JPH11104089A

JPH11104089A - 心機能診断装置

Info

Publication number: JPH11104089A
Application number: JP9271758A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiko Amano; 和彦天野; Kazuo Uebaba; 和夫上馬場; Hitoshi Ishiyama; 仁石山
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 1997-10-03
Filing date: 1997-10-03
Publication date: 1999-04-20
Anticipated expiration: 2017-10-03
Also published as: JP3721743B2

Abstract

(57)【要約】【課題】脈波波形について１周期分以上を処理するこ
とのなく、簡易な構成によって心機能状態を診断する。【解決手段】生体から脈波波形を検出する脈波検出部
１０と、脈波波形から心臓の心室拡張期を特定するとと
もに、心室拡張期における切痕の血圧値と切痕波のピー
ク時における血圧値との血圧値差を算出するピーク点抽
出・波形解析部４０と、血圧値差を脈波波形の歪率ｄに
変換する歪率変換テーブル５０と、歪率ｄから脈波波形
の形状を特定する診断部７０とを備え、特定された脈波
波形の形状に対応する診断内容を診断内容記憶部８０か
ら読み出し、告知部９０によって告知する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被験者の抹消部で
検出される脈波波形のうち、心臓の拡張期に相当する波
形の一部または全部を解析して、当該被験者の心機能を
診断・評価する心機能診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】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。ここで、本願と同じ発明者は、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。

【０００３】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２７（ａ）〜（ｃ）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。
同図（ａ）に示す脈波波形の形状は、「平脈」といわ
れ、正常な健康人の脈象である。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、同図（ｂ）に示
す脈波波形の形状は、「滑脈」といわれ、血流状態に異
常を有する者の脈象であり、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、同図（ｃ）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象であり、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、同図（ａ）〜（ｃ）のグラフに
おいて、縦軸および横軸は、それぞれ血圧（ｍｍＨ
ｇ）、時間（秒）である。

【０００４】そして、このような脈波波形の形状とその
歪率ｄとは、図２８に示すような相関関係がある。ここ
で、脈波波形の歪率ｄは、次式（１）により定められ
る。

【０００５】

【数１】

【０００６】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、……、Ａ
_n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〜Ａ_nをそれぞれ求めて歪率ｄを算出すれば、
図２８に示した相関関係により脈波波形の形状を定量的
に特定することが可能となり、被験者の心機能状態を診
断することが可能となる。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来技術においては、脈波波形の形状と心機能状態との関
係を述べたにとどまり、脈波波形のうちどの部分が歪率
に影響を与えるかについは判明していなかった。したが
って、脈波波形の歪率を求めるにあたっては、脈波波形
の１周期分以上をＦＦＴ処理などして、基本波および各
次高調波成分の振幅の大きさを求める必要があり、この
結果、必然的に、心機能の診断には、高い処理能力が要
求されるといった問題があった。この問題は、特に、診
断装置を小型化・軽量化する場合に顕著となる。

【０００８】本発明は、上記問題鑑みてなされたもので
あり、その目的とするところは、脈波波形の１周期分以
上を処理することのなく、簡易な構成により、心機能の
状態を診断することが可能な心機能診断装置を提供する
ことにある。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明にあっては、生体から脈波波形を検出する脈
波検出手段と、前記脈波波形から心臓の拡張期を特定す
る拡張期特定手段と、前記脈波波形のうち、前記拡張期
特定手段により特定された拡張期に相当する波形の一部
あるいは全部を解析する解析手段と、前記解析手段によ
る解析結果に基づいて、当該生体の心機能状態を評価す
る評価手段とを具備することを特徴としている。

【００１０】

【発明の実施の形態】

＜１：第１実施形態＞はじめに、本発明の第１実施形態
に係る心機能診断装置について説明する。

【００１１】＜１−１：第１実施形態の理論的根拠＞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。

【００１２】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１５（ａ）は、心電波形を示すもので
あり、一般に、図における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、同図
（ｂ）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。

【００１３】このような大動脈起始部での血圧波形が、
末梢部（橈骨動脈）においてどのような波形となるかに
ついての一例を同図（ｃ）に示す。すなわち、同図
（ｃ）は、抹消部での脈波波形の一例を示すものであ
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
あり、脈波波形において大動脈弁閉鎖に相当する点は、
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、また、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、同図
（ｃ）に示す脈波波形は、実際には、同図（ｂ）に示す
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。

【００１４】次に、同図（ｃ）に示した脈波波形につい
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
れる。

【００１５】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１６で示されるように定めた。すなわち、波形
パラメータを、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Ｐ０（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、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、脈波開始時点のピーク点Ｐ０（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Ｐ０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。

【００１６】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
て上記式（１）を用いて当該脈波波形の歪率ｄを求め
た。

【００１７】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１７に示す。したがって、血圧値差
（ｙ₅-ｙ₄）を求めるのに必要な構成を採用すれば、こ
れとの相関関係により歪率ｄが求められ、さらに、この
歪率ｄから当該脈波波形の形状が特定でき、この形状か
ら心機能を診断することが可能となる。

【００１８】一方、本願発明者は、拍数についても、各
波形パラメータ単体やこれらの差等との個別的な相関関
係を検討した。この結果、拍数は、心室拡張期に相当す
る期間（ｔ₆-ｔ₄）に対して、相関係数（Ｒ²）が０．９
２という高い相関関係を有することも判明した。このた
め、期間（ｔ₆-ｔ₄）を求めるのに必要な構成を採用す
れば、これとの相関関係により拍数が求めることが可能
となる。なお、拍数については、積極的に心機能評価の
判断材料として用いても良いし、後述するような前提に
あれば、検出しない構成としても良い。

【００１９】＜１−２：第１実施形態の機能構成＞本実
施形態に係る心機能診断装置は、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
た脈波波形を解析して血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）を求め、そ
の値から歪率ｄを介して、その脈波波形の形状を特定す
る一方、脈波波形の解析により心室拡張期に相当する期
間（ｔ₆-ｔ₄）を求めて、その期間から拍数を算出した
後、特定した脈波波形の形状と算出した拍数とから当該
被験者の心機能を総合的に診断するものである。

【００２０】図１に、本実施形態に係る心機能診断装置
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ＭＨ’として出力するものである。

【００２１】本実施形態にかかる心機能診断装置は、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１
０により検出された信号ＭＨには、脈波成分を示す信号
ＭＨ’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＋ＭＨ’
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。

【００２２】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、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ＭＨ
t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ＭＨ’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。

【００２３】次に、ピーク点抽出・波形解析部４０は、
脈波成分を示す信号ＭＨ’について、波形パラメータに
関するピーク点Ｐ０〜Ｐ６の各点に関連した「ピーク情
報」と呼ばれる情報を抽出して、図１６に示した波形パ
ラメータを求めるとともに、これらの波形パラメータか
ら血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）および期間（ｔ₆-ｔ₄）をそれぞ
れ算出するものである。なお、ピーク点抽出・波形解析
部４０の詳細構成およびピーク情報の内容については、
後述することとする。また、ピーク点抽出・波形解析部
４０は、血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）および期間（ｔ₆-ｔ₄）を
求めるにあたって、ピーク点Ｐ０およびＰ４を特定する
が、このことは、必然的に心室収縮期および心室拡張期
を特定することを意味する。すなわち、ピーク点Ｐ０は
駆出波の立ち上がり開始点に相当するから、これを求め
ることは、心室収縮期の始点（心室拡張期の終点）を特
定することを意味し、また、ピーク点Ｐ４は大動脈弁閉
鎖に伴う切痕に相当するから、心室収縮期の終点（心室
拡張期の始点）を特定することを意味する。したがっ
て、ピーク点抽出・波形解析部４０は、必然的に心室収
縮期および心室拡張期を特定する機能も有する。

【００２４】さて、歪率変換テーブル５０は、図１７に
示す相関関係を予め記憶して、ピーク点抽出・波形解析
部４０により求められた血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）を歪率ｄ
に変換するものである。拍数変換テーブル６０は、期間
（ｔ₆-ｔ₄）と拍数との相関関係を予め記憶して、ピー
ク点抽出・波形解析部４０に求められた期間（ｔ₆-
ｔ₄）を拍数に変換するものである。なお、拍数を直接
的あるいは正確に求めるのであれば、ピーク点抽出・波
形解析部４０によって時間ｔ₆を求めて、この換算値か
ら算出すれば良い。

【００２５】診断部７０は、歪率ｄを主として脈波波形
の形状を特定し、被験者の心機能を診断するものであ
る。具体的には、拍数が安静状態の値である場合、前述
のPCT/JP96/01254によれば、歪率ｄと脈波波形の形状と
には図２８に示した関係があるから、この関係を用いて
診断部７０は、歪率ｄにより脈波波形の形状を特定す
る。ただし、拍数が高くなるにつれて歪率ｄが低下する
傾向があるので、診断部７０は、拍数を従として脈波波
形の形状を特定する。なお、診断部７０は、拍数がしき
い値以上であって、かつ、体動検出部２０による信号Ｔ
Ｈによって安静状態にあると判断される場合、当該被験
者が精神的な緊張状態にあるかと診断しても良い。診断
内容記憶部８０は、脈波波形の形状の各々に対応して診
断内容を予め記憶する一方、診断部７０により特定され
た形状の診断内容を出力するものである。ここで、診断
内容記憶部８０は、例えば、脈波波形の形状が「滑脈」
に対しては「平常である」旨を、また「平脈」に対して
は「血流状態が異常である」旨を、さらに「弦脈」に対
しては「血管壁の弾力が減少している」旨を示すメッセ
ージデータ等をそれぞれ記憶する。告知部９０は、診断
内容記憶部８０の診断内容を表示あるいは音声等により
外部に出力するものである。

