り付けられて配置されたものである。保持部１３は、回路基板１８を内蔵し、発光素子１４の光放射部と、受光素子１６の光検出部とを表面に突き出して配置する部材で、例えば適当なプラスチック材料を成形したものを用いることができる。

発光素子１４と受光素子１６とは、近接して配置されることが好ましいが、発光素子１４からの光が受光素子１６に直接入らないように、間に遮光壁を設ける等の構造的工夫をすることが好ましい。あるいは、レンズを発光素子１４と受光素子１６に設け、指向性を高めることもよい。図２の例では、発光素子１４と受光素子１６が１つずつ設けられているが、複数の発光素子、複数の受光素子を設けるものとしてもよい。また、受光素子の周りを複数の発光素子で囲むように配置してもよい。

光探触子１２は、図示されていない適当なバンド、テープ等で被測定者６の血管８の脈動の検出に適した部位に取り付けられる。図１では、光探触子１２が手首の撓骨動脈部に取り付けられる様子が示されているが、これ以外に、腕の肘部の内側に対応する上腕動脈部、指先、心臓の近傍等の部位に光探触子１２を取り付けるものとできる。

発光素子１４としては、発光ダイオード（ＬｉｇｈｔＥｍｉｓｓｉｏｎＤｉｏｄｅ：ＬＥＤ）を用いることができる。ここでは、東芝製の型式ＴＬＮ１０３Ａの赤外ＬＥＤが用いられる。この赤外ＬＥＤは、ＧａＡｓを基板とするＬＥＤであり、逆バイアス電圧を０Ｖ、周波数を１ＭＨｚとして３０ｐＦの容量値を有する。また、順方向電流が１０ｍＡのときの順方向電圧が１．００Ｖから１．３０Ｖである。そして、順方向電流を２０ｍＡとしたときに、放射パワーとして２．５ｍＷ、放射光強度として１ｍＷ／ｃｍ ²として、ピーク放射波長が９４０ｎｍの光を放射する標準的特性を有する。受光素子と組み合わせるときの受光素子までの最大距離は、ＤＣ作動の場合５ｍｍ程度、パルス駆動の場合３０ｍｍ程度である。

受光素子１６としては、フォトダイオードまたはフォトトランジスタを用いることができる。ここでは、東芝製の型式ＴＰＳ６０３Ａの２端子型フォトトランジスタが用いられる。このフォトトランジスタは、コレクタ・エミッタ間電圧が３Ｖのとき、ベースに０．１ｍＷ／ｃｍ ²の光が照射されることで、ピーク検出波長を７２０ｎｍとして、２０μＡの光電流を出力する標準的特性を有する。また、負荷抵抗を１ｋΩ、Ｖｃｃ電圧を１０Ｖ、コレクタ電流を１ｍＡとして、立上りスイッチング時間が９μｓ、立下りスイッチング時間が１０μｓの特性を有する。

図３は、光探触子回路２０と脈動波形出力部３０の構成を説明する図である。光探触子回路２０は、発光素子１４に対する駆動回路と、受光素子１６に対する検出回路とで構成される。脈動波形出力部３０は、受光素子１６の出力信号を発光素子１４の入力信号として帰還する帰還回路である。

発光素子１４に対する駆動回路としては、Ｖｃｃと接地の間に発光素子１４と駆動トランジスタ２４とを直列に接続し、駆動トランジスタ２４の制御端子であるベースを所定のバイアス条件とする構成が用いられる。この構成において、駆動トランジスタ２４のベースへの入力信号がＨｉｇｈとなると、駆動トランジスタ２４がＯＮして、発光素子１４に駆動電流が流れる。これによって発光素子１４が発光し、その光が皮膚を通して血管８に向けて放射される。

受光素子１６に対する検出回路としては、Ｖｃｃと−Ｖｃｃとの間に負荷抵抗２２とダイオードと受光素子１６とが直列に接続される構成が用いられる。この構成において、発光素子１４の光によって照射された血管からの反射光を皮膚を通して受光素子１６が受光することで、受光素子１６に標準的な光電流が発生する。その光電流の大きさは、負荷抵抗２２に流れる電流の大きさに対応する電圧として出力される。

脈動波形出力部３０は、受光素子１６の検出回路から出力される電圧信号を受け取る入力端子と、発光素子１４の駆動回路に入力される電圧信号を出力する出力端子との間に設けられる帰還回路であり、その帰還回路における周波数の時間変化を脈動波形データとしてＦ／Ｖ変換部４０に出力する機能を有する。

脈動波形出力部３０は、入力端子と出力端子との間に増幅器３２と位相シフト回路３４が直列に配置される。すなわち、受光素子１６側である入力端子にＤＣカットコンデンサを介して増幅器３２の入力側が接続され、増幅器３２の出力側に位相シフト回路３４の入力側が接続され、位相シフト回路３４の出力側が、発光素子１４側である出力端子に接続される。

位相シフト回路３４は、発光素子１４への入力波形と受光素子１６からの出力波形との間に位相差が生じるときに、周波数を変化させてその位相差をゼロに補償する機能を有する回路である。

図４は、光を用いるときの位相シフト回路３４の作用を説明する図である。特許文献１における位相シフト回路は超音波振動を用いる場合であり、そのときには超音波振動の周波数を変化させて、超音波振動子への入力波形と超音波振動検出素子からの出力波形との間の位相差をゼロにする。これに対し、光を用いる場合には、光の波長を変化させるのではなく、受光素子１６から出力される電圧信号を帰還して発光素子１４に入力される電圧信号として帰還ループを形成するときに、その帰還ループにおける電圧信号の振動の周波数を変化させる。

図４において、発光素子１４に電圧信号が入力されると、光が放射されるが、その光信号は、入力された電圧信号よりも時間的に遅れる。この遅れは、発光素子１４の構造としての容量成分等に起因するものである。つまり、発光素子１４において、入力信号としての電圧信号に対し、出力信号としての放射光信号は時間的に遅れ、その意味で位相差が生じている。図４では、時間遅れΔｔｄ１でその遅れが示されている。

発光素子１４と受光素子１６とを密着して配置する場合には、発光素子１４から放射された光はそのまま受光素子１６によって受け取られる。上記で述べた発光素子１４の仕様の場合、発光素子１４と受光素子１６との間の距離は最大で３０ｍｍまでは使用できるが、その距離が離れるほど受光素子１６が受け取る光の量が減少する。いずれにせよ、適切な距離で発光素子１４と受光素子１６が配置されるときは、受光素子１６は発光素子１４からの光を受け取ることができる。

受光素子１６が光を受け取ると、その光の強度に応じて電圧信号が発生する。その電圧信号は、受け取った光信号よりも時間的に遅れる。この遅れは受光素子１６の構造としての容量成分等に起因するもので、上記の仕様では、立上りスイッチング速度、立下りスイッチング速度として示されている。つまり、受光素子１６において、入力信号としての光信号に対し、出力信号としての電圧信号は時間的に遅れ、その意味で位相差が生じている。図４では、時間遅れΔｔｄ２でその遅れが示されている。

