JPH09215664A - 自律神経機能評価装置 - Google Patents
自律神経機能評価装置Info
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- JPH09215664A JPH09215664A JP8025049A JP2504996A JPH09215664A JP H09215664 A JPH09215664 A JP H09215664A JP 8025049 A JP8025049 A JP 8025049A JP 2504996 A JP2504996 A JP 2504996A JP H09215664 A JPH09215664 A JP H09215664A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/40—Detecting, measuring or recording for evaluating the nervous system
- A61B5/4029—Detecting, measuring or recording for evaluating the nervous system for evaluating the peripheral nervous systems
- A61B5/4035—Evaluating the autonomic nervous system
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 生体の自律神経の機能を簡便且つ安価に評価
することのできる自律神経機能評価装置を提供する。 【解決手段】 連続的に検出される生体の心拍周期ＴRR
の変動から抽出される生体の呼吸周波数に略等しい周波
数成分から成る第１変動成分ＨＦＣと、連続的に測定さ
れる生体の血圧値の変動から抽出される生体の呼吸周波
数よりも低い所定の周波数成分から成る第２変動成分Ｌ
ＦＣとに基づいて生体の自律神経の機能を評価する自律
神経機能評価装置において、時間差算出手段６４により
心電誘導装置４８により逐次検出される生体の心電誘導
波のＲ波から、光電脈波検出プローブ１２により逐次検
出される生体の光電脈波の最大傾斜点までの時間差ＴＤ
RPが連続的に算出され、血圧変動推定手段６６によりそ
の時間差ＴＤRPの逆数の変動が前記血圧値の変動として
推定される。
することのできる自律神経機能評価装置を提供する。 【解決手段】 連続的に検出される生体の心拍周期ＴRR
の変動から抽出される生体の呼吸周波数に略等しい周波
数成分から成る第１変動成分ＨＦＣと、連続的に測定さ
れる生体の血圧値の変動から抽出される生体の呼吸周波
数よりも低い所定の周波数成分から成る第２変動成分Ｌ
ＦＣとに基づいて生体の自律神経の機能を評価する自律
神経機能評価装置において、時間差算出手段６４により
心電誘導装置４８により逐次検出される生体の心電誘導
波のＲ波から、光電脈波検出プローブ１２により逐次検
出される生体の光電脈波の最大傾斜点までの時間差ＴＤ
RPが連続的に算出され、血圧変動推定手段６６によりそ
の時間差ＴＤRPの逆数の変動が前記血圧値の変動として
推定される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体の自律神経の
機能を評価するための自律神経機能評価装置に関するも
のである。
機能を評価するための自律神経機能評価装置に関するも
のである。
【０００２】
【従来の技術】生体から連続的に測定される心拍周期及
び血圧値は若干の変動を有し、それら心拍周期及び血圧
値の変動を周波数解析すると、生体の呼吸周波数に略等
しい高周波数成分、及び生体の呼吸周波数の１／３程度
の低周波数成分の２種類の周波数成分が得られる。そし
て、これらの周波数成分のうち、心拍周期の変動から求
められる高周波数成分は副交感神経活動を、血圧値の変
動から求められる低周波数成分は交感神経活動を反映し
たものであることを利用して、生体の自律神経の機能を
評価するために、生体から連続的に測定される心拍周期
及び血圧値を周波数解析することが提案されている。
び血圧値は若干の変動を有し、それら心拍周期及び血圧
値の変動を周波数解析すると、生体の呼吸周波数に略等
しい高周波数成分、及び生体の呼吸周波数の１／３程度
の低周波数成分の２種類の周波数成分が得られる。そし
て、これらの周波数成分のうち、心拍周期の変動から求
められる高周波数成分は副交感神経活動を、血圧値の変
動から求められる低周波数成分は交感神経活動を反映し
たものであることを利用して、生体の自律神経の機能を
評価するために、生体から連続的に測定される心拍周期
及び血圧値を周波数解析することが提案されている。
【０００３】
【発明が解決すべき課題】ところが、生体の自律神経の
機能を評価するためには、予め生体の心拍周期及び血圧
値を連続的に測定しなければならないが、一般的に連続
的な生体の血圧値を高精度で得ることは難しく、たとえ
ば、生体の橈骨動脈に押圧される圧力センサを用いて連
続的に血圧値を測定するトノメータ式自動血圧測定装置
などの特殊な装置を用いる必要があり、装置が複雑且つ
高価になるという欠点があった。
機能を評価するためには、予め生体の心拍周期及び血圧
値を連続的に測定しなければならないが、一般的に連続
的な生体の血圧値を高精度で得ることは難しく、たとえ
ば、生体の橈骨動脈に押圧される圧力センサを用いて連
続的に血圧値を測定するトノメータ式自動血圧測定装置
などの特殊な装置を用いる必要があり、装置が複雑且つ
高価になるという欠点があった。
【０００４】本発明は以上のような事情を背景として為
されたものであり、その目的とするところは、生体の自