【００２６】＜１−２−１：ピーク点抽出・波形解析部
の詳細構成＞ここで、ピーク点抽出・波形解析部４０の
詳細について説明する。図２は、その詳細構成を示すブ
ロック図である。図において、マイクロコンピュータ４
０１は、各構成部分を制御するものであり、内部に図示
しないレジスタを有する。波形メモリ４０２は、ＲＡＭ
等によって構成され、Ａ／Ｄ変換器４０３およびローパ
スフィルタ４０４を介して供給される信号ＭＨ’の値、
すなわち、脈波成分を示す信号の波形値Ｗを順次記憶す
る。波形値アドレスカウンタ４０５は、マイクロコンピ
ュータ４０１から波形採取指示ＳＴＡＲＴが出力されて
いる期間、サンプリングクロックφをカウントし、その
カウント結果を、波形値Ｗの波形値アドレスＡＤＲ１
（書込アドレス）として出力するものである。この波形
値アドレスＡＤＲ１は、マイクロコンピュータ４０１に
より監視される。また、セレクタ４０６は、波形メモリ
４０２へのアドレスを選択するものであり、マイクロコ
ンピュータ４０１によってセレクト信号Ｓ１が出力され
ていない場合、波形値アドレスカウンタ４０５によって
出力される波形値アドレスＡＤＲ１を選択する一方、セ
レクト信号Ｓ１が出力されている場合、マイクロコンピ
ュータ４０１によって出力される読出アドレスＡＤＲ４
を選択する。

【００２７】一方、微分回路４１１は、ローパスフィル
タ４０４から順次出力される波形値Ｗを時間微分して出
力する。零クロス検出回路４１２は、波形値Ｗが極大値
または極小値となることによって波形値Ｗの時間微分が
ゼロとなった場合に、零クロス検出パルスＺを出力する
ものである。さらに詳述すると、零クロス検出回路４１
２は、図１６に示した波形パラメータのピーク点Ｐ０〜
Ｐ６を検出するために設けられた回路であり、これらの
ピーク点に対応した波形値Ｗが入力された場合に零クロ
ス検出パルスＺを出力する。

【００２８】次に、ピークアドレスカウンタ４１３は、
マイクロコンピュータ４０１によって波形採取指示ＳＴ
ＡＲＴが出力されている期間、零クロス検出パルスＺを
カウントし、そのカウント結果をピークアドレスＡＤＲ
２として出力するものである。移動平均算出回路４１４
は、現時点までに微分回路４１１によって出力された波
形値Ｗの時間微分値を過去所定個数分だけ蓄積して、そ
の平均値を算出し、その結果を現時点に至るまでの脈波
の傾斜を表す傾斜情報ＳＬＰとして出力するものであ
る。

【００２９】ピーク情報メモリ４１５は、図３に示すピ
ーク情報を記憶するために設けられたものであり、その
内容の詳細については次の通りである。波形値アドレスＡＤＲ１ローパスフィルタ４０４から出力される波形値Ｗが極大
値または極小値となった時点において、波形値アドレス
カウンタ４０５から出力されている波形値アドレスであ
る。換言すれば、波形メモリ４０２にて、極大値または
極小値に相当する波形値Ｗが書き込まれたアドレスであ
る。ピーク種別Ｂ／Ｔ上記波形値アドレスＡＤＲ１に書き込まれた波形値Ｗが
極大値Ｔ（Top）であるか極小値Ｂ（Bottom）であるか
を示す情報である。波形値Ｗ上記極大値または極小値に相当する波形値である。ストローク情報ＳＴＲＫ直前のピーク値から当該ピーク値に至るまでの波形値の
変化分である。傾斜情報ＳＬＰ当該ピーク値に至るまでの過去所定個数分の波形値の時
間微分の平均値である。

【００３０】＜１−３：第１実施形態の動作＞次に、図
１に示した第１実施形態の動作について説明する。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ＭＨ’となって、ピーク点抽出・波形解析部４０に
供給される。ピーク点抽出・波形解析部４０において
は、後述するように信号ＭＨ’のデータが蓄積・解析さ
れて、脈波波形の波形パラメータが算出され、さらに、
これらの波形パラメータから脈波波形における切痕から
切痕波ピークまでの血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）および心室拡
張期の期間（ｔ₆-ｔ₄）がそれぞれ求められる。求めら
れた血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）は、歪率変換テーブル５０に
よって脈波波形の歪率ｄに変換される一方、期間（ｔ₆-
ｔ₄）は、拍数変換テーブル６０によって拍数に変換さ
れる。診断部７０において、歪率ｄを主とし、拍数を従
として脈波波形の形状が「滑脈」、「平脈」あるいは
「弦脈」のいずれかに特定されると、特定された脈波波
形の形状に対応する診断内容が診断内容記憶部８０から
読み出される。そして、告知部９０によって、読み出さ
れた診断内容が表示されたり、音声等により通知された
りして、被験者に告知される。

【００３１】＜１−３−１：ピーク点抽出・波形解析部
の動作＞ここで、図２に示したピーク点抽出・波形解析
部４０の動作について説明する。ピーク点抽出・波形解
析部４０は、脈波波形を取得してから、波形パラメータ
を求め、さらに、血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）および期間（ｔ₆
-ｔ₄）を求めるまでを、複数の段階で行う。そこで、ピ
ーク点抽出・波形解析部４０の動作については、各段階
に分けて説明することとする。

【００３２】＜１−３−１−１：脈波波形の蓄積および
そのピーク情報の採取＞まず、ピーク点抽出・波形解析
部４０においては、信号ＭＨ’が図２における波形メモ
リ４０２に蓄積されるとともに、当該信号ＭＨ’で示さ
れる脈波波形のピーク情報が採取される。この動作は、
詳細には次のようにして実行される。まず、脈波波形の
採取開始を指示する旨の信号ＳＴＡＲＴがマイクロコン
ピュータ４０１によって出力されると、波形値アドレス
カウンタ４０５およびピークアドレスカウンタ４１３の
リセットが解除される。この結果、サンプリングクロッ
クφのカウントが波形値アドレスカウンタ４０５によっ
て開始され、そのカウント値たる波形値アドレスＡＤＲ
１が、セレクタ４０６を介して波形メモリ４０２に書込
アドレスとして供給される。そして、体動信号除去部３
０から出力された脈波成分を示す信号ＭＨ’がＡ／Ｄ変
換器４０３に入力され、サンプリングクロックφにした
がってディジタル信号に順次変換され、ローパスフィル
タ４０４を介し波形値Ｗとして順次出力される。このよ
うにして出力された波形値Ｗは、波形メモリ４０２に順
次供給され、その時点において波形値アドレスＡＤＲ１
で指定される記憶領域に書き込まれる。以上の動作によ
り、例えば、図４に例示する脈波波形における一連の波
形値Ｗが波形メモリ４０２に蓄積されることとなる。

【００３３】一方、この蓄積動作と並行して、ピーク情
報の採取およびピーク情報メモリ２０５への書き込み
が、以下のようにして実行される。まず、脈波成分を示
す信号ＭＨ’の波形値Ｗが微分回路４１１によって時間
微分され、この結果が零クロス検出回路４１２および移
動平均算出回路４１４にそれぞれ供給される。このよう
にして波形値Ｗの時間微分値が供給される毎に、移動平
均算出回路４１４は、過去所定個数の時間微分値の平均
値（すなわち、移動平均値）を演算し、演算結果を傾斜
情報ＳＬＰとして出力する。ここで、波形値Ｗが上昇中
もしくは上昇を終えて極大状態となっている場合は傾斜
情報ＳＬＰとして正の値が出力され、下降中もしくは下
降を終えて極小状態となっている場合は傾斜情報ＳＬＰ
として負の値が出力される。

【００３４】例えば、図４に示す脈波波形がローパスフ
ィルタ４０４から出力されると、ピーク点Ｐ’１は極大
点であるから、時間微分としてゼロが微分回路４１１か
ら出力される。このため、零クロス検出パルスＺが、零
クロス検出回路４１２によって出力される。この結果、
マイクロコンピュータ４０１により、その時点における
波形値アドレスカウンタ４０５のカウント値たる波形値
アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、ピークアドレスカウンタ
のカウント値であるピークアドレスＡＤＲ２（この場
合、ＡＤＲ２＝０）および傾斜情報ＳＬＰが取り込まれ
る。また、零クロス検出パルスＺが出力されることによ
ってピークアドレスカウンタ２０３のカウント値たるピ
ークアドレスＡＤＲ２が「１」になる。