したがって、発光素子１４と受光素子１６とを組み合わせると、発光素子１４に電圧信号が入力され、これから位相差を有して光が放射され、その光を受光素子１６が受け取って、これから位相差を有して電圧信号が出力されることになる。このように、発光素子１４の駆動電圧信号と、受光素子の検出電圧信号との間には、時間遅れが生じ、その意味で位相差が生じている。図４の例では、Δｔｄ１＋Δｔｄ２の時間遅れが生じる。

ここで、受光素子１６の検出電圧信号を発光素子１４に駆動電圧信号として適当な増幅器３２を用いて帰還することを考える。この場合、発光素子１４における遅れ時間と、受光素子１６における遅れ時間の和が、位相差でちょうど１８０度となる周波数で、帰還ループにおいて電圧信号が発振する。例えば、遅れ時間の和であるΔｔｄ１＋Δｔｄ２が２．５μｓであるとすると、１周期が５μｓである周波数２００ｋＨｚで、帰還ループにおいて自励発振が生じる。

上記の例は、発光素子１４と受光素子１６の間に空間のみがある場合であるが、発光素子１４からの光が測定対象物に放射され、その測定対象物からの反射光を受光素子１６が受け取る場合には、入射光と反射光との間に、測定対象物の物質特性に基づく時間遅れが生じる。その意味では、入射光と反射光との間に位相差が生じる。図４では、測定対象物として血管８が示され、血管８に放射された光と反射された光との間の時間遅れΔＴｄとして、その遅れが示されている。

このように、発光素子１４から光が血管８に放射され、血管８からの反射光を受光素子１６が受け取る場合には、発光素子１４から受光素子１６に直接入射する光の影響がないものとして、帰還ループにおける自励発振は、血管８の物質特性を反映したものとなる。

すなわち、図４の例で、発光素子１４における遅れ時間Δｔｄ１と、受光素子１６における遅れ時間Δｔｄ２と、さらにΔＴｄとの和が、位相差でちょうど１８０度となる周波数で、帰還ループにおいて電圧信号が発振する。上記の例で、例えば、遅れ時間の和であるΔｔｄ１＋Δｔｄ２＋ΔＴｄが２．５５μｓであるとすると、１周期が５．１μｓである周波数１９６ｋＨｚで、帰還ループにおいて自励発振が生じる。血管８がないときは、周波数２００ｋＨｚで発振していたので、この発振周波数の差で血管８の物質特性を判断することが可能である。

このように、増幅器３２を帰還ループに設けるだけでも、自励発振が生じ、また、血管８を帰還ループの中に含ませることで変化する自励発振周波数の変化から、血管８の物質特性を判断することが可能となる。

発光素子１４、受光素子１６の特性等にも関係するが、血管８を帰還ループの中に含ませたときの自励発振周波数の変化は非常に小さいことが多い。これに対し、位相の変化は比較的大きいので、位相の変化である位相差を検出することが好ましいが、位相差の精密な測定は、周波数の精密な測定に比して困難である。

位相シフト回路３４は、上記のように、発光素子１４への入力波形と受光素子１６からの出力波形との間に位相差が生じるときに、周波数を変化させてその位相差をゼロに補償する機能を有する回路である。見方を変えれば、位相の変化を周波数の変化に変換する機能を有する回路であり、特徴的なことは、位相差を周波数差に変換するときの変換率を任意に設定できることである。

図５は、横軸に周波数、縦軸にゲインと位相をとった伝達特性曲線図である。図５において、特性線Ｇｆは、位相シフト回路３４のゲイン−周波数特性線であり、特性線θｆは、位相シフト回路３４の位相−周波数特性線である。また、特性線Ｇ１，Ｇ２は、位相シフト回路３４を含まない自励発振回路のゲイン−周波数特性線である。

このように、位相シフト回路３４の伝達特性曲線図は、一種のバンドパスフィルタ特性を示している。かかる伝達特性を有する位相シフト回路３４は、複数の抵抗素子と複数の容量素子とを組み合わせて構成することができる。また、ディジタル演算として、複数の積分演算要素と複数の微分演算要素等を組み合わせて構成することもできる。

図５を用いて位相シフト回路３４の作用を説明する。血管８の状態変化に対応して、発光素子１４の入力波形と受光素子１６の出力波形との間にΔθの位相差が発生しているとすると、位相シフト回路３４は、その特性線θｆ上で、動作点がΔθだけ移動して、その位相差をゼロにする。そのとき、位相シフト回路３４を含まない自励発振回路のゲイン−周波数特性線は、Ｇ１からＧ２に変化する。この変化は、位相シフト回路３４の特性線Ｇｆ上で、周波数の変化Δｆとなる。

このように、発光素子１４への入力波形と受光素子１６からの出力波形との間に位相差Δθが生じるときに、周波数をΔｆだけ変化させてその位相差をゼロに補償する機能を位相シフト回路３４は有する。このΔθの変化に対応するΔｆの大きさは、特性線θｆと特性線Ｇｆの設定で定まる。つまり、位相シフト回路３４の伝達特性の設計によって、適当にこの大きさを設定できる。これによって、位相の変化を、適当な大きさの周波数の変化に変換することができる。

この周波数の変化は、血管８の物質特性を反映しており、血管８が脈動すると、その脈動の変化に応じて、周波数が変化することになる。したがって、周波数の周期的な変化を、血管８の脈動波形データとして用いることができる。

再び図１に戻り、脈動波形出力部３０は、上記のように、位相シフト回路３４によって位相差がゼロに補償された周波数の周期的な時間変化データを血管８の脈動データとして出力し、ＦＶ変換部４０に供給する。

ＦＶ変換部４０は、脈動波形出力部３０から出力された周波数データを電圧データに変換する機能を有する回路である。かかるＦＶ変換部４０は、適当なＦＶ変換機能を有する市販のＩＣを用いることができる。例えば、上記の例で、自励発振周波数が１００ｋＨｚから２００ｋＨｚである場合には、周波数レンジが１ｋＨｚから５００ｋＨｚ程度、電圧レンジが０Ｖから５Ｖ程度の仕様を有するＦＶ変換ＩＣを用いることができる。

上記の仕様のＦＶ変換ＩＣを用いて、例えば、周波数変化が１１０ｋＨｚから１２０ｋＨｚとすると、ＦＶ変換特性が直線特性として、この周波数変化は、およそ１０ｍＶ程度の電圧変化として変換されることになる。

Ａ／Ｄ変換部４２は、ＦＶ変換部４０のアナログ出力をディジタルデータに変換する機能を有する回路である。かかるＡ／Ｄ変換部４２は、演算処理部５０における演算範囲に適した適当なディジタルビット数に変換できる市販のＡ／Ｄ変換ＩＣ等を用いることができる。演算範囲である適当な変換されたディジタルデータは、演算処理部５０に供給される。

