WO2019150999A1 - 脈波伝播速度測定装置及びその方法 - Google Patents

脈波伝播速度測定装置及びその方法 Download PDF

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祐佳 前田
隆 石黒
啓一 小林
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太陽誘電株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a pulse wave velocity measuring apparatus and method for measuring a pulse wave velocity that is a change in blood pressure and volume in the vascular system accompanying the pulsation of the heart.
  • the pulse wave can be detected and the health condition can be known without attaching a piezoelectric sensor directly to the human body, convenience is improved and it is more convenient. For example, if a person can sit on a chair, a car seat, etc. to detect a pulse wave every day and know the health status of the circulatory system, nervous system, etc., it is extremely beneficial in today's aging society.
  • arteriosclerosis causes serious diseases such as cerebral infarction and aortic dissection, so it is important to detect it at an early stage.
  • pulse wave velocity (PWV) is attracting attention as an index of this arteriosclerosis, and it has come to be measured as an option even in a medical checkup and a medical examination.
  • FIG. 7 (A) shows the technique, and piezoelectric vibration sensors 10 and 12 are attached to the fingertip and wrist.
  • a vibration waveform sensor disclosed in International Publication No. 2016/167202 pamphlet is one suitable example.
  • the present invention pays attention to such a point, and its purpose is to detect a pulse wave well and obtain its propagation speed even when the piezoelectric vibration sensor is not directly attached to the human body but indirectly. That is. Another object is to detect a pulse wave satisfactorily and obtain its propagation velocity even with at least one piezoelectric vibration sensor.
  • the pulse wave velocity measuring device of the present invention is a pulse wave velocity measuring device that obtains a person's pulse wave velocity based on an output vibration waveform of a piezoelectric vibration sensor attached to a surface in contact with a human body. Obtained by a first filter means for extracting a pulse wave from the output vibration waveform of the vibration sensor, a second filter means for extracting a cardiac wave from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor, and the first filter means. And a calculating means for calculating a pulse wave propagation velocity using the pulse wave and the cardiac wave obtained by the second filter means.
  • the first filter means extracts a frequency band component of 4 Hz or less from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor, and the second filter means outputs the output of the piezoelectric vibration sensor.
  • a frequency band component of 10 Hz to 33 Hz is extracted from the vibration waveform.
  • the calculation means includes a first envelope processing means for obtaining an envelope of a pulse wave obtained by the first filter means, and a heartbeat obtained by the second filter means. Propagation velocity for calculating the pulse wave propagation velocity using second envelope processing means for obtaining a wave envelope and the peak of the envelope obtained by the first and second envelope processing means And an arithmetic means.
  • the first and second envelope processing means are constituted by an absolute value circuit and a low-pass filter, and the cutoff frequency of the low-pass filter is set to 1.5 Hz or more and 4 Hz or less. It is characterized by.
  • the pulse wave and the cardiac wave are obtained from the output vibration waveform of one piezoelectric vibration sensor. Alternatively, the pulse wave and the cardiac wave are obtained from output vibration waveforms of different piezoelectric vibration sensors.
  • the pulse wave velocity measuring method of the present invention is a pulse wave velocity measuring method for obtaining a pulse wave velocity of a person based on an output vibration waveform of a piezoelectric vibration sensor attached to a surface in contact with a human body.
  • the first step extracts a frequency band component of 4 Hz or less from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor
  • the second step includes an output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor.
  • the frequency band component of 10 Hz or more and 33 Hz or less is taken out.
  • the third step includes a first envelope processing step that obtains an envelope of the pulse wave obtained in the first step, and a heartbeat obtained in the second step. Propagation speed for calculating the pulse wave propagation speed using a second envelope processing step for obtaining a wave envelope and the peak of the envelope obtained in the first and second envelope processing steps And an arithmetic step.
  • the pulse wave and the cardiac wave are obtained from the output vibration waveform of one piezoelectric vibration sensor.
  • the pulse wave and the cardiac wave are obtained from output vibration waveforms of different piezoelectric vibration sensors.
  • a pulse wave and a heart wave are respectively extracted by filter means from an output vibration waveform of a piezoelectric vibration sensor installed on a surface in contact with a human body, and a pulse wave propagation velocity is calculated using them. Therefore, it is possible to obtain a good pulse wave velocity without directly attaching the piezoelectric vibration sensor to the human body.
  • FIG. 1 shows the main signals relating to the heartbeat or pulse.
  • FIG. 1 (A) is an electrocardiogram in which the electrical activity of the heart is recorded as a waveform from the body surface.