【００３５】一方、マイクロコンピュータ４０１は、取
り込んだ傾斜情報ＳＬＰの符号に基づいてピーク種別Ｂ
／Ｔを作成する。このようにピーク点Ｐ’１の波形値Ｗ
が出力されている場合、その時点における傾斜情報ＳＬ
Ｐが正の値となるので、マイクロコンピュータ４０１
は、ピーク情報Ｂ／Ｔの値を極大点に対応した「Ｔ」と
する。そして、マイクロコンピュータ４０１は、ピーク
アドレスカウンタ４１３から取り込んだピークアドレス
ＡＤＲ２（この場合、ＡＤＲ２＝０）をそのまま書込ア
ドレスＡＤＲ３として指定し、波形値Ｗ、この波形値Ｗ
に対応した波形値アドレスＡＤＲ１、ピーク種別Ｂ／
Ｔ、傾斜情報ＳＬＰを第１回目のピーク情報としてピー
ク情報メモリ４１５に書き込む。なお、ピーク情報の書
き込みが第１回目の場合、直前のピーク情報がないため
ストローク情報ＳＴＲＫの作成および書き込みは行わな
い。

【００３６】その後、図４に示す脈波波形において、ピ
ーク点Ｐ’２に対応した波形値Ｗがローパスフィルタ４
０４から出力されると、上述と同様に零クロス検出パル
スＺが出力され、波形値アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、
ピークアドレスＡＤＲ２（＝１）、傾斜情報ＳＬＰ（＜
０）がマイクロコンピュータ４０１により取り込まれ
る。そして、上記と同様、マイクロコンピュータ４０１
により、傾斜情報ＳＬＰに基づいてピーク種別Ｂ／Ｔが
決定される。ここでは、ピーク点Ｐ’２は極小点なの
で、その時点における傾斜情報ＳＬＰは負の値となり、
ピーク情報Ｂ／Ｔの値は極小点に対応した「Ｂ」とな
る。また、マイクロコンピュータ４０１によって、ピー
クアドレスＡＤＲ２よりも「１」だけ小さいアドレスが
読出アドレスＡＤＲ３としてピーク情報メモリ４１５に
供給される。これにより、第１回目に書き込まれた波形
値Ｗが読み出される。そして、マイクロコンピュータ４
０１によって、ローパスフィルタ４０４から今回取り込
んだ波形値Ｗと、ピーク情報メモリ４１５から読み出し
た第１回目の波形値Ｗとの差分が演算され、ストローク
情報ＳＴＲＫが求められる。このようにして求められた
ピーク種別Ｂ／Ｔ、ストローク情報ＳＴＲＫが、波形値
アドレスＡＤＲ１、波形値Ｗ、傾斜情報ＳＬＰととも
に、第２回目のピーク情報としてピーク情報メモリ４１
５のピークアドレスＡＤＲ３＝１に対応した記憶領域に
書き込まれる。以後、ピーク点Ｐ’３、Ｐ’４、…、が
検出された場合も同様の動作が実行される。そして、所
定のタイミングで、マイクロコンピュータ４０１により
波形採取指示ＳＴＡＲＴの出力が停止され、波形値Ｗお
よびピーク情報の採取が終了する。

【００３７】＜１−３−１−２：１拍分の脈波波形を特
定＞このようにして図４に例示した脈波波形のピーク点
Ｐ’１〜のピーク情報を採取しても、それだけでは、図
１６に定めた波形パラメータを求めたことにはならな
い。すなわち、図４に示した脈波波形１拍分を特定して
はじめて、図１６で定めた波形パラメータと対応するの
である。このため採取したピーク点Ｐ’１〜のピーク情
報から脈波波形を１拍分特定する必要がある。この特定
処理は、次のようにして実行される。

【００３８】まず、この特定にあたっては、脈波波形の
特徴、すなわち、脈波波形の血圧値が心室収縮期の開始
点、すなわち、大動脈弁解放に相当するピーク点Ｐ０に
おいて最低となり、その直後の駆出波に相当するピーク
点Ｐ１において最高となる、という特徴を利用する。そ
のため、マイクロコンピュータ４０１は、ピーク情報メ
モリ４１５から各ピーク点Ｐ’１、Ｐ’２、…、に対応
した傾斜情報ＳＬＰおよびストローク情報ＳＴＲＫを順
次読み出す。次いで、マイクロコンピュータ４０１は、
各ストローク情報ＳＴＲＫの中から正の傾斜に対応した
ストローク情報（すなわち、対応する傾斜情報ＳＬＰが
正の値となっているもの）を選択し、さらに、これらの
ストローク情報の中から値の大きなものを所定個数だけ
抽出する。すなわち、マイクロコンピュータ４０１は、
第１に、極大点であるピーク点をとりあえず選択し、第
２に、その中から直前ピーク点との変化分が大きいピー
ク点を抽出する。ここで、ピーク点を所定個数抽出して
いるが、これは、複数周期分について検討する趣旨であ
る。

【００３９】次に、マイクロコンピュータ４０１は、抽
出したピーク点に対応するストローク情報ＳＴＲＫの中
から中央値に相当するものを特定する。これにより、１
拍分の脈波波形の立上部分（例えば、図４において符号
ＳＴＲＫＭによって示した部分）に相当するストローク
情報が特定される。なお、この特定は、複数周期分の脈
波波形についてピーク情報が採取されていることを前提
としているから、測定異常と考えられるものを除外する
趣旨である。そして、マイクロコンピュータ４０１は、
当該ストローク情報のピークアドレスよりも「１」だけ
前のピークアドレスに相当するピーク点を、波形パラメ
ータのピーク点Ｐ０とし、以下のピークアドレスに相当
するピーク点を、順次、波形パラメータのピーク点Ｐ１
〜Ｐ６と特定する。例えば、図４でいえば、立上部分Ｓ
ＴＲＫＭの直前に位置するピーク点Ｐ’６が、波形パラ
メータの算出基準となるピーク点Ｐ０と特定され、以下
に続くピーク点Ｐ’７〜Ｐ’１２が順次波形パラメータ
のピーク点Ｐ１〜Ｐ６と特定される。すなわち、ピーク
点Ｐ０を基準として時系列にピーク点Ｐ１〜Ｐ６が特定
される。このように各ピーク点Ｐ１〜Ｐ６は、最小極小
点となるピーク点Ｐ０を基準として時系列に特定され
る。例えば、心室収縮期および心室拡張期を定めるピー
ク点Ｐ４は、ピーク点Ｐ０から時系列に数えて第２番目
に現れる極小点として特定される。なお、各ピーク点Ｐ
１〜Ｐ６は、最小極小点となるピーク点Ｐ０を基準とし
て、値の大小関係で特定されても良い。例えば、ピーク
点Ｐ４は、値の大きさが下から２番目の極小点、すなわ
ち、ピーク点Ｐ０に次いで小さい極小点として特定され
ても良い。

【００４０】＜１−３−１−３：波形パラメータの算出
＞マイクロコンピュータ４０１は、上記１拍分の脈波波
形に対応した各ピーク情報を参照して各波形パラメータ
を算出する。例えば、ピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１２が、波
形パラメータの基準となるピーク点Ｐ０〜Ｐ６と特定さ
れた場合、次のようにして求められる。血圧値ｙ₁〜ｙ₅ ピーク情報のうちピーク点Ｐ’６〜Ｐ’１１の波形値Ｗ
に係数を乗じたものを、それぞれｙ₁〜ｙ₅とする。な
お、この係数は、脈波検出部１０の感度や、Ａ／Ｄ変換
器４０３の特性、ローパスフィルタ４０４の回路構成な
どにより決定されるものである。時間ｔ₁ ピーク点Ｐ’７に対応する波形アドレスからピーク点
Ｐ’６に対応する波形アドレスを差し引き、その結果に
対してサンプリングクロックφの周期を乗じてｔ₁を算
出する。時間ｔ₂〜ｔ₆ 上記ｔ₁と同様、対応する各ピーク点間の波形アドレス
差に基づいてそれぞれ演算する。マイクロコンピュータ
４０１は、以上のようにして得られた各波形パラメータ
を、内部のレジスタに蓄積する。

【００４１】＜１−３−１−４：血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）
および期間（ｔ₆-ｔ₄）の算出＞マイクロコンピュータ
４０１は、第１に、内部のレジスタから、ｙ₄、ｙ₅、ｔ
₄およびｔ₆をそれぞれ読み出し、第２に、読み出したｙ
₄およびｙ₅に基づいて血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）を算出し、
第３に、読み出したｔ₄およびｔ₆に基づいて期間（ｔ₆-
ｔ₄）を算出する。このようにして、血圧値差（ｙ₅-
ｙ₄）および期間（ｔ₆-ｔ₄）はそれぞれ算出されて、診
断部７０の基礎とされることとなる。

【００４２】なお、本実施形態にかかる心機能診断装置
においては、体動検出部２０により被験者の体動成分を
検出する構成となっていたが、被験者が体動していない
状態にあることを前提として診断するならば、脈波検出
部１０により信号ＭＨは、そのまま脈波成分のみを示す
信号ＭＨ’となるので、体動検出部２０および波形処理
部２１は不要である。くわえて、本装置においては、心
室拡張期に相当する期間（ｔ₆-ｔ₄）から拍数を求める
構成としたが、波形パラメータの期間ｔ₆から求めても
良いのはもちろんであるし、また、被験者の拍数が十分
に低い状態にあることを前提として診断するならば、拍
数を求めるための構成そのものも不要となる。このた
め、拍数を検出するための拍数変換テーブル６０や拍数
を考慮に入れる評価許可部７０は、あくまでも任意的な
要件である。

【００４３】以上のように、第１実施形態に係る心機能
診断装置によれば、ただ単に被験者から検出した脈波波
形のピーク点を抽出して、切痕から切痕波ピークまでの
血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）を求めるだけで、当該被験者の心
機能状態をある程度診断することが可能となる。したが
って、脈波波形について周波数解析処理をしなくて済む
ので、処理の負担を低減することができ、装置の小型化
や簡易化などに大いに貢献することが可能となる。