演算処理部５０は、ディジタルデータとして供給された周波数変化データを処理して、血管脈波測定データとして出力する機能を有する演算処理装置である。かかる演算処理部５０は、演算処理に適したコンピュータで構成することができる。

演算処理部５０は、血管脈波測定演算のためにいくつかの機能を有する。血管脈波測定演算モジュール５２は、脈動波形データに基づいて、予め定めた演算上限値と演算下限値の間の演算範囲で血管脈波測定に関する演算を行う機能を有する。血管脈波測定演算には、脈拍数の算出、最高血圧の算出、最低血圧の算出が含まれる。

また、周波数データ取得モジュール５４は、脈動波形データを取得し、必要な場合、予め定めた周期分取得し、取得した周期分のデータの中央値と最大振幅値とを求める周期分データ取得処理を実行する機能を有する。また、浮動中央値設定処理モジュール５６は、取得した最大振幅値が演算範囲に対し予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、取得した中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定し、取得される脈動波形データを演算手段の演算範囲に収まるように変換する機能を有する。また、ノイズ除去処理モジュール５８は、周波数データに対しローパスフィルタ演算処理を行って演算手段に供給し、また、周波数データをサンプリングタイミングごとに取得して、取得したデータを移動平均法により順次処理して滑らかな脈動波形とする機能を有する。

かかる機能はソフトウェアを実行することで実現でき、具体的には、血管脈波測定プログラムを実行することで実現できる。これらの機能の一部をハードウェアで実現するものとしてもよい。

図１に示される表示部６０は、演算処理部５０の演算結果を表示する装置である。図１では、ローパスフィルタ処理後の脈動波形表示６２、移動平均法の処理後の脈動波形表示６４、血管脈波測定値表示６６としての脈拍数、最高血圧Ｐｍａｘ、最低血圧Ｐｍｉｎの表示が示されている。かかる表示部６０としては、適当なディスプレイ、プリンタ等を用いることができる。

かかる構成の血管脈波測定システム１０の作用について、特に演算処理部５０の各機能について、図６のフローチャートと、図７から図１３の各図を用いて説明する。

図６は、血管脈波測定の手順を示すフローチャートである。各手順は、血管脈波測定プログラムの各処理手順にそれぞれ対応する。血管脈波測定を行うには、光探触子１２を被測定者６の血管８に対応する適当な部位に取り付け、光探触子回路２０から表示部６０までの各電気回路の電源をＯＮとして初期化を実行する。そして、演算処理部５０において、血管脈波測定プログラムを立ち上げる。

そして、脈動波形データを５周期分取得する（Ｓ１０）。この工程は、演算処理部５０の周波数データ取得モジュール５４の機能によって実行される。具体的には、脈動波形出力部３０から出力される周期的な周波数データを、５周期分取得する。脈動波形は、血管８の脈動の周期である脈拍周期に応じて周期性を有するので、５周期分とは、脈拍で５拍分である。なお、５周期は、例示的なものであって、５周期以外であってもよく、場合によっては、１周期でもよい。

例えば、上記のように、血管８の脈動による周波数変化が１１０ｋＨｚから１２０ｋＨｚとすると、ＦＶ変換後において、電圧変化の最大振幅値は、５周期分においても、およそ１０ｍＶ程度である。ＦＶ変換部の電圧レンジは５Ｖであるので、この電圧変化の最大振幅値は、電圧レンジの１０／５０００に過ぎない。

ＦＶ変換部４０のデータはＡ／Ｄ変換部４２によってディジタル変換されて演算処理部５０に供給されるので、演算処理部５０は、ＦＶ変換部４０の電圧レンジの幅を演算範囲として想定し、設定される。上記の例で、ＦＶ変換部４０の電圧レンジが０Ｖから５Ｖであるとき、演算処理部５０が１６ビットのデータで演算処理するものとすれば、１６ビットが５Ｖに対応するように、Ａ／Ｄ変換部４２においてデータ変換が行われる。

したがって、上記の例のように、血管８の脈動による周波数変化を電圧変化に変換したところ、最大振幅値がおよそ１０ｍＶであると、演算範囲の１／５００しか演算に利用されないことになる。そこで、この１０ｍＶを演算範囲の中に収まる程度に増幅する処理が行われる。

すなわち、取得された５周期分の脈動波形データを用いて、その中央値と最大振幅値とを算出する（Ｓ１２）。上記の例では、中央値が５ｍＶ、最大振幅値が１０ｍＶである。実際には、ディジタル変換されているので、中央値も最大振幅値も１６ビットデータで表されるものであるが、説明にはアナログデータの方が分かりやすいので、以下では、アナログデータを用いて説明する。

次に、最大振幅値を演算範囲の１／２に設定する（Ｓ１４）。上記の例では、１０ｍＶを、５Ｖ／２に拡大する。つまり、１０ｍＶのデータを２５００ｍＶに拡大する。

そして、中央値を、その絶対値に関わらず、浮動的に、演算範囲中央値に設定する（Ｓ１６）。上記の例で、５ｍＶが２．５Ｖに設定される。Ｓ１２，Ｓ１４，Ｓ１６の工程は、演算処理部５０の浮動中央値設定処理モジュール５６の機能によって実行される。

その様子を図７に模式的に示す。図７は、横軸に時間、縦軸に電圧をとった２つの図が示されている。左側の図は、ＦＶ変換後の５周期分の脈動波形が示されている。上記の例では、この最大振幅値は１０ｍＶ、中央値は５ｍＶであるが、模式的に中央値についてはバイアスをかけてほぼ２Ｖ程度とし、最大振幅値も誇張して図示されている。右側の図は、浮動中央値設定処理後の脈動波形が示されている。左右の図とも、縦軸はフルレンジが５Ｖで、この範囲が演算範囲である。

図７の左右の図を比較しやすいように、最大振幅値の拡大と、中央値の移動とが矢印で示されている。このように、浮動中央値設定処理は、脈動波形の中央値を、実際の値に関わらず、常に演算範囲の中央値である２．５Ｖに移動する。そして、最大振幅値も、実際の値に関わらず、演算範囲である５Ｖの１／２である２．５Ｖに拡大される。このようにして、以後の演算においては、演算範囲が有効に用いられる。

最大振幅値を演算範囲の１／２としたのは、後述するように、脈動波形が時間経過と共に変動することがあるためである。図７の例では、脈動波形の上限値が１．２５Ｖ高くなるまで、あるいは脈動波形の下限値が１．２５Ｖ低くなるまで、データは演算範囲の０Ｖから５Ｖの範囲にあるので、演算を継続することができる。

このように、最大振幅値を演算範囲の１／２としたのは、データの時間的変動があっても演算範囲の中に収まるように余裕度を持たせながら、できるだけ演算範囲を有効に用いてデータ処理を実行するためであるので、１／２以外の設定であってもよい。例えば、１／３から２／３の範囲で、適当な値を用いることができる。