律神経の機能を簡便且つ安価に評価することのできる自
律神経機能評価装置を提供することにある。
されたものであり、その目的とするところは、生体の自
律神経の機能を簡便且つ安価に評価することのできる自
律神経機能評価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】上記目的を達成するため
の本発明の要旨とするところは、連続的に検出される生
体の心拍周期の変動から抽出される生体の呼吸周波数に
略等しい周波数成分から成る第１変動成分と、連続的に
測定される生体の血圧値の変動から抽出される生体の呼
吸周波数よりも低い所定の周波数成分から成る第２変動
成分とに基づいて生体の自律神経の機能を評価する自律
神経機能評価装置において、（ａ）前記生体の心筋の活
動電位に伴って発生する心電誘導波を逐次検出する心電
誘導装置と、（ｂ）生体の脈拍に同期して発生する容積
脈波、たとえば生体の一部に装着される後述するパルス
オキシメータ用光電脈波検出プローブから検出される光
電脈波、或いは生体の一部に巻回されるカフから検出さ
れるカフ脈波などの生体の所定部位における血液容積の
周期的脈動を逐次検出する容積脈波センサと、（ｃ）心
電誘導装置により逐次検出される生体の心電誘導波の周
期毎に発生する所定の部位から、容積脈波センサにより
逐次検出される生体の容積脈波の周期毎に発生する所定
の部位までの時間差を連続的に算出する時間差算出手段
と、（ｄ）時間差算出手段により連続的に算出される時
間差の変動に基づいて、前記血圧値の変動を推定する血
圧変動推定手段とを、含むことにある。
の本発明の要旨とするところは、連続的に検出される生
体の心拍周期の変動から抽出される生体の呼吸周波数に
略等しい周波数成分から成る第１変動成分と、連続的に
測定される生体の血圧値の変動から抽出される生体の呼
吸周波数よりも低い所定の周波数成分から成る第２変動
成分とに基づいて生体の自律神経の機能を評価する自律
神経機能評価装置において、（ａ）前記生体の心筋の活
動電位に伴って発生する心電誘導波を逐次検出する心電
誘導装置と、（ｂ）生体の脈拍に同期して発生する容積
脈波、たとえば生体の一部に装着される後述するパルス
オキシメータ用光電脈波検出プローブから検出される光
電脈波、或いは生体の一部に巻回されるカフから検出さ
れるカフ脈波などの生体の所定部位における血液容積の
周期的脈動を逐次検出する容積脈波センサと、（ｃ）心
電誘導装置により逐次検出される生体の心電誘導波の周
期毎に発生する所定の部位から、容積脈波センサにより
逐次検出される生体の容積脈波の周期毎に発生する所定
の部位までの時間差を連続的に算出する時間差算出手段
と、（ｄ）時間差算出手段により連続的に算出される時
間差の変動に基づいて、前記血圧値の変動を推定する血
圧変動推定手段とを、含むことにある。
【０００６】
【発明の効果】このようにすれば、自律神経の機能を評
価するために測定される生体の血圧変動が、心電誘導装
置により逐次検出される生体の心電誘導波の周期毎に発
生する所定の部位から、容積脈波センサにより逐次検出
される生体の容積脈波の周期毎に発生する所定の部位ま
での時間差の変動から推定されるので、連続的な血圧測
定を行うための複雑且つ高価な装置が不要となり、生体
の自律神経の機能を簡便且つ安価に評価することが可能
となる。
価するために測定される生体の血圧変動が、心電誘導装
置により逐次検出される生体の心電誘導波の周期毎に発
生する所定の部位から、容積脈波センサにより逐次検出
される生体の容積脈波の周期毎に発生する所定の部位ま
での時間差の変動から推定されるので、連続的な血圧測
定を行うための複雑且つ高価な装置が不要となり、生体
の自律神経の機能を簡便且つ安価に評価することが可能
となる。
【０００７】
【発明の実施の形態】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。図１は、本発明の一実施例で
ある自律神経機能評価装置としても機能する酸素飽和度
測定装置１０を示すブロック図である。
基づいて詳細に説明する。図１は、本発明の一実施例で
ある自律神経機能評価装置としても機能する酸素飽和度
測定装置１０を示すブロック図である。
【０００８】図１において、パルスオキシメータ用光電
脈波検出プローブ１２（以下、単にプローブという）
は、例えば、被測定者のたとえば指尖部などの体表面１
４に図示しない装着バンド等により密着した状態で装着
されている。プローブ１２は、一方向において開口する
容器状のハウジング１６と、そのハウジング１６の底部
内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から
成る複数の第１発光素子１８a および第２発光素子１８
b （以下、特に区別しない場合は単に発光素子１８とい
う）と、ハウジング１６の底部内面の中央部分に設けら
れ、フォトダイオードやフォトトランジスタ等から成る
受光素子２０と、ハウジング１６内に一体的に設けられ
て発光素子１８及び受光素子２０を覆う透明な樹脂２２
と、ハウジング１６内において発光素子１８と受光素子
２０との間に設けられ、発光素子１８から前記体表面１
４に向かって照射された光のその体表面１４から受光素
子２０に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材２４と
を備えて構成されている。
脈波検出プローブ１２（以下、単にプローブという）
は、例えば、被測定者のたとえば指尖部などの体表面１
４に図示しない装着バンド等により密着した状態で装着
されている。プローブ１２は、一方向において開口する
容器状のハウジング１６と、そのハウジング１６の底部