  • the largest R wave is a waveform that occurs when stimulation from the atria passes through the stimulation conduction system and the ventricle excites, and the heart rate can be calculated from the interval between the vertices of the R wave.
  • Fig. (B) is a photoelectric pulse wave.
  • the pulse wave which is a change in the internal pressure or volume (change in the outer diameter) of the blood vessel that changes according to the pulsation of the heart, shows the transmitted or reflected light depending on the hemoglobin concentration. Measured by attenuation.
  • Figure (C) shows a heart wave, which shows minute vibrations of the human body caused by the physical movement of the heart, and the vibrations of heart valve operation are transmitted through the skeleton etc. Compared to high-speed transmission.
  • the peak of the cardiac wave is generated with a slight delay with respect to the electrocardiogram waveform shown in FIG. 5A and the pulse wave shown in FIG. FIG. 4D is a cardiac sound wave, which is obtained by converting sound generated by the vibration of the valve membrane accompanying the pulsation of the heart into an electrical signal.
  • the first peak (Isound) that occurs when the heart contracts and the second sound (IIsound) that occurs during expansion are the main peaks.
  • the electrocardiogram waveform and the photoelectric pulse wave have a frequency band of about 0 to 4 Hz, and the cardiac wave waveform and the electrocardiogram have a frequency band of 10 to 40 Hz. Therefore, by performing band separation, it is possible to distinguish between an electrocardiogram waveform or photoelectric pulse wave and an ammunition waveform or heart sound waveform.
  • band separation is performed on a signal waveform obtained by using a piezoelectric vibration sensor to separate a pulse wave waveform and a heart wave waveform.
  • FIG. 2 shows how the piezoelectric vibration sensor is installed in the present embodiment, and the piezoelectric vibration sensor 110 is installed at an appropriate position below the seat surface 102 of the chair 100. It is easier to measure the pulse wave when the blood vessel of the person 104 is near the body surface. On the other hand, the blood vessel is near the body surface on the back side of the thigh and in a region close to the knee. Therefore, by installing the piezoelectric vibration sensor 110 on the front end side of the seating surface 102, a pulse wave is transmitted to the piezoelectric vibration sensor 110 as shown by an arrow FP in the figure. On the other hand, the heart wave propagates mainly through the bone of the person 104 and is transmitted to the piezoelectric vibration sensor 110 as indicated by an arrow FB.
  • a measurement circuit 200 shown in FIG. 3A is connected to the piezoelectric vibration sensor 110, and a low-pass digital filter 202P and a band-pass digital filter 202B are connected to the vibration waveform output side of the piezoelectric vibration sensor 110. .
  • the output sides of both digital filters 202P and 202B are connected to envelope processing circuits 210P and 210B, respectively.
  • the envelope processing circuit 210P is configured by an absolute value circuit 212P and a low-pass filter 214P
  • the envelope processing circuit 210B is configured by an absolute value circuit 212B and a low-pass filter 214B.
  • the output sides of these envelope processing circuits 210 ⁇ / b> P and 210 ⁇ / b> B are connected to the propagation velocity calculation unit 220, respectively.
  • the low-pass digital filter 202P is a filter for extracting a pulse wave component that is a component in the frequency band of 0 to 4 Hz (4 Hz or less) from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor 110.
  • the bandpass digital filter 202B is a filter for extracting a cardiac wave component that is a component in the frequency band of 10 to 33 Hz from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor 110.
  • the sampling frequency is, for example, 1000 Hz.
  • Envelope processing circuits 210P and 210B are circuits that obtain an absolute value of an input signal by absolute value circuits 212P and 212B and obtain an envelope by performing filter processing by low-pass filters 214P and 214B.
  • the propagation velocity calculation unit 220 has a function of calculating the pulse wave propagation velocity PWV based on the outputs of the envelope processing circuits 210P and 210B. a, peak detection from the envelope of the output signal waveform of the envelope processing times 210P and 210B, b, calculation of the pulse wave velocity PWV based on the difference between the peak of the envelope of the pulse wave GP and the peak of the envelope of the cardiac wave GB Is to be done.
  • the calculation of the pulse wave propagation velocity of b is performed as follows, for example.
  • the propagation speed of the cardiac wave GB is the speed of sound, which is about 1 km / s when propagating through the bone, whereas the propagation speed of the pulse wave GP is about 10 m / s.