再び図６に戻り、このようにして、実際の周波数データの中心値と最大振幅幅を調整して以後の演算において演算範囲を有効に使えるようにする設定がおわると、脈波測定演算のためのデータ収集が行われる。すなわち、脈動波形データのサンプリング取得が行われる（Ｓ１８）。サンプリングは、脈動波形の変化に対し十分な細かさで行うことが好ましい。例えば、５ｍｓごとに周波数データを取得するものとできる。

図８は、脈動波形のサンプリングデータと、観血法による血管内の圧力変動のデータとを比較して示す図である。図８の横軸は時間で、上段の図は、発光素子１４と受光素子１６を用いて図１の構成によって得られる周波数データを電圧データに変換したもので、縦軸は電圧である。下段の図は、別途、圧力センサを血管８の内部に挿入して実際に血管内の圧力の時間変化を求めたデータで、縦軸が圧力である。

図８に示されるように、図１の構成によって得られるデータは、実際の血管内の圧力とよい一致を見る。したがって、図１の構成で得られる周期的脈動波形データと、観血法等で得られる血圧データとの間の相関関係を予め求めておけば、図１の構成で得られる周期的脈動波形データから血圧を求めることができる。

図９は、脈動波形データと、血圧との間の相関関係を示す１例である。ここでは、図１の構成で得られる周波数データを横軸にとり、観血法で求めた血圧値を縦軸にとってある。Ｑ１，Ｑ２として示される直線は、２人の被測定者についてのそれぞれの相関関係を示す線である。このように被測定者が異なれば、脈動波形データと血圧値との間の相関関係が異なるので、予め被測定者ごとに相関関係を求めておく必要がある。また、同じ被測定者であっても、安静状態と運動状態等で、脈動波形と血圧値との間の相関関係が異なることがあるので、予め測定状態を設定してそれぞれの相関関係を求めておく必要がある。

図１で得られる脈動波形と血圧値との間の相関関係は、被測定者ごと、測定条件ごとに関連付けられて適当な記憶装置に記憶させておくことができる。図１０は、そのようにして記憶された相関関係を用いて、図１の脈動波形データを血圧データに換算した例を示す図である。ここでは横軸に時間をとり、縦軸に換算後の血圧値がとられている。このようにして血圧データの換算が行われると、これに基づいて、脈拍数、最高血圧Ｐｍａｘ、最低血圧Ｐｍｉｎ等の血管脈波測定を行うことができる。

脈動波形データサンプリング取得が行われると上記のように周波数データと血圧値との相関関係を用いて血管脈波測定の演算に進むことができるが、脈動波形データが時間と共に変動することがある。図１１はそのような場合を示す図である。ここでは横軸に時間をとり、縦軸がＦＶ変換後の電圧値である。縦軸のフルスケールは、図７で説明したのと同様に５Ｖである。このように、時間経過と共に、データの振幅値がほぼ同じであるにもかかわらず、データの中心点が次第に変化し、ついには、縦軸のフルスケールを超えることが生じる。

このように脈動波形が時間と共に変動する原因の１つは、光探触子１２の取り付けが不十分で、光探触子１２と血管８との相対位置関係が時間と共に変化することである。したがって、光探触子１２を被測定者６の測定部位からずれないようにしっかりと固定することが好ましい。他の原因としては、被測定者の姿勢状態等が時間と共に変化することがある。いずれにせよ、脈動波形を精度よく収集するには演算範囲を有効に使うために、脈動波形を適当に増幅する必要があるので、脈動波形の中心点の移動があれば、演算範囲から外れることが生じえる。

そこで、再び図６に戻り、脈動波形データのサンプリング取得において、データが演算範囲以内であるか否かが判断される（Ｓ２０）。具体的には、ＦＶ変換後の電圧データが演算範囲に対応する０Ｖから５Ｖの範囲にあるか否かが判断される。判断が否定であれば、再びＳ１０に戻り、脈動波形の最大振幅値の設定、中心値の設定を元に戻し、ＦＶ変換後の生データに基づいて、５周期分の脈動波形データを取得する。そしてＳ１２，Ｓ１４，Ｓ１６の処理、すなわち、浮動中心値設定処理をやり直す。

このように、取得された脈動波形データが演算範囲以内か否かを判断して、演算範囲を超えるときには、再度、浮動中心値設定処理を行って、脈動波形の中心値を演算範囲の中心値に戻す。最大振幅値はほとんど変化がないことが多いが、必要に応じ、最大振幅値を演算範囲の１／２に設定し直す。図１２は、このようにして、演算範囲に脈動波形データが収まるように浮動中心値設定処理を行ったときの脈動波形の様子を示す図である。横軸は時間で、縦軸はＦＶ変換後の電圧である。

再び図６に戻り、Ｓ２０において判断が肯定されると、取得された脈動波形データを用いて血管脈波測定演算に進むが、その前に脈動波形データについてノイズ除去処理が行われる。ノイズ除去処理としては、高周波ノイズを除去するためのローパスフィルタ処理が行われる（Ｓ２２）。

ローパスフィルタの通過周波数帯域としては、脈動波形出力部３０における周波数帯域とすることが好ましい。上記の例では、２００ｋＨｚ以下の帯域を通過周波数帯域とし、それ以上の周波数データをノイズとして除去することが好ましい。フィルタ処理が行われた脈動波形データについて、図９で説明した相関関係を記憶装置から読み出してこれを適用し、血圧測定（Ｓ２４）等の血管脈波測定が行われる。

フィルタ処理は演算時間がかかる場合があり、脈動波形のサンプリング時間を超えることがあるので、リアルタイムで脈動波形を観察するのに適していない。一方で、ＦＶ変換後の脈動波形ではノイズが重畳し観察に適していないことが多い。

そこで、リアルタイムで脈動波形を観察できるように、脈動波形データについて移動平均処理が行われる（Ｓ２６）。この処理は、Ｓ２２のフィルタ処理と平行して行われる。移動平均法とは、ある時刻でサンプリングデータが取得されると、それ以前の数個のサンプリングデータについての平均を求め、その平均値をその時刻のデータとし、各サンプリングタイムごとに平均すべきサンプリングデータを移動してゆくものである。この方法によれば、突発的異常データを丸めることができ、一種のノイズ除去作用がある。

図１３は、ＦＶ変換後の生データから移動平均法を用いて滑らかな脈動波形を生成する様子を示す図である。上段の図は、横軸が時間で、縦軸はＦＶ変換後の電圧値ａであり、各サンプリングタイムにおける電圧データの変化の様子が示されている。

下段の図は、横軸が時間で、その原点位置等は上段の図と揃えてある。縦軸は、上段の各サンプリングタイムにおけるデータの移動平均値ｂである。移動平均値は、５つのデータについて行うものとした。この場合、サンプリングタイムｉのときの生データをａ _iとすると、サンプリングタイムｉのときの移動平均値ｂ _iは、ｂ _i＝（ａ _i-4 ＋ａ _i-3 ＋ａ _i-2 ＋ａ _i-1 ＋ａ _i）で計算できる。すなわち、サンプリングデータａ _iが取得されると直ちに移動平均値ｂ _iが算出できるのでリアルタイム処理が可能である。なお、移動平均に用いるデータの数は５つでなくてもよい。