内面の外周側に位置する部分に設けられ、ＬＥＤ等から
成る複数の第１発光素子１８a および第２発光素子１８
b （以下、特に区別しない場合は単に発光素子１８とい
う）と、ハウジング１６の底部内面の中央部分に設けら
れ、フォトダイオードやフォトトランジスタ等から成る
受光素子２０と、ハウジング１６内に一体的に設けられ
て発光素子１８及び受光素子２０を覆う透明な樹脂２２
と、ハウジング１６内において発光素子１８と受光素子
２０との間に設けられ、発光素子１８から前記体表面１
４に向かって照射された光のその体表面１４から受光素
子２０に向かう反射光を遮光する環状の遮蔽部材２４と
を備えて構成されている。
【０００９】上記第１発光素子１８a は、例えば６６０
ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子１８b
は、例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するも
のである。これら第１発光素子１８a 及び第２発光素子
１８b は、一定時間づつ順番に所定周波数で発光させら
れると共に、それら発光素子１８から前記体表面１４に
向かって照射された光の体内の毛細血管が密集している
部位からの反射光は共通の受光素子２０によりそれぞれ
受光される。なお、発光素子１８の発光する光の波長は
上記の値に限られず、第１発光素子１８a は酸化ヘモグ
ロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数が大きく異なる
波長の光を、第２発光素子１８b はそれらの吸光係数が
略同じとなる波長の光をそれぞれ発光するものであれば
よい。
ｎｍ程度の波長の赤色光を発光し、第２発光素子１８b
は、例えば８００ｎｍ程度の波長の赤外光を発光するも
のである。これら第１発光素子１８a 及び第２発光素子
１８b は、一定時間づつ順番に所定周波数で発光させら
れると共に、それら発光素子１８から前記体表面１４に
向かって照射された光の体内の毛細血管が密集している
部位からの反射光は共通の受光素子２０によりそれぞれ
受光される。なお、発光素子１８の発光する光の波長は
上記の値に限られず、第１発光素子１８a は酸化ヘモグ
ロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数が大きく異なる
波長の光を、第２発光素子１８b はそれらの吸光係数が
略同じとなる波長の光をそれぞれ発光するものであれば
よい。
【００１０】受光素子２０は、その受光量に対応した大
きさの光電脈波信号ＳＭ1 をローパスフィルタ２６を介
して出力する。受光素子２０とローパスフィルタ２６と
の間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ
２６は、入力された光電脈波信号ＳＭ1 から脈波の周波
数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイ
ズが除去された信号ＳＭ1 をデマルチプレクサ２８に出
力する。
きさの光電脈波信号ＳＭ1 をローパスフィルタ２６を介
して出力する。受光素子２０とローパスフィルタ２６と
の間には増幅器等が適宜設けられる。ローパスフィルタ
２６は、入力された光電脈波信号ＳＭ1 から脈波の周波
数よりも高い周波数を有するノイズを除去し、そのノイ
ズが除去された信号ＳＭ1 をデマルチプレクサ２８に出
力する。
【００１１】デマルチプレクサ２８は、電子制御装置３
０からの信号に従って第１発光素子１８a 及び第２発光
素子１８b の発光に同期して切り換えられることによ
り、赤色光による電気信号ＳＭR をサンプルホールド回
路３２及びＡ／Ｄ変換器３４を介して、赤外光による電
気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路３６及びＡ／Ｄ変
換器３８を介して、それぞれ電子制御装置３０の図示し
ないＩ／Ｏポートに逐次供給する。サンプルホールド回
路３２、３６は、入力された電気信号ＳＭR 、ＳＭIRを
Ａ／Ｄ変換器３４、３８へ出力する際に、前回出力した
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRについてのＡ／Ｄ変換器３４、
３８における変換作動が終了するまでに、次に出力する
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRをそれぞれ保持するためのもの
である。本実施例においては、上記プローブ１２が容積
脈波センサに対応している。
０からの信号に従って第１発光素子１８a 及び第２発光
素子１８b の発光に同期して切り換えられることによ
り、赤色光による電気信号ＳＭR をサンプルホールド回
路３２及びＡ／Ｄ変換器３４を介して、赤外光による電
気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路３６及びＡ／Ｄ変
換器３８を介して、それぞれ電子制御装置３０の図示し
ないＩ／Ｏポートに逐次供給する。サンプルホールド回
路３２、３６は、入力された電気信号ＳＭR 、ＳＭIRを
Ａ／Ｄ変換器３４、３８へ出力する際に、前回出力した
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRについてのＡ／Ｄ変換器３４、
３８における変換作動が終了するまでに、次に出力する
電気信号ＳＭR 、ＳＭIRをそれぞれ保持するためのもの
である。本実施例においては、上記プローブ１２が容積
脈波センサに対応している。
【００１２】本実施例の酸素飽和度測定装置１０には、
心電誘導装置４８が備えられている。心電誘導装置４８