  • the propagation speed can be considered almost infinite. Accordingly, since it can be considered that the pulse wave GP has departed from the heart at the time when the heart wave GB is detected by the piezoelectric vibration sensor 110, the time from the detection of the heart wave GB to the detection of the pulse wave GP. Thus, it can be considered that the pulse wave GP has propagated along the path in the human body.
  • the time difference between the pulse wave and the heart wave wave is the time difference between the peak of the pulse wave GP obtained by the envelope processing and the heart wave wave GP.
  • the blood vessel length can be known by a method such as measuring the body surface with a measure based on an arterial blood vessel layout obtained by X-ray photography or the like. Alternatively, for a plurality of persons, it is possible to estimate from the height by obtaining the correlation between the blood vessel length and the height thus obtained.
  • a pulse wave or a heart wave generated based on the beat of the heart of the person 104 propagates through the seat surface 102 or the person 104 to the piezoelectric vibration sensor 110 attached to the seat surface 102 (FIG. 2, arrows FP and FB). reference).
  • the transmitted vibration is converted into an electrical signal and output.
  • the vibration waveform is subjected to filtering processing by the low-pass digital filter 202P and the band-pass digital filter 202B, the pulse wave band component is output from the low-pass digital filter 202P, and the cardiac wave is output from the band-pass digital filter 202B.
  • FIG. 4 shows an example of a signal waveform.
  • FIG. 4A shows the case where the piezoelectric vibration sensor 110 is disposed on the relatively front end side of the seating surface 102
  • FIG. 4B shows the piezoelectric vibration sensor 110 disposed on the relatively rear end side of the seating surface 102.
  • GP is a pulse wave
  • GB is a cardiac wave. Looking at these graphs, although there are some differences, the pulse wave GP and the cardiac wave GB are measured with any sensor arrangement.
  • the pulse wave GP and the heartbeat wave GB obtained by the piezoelectric vibration sensor 110 are input to the envelope processing circuits 210P and 210B, respectively, and envelope detection is performed. That is, the absolute value of the input signal is obtained by the absolute value circuits 212P and 212B, and is subjected to filter processing by the low-pass filters 214P and 214B.
  • envelope processing is performed on the pulse wave GP and the cardiac wave GB shown in FIG. 5A, the envelopes GPE and GBE shown in FIG.
  • the signals of these envelopes GPE and GBE are input to the propagation velocity calculation unit 220, where the difference between the peak PGPE of the envelope GPE of the pulse wave GP and the peak PGBE of the envelope GBE of the cardiac wave GB is obtained. Furthermore, the pulse wave velocity PWV is calculated based on the difference.
  • the value of the pulse wave propagation velocity PWV also differs depending on how the cutoff frequencies in the low-pass filters 214P and 214B of the envelope processing circuits 210P and 210B are set.
  • FIG. 5B is a case where the cut-off frequency is 2.5 Hz. If this is 1 Hz, it is as shown in FIG. 6A, and if it is 6 Hz, it is as shown in FIG.
  • the relationship between the cutoff frequency and the pulse wave propagation velocity PWV is as shown in FIG. According to the result of this graph, when the cutoff frequency is 1.5 Hz or less, the signal intensity of both the pulse wave GP and the heart wave wave GB is lowered, and a correct peak time difference value cannot be obtained due to this.
  • the cutoff frequency is preferably set to 1.5 Hz or more and 4 Hz or less.
  • the pulse wave and the heart elastic wave are band-extracted from the output vibration waveform of the piezoelectric vibration sensor 110 attached to the chair 100, and the pulse wave propagation is performed using the peak of the envelope. Since we decided to calculate the speed, a, the pulse wave velocity can be obtained well without directly attaching the piezoelectric vibration sensor to the human body. b. It is possible to simultaneously measure a pulse wave and a cardiac wave with only one piezoelectric vibration sensor, and based on them, a pulse wave velocity can be obtained satisfactorily.
  • Example 2 will be described with reference to FIG.
  • one piezoelectric vibration sensor 110 is used.
  • the piezoelectric vibration sensors 110P and 110B are provided for the low-pass digital filter 202P and the band-pass digital filter 202B, respectively. Connected. By doing so, the number of piezoelectric vibration sensors is increased as compared with the first embodiment.
  • each piezoelectric vibration sensor can be used in the vicinity of the subcaudal bone where the sensitivity of the cardiac wave is high and the sensitivity of the pulse wave. Therefore, it is possible to install near the back of the knee, and the signal quality can be further improved.
  • this invention is not limited to the Example mentioned above, A various change can be added in the range which does not deviate from the summary of this invention. For example, the following are also included.