移動平均法によって滑らかな脈動波形が得られると、表示部６０にリアルタイムでその脈動波形が表示される（Ｓ２８）。このように、図１で示されるように、表示部６０には、リアルタイムで移動平均法による脈動波形が表示され、これよりやや遅れて、演算サイクルごとにフィルタ演算を介した脈動波形についての血管脈波測定結果としての脈拍、最高血圧、最低血圧が表示される。一連の測定が終了するまで、上記の手順が繰り返される（Ｓ３０）。

上記においては、光を用いて血管の脈動波形を求めている。このように、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることは、光を用いる物性特性測定に相当するが、精度よく脈動波形を検出するには、発光素子と受光素子とを用いて対象物の物性特性を測定するための光を用いる物性特性システムを精度よく構築する必要がある。以下では、対象物の物性を精度よく測定するための光を用いる物性特性システムの構成を説明する。以下の説明は、また、光の物質特性測定システムの構築方法となるものである。

図１４は、光を用いる物質特性測定システム１００の構成を説明する図である。なお、以下では、光を用いる物質特性測定システムのことを、特に断らない限り、単に、物質特性測定システムと呼ぶことにする。物質特性測定システム１００は、発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２と、位相シフト回路３４とをループ状に接続したものである。ここで、発光素子１４と受光素子１６との間に測定対象物を配置し、発光素子１４から対象物に光を照射し、対象物からの反射光を受光素子で受け止める。この内容は図４と同じものであって、光を用いて物質の特性を測定する場合には、光の波長の変化を検出するのではなく、受光素子１６から出力される電圧信号を帰還して発光素子１４に入力される電圧信号として帰還ループを形成するときに、その帰還ループにおける電圧信号の振動の周波数の変化を検出する。

図１４において、発光素子１４に電圧信号が入力されると、光が放射されるが、その光信号は、入力された電圧信号よりも時間的に遅れる。この遅れは、発光素子１４の構造としての容量成分等に起因するものである。つまり、発光素子１４において、入力信号としての電圧信号に対し、出力信号としての放射光信号は時間的に遅れ、その意味で位相差が生じている。図４では、時間遅れΔｔｄ１でその遅れが示されている。

上記の例は、発光素子１４と受光素子１６の間に空間のみがある場合であるが、発光素子１４からの光が測定対象物に放射され、その測定対象物からの反射光を受光素子１６が受け取る場合には、入射光と反射光との間に、測定対象物の物質特性に基づく時間遅れが生じる。その意味では、入射光と反射光との間に位相差が生じる。図１４では、測定対象物として血管８が示され、血管８に放射された光と反射された光との間の時間遅れΔＴｄとして、その遅れが示されている。

いま、測定対象物を血管８とすると、発光素子１４から血管８に放射され、血管８からの反射光を受光素子１６が受け取る場合には、発光素子１４から受光素子１６に直接入射する光の影響がないものとして、帰還ループにおける自励発振は、血管８の物質特性を反映したものとなる。

すなわち、図１４の例で、発光素子１４における遅れ時間Δｔｄ１と、受光素子１６における遅れ時間Δｔｄ２と、さらにΔＴｄとの和が、位相差でちょうど１８０度となる周波数で、帰還ループにおいて電圧信号が発振する。上記の例で、例えば、遅れ時間の和であるΔｔｄ１＋Δｔｄ２＋ΔＴｄが２．５５μｓであるとすると、１周期が５．１μｓである周波数１９６ｋＨｚで、帰還ループにおいて自励発振が生じる。血管８がないときは、周波数２００ｋＨｚで発振していたので、この発振周波数の差で血管８の物質特性を判断することが可能である。

上記のように、測定対象物に光が入射して、対象物から光が反射すると、測定対象物の物性に応じて、入射光信号と反射光信号との間に遅れ時間ΔＴｄが生じる。この遅れ時間ΔＴｄは、対象物に当って光信号自体が遅れるというよりは、光信号の振幅が異なることによって生じることが多い。すなわち、対象物によって反射光の立上り特性、立下り特性にはほとんど有意差がなく、したがって、反射光信号の振幅が小さいときの光信号のパルス幅は、反射光信号の振幅が大きいときの光信号のパルス幅よりも短くなる。この光信号のパルス幅の相違が、遅れ時間、あるいは位相差として観察されるからである。

このことから、物質の反射率が大きいものと小さいものとを比較すると、前者の光信号のパルス幅の方が長く、したがってΔＴｄは小さい。また、物質の透過率が大きいものと小さいものとを比較すると、前者の光信号のパルス幅の方が長く、したがってΔＴｄは小さい。

このように、対象物物質の光学的反射率特性、光学的透過率特性に応じて遅れ時間ΔＴｄが相違してくるが、このほかに、対象物に照射光を当てると、照射光の波長−振幅特性であるスペクトル特性が変調し、結果として、反射光の大きさが変化することがある。つまり、入射光が変調を受けるため、受光素子で受光する光量が変化し、これによって光信号のパルス幅が変化し、時間遅れΔＴｄが変化する。

したがって、光を用いて対象物の物質特性を測定する場合、対象物の光学的反射率あるいは光学的透過率の相違に基くものと、対象物に当てる照射光のスペクトル変調特性に基くものとがあることになる。後者も結局は受光量の変化で検出することになるので、全体的にいえば、対象物の物性に応じて変化する受光量の変化を時間遅れΔＴｄとして、それに対応する位相差の大きさを位相シフト回路によって周波数偏差に換算して、物質特性として測定することになる。

このように、光を用いて対象物の物質特性を測定する原理は、対象物の物性によって変化する受光量の変化を測定するものである。位相シフト回路を用いるのは、受光量の変化に起因する遅れ時間ΔＴｄを位相差として、その位相差を周波数変化に変換でき、これによって測定精度を格段に向上させることができるからである。

上記のように、受光量の変化の成分としては、対象物の光学的反射率あるいは光学的透過率の相違に基くものと、対象物に当てる照射光のスペクトル変調特性に基くものとがあり、実際の対象物の物性としては双方の成分が重畳していることが多い。そして、一般的には、対象物の光学的反射率あるいは光学的透過率の相違に基くもの方が受光量の変化に大きく影響を与えるのに対し、対象物に当てる照射光のスペクトル変調特性に基くものは受光量の変化に与える影響が少ない。以下では、まず、対象物の光学的反射率あるいは光学的透過率の相違を精度よく測定できる物質特性測定システムの構成について述べ、次にスペクトル変調特性の相違を精度よく測定できる物質特性測定システムの構成について述べる。

