WO2010089893A1

WO2010089893A1 - 血管脈波測定システム

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Publication number: WO2010089893A1
Application number: PCT/JP2009/052161
Authority: WO
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; 株式会社アクトメディカルサービス
Priority date: 2009-02-09
Filing date: 2009-02-09
Publication date: 2010-08-12

Abstract

　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、光探触子回路（２０）を介して光探触子（１２）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、演算処理部（５０）を備える。演算処理部（５０）の浮動中央値設定処理モジュール（５６）は、周期的な周波数データの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、その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機能を有する。

Description

血管脈波測定システム

　本発明は、血管脈波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。

　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。

　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。

　上記構成により、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。

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。

符号の説明

　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、２４　駆動トランジスタ、３０　脈動波形出力部、３２　増幅器、３４　位相シフト回路、４０　ＦＶ変換部、４２　Ａ／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。

　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に例では、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（Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｄｉｏｄｅ：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／ｃｍ²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／ｃｍ²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＝（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）。

　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。

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。
　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。
　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。
　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。
　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。