  • a piezoelectric vibration sensor is attached to the seat surface of a chair that a person always uses in daily life. If so, you may attach to various things.
  • the circuit configuration shown in FIG. 3 may be in various forms for performing similar signal processing, for example, computation is performed by a computer program.
  • a pulse wave and a heart wave are respectively extracted by filter means from an output vibration waveform of a piezoelectric vibration sensor installed on a surface in contact with a human body, and a pulse wave propagation velocity is calculated using them. Therefore, the pulse wave velocity can be obtained satisfactorily without directly attaching the piezoelectric vibration sensor to the human body, which is suitable for the medical field.
  • Piezoelectric vibration sensor 100 Chair 102: Seat surface 104: Person 110, 110P, 110B: Piezoelectric vibration sensor 200: Measurement circuit 202B: Bandpass digital filter 202P: Lowpass digital filter 210P, 210B: Envelope processing circuit 212P , 212B: Absolute value circuits 214P, 214B: Low-pass filter 220: Propagation velocity calculation unit GB: Cardiac wave GP: Pulse wave GPE, GBE: Envelope PGPE, PGBE: Peak PWV: Pulse wave propagation velocity

Abstract

【課題】　圧電振動センサを人体に直接ではなく、間接的に取り付けた場合であっても、良好に脈波を検出し、その伝播速度を得る。 【解決手段】　脈波や心弾波は、椅子１００の座面１０２に取り付けられた圧電振動センサ１１０に伝播し、電気信号に変換されて出力される。その後、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐ，バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂによるフィルタリング処理が施され、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐからは脈波ＧＰが出力され、バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂからは心弾波ＧＢが出力される。これら脈波ＧＰ及び心弾波ＧＢは、包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂの絶対値回路２１２Ｐ，２１２Ｂ及びローパスフィルタ２１４Ｐ，２１４Ｂによる処理が施されて、包絡線が求められる。そして、求められた包絡線のピークの差に基づいて、脈波伝播速度ＰＷＶが演算される。

Description

脈波伝播速度測定装置及びその方法
　本発明は、心臓の拍動に伴う血管系内の血圧・体積の変化である脈波の伝播速度を測定する脈波伝播速度測定装置及びその方法に関する。
　脈波に関する背景技術としては、例えば、下記特許文献１記載の「動脈硬化評価装置」がある。これは、入射波と反射波とを正確に分離して、個体差による動脈硬化度を精度よく評価できるようにしたもので、被験者の頸部において、圧電トランスデューサで動脈を伝わる脈波を変位信号として検出するとともに、超音波診断装置のプローブで動脈の血流速度を測定する。そして超音波診断装置のプローブで得られた血流速度を変位信号に変換して入射波を得た後、圧電トランスデューサによって検出された変位信号から入射波を差し引いて反射波を得、更に、入射波と反射波の振幅強度から生体の血管機能を評価するようにしたものである。