図１５は、物性特性測定システム１００の構築手順を説明する図である。最初に、対象物の測定に適するように、発光素子１４の波長と受光素子１６の波長を選択する（Ｓ１００）。たとえば、それぞれの波長を対象物の色に合せるものとできる。１例として、血管の脈動波形のように血液の色に関係する場合には、発光素子１４のピーク放射波長を９４０ｎｍ、受光素子１６のピーク検出波長を７２０ｎｍとすることができる。また、血糖値のように、グルコースの分光特性に関係する場合には、発光素子１４の波長としてピーク放射波長を１３００ｎｍ、受光素子１６のピーク検出波長を１５５０ｎｍとすることができる。

図１６は、発光素子１４の発光特性と受光素子１６の受光特性によって、受光素子１６の実際の受光量がどのようになるかを説明する図である。ここでは、横軸に波長、縦軸に光強度をとり、ピーク放射波長λ₁の発光素子１４の波長−発光強度特性１０２、ピーク検出波長λ₂の受光素子１６の波長−受光強度特性１０４がそれぞれ示されている。この波長−発光強度特性１０２と波長−受光強度特性１０４とが重なるところが受光量領域１０６である。この受光量領域１０６の面積が大きいほど、受光素子１６が受け止める光量が大きい。

なお、ここでは、発光素子１４から照射された光は、対象物に当っても、その振幅が変化するだけで、周波数は変化しないものと考えているので、対象物を考えずに、発光素子１４の波長−発光強度特性１０２と受光素子１６の波長−受光強度特性１０４のみを検討している。実際に対象物に発光素子１４からの光が照射されると、発光素子１４の波長−発光強度特性１０２の振幅が低下する。したがって、図１６の発光素子１４の波長−発光強度特性１０２を、波長−反射強度特性に置き換えることで、さらに正確に、受光量領域１０６の検討をすることができる。

上記のように、発光素子１４の波長と受光素子１６の波長の選択は、上記のように、対象物の色、分光特性等から行うほかに、受光量領域１０６の面積が適当に広くなるように、それぞれの波長−光強度特性を重ね合わせて決定することがよい。検出波長幅を広く取りたいときは、発光素子１４の波長λ₁と受光素子１６の波長λ₂との差を小さくし、逆に、狭い検出波長幅としたいときは、発光素子１４の波長λ₁と受光素子１６の波長λ₂との差を大きくすることがよい。

再び図１５に戻り、発光素子１４と受光素子１６の波長選択が行われた後に、初期発振状態配置の設定を行う（Ｓ１０２）。上記のように、発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２と、位相シフト回路３４とをループ状に接続すると、発光素子１４と受光素子１６との間に測定対象物がなくても、発光素子１４からの光が適当に受光素子１６に入ることで、電気信号の発振が生じる。この対象物がまだない状態で生じる発振を初期発振状態と呼ぶことにすると、この初期発振状態は、上記のように、発光素子１４における遅れ時間Δｔｄ１と、受光素子１６における遅れ時間Δｔｄ２によるものである。しかし、発光素子１４と受光素子１６とを適切に配置しないと、発振が不安定となり、場合によっては発振が減衰し、ついには発振停止となる。

初期発振状態を適切に維持するには、発光素子１４の光放射指向特性と受光素子１６の光検出指向特性とを適切に重ね合わせることが必要である。発光素子１４と受光素子１６の配置関係は、例えば、対象物の光学的透過率特性を用いるときには、発光素子１４と受光素子１６とを一直線上に向かい合わせることが便利で、対象物の光学的反射率特性を用いるときには、発光素子１４と受光素子１６とを一枚の基板上に並べることが便利である。

図１７は、対象物の光学的透過率特性を用いるのに便利なように、発光素子１４と受光素子１６とを向かい合わせて配置する場合の例である。ここでは、発光素子１４の発光中心軸である光軸と、受光素子１６の受光中心軸である光軸を同軸の中心軸１１０として合せこむことがよい。このときに、発光素子１４からの放射光について、図１６で説明した受光量領域に対応する受光量として適切に受け止めることができる。発光素子１４と受光素子１６との間の距離Ｌ₁は、これが長くなるにつれて発光指向特性における光源からの距離が長くなるので、発光素子１４からの放射光を受光素子１６が受け止める量が（Ｌ₁）^-3にほぼ比例して少なくなる。したがって、Ｌ₁は、その間に対象物が挿入できる程度に、狭くすることがよい。

図１８は、対象物の光学的透過率特性を用いるのに便利なように、発光素子１４と受光素子１６を１枚の基板上に配置する場合の例である。ここでは、発光素子１４の発光指向特性１１４と受光素子１６の受光指向特性１１６とが示されている。この２つの指向特性が重なる部分に対象物を配置することで、発光素子１４からの照射光が対象物に当り、それによる反射光を受光素子１６で受け止めることができる。その意味で、この２つの指向特性が重なる部分を受光可能領域１１８と呼ぶことができる。受光可能領域１１８の位置は、発光素子１４の発光指向特性１１４と、受光素子１６の受光指向特性１１６と、発光素子１４と受光素子１６との間の距離Ｌ₂とで定まるので、その結果から、基板から対象物との間の距離Ｌ₂が定まる。Ｌ₂が長くなるにつれて発光指向特性における光源からの距離が長くなるので、発光素子１４からの放射光を受光素子１６が受け止める量が（Ｌ₃）^-3にほぼ比例して少なくなる。したがって、Ｌ₃は、対象物と発光素子１４、受光素子１６が接触するかしないか程度として、できるだけ小さくすることが好ましい。

再び図１５に戻り、初期発振状態を維持するのに適した配置が設定されると、次に発光駆動回路と受光出力回路の条件が設定される（Ｓ１０４）。上記のように、光を用いて対象物の物性を測定するのは、対象物の物性によって受光量が相違するのを、時間遅れΔＴｄの相違として利用するものである。したがって、初期発振状態のときの受光量と、対象物を発光素子１４と受光素子１６の間に配置したときの受光量に相違が生じることが必要である。換言すると、受光出力回路の出力電気信号が飽和しては困る。たとえば、発光素子の１４の放射光が強すぎて、初期発振状態のときの受光量と、対象物を発光素子１４と受光素子１６の間に配置したときの受光量が同じとなっては困る。したがって、受光出力回路の初期発振状態の下での出力電気信号と、発光素子１４と受光素子１６の間に対象物が配置されたときの出力電気信号との間で信号飽和状態が生じない照射光信号となるように駆動条件が設定される。

図１９は、発光駆動回路と受光出力回路の様子を示す図である。発光素子１４に対する発光駆動回路としては、＋Ｖｃｃと接地との間に発光素子１４と駆動トランジスタ２４と抵抗素子２７とを直列に接続し、駆動トランジスタ２４の制御端子であるベースを、＋Ｖｃｃと接地との間に直列に接続した２つの抵抗素子２５，２６の接続点に接続する構成が用いられる。ここで、抵抗素子２５，２６，２７の値の設定によって、発光素子１４の照射光信号の大きさである発光強度が定まる。受光出力回路としては、＋Ｖｃｃと−Ｖｃｃとの間に、負荷抵抗２２とダイオード２３と受光素子１６とが直列に接続される構成が用いられる。負荷抵抗２２は、受光素子１６の電流を電圧に変換するためのものである。