は、生体の所定の部位に貼り付けられる複数の電極５０
を介して心筋の活動電位を示す心電誘導波すなわち心電
図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波を示
す信号ＳＭ2 を電子制御装置３０に供給する。
心電誘導装置４８が備えられている。心電誘導装置４８
は、生体の所定の部位に貼り付けられる複数の電極５０
を介して心筋の活動電位を示す心電誘導波すなわち心電
図を連続的に検出するものであり、その心電誘導波を示
す信号ＳＭ2 を電子制御装置３０に供給する。
【００１３】電子制御装置３０のＣＰＵ４０は、ＲＡＭ
４２の記憶機能を利用しつつＲＯＭ４４に予め記憶され
たプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路４６
に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子１８a 、１８b を
順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、それ
ら発光素子１８a 、１８b の発光に同期して切換信号Ｓ
Ｃを出力してデマルチプレクサ２８を切り換えることに
より、前記電気信号ＳＭR をサンプルホールド回路３２
に、電気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路３６にそれ
ぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ４０は、血中酸素飽和度を
算出するために予め記憶された演算式から上記電気信号
ＳＭR 、ＳＭIRの振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和
度を算出し、表示器５２に表示させる。なお、この酸素
飽和度の決定方法としては、例えば、本出願人が先に出
願して公開された特開平３−１５４４０号公報に記載さ
れた決定方法が利用される。
４２の記憶機能を利用しつつＲＯＭ４４に予め記憶され
たプログラムに従って測定動作を実行し、駆動回路４６
に制御信号ＳＬＶを出力して発光素子１８a 、１８b を
順次所定の周波数で一定時間づつ発光させる一方、それ
ら発光素子１８a 、１８b の発光に同期して切換信号Ｓ
Ｃを出力してデマルチプレクサ２８を切り換えることに
より、前記電気信号ＳＭR をサンプルホールド回路３２
に、電気信号ＳＭIRをサンプルホールド回路３６にそれ
ぞれ振り分ける。上記ＣＰＵ４０は、血中酸素飽和度を
算出するために予め記憶された演算式から上記電気信号
ＳＭR 、ＳＭIRの振幅値に基づいて生体の血中酸素飽和
度を算出し、表示器５２に表示させる。なお、この酸素
飽和度の決定方法としては、例えば、本出願人が先に出
願して公開された特開平３−１５４４０号公報に記載さ
れた決定方法が利用される。
【００１４】また、ＣＰＵ４０は心電誘導波を示す信号
ＳＭ2 から心拍数及びその所定周波数の変動を抽出する
と共に、心電誘導波のＲ波から光電脈波ＳＭR またはＳ
ＭIRの所定部位までの時間差ＴＤRMの逆数およびその所
定周波数の変動を抽出し、それら変動の強度に基づいて
生体の自律神経の機能を評価する。
ＳＭ2 から心拍数及びその所定周波数の変動を抽出する
と共に、心電誘導波のＲ波から光電脈波ＳＭR またはＳ
ＭIRの所定部位までの時間差ＴＤRMの逆数およびその所
定周波数の変動を抽出し、それら変動の強度に基づいて
生体の自律神経の機能を評価する。
【００１５】図２は、上記酸素飽和度測定装置１０にお
ける電子制御装置３０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２において、心拍周期検出手段
６０は、前記心電誘導装置４８から逐次検出される心電
誘導波の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔を算出する
ことにより生体の心拍周期ＴRRを１拍毎に連続的に検出
する。このように連続的に検出される心拍周期ＴRRに
は、たとえば図３に示されるような変動が存在する。第
１変動成分抽出手段６２は、上記心拍周期検出手段６０
により連続的に検出された生体の心拍周期ＴRRの変動か
ら、図４の実線に示されるような生体の呼吸周波数に略
等しい高周波数成分すなわち第１変動成分ＨＦＣ1 、お
よび生体の呼吸周波数の１／３程度の低周波数成分ＬＦ
Ｃ1 をそれぞれ抽出する。この第１変動成分抽出手段６
２では、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは
自己回帰（ＡＲ）法などが用いられることにより心拍周
期Ｔ RRの変動が周波数解析される。
ける電子制御装置３０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２において、心拍周期検出手段
６０は、前記心電誘導装置４８から逐次検出される心電
誘導波の時間間隔たとえばＲ波間の時間間隔を算出する
ことにより生体の心拍周期ＴRRを１拍毎に連続的に検出
する。このように連続的に検出される心拍周期ＴRRに
は、たとえば図３に示されるような変動が存在する。第
１変動成分抽出手段６２は、上記心拍周期検出手段６０
により連続的に検出された生体の心拍周期ＴRRの変動か
ら、図４の実線に示されるような生体の呼吸周波数に略
等しい高周波数成分すなわち第１変動成分ＨＦＣ1 、お
よび生体の呼吸周波数の１／３程度の低周波数成分ＬＦ
Ｃ1 をそれぞれ抽出する。この第１変動成分抽出手段６
２では、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは
自己回帰（ＡＲ）法などが用いられることにより心拍周
期Ｔ RRの変動が周波数解析される。
【００１６】時間差算出手段６４は、図４に示されるよ
うに、心電誘導装置４８から逐次検出される心電誘導波
の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プロ
ーブ１２から逐次検出される光電脈波の周期毎に発生す
る所定の部位たとえば光電脈波の微分波形が最大値を示
す点すなわち最大傾斜点Ｐmax までの時間差ＴＤRMを連
続的に算出する。このように連続的に算出される時間差
ＴＤRMにも変動が存在し、たとえば図３は時間差ＴＤRM
の逆数の変動を示している。
うに、心電誘導装置４８から逐次検出される心電誘導波
の周期毎に発生する所定の部位たとえばＲ波から、プロ
ーブ１２から逐次検出される光電脈波の周期毎に発生す
る所定の部位たとえば光電脈波の微分波形が最大値を示
す点すなわち最大傾斜点Ｐmax までの時間差ＴＤRMを連
続的に算出する。このように連続的に算出される時間差
ＴＤRMにも変動が存在し、たとえば図３は時間差ＴＤRM
の逆数の変動を示している。
【００１７】血圧変動推定手段６６は、時間差ＴＤRMの
逆数を１拍毎に連続的に算出する。ここで、血圧変動推
定手段６６は、他の変動要因が少ないなどの所定の条件
下では、動脈内を伝播する脈波の伝播速度が高くなる程
生体の血圧値が高くなるという一般的な関係が存在し、
その脈波伝播速度は上記時間差ＴＤRMの逆数と一定の関
係を有することから、時間差ＴＤRMの逆数を算出するこ
とによって実質的に生体の血圧値を連続的に推定してい
るのである。第２変動成分抽出手段６８は、時間差ＴＤ
RMの逆数の変動から、生体の呼吸周波数と略等しい高周
波数成分ＨＦＣ 2 、および生体の呼吸周波数よりも低い
所定の周波数成分すなわち第２変動成分ＬＦＣ2 を抽出
する。この第２変動成分抽出手段６８でも、たとえば高
速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法
などが用いられることにより時間差ＴＤRMの逆数の変動
が周波数解析される。自律神経機能評価手段７０は、上
記第１変動成分ＨＦＣ1 と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号
強度の比（ＨＦＣ1 ／ＬＦＣ1 ）に基づいて生体の副交
感神経の活動度を表す数値などを、上記第２変動成分Ｌ
ＦＣ2 と高周波数成分ＨＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ
2 ／ＨＦＣ2 ）に基づいて生体の交感神経の活動度を表
す数値などを表示器５２を用いて表示出力する。
逆数を１拍毎に連続的に算出する。ここで、血圧変動推
定手段６６は、他の変動要因が少ないなどの所定の条件
下では、動脈内を伝播する脈波の伝播速度が高くなる程
生体の血圧値が高くなるという一般的な関係が存在し、
その脈波伝播速度は上記時間差ＴＤRMの逆数と一定の関
係を有することから、時間差ＴＤRMの逆数を算出するこ
とによって実質的に生体の血圧値を連続的に推定してい
るのである。第２変動成分抽出手段６８は、時間差ＴＤ
RMの逆数の変動から、生体の呼吸周波数と略等しい高周
波数成分ＨＦＣ 2 、および生体の呼吸周波数よりも低い
所定の周波数成分すなわち第２変動成分ＬＦＣ2 を抽出
する。この第２変動成分抽出手段６８でも、たとえば高
速フーリエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法
などが用いられることにより時間差ＴＤRMの逆数の変動
が周波数解析される。自律神経機能評価手段７０は、上
記第１変動成分ＨＦＣ1 と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号
強度の比（ＨＦＣ1 ／ＬＦＣ1 ）に基づいて生体の副交
感神経の活動度を表す数値などを、上記第２変動成分Ｌ
ＦＣ2 と高周波数成分ＨＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ
2 ／ＨＦＣ2 ）に基づいて生体の交感神経の活動度を表
す数値などを表示器５２を用いて表示出力する。
【００１８】図５は、上記自律神経機能評価装置１０に
おける電子制御装置３０の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートであって、心拍周期に同期して実行される
ルーチンを示している。
おける電子制御装置３０の制御作動の要部を説明するフ
ローチャートであって、心拍周期に同期して実行される
ルーチンを示している。
【００１９】図５において、前記心拍周期検出手段６０
に対応するＳＡ１では、心電誘導装置４８から入力され
た心電誘導波のＲ波間の時間間隔が算出されることによ
り、心拍周期ＴRRが算出される。次いで、前記第１変動
成分抽出手段６２に対応するＳＡ２では、逐次算出され
る上記心拍周期ＴRRの変動に対して、たとえば高速フー
リエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などに
よる周波数解析が実行されることにより、生体の呼吸周
波数帯付近（たとえば０．２５Ｈｚ）に発生するピーク
を有する周波数成分から成る第１変動成分ＨＦＣ1 が抽
出される。
に対応するＳＡ１では、心電誘導装置４８から入力され
た心電誘導波のＲ波間の時間間隔が算出されることによ
り、心拍周期ＴRRが算出される。次いで、前記第１変動
成分抽出手段６２に対応するＳＡ２では、逐次算出され
る上記心拍周期ＴRRの変動に対して、たとえば高速フー