　しかし、人体に直接圧電センサを取り付けることなく脈波を検出して健康状態を知ることができれば、利便性が向上し、より好都合である。例えば、椅子，自動車のシートなどに人が座ることで毎日脈波を検出し、循環器系，神経系などの健康状態を知ることができれば、昨今の高齢化社会では、極めて有益である。特に動脈硬化は、脳梗塞や大動脈解離といった重篤な疾患を引き起こす原因となるため、早期に発見することが重要である。最近の医療の分野では、この動脈硬化の指標として脈波伝播速度(PWV)が注目されており、人間ドックや健康診断においても、オプションとして測定されるようになってきている。
国際公開第2010/024417号パンフレット
　ところで、脈波伝播速度を測定する手法として、本件発明者らは、動脈が体表面近くに存在している人体の２ヶ所に圧電振動センサを固定し、これら２ヶ所で検出した脈波の時間差から脈波伝播速度を測定する手法を提案している。図７(A)にはその手法が示されており、指先と手首に圧電振動センサ１０，１２を取り付けている。圧電振動センサ１０，１２としては、例えば、国際公開第2016/167202号パンフレットに開示されている振動波形センサが好適な例の一つである。これら２つの圧電振動センサ１０，１２で検出した脈波の時間差を測定することで、脈波伝播速度を得ている。同図(B)には、２つの圧電振動センサ１０，１２によって検出された脈波信号が示されており、同図(C)には、同図(B)から得た脈波伝播速度が示されている。
　このような脈波伝播速度を検出する圧電振動センサを、例えば、日常生活の中で毎日使用する椅子に取り付けた場合、椅子が硬質の材料でできているときは、人体で発生した脈波の振動が椅子内を音速で伝達してしまう。このため、違う場所で検出した脈波信号との間でクロストークが発生してしまうといった問題点がある。クロストークを低減する手段として、椅子にスリットを挿入するといった方法があり、相応の効果は期待できるが、椅子のデザイン上現実的ではない。
　本発明は、かかる点に着目したもので、その目的は、圧電振動センサを人体に直接ではなく、間接的に取り付けた場合であっても、良好に脈波を検出し、その伝播速度を得ることである。他の目的は、少なくも１つの圧電振動センサのみであっても、良好に脈波を検出し、その伝播速度を得ることである。
　本発明の脈波伝播速度測定装置は、人体が接触する面に取り付けられた圧電振動センサの出力振動波形に基づいて人の脈波伝播速度を得る脈波伝播速度測定装置であって、前記圧電振動センサの出力振動波形から、脈波を取り出す第１のフィルタ手段と、前記圧電振動センサの出力振動波形から、心弾波を取り出す第２のフィルタ手段と、前記第１のフィルタ手段で得られた脈波と、前記第２のフィルタ手段で得られた心弾波とを利用して、脈波伝播速度を演算する演算手段と、を備えたことを特徴とする。
　主要な形態の一つによれば、前記第１のフィルタ手段は、前記圧電振動センサの出力振動波形から４Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出し、前記第２のフィルタ手段は、前記圧電振動センサの出力振動波形から１０Ｈｚ以上３３Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出すことを特徴とする。他の形態によれば、前記演算手段は、前記第１のフィルタ手段で得られた脈波の包絡線を得る第１の包絡線処理手段と、前記第２のフィルタ手段で得られた心弾波の包絡線を得る第２の包絡線処理手段と、前記第１及び第２の包絡線処理手段で得られた包絡線のピークとを利用して、前記脈波伝播速度を演算する伝播速度演算手段と、を備えたことを特徴とする。
　他の形態によれば、前記伝播速度演算手段は、前記包絡線のピークから脈波と心弾波の時間差を求めるとともに、脈波が通る経路の血管長に対して、脈波伝播速度＝血管長／（脈波と心弾波の時間差）の演算を行うことを特徴とする。更に他の形態によれば、前記第１及び第２の包絡線処理手段は、絶対値回路とローパスフィルタによって構成されており、前記ローパスフィルタの遮断周波数を１．５Ｈｚ以上４Ｈｚ以下に設定したことを特徴とする。更に他の形態によれば、一つの圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする。あるいは、異なる圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする。
　本発明の脈波伝播速度測定方法は、人体が接触する面に取り付けられた圧電振動センサの出力振動波形に基づいて人の脈波伝播速度を得る脈波伝播速度測定方法であって、前記圧電振動センサの出力振動波形から脈波を取り出す第１のステップと、前記圧電振動センサの出力振動波形から心弾波を取り出す第２のステップと、前記第１のステップで得られた脈波と、前記第２のステップで得られた心弾波とを利用して、脈波伝播速度を演算する第３のステップと、を備えたことを特徴とする。