発光素子１４と受光素子１６との特性はＳ１００で設定されているので、受光出力回路の初期発振状態の下での出力電気信号と、発光素子１４と受光素子１６の間に対象物が配置されたときの出力電気信号との間で信号飽和状態が生じない照射光信号となるようにするには、受光出力回路の出力電気信号を見ながら、抵抗素子２５，２６，２７の値を適当に変更することになる。

図２０と図２１は、照射光信号の振幅の大きさと受光信号の振幅の大きさと、受光信号のパルス幅の関係を模式的に説明する図である。図２０は、照射光信号１２２の振幅の大きさである発光照度が適切な場合で、３つの異なる対象物に対するそれぞれの受光信号１２４について、それぞれの受光信号のパルス幅Ｔ₁，Ｔ₂，Ｔ₃の相違が明確に区別できる。パルス幅Ｔ₁，Ｔ₂，Ｔ₃の相違は時間遅れΔＴｄの相違に対応するので、図２０の場合は、対象物の相違による時間遅れΔＴｄの相違、すなわち位相差が適切に区別して検出できる。

これに対し、図２１は、照射光信号１２２の振幅の大きさである発光照度が不適切に大きすぎる場合で、３つの異なる対象物に対するそれぞれの受光信号１２４の振幅が飽和に近く、それに対応して、それぞれの受光信号のパルス幅Ｔ₄，Ｔ₅，Ｔ₆の相違がほとんど区別できない。パルス幅Ｔ₄，Ｔ₅，Ｔ₆の相違は時間遅れΔＴｄの相違に対応するので、図２１の場合は、対象物の相違による時間遅れΔＴｄの相違、すなわち位相差がほとんど区別でないことになる。図１９で説明した発光駆動回路の駆動条件は、図２０の例となるように、図２１の例にならないように、抵抗素子２５，２６，２７の値を実験的に変更しながら、適切に設定することが必要である。なお、受光出力回路の負荷抵抗２２の調整も場合によっては有効である。

再び図１５に戻り、発光駆動回路と受光出力回路の条件設定が終わると、位相シフト回路３４の動作中心周波数の設定を行う（Ｓ１０６）。上記のように、初期発振状態における発振周波数は上記のように発光素子１４における遅れ時間Δｔｄ１と、受光素子１６における遅れ時間Δｔｄ２とに基く。この周波数を初期発振常態周波数と呼ぶことができる。ここで、発光素子１４と受光素子１６との間に対象物を配置すると、対象物の物性による時間遅れΔＴｄと、上記のΔｔｄ１と、Δｔｄ２トに基いて発振する。このときの発振周波数を対象物発振状態周波数と呼ぶことができる。位相シフト回路３４を用いる物性特性測定システム１００では、初期発振状態周波数と、対象物発振状態周波数の差を用いる。

したがって、位相シフト回路３４の動作中心周波数の設定は、初期発振状態周波数または対象物発振状態周波数に基いて行うことができるが、対象物発振状態周波数ははじめからきめることができないので、初期発振状態周波数に基いて設定するものとすることが好ましい。そこで、ここでは、位相シフト回路３４の動作中心周波数の設定を、初期発振状態周波数に基いて行うものとする。

図２２は、位相シフト回路３４の動作中心周波数の設定の様子を説明する図である。図２２は、ゲイン・位相特性図１３０であり、その横軸は周波数で、縦軸はゲインおよび位相である。ここで位相シフト回路３４の周波数に対するゲイン特性１３２は、ピークを有する対称形のいわばバンドパスフィルタ的特性である。位相シフト回路３４の周波数に対する位相特性は、ゲイン特性のピークのところで位相反転する特性である。位相シフト回路３４の動作中心周波数は、このゲイン特性がピークとなる周波数である。位相シフト回路３４のゲイン特性、位相特性は、位相シフト回路３４を構成する素子定数を変更することで様々に設定することができる。

図２２において、ゲイン特性１３６は、位相シフト回路３４を除いて、発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２とをループ状に接続したときの特性である。すなわち、初期発振状態における発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２と、位相シフト回路３４とをループ状に接続したときの全体のゲイン特性から位相シフト回路３４のゲイン特性を除いたものである。したがって、初期発振状態における発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２と、位相シフト回路３４とをループ状に接続したときのループ全体の発振状態は、このゲイン特性１３６と、位相シフト回路３４のゲイン特性１３２の交わった動作点１３８で示される。つまり、動作点１３８における周波数が初期発振状態周波数となる。

図２２に示されるように、位相シフト回路３４の動作中心周波数は、初期発振状態周波数から予め定めた所定の周波数幅を隔てたところに設定される。図２２の例では、動作点１３８の周波数が初期発振状態周波数であるが、ここから適当な周波数だけ高い周波数のところが、位相シフト回路３４のゲイン特性１３２においてピーク最大となる動作中心周波数とされる。その動作中心周波数となるように、位相シフト回路３４を構成する素子定数が設定される。位相シフト回路３４の動作中心周波数の状態は位相シフト回路３４の共振状態であるので、初期発振状態を安定的に維持するには、初期発振状態周波数と位相シフト回路３４の動作中心周波数との差である周波数幅を大きくとることが望ましい。その分、動作点１３８におけるゲインが低くなるので、そのことの考慮も必要である。

再び図１５に戻り、位相シフト回路３４の動作中心周波数の設定が終わると、これで物性特性測定システム１００についての動作条件設定が完了し（Ｓ１０８）、この条件の下で対象物の物性特性測定が行われる（Ｓ１１０）。具体的には、発光素子１４と受光素子１６との間に対象物が配置され、そのときの発振周波数である対象物発振状態周波数が検出され、初期発振状態周波数と比較されて、両者の間の周波数変化が求められる。そして別途実験等から求められている周波数変化−物性特性値の換算関係を用いて、対象物の物性特性値が求められる。

これまで、対象物の光学的反射率あるいは光学的透過率の相違を精度よく測定できる物質特性測定システム１００の構成について述べてきたので、次にスペクトル変調特性の相違を精度よく測定できる構成について述べる。図２３は、スペクトル変調特性が生じる対象物の場合を説明する図である。図２３は、図１６に対応する図であるが、ここでは、ピーク放射波長λ₁の発光素子１４の波長−発光強度特性１０２が、対象物に照射されることで、波長−反射光強度特性１０３に変調することが示されている。このように変化することで、受光量領域１０７が、図１６の場合から変化する。この受光量領域の変化に基いて、対象物のスペクトル変調特性を測定することができる。