リエ変換（ＦＦＴ）法或いは自己回帰（ＡＲ）法などに
よる周波数解析が実行されることにより、生体の呼吸周
波数帯付近（たとえば０．２５Ｈｚ）に発生するピーク
を有する周波数成分から成る第１変動成分ＨＦＣ1 が抽
出される。
【００２０】次に、時間差算出手段６４に対応するＳＡ
３では、プローブ１２から入力される光電脈波ＳＭR ま
たはＳＭIRの最大傾斜点が決定されると共に、心電誘導
装置４８から入力される心電誘導波のＲ波から、その光
電脈波の最大傾斜点までの時間間隔が算出されることに
より、時間差ＴＤRMが算出される。次いで、血圧変動推
定手段６６に対応するＳＡ４では、時間差ＴＤRMの逆数
が算出されることにより、時間差ＴＤRMの逆数の変動が
血圧値の変動として推定される。
３では、プローブ１２から入力される光電脈波ＳＭR ま
たはＳＭIRの最大傾斜点が決定されると共に、心電誘導
装置４８から入力される心電誘導波のＲ波から、その光
電脈波の最大傾斜点までの時間間隔が算出されることに
より、時間差ＴＤRMが算出される。次いで、血圧変動推
定手段６６に対応するＳＡ４では、時間差ＴＤRMの逆数
が算出されることにより、時間差ＴＤRMの逆数の変動が
血圧値の変動として推定される。
【００２１】続いて第２変動成分抽出手段６８に対応す
るＳＡ５では、この逐次算出される時間差ＴＤRMの逆数
の変動に対して、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）
法或いは自己回帰（ＡＲ）法などによる周波数解析が実
行されることにより、生体の呼吸周波数の１／３乃至１
／４程度の周波数帯付近（たとえば０．０７Ｈｚ）に発
生するピークを有する周波数成分から成る第２変動成分
ＬＦＣ2 が抽出される。
るＳＡ５では、この逐次算出される時間差ＴＤRMの逆数
の変動に対して、たとえば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）
法或いは自己回帰（ＡＲ）法などによる周波数解析が実
行されることにより、生体の呼吸周波数の１／３乃至１
／４程度の周波数帯付近（たとえば０．０７Ｈｚ）に発
生するピークを有する周波数成分から成る第２変動成分
ＬＦＣ2 が抽出される。
【００２２】そして、続く前記自律神経機能評価手段７
０に対応するＳＡ６において、上記第１変動成分ＨＦＣ
1 と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号強度の比（ＨＦＣ1 ／
ＬＦＣ1 ）に基づいて生体の副交感神経の活動度を表す
数値などが、上記第２変動成分ＬＦＣ2 と高周波数成分
ＨＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ2 ／ＨＦＣ2 ）に基づ
いて生体の交感神経の活動度を表す数値などが表示器５
２を用いて表示出力される。表示器５２としては、たと
えば液晶、或いはＬＥＤ等の発光体を用いた表示画面、
或いはプリンタなどが利用される。生体の副交感神経お
よび交感神経の活動度は、上記数値以外にそのトレンド
グラフなどによっても表示され得る。
０に対応するＳＡ６において、上記第１変動成分ＨＦＣ
1 と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号強度の比（ＨＦＣ1 ／
ＬＦＣ1 ）に基づいて生体の副交感神経の活動度を表す
数値などが、上記第２変動成分ＬＦＣ2 と高周波数成分
ＨＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ2 ／ＨＦＣ2 ）に基づ
いて生体の交感神経の活動度を表す数値などが表示器５
２を用いて表示出力される。表示器５２としては、たと
えば液晶、或いはＬＥＤ等の発光体を用いた表示画面、
或いはプリンタなどが利用される。生体の副交感神経お
よび交感神経の活動度は、上記数値以外にそのトレンド
グラフなどによっても表示され得る。
【００２３】上述のように、本実施例によれば、自律神
経の機能を評価するために必要な連続的に測定された生
体の血圧値の変動が、心電誘導装置４８により逐次検出
される生体の心電誘導波の周期毎に発生する所定の部位
たとえばＲ波から、プローブ１２（前記脈拍同期波セン
サに相当）により逐次検出される生体の光電脈波（前記
脈拍同期波に相当）の周期毎に発生する所定の部位たと
えば最大傾斜点までの時間差ＴＤRMの変動から実質的に
推定されるので、連続的な血圧測定を行うための複雑且
つ高価な装置が不要となり、生体の自律神経の機能を簡
便且つ安価に評価することが可能となる。
経の機能を評価するために必要な連続的に測定された生
体の血圧値の変動が、心電誘導装置４８により逐次検出
される生体の心電誘導波の周期毎に発生する所定の部位
たとえばＲ波から、プローブ１２（前記脈拍同期波セン
サに相当）により逐次検出される生体の光電脈波（前記
脈拍同期波に相当）の周期毎に発生する所定の部位たと
えば最大傾斜点までの時間差ＴＤRMの変動から実質的に
推定されるので、連続的な血圧測定を行うための複雑且
つ高価な装置が不要となり、生体の自律神経の機能を簡
便且つ安価に評価することが可能となる。
【００２４】また、本実施例によれば、生体の自律神経
機能を評価するに当たって、上記第１変動成分ＨＦＣ1
と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号強度の比（ＨＦＣ1 ／Ｌ
ＦＣ 1 ）に基づいて生体の副交感神経の活動度を表す数
値などが、上記第２変動成分ＬＦＣ2 と高周波数成分Ｈ
ＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ2 ／ＨＦＣ2 ）に基づい