　主要な形態の一つによれば、前記第１のステップは、前記圧電振動センサの出力振動波形から４Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出し、前記第２のステップは、前記圧電振動センサの出力振動波形から１０Ｈｚ以上３３Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出すことを特徴とする。他の形態によれば、前記第３のステップは、前記第１のステップで得られた脈波の包絡線を得る第１の包絡線処理ステップと、前記第２のステップで得られた心弾波の包絡線を得る第２の包絡線処理ステップと、前記第１及び第２の包絡線処理ステップで得られた包絡線のピークとを利用して、前記脈波伝播速度を演算する伝播速度演算ステップと、を備えたことを特徴とする。
　他の形態によれば、前記伝播速度演算ステップは、前記包絡線のピークから脈波と心弾波の時間差を求めるとともに、脈波が通る経路の血管長に対して、脈波伝播速度＝血管長／（脈波と心弾波の時間差）の演算を行うことを特徴とする。更に他の形態によれば、一つの圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする。あるいは、異なる圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする。本発明の前記及び他の目的，特徴，利点は、以下の詳細な説明及び添付図面から明瞭になろう。
　本発明によれば、人体が接触する面に設置した圧電振動センサの出力振動波形から、フィルタ手段によって脈波及び心弾波をそれぞれ取り出し、それらを利用して脈波伝播速度を演算することとしたので、圧電振動センサを人体に直接取り付けることなく、良好に脈波伝播速度を得ることができる。
心臓の拍動に伴う各種波形の一例を示すグラフである。 本発明の実施例１における圧電振動センサの配置を示す図である。 前記実施例における測定回路の構成を示すブロック図である。 前記実施例における椅子における圧電振動センサの配置図と、脈波及び心弾派の側定例を示すグラフである。 前記実施例における脈波及び心弾波の包絡線処理前後のピークの関係を示すグラフである。 前記図５における脈波及び心弾波のグラフと、これから得られる脈波伝播速度のフィルタの遮断周波数との関係を示すグラフである。 従来の圧電振動センサを２つ使用する場合の配置図と、脈波の測定例を示すグラフである。
　以下、本発明を実施するための最良の形態を、実施例に基づいて詳細に説明する。
　最初に、図１を参照しながら、本発明の基本的な考え方について説明する。図１には、心拍ないし脈拍に関する主要な信号が示されている。まず、図１(A)は心電図で、心臓の電気的活動を体表面から波形として記録したものである。最も大きなＲ波は、心房からの刺激が刺激伝導系を通って、心室が興奮したときに起こる波形で、Ｒ波の頂点の間隔から心拍数を計算することができる。同図(B)は光電脈波で、心臓の拍動に応じて変化する血管の内圧の変化ないし容積の変化（外径の変化）である脈波を、ヘモグロビン濃度による透過光または反射光の減衰によって測定したものである。
　同図(C)は心弾波で、心臓の物理的な動きに伴ってに生ずる微細な人体の振動を示し、心臓弁作動の振動が骨格等を通じて伝達されるもので、上述した脈波に比べて高速で伝達される。心弾波のピークは、同図(A)に示す心電波形や同図(B)に示す脈波に対して少し遅れて生ずる。同図(D)は心音波で、心臓の拍動に伴う弁膜の振動によって生じる音を電気信号に変換したものである。心臓の収縮時に生ずる第１音（Isound）と、拡張時に生ずる第２音（IIsound）が主なピークである。
　これらのうち、心電波形及び光電脈波は周波数帯域が０～４Ｈｚ程度であり、心弾波形及び心音波形は周波数帯域が１０～４０Ｈｚである。従って、帯域分離を行うことで、心電波形ないし光電脈波と心弾波形ないし心音波形とを、区別することができる。本発明では、圧電振動センサを使用して得た信号波形に対して帯域分離を行って、脈波波形や心弾波形を分離するようにしている。
　次に、図２～図５も参照しながら、本発明の実施例１について説明する。図２には、本実施例における圧電振動センサの設置の様子が示されており、椅子１００の座面１０２の下側適宜位置に、圧電振動センサ１１０が設置されている。人１０４の血管が体表近くにあるほうが、脈波を測定しやすい。一方、血管は、太腿の裏側であって、膝に近い部位において、体表近くにある。そこで、圧電振動センサ１１０を座面１０２の先端側に設置することで、同図に矢印ＦＰで示すように、脈波が圧電振動センサ１１０に伝わる。一方、心弾波は、主として人１０４の骨を通じて伝播し、矢印ＦＢで示すように圧電振動センサ１１０に伝わる。
　圧電振動センサ１１０には、図３(A)に示す測定回路２００が接続されており、圧電振動センサ１１０の振動波形出力側は、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐと、バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂが接続されている。両デジタルフィルタ２０２Ｐ，２０２Ｂの出力側は、包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂにそれぞれ接続されている。包絡線処理回路２１０Ｐは、絶対値回路２１２Ｐとローパスフィルタ２１４Ｐによって構成されており、包絡線処理回路２１０Ｂは、絶対値回路２１２Ｂとローパスフィルタ２１４Ｂによって構成されている。これら包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂの出力側は、それぞれ伝播速度演算部２２０に接続されている。