【００４４】＜１−４：応用例＞次に、上述した第１実
施形態に係る心機能診断装置の応用例について説明す
る。

【００４５】＜１−４−１：心室拡張期の脈波波形を規
定する指標＞本願発明者は、循環（血行）の状態を非侵
襲的に求めるため、大動脈起始部から抹消部までの動脈
系の挙動を電気的モデルによりシミュレートして、血管
の粘性抵抗やコンプライアンスなどの循環動態に関する
パラメータを近似的に算出する技術を提案している（特
開平6-205747号：発明の名称「脈波解析装置」や、PCT/
JP96/03211：発明の名称「生体状態測定装置」などを参
照）。この技術は、端的に言えば、動脈系の挙動をシミ
ュレートした電気的モデルに、被験者の大動脈起始部の
圧力波に対応する電気信号を与えたとき、その応答波形
が、実際に検出された脈波波形と一致するように、電気
的モデルを構成する各素子の値を定めることで、各素子
に対応する循環動態のパラメータを近似的に算出するも
のである。この電気的モデルについては、図１８（ａ）
に示すような四要素集中定数モデルや、同図（ｂ）に示
すような五要素集中定数モデルがある。特に、後者の五
要素集中定数モデルについては、人体の循環動態の挙動
を決定する要因のうち、四要素集中定数モデルで採用さ
れる中枢部での血液による慣性、中枢部での血液粘性に
よる血管抵抗（粘性抵抗）、末梢部での血管のコンプラ
イアンス（粘弾性）、および、末梢部での血管抵抗（粘
性抵抗）、以上４つのパラメータに対し、さらに、大動
脈コンプライアンスを追加して、これらのパラメータを
電気回路としてモデリングしたものである。

【００４６】以下、集中定数モデルを構成する各素子と
各パラメータとの対応関係を記す。静電容量Ｃ_c ：大動脈コンプライアンス［cm⁵/dyn］電気抵抗Ｒ_c ：動脈系中枢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm⁵］インダクタンスＬ：動脈系中枢部での血液による慣性［dyn・s²/cm⁵］静電容量Ｃ：動脈系末梢部での血管コンプライアンス［cm⁵/dyn］電気抵抗Ｒ_p ：動脈系末梢部での血液粘性による血管抵抗［dyn・s/cm⁵］

【００４７】また、集中定数モデルに流れる電流ｉ、ｉ
_p、ｉ_c、ｉ_sは、各々対応する各部を流れる血流［cm⁵/
s］に相当する。なかでも、電流ｉは大動脈血流に相当
し、電流ｉ_sは左心室から拍出される血流に相当してい
る。また、入力電圧ｅは左心室圧［dyn/cm²］に相当
し、電圧ｖ₁は大動脈起始部での圧力［dyn/cm²］に相当
する。さらに、静電容量Ｃの端子電圧ｖ_pは橈骨動脈部
での圧力［dyn/cm²］に相当する。くわえて、ダイオー
ドＤは、大動脈弁に相当するものであって、心室の収縮
期に相当する期間においてオン（弁が開いた状態）とな
る一方、拡張期に相当する期間においてオフ（弁が閉じ
た状態）となる。

【００４８】このように、大動脈起始部から抹消部まで
の動脈系は、図１８（ａ）や（ｂ）などの電気的モデル
によりシミュレートして考えることが可能である。ここ
で、動脈系を一種の電気的モデルとして考えた場合にお
いて、心室拡張期における脈波波形につき、再び考察し
てみる。心室拡張期は、上述のように大動脈弁の閉鎖期
間をいうから、理論的には、この期間において血液は拍
出されない。にかかわらず、心室収縮期において抹消部
には、切痕波という１つのなだらかな波が現れる。この
現象を、上記電気的モデルに置き換えて考えてみると、
心室収縮期において拍出される血液波形に相当する電気
信号をパルスとして電気的モデルの入力端に印加したな
らば、その出力端に、入力パルスに応答する第１の波形
（駆出波）と、この波形に続く第２の波形（退潮波）と
が現れ、さらに、入力パルスの消滅後、第３の波形（切
痕波）が、が現れたことを意味する。

【００４９】したがって、心室拡張期に相当する脈波波
形は、心臓という電源と動脈系という負荷とを接続した
場合であって、かつ、心臓という電源が動作を中断して
いる場合、すなわち、大動脈弁が閉鎖している場合にお
いて、動脈系の過渡的な遅れ特性により定まる波形と言
える。このため、心室拡張期に相当する脈波波形を解析
することは、第１に、心臓に対する動脈系の過渡的特性
を評価することにつながる、と考えられる。もちろん、
心室拡張期に相当する脈波波形は、それ以前の収縮期で
の波形に依存するものであるから、拡張期における脈波
波形を解析することは、第２に、当該波形前の、心室拡
張期の脈波波形を解析することにもつながる、と考えら
れる。ここで、心室拡張期に相当する脈波波形を解析す
る方法として、その波形を規定する指標を求めること
や、退潮波を周波数解析することなどが考えられる。こ
の指標には、例えば、第１実施形態における切痕波の振
幅や、期間、さらに、これらを心室拡張期の期間や最小
最大血圧値差で正規化した値などが考えられ、また、周
波数解析には、第２実施形態で述べるウェーブレット変
換や第３実施形態で述べる級数展開などが考えられる。
くわえて、これらの時間的変化率も有用であると考えら
れる。この場合、第１実施形態にかかるピーク点抽出・
波形解析部４０が、各波形パラメータから必要とする指
標を算出する構成により、心室拡張期に相当する脈波波
形を規定する指標を求めることができ、さらに、これら
の指標を時系列的に記憶する構成とすれば、当該指標の
時間的推移の作成も可能であるし、算出間隔で変化分を
除算する構成とすれば、当該指標の時間的変化率を求め
ることも可能である。

【００５０】ここで、時間的変化率を求める場合におけ
る告知の種々の例について説明する。まず、図５に示す
ように、例えば、指標の変化率を６段階にランク付けす
るとともに、それらのランク付けにそれぞれ対応する診
断メッセージを評価内容として記憶させておき、算出さ
れた指標の変化率に対応する診断メッセージを読み出し
て告知する構成とすることが考えられる。また、診断メ
ッセージではなくて、図６に示すようなフェイスチャー
トを、算出された指標の変化率に対応して表示する構成
としても良い。もちろん、指標そのものを告知する構成
としても良い。

【００５１】また、指標の時間的推移は、例えば、次の
ようにして作成される。具体的には、ピーク点抽出・波
形解析部４０により算出された指標をその算出時刻とと
も組にして時系列的に記憶する一方、複数の組を読む出
して、読み出したデータのうち時刻をｘ軸に、指標をｙ
軸にそれぞれとることにより、当該指標の時間的推移が
作成される。この場合、図７に示すように、ｘ軸を、読
み出した最も古い時刻を基準とする経過時間とし、さら
に、ｙ軸について言えば、読み出した最も古い時刻に対
する指標の大きさを「１．０」として、それ以外の時間
をその割合で示しても良い。なお、図示の例では、測定
が２分間隔で行われる場合を示す。

【００５２】＜１−４−２：外部機器へのデータ転送＞
心機能診断装置に小型化・軽量化が要求される場合、図
１および図２に示す構成を１個の装置として集約する構
成では、その評価・診断も医師等の判断が入り込む余地
がないものとなる。そこで、被験者の脈波波形を検出し
た後、図１における診断部７０に供給すべき歪率ｄおよ
び拍数を外部機器にデータ転送して、医師等の第三者が
詳細な診断・解析を可能とする構成が考えられる。

【００５３】図１において波線で示した通信Ｉ／Ｆ（イ
ンターフェイス）７６がそのための構成である。通信Ｉ
／Ｆ７６は、内部にデータバッファを有し、歪率ｄ、拍
数および、これらの算出時刻を組にして、所定の測定期
間分だけ蓄積した後、通信Ｉ／Ｆ７６にデータ転送する
構成となっている。ここで、通信Ｉ／Ｆ７６は、外部機
器と光通信にてデータ転送するためのＬＥＤおよびフォ
トトランジスタを有するものである。また、歪率ｄおよ
び拍数が算出された時刻については、図示しないタイマ
等により出力されることとする。

【００５４】一方、図８は、このような外部機器の構成
を示すブロック図である。この図のように、外部機器
は、機器本体６００や、ディスプレイ６０１、キーボー
ド６０２、プリンタ６０３などから構成されて、以下の
点を除いて通常のパーソナルコンピュータと同じもので
ある。すなわち、機器本体６００は、図１における診断
部７０以降の構成を構築するとともに、送信データを光
に変換して送信するためのＬＥＤ６０４を有する一方、
受信光をデータに変換するためのフォトトランジスタ６
０５を有している。これらＬＥＤ６０４、フォトトラン
ジスタ６０５には、心機能診断装置の通信Ｉ／Ｆ７６に
設けられるＬＥＤおよびフォトトランジスタの特性と同
一もしくは近似しているものがそれぞれ用いられる。こ
こでは、近赤外線タイプ（例えば中心波長が９４０ｎｍ
のもの）が望ましい。そして、近赤外線タイプを用いる
場合には、可視光を遮断するための可視光カット用のフ
ィルタが、機器本体６００の前面に設けられ、光通信用
の通信窓６０６となっている。