て生体の交感神経の活動度を表す数値などが表示器５２
を用いて表示出力されているため、第１変動成分ＨＦＣ
1 と第２変動成分ＬＦＣ2 の絶対値が表示出力される場
合のように、自律神経機能以外の他の要因に基づく図４
に示される周波数曲線全体の生体間における信号強度の
相違が、自律神経機能の相違として誤って判断されるこ
とがなくなり評価精度が向上する。
機能を評価するに当たって、上記第１変動成分ＨＦＣ1
と低周波数成分ＬＦＣ1 の信号強度の比（ＨＦＣ1 ／Ｌ
ＦＣ 1 ）に基づいて生体の副交感神経の活動度を表す数
値などが、上記第２変動成分ＬＦＣ2 と高周波数成分Ｈ
ＦＣ2 の信号強度の比（ＬＦＣ2 ／ＨＦＣ2 ）に基づい
て生体の交感神経の活動度を表す数値などが表示器５２
を用いて表示出力されているため、第１変動成分ＨＦＣ
1 と第２変動成分ＬＦＣ2 の絶対値が表示出力される場
合のように、自律神経機能以外の他の要因に基づく図４
に示される周波数曲線全体の生体間における信号強度の
相違が、自律神経機能の相違として誤って判断されるこ
とがなくなり評価精度が向上する。
【００２５】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
【００２６】たとえば、前述の実施例においては、パル
スオキシメータ用光電脈波検出プローブ１２から逐次検
出される光電脈波が前記容積脈波として用いられていた
が、生体の一部に巻回されて所定圧に保持されたカフか
ら検出されるカフ脈波などが前記容積脈波として用いら
れ得る。このような場合には自律神経評価機能を備えた
自動血圧測定装置として構成される。
スオキシメータ用光電脈波検出プローブ１２から逐次検
出される光電脈波が前記容積脈波として用いられていた
が、生体の一部に巻回されて所定圧に保持されたカフか
ら検出されるカフ脈波などが前記容積脈波として用いら
れ得る。このような場合には自律神経評価機能を備えた
自動血圧測定装置として構成される。
【００２７】また、前述の実施例においては、生体の体
表面１４で反射した反射光を検出する反射型の光電脈波
検出用プローブ１２が用いられていたが、生体の体組織
を透過した透過光を検出する透過型の光電脈波検出用プ
ローブが用いられていても勿論構わない。
表面１４で反射した反射光を検出する反射型の光電脈波
検出用プローブ１２が用いられていたが、生体の体組織
を透過した透過光を検出する透過型の光電脈波検出用プ
ローブが用いられていても勿論構わない。
【００２８】また、前述の実施例においては、心電誘導
装置４８により検出された心電誘導波の周期、たとえば
Ｒ波の発生間隔を１拍毎に算出することにより生体の心
拍周期ＴRRが連続的に検出されていたが、生体の一部に
巻回されるカフ或いは生体の橈骨動脈に装着される圧力
センサにより生体の動脈から検出された脈波の周期を１
脈波毎に算出したり、或いは光電脈波検出用プローブに
より検出される光電脈波の周期を１脈波毎に算出するこ
とにより生体の心拍周期ＴRRが連続的に検出されるよう
に構成されていても差し支えない。要するに、生体の心
拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段が設けられ
ていればよいのである。
装置４８により検出された心電誘導波の周期、たとえば
Ｒ波の発生間隔を１拍毎に算出することにより生体の心
拍周期ＴRRが連続的に検出されていたが、生体の一部に
巻回されるカフ或いは生体の橈骨動脈に装着される圧力
センサにより生体の動脈から検出された脈波の周期を１
脈波毎に算出したり、或いは光電脈波検出用プローブに
より検出される光電脈波の周期を１脈波毎に算出するこ
とにより生体の心拍周期ＴRRが連続的に検出されるよう
に構成されていても差し支えない。要するに、生体の心
拍周期を連続的に検出する心拍周期検出手段が設けられ
ていればよいのである。
【００２９】また、前述の実施例においては、心電誘導
波のＲ波から光電脈波の最大傾斜点までの時間間隔が算
出されることにより、時間差ＴＤRPが算出されていた
が、たとえば、心電誘導波のＱ波或いはＳ波から光電脈
波の最大点或いは最小点までの時間間隔が算出されるこ
とにより時間差ＴＤRPが算出されるなど様々な態様が考
えられる。
波のＲ波から光電脈波の最大傾斜点までの時間間隔が算
出されることにより、時間差ＴＤRPが算出されていた
が、たとえば、心電誘導波のＱ波或いはＳ波から光電脈
波の最大点或いは最小点までの時間間隔が算出されるこ
とにより時間差ＴＤRPが算出されるなど様々な態様が考
えられる。
【００３０】本発明はその主旨を逸脱しない範囲におい
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
てその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】本発明の一実施例である自律神経機能評価装置
としても機能する酸素飽和度測定装置１０の構成を示す
ブロック図である。
としても機能する酸素飽和度測定装置１０の構成を示す
ブロック図である。
【図２】図１の実施例の電子制御装置３０の制御機能の
要部を説明する機能ブロック線図である。
要部を説明する機能ブロック線図である。
【図３】図１の実施例の電子制御装置３０の制御作動に
より求められる心拍周期ＴRRの変動及び時間差ＴＤRMの
逆数の変動を示す図である。
より求められる心拍周期ＴRRの変動及び時間差ＴＤRMの
逆数の変動を示す図である。
【図４】図１の実施例の電子制御装置３０の制御作動に
より心拍周期ＴRRの変動及び時間差ＴＤRMの逆数の変動
から抽出される第１変動成分ＨＦＣ1 および第２変動成
分ＬＦＣ2 などを示す図である。