　これらのうち、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐは、圧電振動センサ１１０の出力振動波形から、０～４Ｈｚ（４Ｈｚ以下）の周波数帯域の成分である脈波成分を取り出すためのフィルタである。バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂは、圧電振動センサ１１０の出力振動波形から、１０～３３Ｈｚの周波数帯域の成分である心弾波成分を取り出すためのフィルタである。サンプリング周波数は、例えば１０００Ｈｚとする。
　包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂは、絶対値回路２１２Ｐ，２１２Ｂによって入力信号の絶対値をとるとともに、ローパスフィルタ２１４Ｐ，２１４Ｂによるフィルタ処理を施して包絡線を得る回路である。伝播速度演算部２２０は、包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂの出力に基づいて、脈波伝播速度ＰＷＶを演算する機能を備えており、
ａ，包絡線処理回２１０Ｐ，２１０Ｂの出力信号波形の包絡線からのピーク検出，
ｂ，脈波ＧＰの包絡線のピークと心弾波ＧＢの包絡線のピークとの差に基づく脈波伝播速度ＰＷＶの演算，
が行われるようになっている。
　前記ｂの脈波伝播速度の演算は、例えば次のように行う。心弾波ＧＢの伝播速度は音速で、骨を伝播する場合１ｋｍ／ｓ程度であるのに対し、脈波ＧＰの伝播速度は１０ｍ／ｓ程度であり、両者を比較すると、心弾波ＧＢの伝播速度は、ほぼ無限大と考えることができる。してみると、心弾波ＧＢが圧電振動センサ１１０で検出された時点で脈波ＧＰが心臓を出発したと考えることができるので、心弾波ＧＢの検出から脈波ＧＰの検出に至る時間で脈波ＧＰが人体内の経路を伝播したと考えることができる。従って、脈波伝播速度ＰＷＶは、脈波ＧＰが通る経路である心臓から膝裏までの血管長に対し、脈波伝播速度(PWV)＝血管長／（脈波と心弾波の時間差）で表される。脈波と心弾波の時間差は、包絡線処理して得られた脈波ＧＰのピークと心弾波ＧＰの時間差となる。なお、血管長は、例えば、レントゲン写真等で得られている動脈血管配置図をベースに体表面をメジャーで測定するなどの方法で知ることができる。あるいは、複数人に関し、このようにして得た血管長と身長との相関関係を得ることで、身長から推定することが可能である。
　次に、図４～６も参照しながら、本実施例の動作について説明する。人１０４の心臓の拍動に基づいて生じた脈波や心弾波は、座面１０２や人１０４を通じて、座面１０２に取り付けられた圧電振動センサ１１０に伝播する（図２，矢印ＦＰ，ＦＢ参照）。圧電振動センサ１１０では、伝わった振動が電気信号に変換されて出力される。この振動波形に対しては、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐ，バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂによるフィルタリング処理が施され、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐからは脈波の帯域成分が出力され、バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂからは心弾波の帯域成分が出力される。
　図４には、信号波形の一例が示されている。同図(A)は、座面１０２の比較的先端側に圧電振動センサ１１０を配置した場合であり、同図(B)は、座面１０２の比較的後端側に圧電振動センサ１１０を配置した場合である。ＧＰは脈波，ＧＢは心弾波である。これらのグラフを見ると、多少の相違はあるものの、いずれのセンサ配置であっても、脈波ＧＰ，心弾波ＧＢがそれぞれ測定されている。
　圧電振動センサ１１０で得た脈波ＧＰ及び心弾波ＧＢは、包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂにそれぞれ入力され、包絡線検出が行われる。すなわち、絶対値回路２１２Ｐ，２１２Ｂによって入力信号の絶対値が求められ、ローパスフィルタ２１４Ｐ，２１４Ｂによるフィルタ処理が施される。例えば、図５(A)に示す脈波ＧＰ，心弾波ＧＢに対して包絡線処理を行うと、同図(B)に示す包絡線ＧＰＥ，ＧＢＥがそれぞれ求められる。これらの包絡線ＧＰＥ，ＧＢＥの信号は、伝播速度演算部２２０に入力され、ここで、脈波ＧＰの包絡線ＧＰＥのピークＰＧＰＥと心弾波ＧＢの包絡線ＧＢＥのピークＰＧＢＥとの差が求められ、更に、その差に基づいて脈波伝播速度ＰＷＶの演算が行われる。