【００５５】このような構成にかかる心機能診断装置
は、データ転送を行わない場合には、単独でも歪率ｄお
よび拍数に基づいて上述した被験者の心機能状態を評価
・診断を行う一方、データ転送を行う場合には、歪率変
換テーブル５０により変換された歪率ｄ、拍数変換テー
ブル６０により変換された拍数、および、これらの算出
時刻からなる組を、所定の測定期間分だけ通信Ｉ／Ｆ７
６のデータバッファに蓄積する。ここで、医師等の第三
者がキーボード６０１を操作して、データ要求を指示す
ると、外部機器は、データリクエスト信号をＬＥＤ６０
４を介して送信した後、データを受信するための待機状
態となる。一方、心機能診断装置側における通信Ｉ／Ｆ
７６のフォトトランジスタがデータリクエスト信号を受
信すると、通信Ｉ／Ｆ７６のデータバッファに蓄積され
た組データが、通信Ｉ／Ｆ７６のＬＥＤにより送信され
る。この組データをフォトトランジスタ６０５が受信す
ることにより、外部機器では、被験者における脈波波形
の歪率ｄ、被験者の拍数、および、これらが算出された
時刻が取得されることになる。この後、外部機器では、
図１における診断部７０以降の構成を構築することによ
り、脈波波形の歪率ｄや拍数、これらの算出時刻に基づ
いて被験者の心機能状態を評価・診断や、蓄積したデー
タにより医師等の診断も可能となる。

【００５６】なお、データ転送には、脈波波形の歪率ｄ
や、拍数ではなく、その前段階である血圧値差（ｙ₅-ｙ
₄）や期間（ｔ₆-ｔ₄）でも良い。また、このほかに、被
験者の体動状態も併せて外部機器に送信することや、逆
に、歪率ｄや拍数に対応する診断メッセージなどを外部
機器側にて設定して、その内容を心機能装置側に送信す
ることなどが考えられる。

【００５７】＜２：第２実施形態＞次に、本発明の第２
実施形態に係る心機能診断装置について説明する。

【００５８】＜２−１：第２実施形態の理論的根拠＞従
来より、脈波波形を周波数解析して得られる周波数スペ
クトルが当該脈波波形の特徴を表す情報となる得ること
が判明している。このため、被験者の脈波波形を周波数
解析することは、それなりの意義がある。ところで、上
述したように、切痕から切痕波ピークまでの血圧値差
（ｙ₅-ｙ₄）とその脈波波形の歪率ｄとには高い相関関
係がある。このことは、脈波波形における高次調波成分
が血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）を定める切痕および切痕波近傍
に集中していることを意味する。このため、脈波波形の
周波数解析結果は、脈波波形の１周期分全域にわたって
解析した場合と、脈波波形の切痕および切痕波近傍に限
定して解析した場合とにおいて大きな相違を有しないと
考えられる。したがって、被験者の脈波波形を周波数解
析するにあたっては、１周期分以上周波数解析する必要
がなく、切痕および切痕波近傍に限定して解析するだけ
十分である考えられる。

【００５９】＜２−２：第２実施形態の機能的構成＞第
２実施形態に係る心機能診断装置は、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、第１に、予め
典型的な症状に対応する脈波波形の解析結果を求め、第
２に、脈波波形の周波数解析を切痕および切痕波近傍に
限定して実行し、第３に、その結果得られた解析結果と
最も近似する症状を特定し、第４に、特定した症状に対
応する診断内容を告知する、というものである。図９
は、本実施形態に係る心機能診断装置の機能構成を示す
ブロック図である。この図において、図１に示した心機
能診断装置と相違する部分は、ウェーブレット変換部２
００、周波数補正部２１０、サンプル記憶部２２０およ
び診断部７１を設けた点のほか、ピーク点抽出・波形解
析部４０の機能などである。以下、これらの相違点を中
心に説明することとする。

【００６０】ピーク点抽出・波形解析部４０は、脈波成
分を示す信号ＭＨ’から脈波波形の各ピーク点を抽出し
て波形パラメータを算出し、期間（ｔ₆-ｔ₄）を求める
点は第１実施形態と同じであるが、本実施形態にあって
は、さらに、内部の波形メモリ４０２に蓄積した脈波波
形のうち心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤを読み出し
て、ウェーブレット変換部２００に供給する。

【００６１】また、ウェーブレット変換部２００は、後
述する構成によって、ピーク点抽出・波形解析部４０か
ら読み出された心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤに対
し、ウエーブレット変換を実行して、脈波解析データＭ
ＫＤを生成するものである。一般に、信号を時間と周波
数と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。ここで、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
して導入すると、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。

【００６２】

【数２】

【００６３】この式（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。なお、ウェーブレット変換部２００の詳細な構
成については後述するものとする。

【００６４】次に、周波数補正部２１０は、ウェーブレ
ット変換部２００による脈波解析データＭＫＤを周波数
補正して、補正解析データＭＫＤ’を生成するものであ
る。詳細には、上記した式（２）には周波数に対応する
「１／√ａ」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。このため周波数補正部２１０が設けられたのであ
り、ウエーブレットデータに係数√ａを乗算して、解析
補正データＭＫＤ’を生成する。これにより、脈波解析
データＭＫＤは、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されること
となる。

【００６５】一方、サンプル記憶部２２０は、典型的な
脈波波形の形状に対応する解析結果を記憶するものであ
る。本実施形態にあっては、たとえば、予め「滑脈」、
「平脈」および「弦脈」の形状に対応する脈波波形を、
心室拡張期に相当する期間においてウェーブレット変換
し、さらに、周波数補正しておき、これらに対応する解
析結果がサンプルとして、例えば、図１１（ｂ）に示す
ように、時間成分と周波数成分とが各８分割されたデー
タ形式で記憶されている。

【００６６】次に、診断部７１は、サンプル記憶部２２
０に記憶されているサンプルのうち、周波数補正部２１
０による補正解析データＭＫＤ’と最も近似するもの
を、高い成分が存在する位置や各成分の分布などから判
断して、被験者の脈波波形を特定するものである。ただ
し、診断時の拍数がサンプルを求めたときの値と乖離す
れば、誤った判断をする可能性が生じるので、診断部７
１は、歪率変換テーブル６０の拍数を補助的に入力し、
サンプルを求めたときの拍数との差が一定値以上あれば
診断しないようにしている。

【００６７】＜２−２−１：ウェーブレット変換器の構
成＞ここで、ウエーブレット変換部２００の詳細構成に
ついて説明する。かかるウエーブレット変換部２００
は、上記式（２）の演算処理を行うものであり、その構
成は図１０に示すように次の要素からなる。すなわち、
ウエーブレット変換部２００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から構成される。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。また、
ウェーブレット変換部２００は、心室拡張期の始点たる
ピーク点Ｐ４からその終点たるピーク点Ｐ６までの期間
Ｔを示す信号を入力して、当該期間Ｔを８分割した時間
間隔で脈波解析データを出力するようになっている。

【００６８】＜２−３：第２実施形態の動作＞次に、図
９に示した第２実施形態の動作について説明する。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ＭＨ’となって、ピーク点抽出・波形解析部４０に
供給される。ピーク点抽出・波形解析部４０は、第１実
施形態と同様に、信号ＭＨ’のデータを蓄積・解析し
て、脈波波形の波形パラメータを算出し、これらの波形
パラメータから脈波波形における心室拡張期の期間（ｔ
₆-ｔ₄）を求めた後、さらに次の動作を行う。すなわ
ち、図２において、ピーク点抽出・波形解析部４０のマ
イクロコンピュータ４０１は、各波形パラメータを算出
後、第１に、ピーク情報メモリ４１５から、ピーク点Ｐ
４、Ｐ６に特定したピーク点の波形値アドレスをそれぞ
れ読み出し、第２に、セレクト信号Ｓ１を出力し、第３
に、読み出したピーク点Ｐ４に相当するピーク点の波形
値アドレスを、ピーク点Ｐ６に相当するピーク点の波形
値アドレスまでサンプリングクロックφで歩進させて、
これを波形メモリの読出アドレスＡＤＲ４として出力す
る。これにより、波形メモリ４０２からは、切痕に相当
するピーク点Ｐ４から切痕波の終期に相当するピーク点
Ｐ０までの脈波波形ＭＤ、すなわち、心室拡張期に相当
する脈波波形ＭＤが読み出されることとなる。

【００６９】心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤは、後
述するように、ウェーブレット変換部２００によってウ
ェーブレット変換されて、この結果、時間領域および周
波数領域において各８分割された脈波解析データＭＫＤ
が生成される。この脈波解析データＭＫＤは、さらに、
周波数補正部２１０によって周波数補正されて、補正解
析データＭＫＤ’となる。一方、拍数変換テーブル６０
においては、ピーク点抽出・波形解析部４０により算出
された期間（ｔ₆-ｔ₄）が拍数に変換される。次に、診
断部７１においては、第１に、歪率変換テーブル６０に
よる拍数とサンプル記憶部２２０に記憶されているサン
プルを求めたときの拍数との差を求め、第２に、その差
がしきい値以上であるか否かを判断して、しきい値以上
であれば、診断を行わない旨の信号を出力する一方、し
きい値以下であれば、解析補正データＭＫＤ’とサンプ
ル記憶部２２０に記憶されているサンプルとを互いに比
較し、解析補正データＭＫＤ’と最も近似するサンプル
を判断して被験者の脈波波形を特定し、その形状を示す
信号を出力する。そして、特定された脈波波形の形状に
対応する診断内容（あるいは診断を行わない旨の内容）
が、診断内容記憶部８０から読み出され、第１実施形態
と同様に、告知部９０によって、読み出された内容が表
示されたり音声等により通知されたりして、被験者に告
知される。