より心拍周期ＴRRの変動及び時間差ＴＤRMの逆数の変動
から抽出される第１変動成分ＨＦＣ1 および第２変動成
分ＬＦＣ2 などを示す図である。
【図５】図１の実施例の電子制御装置３０の制御作動に
より求められる時間差ＴＤRMを示す図である。
より求められる時間差ＴＤRMを示す図である。
【図６】図１の実施例の電子制御装置３０の制御作動の
要部を説明するフローチャートである。
要部を説明するフローチャートである。
１０：酸素飽和度測定装置（自律神経機能評価装置） １２：パルスオキシメータ用光電脈波検出プローブ（容
積脈波センサ） ４８：心電誘導装置 ６４：時間差算出手段 ６６：血圧変動推定手段
積脈波センサ） ４８：心電誘導装置 ６４：時間差算出手段 ６６：血圧変動推定手段
Claims (1)
- 【請求項１】 連続的に検出される生体の心拍周期の変
動から抽出される該生体の呼吸周波数に略等しい周波数
成分から成る第１変動成分と、連続的に測定される該生
体の血圧値の変動から抽出される該生体の呼吸周波数よ
りも低い所定の周波数成分から成る第２変動成分とに基
づいて、該生体の自律神経の機能を評価する自律神経機
能評価装置において、 前記生体の心筋の活動電位に伴って発生する心電誘導波
を逐次検出する心電誘導装置と、 該生体の脈拍に同期して発生する容積脈波を逐次検出す
る容積脈波センサと、 該心電誘導装置により逐次検出される該生体の心電誘導
波の周期毎に発生する所定の部位から、該容積脈波セン
サにより逐次検出される該生体の容積脈波の周期毎に発
生する所定の部位までの時間差を連続的に算出する時間
差算出手段と、 該時間差算出手段により連続的に算出される時間差の変
動に基づいて、前記血圧値の変動を推定する血圧変動推
定手段とを、含むことを特徴とする自律神経機能評価装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8025049A JPH09215664A (ja) | 1996-02-13 | 1996-02-13 | 自律神経機能評価装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8025049A JPH09215664A (ja) | 1996-02-13 | 1996-02-13 | 自律神経機能評価装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09215664A true JPH09215664A (ja) | 1997-08-19 |
Family
ID=12155076
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8025049A Pending JPH09215664A (ja) | 1996-02-13 | 1996-02-13 | 自律神経機能評価装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09215664A (ja) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003146107A (ja) * | 2001-11-14 | 2003-05-21 | Hitachi Ltd | 生体状態検出を具備する指認証装置 |
| JP2005052385A (ja) * | 2003-08-05 | 2005-03-03 | Seiko Epson Corp | 生体情報計測装置 |
| JP2007289224A (ja) * | 2006-04-21 | 2007-11-08 | Hitachi Ltd | 生体計測装置および生体計測方法 |
| US7361148B2 (en) | 2003-01-24 | 2008-04-22 | Colin Medical Techology Corporation | Cuff volumetric pulse wave obtaining apparatus, cuff volumetric pulse wave analyzing apparatus, pressure pulse wave obtaining apparatus, and pressure pulse wave analyzing apparatus |
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| US10390716B2 (en) | 2014-04-14 | 2019-08-27 | Murata Manufacturing Co., Ltd. | Pulse transmission time measuring apparatus and biological state estimating apparatus |
| CN110402104A (zh) * | 2017-03-15 | 2019-11-01 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 血压测量装置、方法以及程序 |
-
1996
- 1996-02-13 JP JP8025049A patent/JPH09215664A/ja active Pending
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2017164329A (ja) * | 2016-03-17 | 2017-09-21 | 富士フイルム株式会社 | 診断支援装置とその作動方法および作動プログラム |
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