図１６の受光量領域１０６と、図２３の受光量領域１０７の変化はあまり大きくないので、この変化による時間遅れΔＴｄはあまり大きくない。したがって、初期発振状態周波数と対象物発振状態周波数との間の周波数変化もあまり大きくない。そこで、この周波数変化を拡大して測定するために、位相シフト回路３４の動作周波数の設定が、ゲインを高めるように行われる。すなわち、対象物の物性特性が光学的反射率特性または光学的透過率特性である場合の所定の周波数幅よりも、照射光のスペクトル特性が対象物によって変調を受けるスペクトル変調特性の場合の所定の周波数幅を狭く設定する。

図２２を用いて説明すると、スペクトル変調特性の場合において、位相シフト回路３４を除いて、発光素子１４と、受光素子１６と、増幅器３２とをループ状に接続したときの特性をゲイン特性１４０とする。その動作点１４２を、位相シフト回路３４のゲイン特性のゲイン／周波数の傾きが大きいところになるように、位相シフト回路３４の動作中心周波数を設定する。具体的には、動作点１４２の周波数と、位相シフト回路３４のゲインがピークとなる動作中心周波数との間の周波数幅は、動作点１３８の周波数と、位相シフト回路３４の動作中心周波数との間の周波数幅よりも狭くなるように設定される。

本発明に係る血管脈波測定システムは、血管の脈動波形を用いて、血圧の測定等、血管を流れる血流の状態を測定することに利用できる。

６被測定者、８血管、１０血管脈波測定システム、１２光探触子、１３保持部、１４発光素子、１６受光素子、１８回路基板、２０光探触子回路、２２負荷抵抗、２３ダイオード、２４駆動トランジスタ、２５，２６，２７抵抗素子、３０脈動波形出力部、３２増幅器、３４位相シフト回路、４０ＦＶ変換部、４２Ａ／Ｄ変換部、５０演算処理部、５２血管脈波測定演算モジュール、５４周波数データ取得モジュール、５６浮動中央値設定処理モジュール、５８ノイズ除去処理モジュール、６０表示部、６２ローパスフィルタ処理後の脈動波形表示、６４移動平均法の処理後の脈動波形表示、６６血管脈波測定値表示、１００物性特性測定システム、１０２発光強度特性、１０３反射光強度特性、１０４受光強度特性、１０６，１０７受光量領域、１１４発光指向特性、１１６受光指向特性、１１８受光可能領域、１２２照射光信号、１２４受光信号、１３０イン・位相特性図、１３２，１３６，１４０ゲイン特性、１３８，１４２動作点。

Claims

皮膚を通して血管に光を照射する発光素子と、血管からの反射光を皮膚を通して受光する受光素子とを有する光探触子と、
光探触子に増幅器と共に直列に接続され、発光素子への入力波形と受光素子からの出力波形の間に位相差が生じるときに、周波数を変化させてその位相差をゼロに補償する位相シフト回路と、
位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数の周期的な時間変化データを脈動波形データとして出力する出力部と、
出力部からの脈動波形データに基づいて、予め定めた演算上限値と演算下限値の間の演算範囲で血管脈波測定に関する演算を行う演算手段と、
出力部から出力される脈動波形データを予め定めた周期分取得し、取得した周期分のデータの中央値と最大振幅値とを求める周期分データ取得処理を実行する手段と、
取得した最大振幅値が演算範囲に対し予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、取得した中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定し、取得される脈動波形データを演算手段の演算範囲に収まるように変換する浮動中央値設定処理を実行する浮動中央値設定手段と、
出力部からの脈動波形データが時間と共に変動して、脈動波形データを構成する周波数データが演算上限値あるいは演算下限値となるごとに、再び周期分データ取得処理を実行し、その結果に基づいて再び浮動中央値設定処理を実行する手段と、
を備えることを特徴とする血管脈波測定システム。
請求項１に記載の血管脈波測定システムにおいて、
出力部から出力される周波数データに対しローパスフィルタ演算処理を行って演算手段に供給するフィルタ処理手段と、
出力部から出力する周波数データをサンプリングタイミングごとに取得して、取得したデータを移動平均法により順次処理して滑らかな脈動波形としてリアルタイム表示する表示手段と、
を備えることを特徴とする血管脈波測定システム。
請求項１に記載の血管脈波測定システムにおいて、
出力部から出力する周波数データを電圧データに変換し、電圧データをディジタルデータとして演算手段に供給するＦＶ変換手段を備えることを特徴とする血管脈波測定システム。
請求項３に記載の血管脈波測定システムにおいて、
浮動中央値設定手段は、ＦＶ変換手段によって供給された所定の周期分のディジタルデータについてその最大値と最小値との差であるデータ幅を、演算手段の演算範囲の２／３から１／３の間のデータ幅となるようにデータビット拡大を行うことを特徴とする血管脈波測定システム。
請求項１に記載の血管脈波測定システムにおいて、
演算手段は、脈動波形と血圧について予め求めた関係に基づいて、血圧を算出することを特徴とする血管脈波測定システム。
対象物に入射光を照射する発光素子について、予め定めた駆動条件の下で駆動する発光駆動回路と、
入射光に対応した対象物からの光を受光する受光素子について、予め定めた出力条件の下で出力電気信号を出力する受光出力回路と、
受光素子の出力端子と発光素子の入力端子との間に増幅器とともに直列に接続され、発光素子のデバイス特性で予め定まる発光素子駆動電気信号と照射光信号との間の発光素子遅延時間と、受光素子のデバイス特性で予め定まる受光光信号と受光素子出力電気信号との間の受光素子遅延時間と、対象物の物性特性によって生じる照射光信号と受光光信号との間の対象物遅延時間とによって定まる電気信号位相差について、周波数を変化させてその電気信号位相差をゼロにシフトさせる位相シフト回路と、
発光素子と受光素子の間に対象物を配置しないときに、位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数を初期発振状態周波数とし、発光素子と受光素子との間に対象物を配置したときに、位相シフト回路によって位相差がゼロに補償された周波数を対象物発振状態周波数として、初期発振状態周波数と対象物発振状態周波数との間の周波数変化に基いて対象物の物性特性値を求める物性特性値出力手段と、
を備え、
発光駆動回路は、
受光出力回路の初期発振状態周波数の下での出力電気信号と対象物発振状態周波数の下での出力電気信号との間で信号飽和状態が生じない照射光信号となるように駆動条件が設定され、
位相シフト回路は、
初期発振状態周波数から予め定めた所定の周波数幅を隔てる周波数をゲインが最大となる動作中心周波数とすることを特徴とする光を用いる物性特性測定システム。
請求項６に記載の光を用いる物性特性測定システムにおいて、
位相シフト回路は、
対象物の物性特性が光学的反射率特性または光学的透過率特性である場合の所定の周波数幅よりも、照射光のスペクトル特性が対象物によって変調を受けるスペクトル変調特性の場合の所定の周波数幅を狭く設定することを特徴とする光を用いる物性特性測定システム。