【００７０】＜２−３−１：ウェーブレット変換器の動
作＞ここで、ウェーブレット変換部２００の動作につい
て説明する。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。

【００７１】そして、乗算部Ｗ５は、変数１／√ａ、関
数ψ（ｘ−ｂ／ａ）および脈波データＭＤを乗算してウ
エーブレット変換を行い、脈波解析データＭＫＤを生成
する。図１１（ｂ）は、同図（ａ）に示す脈波波形を心
室拡張期においてウェーブレット変換して、その結果得
られる脈波解析データＭＫＤを示すものである。なお、
図２における波形メモリ４０２からは、脈波波形の１拍
分ではなく、ピーク点Ｐ４からピーク点Ｐ６までの心室
拡張期に相当する脈波波形ＭＤが読み出される点に留意
すべきである。図１１（ｂ）に示すように、脈波解析デ
ータＭＫＤは、０Ｈｚ〜０．５Ｈｚ、０．５Ｈｚ〜１．
０Ｈｚ、１．０Ｈｚ〜１．５Ｈｚ、１．５Ｈｚ〜２．０
Ｈｚ、２．０Ｈｚ〜２．５Ｈｚ、２．５Ｈｚ〜３．０Ｈ
ｚ、３．０Ｈｚ〜３．５Ｈｚ、３．５Ｈｚ〜４．０Ｈｚ
といった８つの周波数領域に分割され、かつ、心室拡張
期の始点たるピーク点Ｐ４からその終点たるピーク点Ｐ
６までの期間Ｔを８分割した時間間隔で得られる。結
局、脈波解析データＭＫＤは、Ｍ１１からＭ８８までの
６４個のデータから構成されることとなる。このように
して、生成された脈波解析データＭＫＤは、周波数補正
部２１０によって周波数補正が施され、補正解析データ
ＭＫＤ’として出力され、診断部７１において診断の基
礎とされる。

【００７２】なお、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とは互いに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。また、第
２実施形態にあっては、心室拡張期に相当する脈波波形
をウェーブレット変換して診断を行うこととしたが、脈
波波形の歪率ｄと相関関係の高いのは、（ｙ₅-ｙ₄）で
あるから、ピーク点Ｐ４からピーク点Ｐ５までに限って
ウェーブレット変換する構成としても良い。さらに、補
正解析データＭＫＤ’から歪率ｄを求めて、これとの相
関関係から脈波波形の形状を特定しても良いのは、もち
ろんである。くわえて、第２実施形態にあっても、心室
拡張期に相当する期間（ｔ₆-ｔ₄）から拍数を求める構
成としたが、波形パラメータの時間ｔ₆から求めても良
いのはもちろんであるし、また、被験者の拍数が十分に
低い状態にあることを前提として診断するならば、拍数
を求めるための構成そのものも不要である。このため、
拍数を検出するための拍数変換テーブル６０や拍数を考
慮に入れる診断部７１が、任意的な要件であることは、
第１実施形態と同様である。

【００７３】以上のように、第２実施形態に係る心機能
診断装置によれば、被験者から検出した脈波波形のピー
ク点を抽出して心室拡張期を特定し、その期間における
脈波波形をウェーブレット変換するだけで、当該被験者
の心機能状態を診断することが可能となる。したがっ
て、脈波波形について１周期分以上、周波数解析処理を
しなくて済むので、処理の負担を低減することができ、
装置の小型化や簡易化などに大いに貢献することが可能
となる。

【００７４】＜３：第３実施形態＞次に、本発明の第３
実施形態に係る心機能診断装置について説明する。

【００７５】＜３−１：第３実施形態の理論的根拠＞第
２実施形態に係る心機能診断装置は、心室拡張期に相当
する脈波波形を解析するにあたりウェーブレット変換を
用いたが、この第３実施形態に係る心機能診断装置は、
周波数解析処理としてＦＦＴを用いるものである。ただ
し、ウェーブレット変換とは異なり、ただ単に心室拡張
期に限ってＦＦＴ処理する構成では、処理に伴う高調波
成分が解析結果に現れてしまうので、本実施形態にあっ
ては、１拍分の脈波波形のうち心室拡張期に相当する期
間に対応する窓関数を乗じて、心室拡張期に相当する脈
波波形をスムージングさせて取り出し、これをＦＦＴ処
理する構成とした。

【００７６】＜３−２：第３実施形態の機能的構成＞図
１２は、本実施形態に係る心機能診断装置の機能構成を
示すブロック図である。この図において、図１に示した
心機能診断装置と相違する部分は、窓関数記憶部２３
０、窓関数読出部２４０、乗算部２５０、ＦＦＴ処理部
２６０、サンプル記憶部２７０および診断部７２を設け
た点のほか、ピーク点抽出・波形解析部４０の機能など
である。そこで、以下、これらの相違点を中心に説明す
ることとする。

【００７７】ピーク点抽出・波形解析部４０は、脈波成
分を示す信号ＭＨ’から脈波波形の各ピーク点を抽出し
て波形パラメータを算出し、期間（ｔ₆-ｔ₄）を求める
点は第１実施形態と同じであるが、本実施形態にあって
は、さらに、内部の波形メモリ４０２に蓄積した脈波波
形のうち心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤを読み出し
て、乗算部２５０の入力端に供給するものである。ま
た、窓関数記憶部２３０は、図１３に示す関数を予めテ
ーブル化して記憶するものであり、実際には、例えば、
ｘ＝−πを「００００」、ｘ＝πを「ＦＦＦＦ」とする
連続アドレスで記憶する。窓関数読出部２４０は、生成
した読出アドレスをサンプリングクロックφに同期して
窓関数記憶部２３０に供給することによって、そこに記
憶された窓関数を読み出すものである。詳細には、窓関
数読出部２４０は、ピーク点Ｐ４からＰ６までに相当す
る脈波波形ＭＤが波形メモリ４０２（図２参照）から読
み出された場合に、ピーク点Ｐ４およびＰ６が窓関数の
ｘ＝−πおよび＋πにそれぞれ一致するように、読出ア
ドレスを供給する。

【００７８】乗算部２５０は、心室拡張期に相当する脈
波波形に対し、窓関数を乗算することによって、ＦＦＴ
処理すべき脈波波形をスムージングするものである。Ｆ
ＦＴ処理部２６０は、スムージングされた脈波波形に対
して公知のＦＦＴ処理を施すものである。一方、サンプ
ル記憶部２７０は、典型的な脈波波形の形状に対応する
解析結果を記憶するものである。本実施形態にあって
は、第２実施形態と同様に、予め「滑脈」、「平脈」お
よび「弦脈」の形状に対応する脈波波形に対し、窓関数
記憶部２３０に記憶された窓関数を乗じてＦＦＴ処理し
た解析結果がサンプルとして記憶されている。

【００７９】次に、診断部７２は、サンプル記憶部２７
０に記憶されているサンプルのうち、ＦＦＴ処理部２１
０による解析結果と最も近似するものを、強い成分が存
在する位置や、各成分の分布などから判断して、脈波波
形の形状を特定するものである。ただし、第２実施形態
と同様に、診断時の拍数とサンプルを求めたときの拍数
とが乖離すれば、誤った判断をする可能性が生じるの
で、診断部７２は、歪率変換テーブル６０の拍数を補助
的に入力し、サンプルを求めたときの拍数との差が一定
値以上あれば診断しないようにしている。

【００８０】＜３−３：第３実施形態の動作＞次に、第
３実施形態の動作について説明する。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ＭＨ’と
なって、ピーク点抽出・波形解析部４０に供給される。
ピーク点抽出・波形解析部４０は、第１実施形態と同様
に、信号ＭＨ’のデータを蓄積・解析して脈波波形の波
形パラメータを算出し、これらの波形パラメータから脈
波波形における心室拡張期の期間（ｔ₆-ｔ₄）を求めた
後、さらに、次の動作を行う。すなわち、図２におい
て、ピーク点抽出・波形解析部４０のマイクロコンピュ
ータ４０１は、各波形パラメータを算出後、第１に、ピ
ーク情報メモリ４１５から、ピーク点Ｐ４、Ｐ６に相当
する波形値アドレスをそれぞれ読み出し、第２に、これ
を窓関数読出部２４０に供給し、第３に、セレクト信号
Ｓ１を出力し、第４に、読み出したピーク点Ｐ４に相当
するピーク点の波形値アドレスを、ピーク点Ｐ６に相当
するピーク点の波形値アドレスまでサンプリングクロッ
クφで歩進させて、これを波形メモリの読出アドレスＡ
ＤＲ４として出力する。これにより、波形メモリ４０２
からは、切痕に相当するピーク点Ｐ４から切痕波の終期
に相当するピーク点Ｐ０までの脈波波形ＭＤ、すなわ
ち、心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤが読み出される
こととなる。

【００８１】次に、窓関数読出部２４０は、ピーク点Ｐ
４からピーク点Ｐ６までに相当する波形値アドレスが図
に示した窓関数のアドレス「００００」から「ＦＦＦ
Ｆ」までに対応するように、窓関数の読出アドレスを決
定する。例えば、ピーク点Ｐ４に相当するピーク点の波
形値アドレスが「１０００」であって、ピーク点Ｐ６に
相当するピーク点の波形値アドレスが「１ＦＦＦ」であ
る場合、窓関数記憶部２３０への窓関数の読出アドレス
を「００００」、「００１０」、「００２０」、……の
ように「１０」毎にサンプリングクロックφで歩進させ
る。これにより、窓関数記憶部２３０から読み出される
窓関数は脈波波形の心室拡張期に一致してスケーリング
されることとなる。そして、図１４（ａ）に示すよう
に、ピーク点抽出・波形解析部４０の波形メモリ４０２
から読み出された心室拡張期に相当する脈波波形ＭＤに
は、同図（ｂ）に示すように、心室拡張期に対応してス
ケーリングされた窓関数が乗算部２５０によって乗算さ
れ、同図（ｃ）に示される乗算結果がＦＦＴ処理部２６
０によってＦＦＴ処理されることとなる。

【００８２】次に、診断部７２は、第１に、歪率変換テ
ーブル６０による拍数がサンプル記憶部２７０に記憶さ
れているサンプルを求めたときの拍数との差を求め、第
２に、その差がしきい値以上であるか否かを判断して、
しきい値以上であれば、診断を行わない旨の信号出力す
る一方、しきい値以下であれば、ＦＦＴ処理による解析
結果とサンプル記憶部２７０に記憶されているサンプル
とを互いに比較して、解析結果と最も近似するサンプル
を判断して、被験者の脈波波形を特定する信号を出力す
る。そして、特定された脈波波形の形状に対応する診断
内容（あるいは診断を行わない旨の内容）が、診断内容
記憶部８０から読み出され、告知部９０によって、読み
出された内容が表示されたり、音声等により通知された
りして、被験者に告知される。

【００８３】なお、第３実施形態にあっては、窓関数を
コサイン関数としたが、脈波波形をスムージングするも
のであれば、特にコサイン関数を含む三角関数に限られ
ない。また、本実施形態にあっては、心室拡張期に相当
する脈波波形に窓関数を乗じてＦＦＴ処理し、この解析
結果から診断を行うこととしたが、脈波波形の歪率ｄと
相関関係の高いのは、（ｙ₅-ｙ₄）であるから、ピーク
点Ｐ４からピーク点Ｐ５までに対応して窓関数を乗じて
ＦＦＴ処理する構成としても良い。さらに、第２実施形
態と同様に、ＦＦＴ処理結果を式（１）に適用して歪率
ｄを求め、これとの相関関係から脈波波形の形状を特定
しても良いのは、もちろんである。くわえて、第３実施
形態にあっても、心室拡張期に相当する期間（ｔ₆-
ｔ₄）から拍数を求める構成としたが、波形パラメータ
の時間ｔ₆から求めても良いのはもちろんであるし、ま
た、被験者の拍数が十分に低い状態にあることを前提と
して診断するならば、拍数を求めるための構成そのもの
も不要である。このため、拍数を検出するための拍数変
換テーブル６０や拍数を考慮に入れる診断部７１が、任
意的な要件であることは、第１および第２実施形態と同
様である。

【００８４】以上のように、第３実施形態に係る心機能
診断装置によれば、被験者から検出した脈波波形のピー
ク点を抽出して心室拡張期を特定し、心室拡張期におけ
る脈波波形と、その期間に対応してスケーリングした窓
関数とを乗じて、この乗算結果をＦＦＴ処理して、その
解析結果に基づいて当該被験者の心機能状態を診断す
る。したがって、第１および第２実施形態と同様に、脈
波波形について１周期分以上、周波数解析処理をしなく
て済むので、処理の負担を低減することができ、装置の
小型化や簡易化などに大いに貢献することが可能とな
る。

【００８５】＜４：各実施形態の外観的構成＞次に、上
述した第１〜第３実施形態に係る心機能診断装置の構成
例のいくつかについて説明する。

【００８６】＜４−１：腕時計型Ａ＞まず、各実施形態
に係る心機能診断装置１を腕時計型とした場合の構成例
について、図１９を参照して説明する。同図（ａ）およ
び（ｂ）に示すように、心機能診断装置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１０
０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１
０２が取り付けられている。詳細には、リストバンド１
０２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、同図
（ｃ）に示すように、ケーブル１０１との接続ピン１１
１、１１２のほか、上述したデータ転送を行うためのＬ
ＥＤ１１３、フォトトランジスタ１０２が設けられてい
る。

【００８７】一方、脈波検出部１０は、同図（ｂ）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、各実施形態に
おける告知部９０に対応している。

【００８８】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、各実施形態における体動
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）、図２におけるマイクロコンピュータ４
０１を兼ねている。さらに、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
およびＳＷ２がそれぞれ設けられている。

【００８９】＜４−１−１：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２０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、ＬＥ
Ｄ１２、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。

【００９０】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、Ｉｎ
ＧａＮ系（インジウム−ガリウム−窒素系）の青色ＬＥ
Ｄ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。この場
合、かかる発光特性を有するＬＥＤに対応させてフォト
トランジスタ１３として、ＧａＡｓＰ系（ガリウム−砒
素−リン系）を用いればよい。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３００
ｎｍ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。

【００９１】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３３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３３に達する。一
方、３００ｎｍより低波長領域の光は、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〜７００
ｎｍ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（３００ｎ
ｍ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Ｓ／Ｎ比を高めることが
できる。

【００９２】＜４−２：腕時計型Ｂ＞次に、心機能診断
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２１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。同図（ａ）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。

【００９３】また、使用時においては、同図（ｂ）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。

【００９４】＜４−３：ネックレス型＞また、各実施形
態に係る心機能診断装置１を、図２２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２３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２２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１１
０、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。

【００９５】＜４−４：眼鏡型＞各実施形態に係る心機
能診断装置１の形態例としては、図２４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１８
２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１
３０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。

【００９６】＜４−５：カード型＞また、他の形態例と
して、図２５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。

【００９７】＜４−６：万歩計型＞さらに、他の形態例
として、図２６（ａ）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、同図（ｂ）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。

【００９８】＜５：告知部による告知＞次に、各実施形
態の告知部９０の告知について説明する。各実施形態に
おいては、告知部９０が解析・診断結果を表示や音声な
どによる告知する、として説明したが、本願発明はこれ
に限られない。すなわち、視覚や聴覚のほか、種々の感
覚によって告知することが可能である。例えば、触覚に
訴える告知としては、腕時計等の裏面に電極を設け、こ
の電極に通電させることによって電気的刺激を与える構
成などが考えられる。また、腕時計等の携帯機器の裏か
ら突起物を出し入れ可能な構造として、この突起物によ
って機械的刺激与える構成などが考えられる。一方、嗅
覚に訴える告知として、装置に香料等の吐出機構を設け
るとともに、告知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構成などが考えられる。ち
なみに、香料等の吐出機構には、マイクロポンプなどが
好適である。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。

【００９９】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
被験者から検出した脈波波形について、１周期分以上を
処理することのなく、当該被験者の心機能状態を診断す
ることが可能となる。したがって、心機能の状態を、よ
り簡易な構成によって診断できることとなり、装置の小
型化・軽量化に大いに貢献することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態にかかる心機能診断装
置の構成を示すブロック図である。

【図２】同実施形態におけるピーク点抽出・波形解析
部の詳細構成を示すブロック図である。

【図３】ピーク情報メモリの記憶内容を説明するため
の図である。

【図４】波形メモリに記憶される脈波波形の一例を示
す図である。

【図５】変化率と評価内容との対応を示す図である。

【図６】変化率と表示内容との対応を示す図である。

【図７】指標の時間的推移を示す表示の一例を示す図
である。

【図８】外部機器の構成の一例を示す図である。

【図９】本発明の第２実施形態にかかる心機能診断装
置の構成を示すブロック図である。

【図１０】同実施形態におけるウェーブレット変換部
の詳細構成を示すブロック図である。

【図１１】（ａ）は、同実施形態において波形メモリ
から読み出されてウェーブレット変換される脈波波形を
説明するための図であり、（ｂ）は、その解析結果を示
す図である。

【図１２】本発明の第３実施形態にかかる心機能診断
装置の構成を示すブロック図である。

【図１３】同実施形態における窓関数記憶部に記憶さ
れる窓関数を示す図である。

【図１４】（ａ）は、同実施形態において波形メモリ
から読み出される脈波波形を示す図であり、（ｂ）は、
窓関数記憶部から読み出される窓関数を示す図であり、
（ｃ）は、脈波波形と窓関数との乗算結果であって、Ｆ
ＦＴ処理される波形を説明するための図である。

【図１５】（ａ）は心電図であり、（ｂ）は大動脈血
圧波形を示す図であり、（ｃ）は抹消部での脈波波形を
示す図である。

【図１６】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１７】血圧値差（ｙ₅-ｙ₄）と歪率ｄとの相関関
係を示す図である。

【図１８】（ａ）は、人体の動脈系をシミュレートし
た四要素集中定数モデルの構成を示す回路図であり、
（ｂ）は、同じく五要素集中定数モデルの構成を示す回
路図である。

【図１９】（ａ）〜（ｃ）は、それぞれ実施形態の構
成を腕時計型とした場合の外観構成を示す図である。

【図２０】実施形態における脈波検出部の構成を示す
図である。

【図２１】（ａ）は、実施形態の構成を別の腕時計型
とした場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その
装着状態を示す図である。

【図２２】実施形態の構成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２３】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２４】実施形態の構成を眼鏡型とした場合の外観
構成を示す図である。

【図２５】実施形態の構成をカード型とした場合の外
観構成を示す図である。

【図２６】（ａ）は、実施形態の構成を万歩計型とし
た場合の外観構成を示す図であり、（ｂ）は、その装着
状態を示す図である。

【図２７】（ａ）〜（ｃ）は、それぞれ典型的な脈波
波形の形状を示す図である。

【図２８】歪率ｄと脈波波形の形状との相関関係を示
す図である。

【符号の説明】

１０……脈波検出部（脈波検出手段）、２０……体動検
出部（体動検出手段）、３０……体動成分除去部（体動
成分除去手段）、４０……ピーク点抽出・波形解析部
（拡張期特定手段、ピーク点検出手段、解析手段）、５
０……歪率変換テーブル（歪率算出手段）、６０……拍
数変換テーブル、７０、７１、７２……診断部（評価手
段）、８０……診断内容記憶部、９０……告知部（告知
手段）、２００……ウェーブレット変換部、２６０……
ＦＦＴ処理部（２００あるいは２６０が周波数解析手
段）、２１０……周波数補正部（正規化手段）、２２
０、２６０……サンプル記憶部（記憶手段）、２３０…
…窓関数読出部、２４０……窓関数記憶部（２３０およ
び２４０により窓関数生成手段）、２５０……乗算部
（乗算手段）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】生体から脈波波形を検出する脈波検出手
段と、前記脈波波形から心臓の拡張期を特定する拡張期特定手
段と、前記脈波波形のうち、前記拡張期特定手段により特定さ
れた拡張期に相当する波形の一部あるいは全部を解析す
る解析手段と、前記解析手段による解析結果に基づいて、当該生体の心
機能状態を評価する評価手段とを具備することを特徴と
する心機能診断装置。
【請求項２】前記拡張期特定手段は、少なくとも１周期分以上の脈波波形についての極小点を
検出し、当該脈波波形において心臓の大動脈弁閉鎖に相
当する極小点から弁解放に相当する極小点までを心臓の
拡張期として特定することを特徴とする請求項１記載の
心機能診断装置。
【請求項３】前記拡張期特定手段は、検出した極小点のうち、値が最小の極小点となる点を心
臓の大動脈弁解放に相当する極小点とする一方、値が下
から２番目の極小点を心臓の大動脈弁閉鎖に相当する点
とすることを特徴とする請求項２記載の心機能診断装
置。
【請求項４】前記拡張期特定手段は、検出した極小点のうち、値が最小の極小点となる点を心
臓の大動脈弁解放に相当する極小点とする一方、当該最
小極小点から数えて第３番目に現れる極小点を心臓の大
動脈弁閉鎖に相当する点とすることを特徴とする請求項
２記載の心機能診断装置。
【請求項５】前記評価手段は、典型的な心機能状態に対応する解析結果とそれに対応す
る診断内容とを予め記憶する記憶手段と、前記解析手段による解析結果に対応する診断内容を前記
記憶手段から読み出す読出手段とを備えることを特徴と
する請求項１記載の心機能診断装置。
【請求項６】前記脈波検出手段により検出された脈波
波形から拍数を算出する拍数算出手段を有し、前記評価手段は、前記解析手段による解析結果とともに
前記拍数算出手段による拍数に基づいて、当該生体の心
機能状態を評価することを特徴とする請求項１記載の心
機能診断装置。
【請求項７】前記拍数検出手段は、前記拡張期特定手段により特定された拡張期の期間から
拍数を求めることを特徴とする請求項６記載の心機能診
断装置。
【請求項８】前記拍数算出手段は、予め記憶しておい
た拡張期の期間と拍数との関係から、対応する拍数を求
めることを特徴とする請求項７記載の心機能診断装置。
【請求項９】前記評価手段による評価結果を告知する
告知手段を有することを特徴とする請求項１ないし８い
ずれか記載の心機能診断装置。
【請求項１０】前記解析手段は、前記拡張期特定手段により特定された拡張期に相当する
脈波波形を解析して、当該波形を規定する指標を算出
し、前記評価手段は、当該指標により当該生体の心機能状態
を評価することを特徴とする請求項１記載の心機能診断
装置。
【請求項１１】前記解析手段が解析する波形は、動脈
系の特性で定まる波形であることを特徴とする請求項１
０記載の心機能診断装置。
【請求項１２】前記解析手段は、前記指標として、前記拡張期特定手段により特定された
拡張期に相当する脈波波形の起伏の有無あるいは起伏の
大きさを用い、前記評価手段は、当該起伏の有無あるいは起伏の大きさ
により、当該生体の心機能状態を評価することを特徴と
する請求項１０記載の心機能診断装置。
【請求項１３】前記解析手段は、少なくとも１周期分以上における脈波波形の極大値ある
いは極小値のうち、値の大きさが最小の極大値と値の大
きさが下から２番目の極小値とが存在するか否かにより
前記起伏の有無を判別し、あるいは、両者の差により前
記起伏の大きさを判別することを特徴とする請求項１２
記載の心機能診断装置。
【請求項１４】前記解析手段は、少なくとも１周期分以上の脈波波形の極小点あるいは極
大点のうち、当該脈波波形において心臓の大動脈弁閉鎖
に相当する極小点と、当該極小点直後に現れる極大点と
が存在するか否かにより前記起伏の有無を判別し、ある
いは、当該極小点の血圧値と当該極大点の血圧値との差
により、前記起伏の大きさを判別することを特徴とする
請求項１２記載の心機能診断装置。
【請求項１５】前記解析手段は、さらに前記起伏の大
きさに対応して脈波波形の歪率を求める歪率算出手段を
備え、前記評価手段は、前記歪率算出手段により求められた脈
波波形の歪率により当該生体の心機能状態を評価するこ
とを特徴とする請求項１２記載の心機能診断装置。
【請求項１６】前記歪率算出手段は、前記差に対応する歪率を、予め記憶しておいた差と歪率
との関係から求めることを特徴とする請求項１５記載の
心機能診断装置。
【請求項１７】前記指標の変化率を算出する変化率算
出手段を有し、前記評価手段は、前記変化率算出手段により算出された
変化率に対応して当該生体の心機能状態を評価すること
を特徴とする請求項１０記載の心機能診断装置。
【請求項１８】前記評価手段は、予め変化率を値の大
きさに応じて複数段階に分類するとともに、各段階毎に
評価内容をそれぞれ対応させておく一方、前記変化率算
出手段により算出された変化率の属する段階に対応する
評価内容を、当該生体の心機能状態として評価すること
を特徴とする請求項１７記載の心機能診断装置。
【請求項１９】前記指標に関する時間的推移を作成す
る手段を有することを特徴とする請求項１０記載の心機
能診断装置。
【請求項２０】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、前記体動波形から前記脈波波形に存する体動成分を生成
するとともに、当該脈波波形から当該体動成分を除去し
て、前記解析手段に供給する体動成分除去手段とを備え
ることを特徴とする請求項１０記載の心機能診断装置。
【請求項２１】前記解析手段は、前記脈波検出手段により検出された脈波波形のうち、前
記拡張期特定手段により特定された拡張期に相当する波
形の一部あるいは全部を解析する周波数解析する周波数
解析手段であり、前記評価手段は、当該周波数解析結果に基づいて、当該
生体の心機能状態を評価することを特徴とする請求項１
記載の心機能診断装置。
【請求項２２】前記周波数解析手段は、前記脈波検出手段により検出された脈波波形のうち、前
記拡張期特定手段により特定された拡張期に相当する波
形の一部あるいは全部をウェーブレット変換して周波数
領域毎の解析データを生成し、前記評価手段は、前記解析データに基づいて、当該生体
の心機能状態を評価することを特徴とする請求項２１記
載の心機能診断装置。
【請求項２３】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、前記体動波形から前記脈波波形に存する体動成分を生成
して、当該脈波波形から当該体動成分を除去する体動成
分除去手段とを備え、前記周波数解析手段は、前記体動
成分除去手段により体動成分が除去された脈波波形に対
しウェーブレット変換することを特徴とする請求項２２
記載の心機能診断装置。
【請求項２４】前記解析データに対し、周波数あたり
のパワーを正規化する正規化手段を備え、前記評価手段は、前記正規化手段によって正規化された
解析データに基づいて、当該生体の心機能状態を評価す
ることを特徴とする請求項２２記載の心機能診断装置。
【請求項２５】前記周波数解析手段は、前記脈波検出手段により検出された脈波波形のうち、前
記拡張期特定手段により特定された拡張期に相当する波
形の一部あるいは全部を抽出するための関数を生成する
関数生成手段と、前記脈波検出手段により検出された脈波波形と、前記関
数生成手段により生成された関数とを乗算する乗算手段
と、前記乗算手段による乗算結果に対して級数展開する処理
手段とを備えることを特徴とする請求項２１記載の心機
能診断装置。
【請求項２６】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、前記体動波形から前記脈波波形に存する体動成分を生成
して、当該脈波波形から当該体動成分を除去する体動成
分除去手段とを備え、前記乗算手段は、前記体動成分除
去手段により体動成分が除去された脈波波形に対し関数
を乗算することを特徴とする請求項２５記載の心機能診
断装置。