　ところで、この場合において、包絡線処理回路２１０Ｐ，２１０Ｂのローパスフィルタ２１４Ｐ，２１４Ｂにおける遮断周波数をどのように設定するかにより、脈波伝播速度ＰＷＶの値も異なるようになる。上述した図５(B)は遮断周波数が２．５Ｈｚの場合であるが、これを１Ｈｚとすると図６(A)のようになり、６Ｈｚとすると同図(B)に示すようになる。このような遮断周波数と脈波伝播速度ＰＷＶとの関係を示すと、同図(C)に示すようになる。このグラフの結果からすると、遮断周波数が１．５Ｈｚ以下では、脈波ＧＰ，心弾波ＧＢのどちらの信号も信号強度が低下してしまい、これが原因で正しいピークの時間差値が得られない。またこれに対して、遮断周波数が４Ｈｚを超えてくると、心弾波ＧＢの包絡線処理が不十分になり、これまた正しい脈波伝播速度ＰＷＶを得ることができない。この理由により、遮断周波数は、１．５Ｈｚ以上４Ｈｚ以下に設定するのが好ましい。
　このように、本実施例によれば、椅子１００に取り付けた圧電振動センサ１１０の出力振動波形から、脈波と心弾波を帯域抽出し、それらの包絡線のピークを利用して脈波伝播速度を演算することとしたので、
ａ，圧電振動センサを人体に直接取り付けることなく、良好に脈波伝播速度を得ることできる。
ｂ，１つの圧電振動センサのみで脈波と心弾波を同時に測定することができ、それらに基づいて良好に脈波伝播速度を得ることができる。
　次に、図３(B)を参照しながら、実施例２について説明する。上述した実施例１では、一つの圧電振動センサ１１０を使用したが、本実施例では、同図に示すように、ローパスデジタルフィルタ２０２Ｐ，バンドパスデジタルフィルタ２０２Ｂのそれぞれに圧電振動センサ１１０Ｐ，１１０Ｂを接続している。このようにすることで、前記実施例１と比較して、圧電振動センサの数は増えるが、それぞれの圧電振動センサを、例えば、心弾波の感度が高い尾てい骨下付近と，脈波の感度が高い膝裏付近に設置することが可能になり、信号品質を更に向上させることができるという利点が生ずる。
　なお、本発明は、上述した実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲内において種々変更を加え得ることができる。例えば、以下のものも含まれる。
(1)前記実施例では、人が日常生活の中で必ず使用する椅子の座面に圧電振動センサを取り付けたが、他に肘掛，背もたれ，ベッドや枕などの寝具等、人が接触する面であれば、各種のものに取り付けてよい。
(2)図３に示した回路構成も、例えばコンピュータプログラムによって演算を行うなど、同様の信号処理を行う各種の形態が考えられる。
　本発明によれば、人体が接触する面に設置した圧電振動センサの出力振動波形から、フィルタ手段によって脈波及び心弾波をそれぞれ取り出し、それらを利用して脈波伝播速度を演算することとしたので、圧電振動センサを人体に直接取り付けることなく、良好に脈波伝播速度を得ることができ、医療の分野に好適である。
１０，１２：圧電振動センサ
１００：椅子
１０２：座面
１０４：人
１１０，１１０Ｐ，１１０Ｂ：圧電振動センサ
２００：測定回路
２０２Ｂ：バンドパスデジタルフィルタ
２０２Ｐ：ローパスデジタルフィルタ
２１０Ｐ，２１０Ｂ：包絡線処理回路
２１２Ｐ，２１２Ｂ：絶対値回路
２１４Ｐ，２１４Ｂ：ローパスフィルタ
２２０：伝播速度演算部
ＧＢ：心弾波
ＧＰ：脈波
ＧＰＥ，ＧＢＥ：包絡線
ＰＧＰＥ，ＰＧＢＥ：ピーク
ＰＷＶ：脈波伝播速度

Claims (13)

  1. 　人体が接触する面に取り付けられた圧電振動センサの出力振動波形に基づいて人の脈波伝播速度を得る脈波伝播速度測定装置であって、
    　前記圧電振動センサの出力振動波形から、脈波を取り出す第１のフィルタ手段と、
    　前記圧電振動センサの出力振動波形から、心弾波を取り出す第２のフィルタ手段と、
    　前記第１のフィルタ手段で得られた脈波と、前記第２のフィルタ手段で得られた心弾波とを利用して、脈波伝播速度を演算する演算手段と、
    を備えたことを特徴とする脈波伝播速度測定装置。
  2. 　前記第１のフィルタ手段は、前記圧電振動センサの出力振動波形から４Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出し、前記第２のフィルタ手段は、前記圧電振動センサの出力振動波形から１０Ｈｚ以上３３Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出すことを特徴とする請求項１記載の脈波伝播速度測定装置。
  3. 　前記演算手段は、
    　前記第１のフィルタ手段で得られた脈波の包絡線を得る第１の包絡線処理手段と、前記第２のフィルタ手段で得られた心弾波の包絡線を得る第２の包絡線処理手段と、
    　前記第１及び第２の包絡線処理手段で得られた包絡線のピークとを利用して、前記脈波伝播速度を演算する伝播速度演算手段と、
    を備えたことを特徴とする請求項１又は２記載の脈波伝播速度測定装置。
  4. 　前記伝播速度演算手段は、
    　前記包絡線のピークから脈波と心弾波の時間差を求めるとともに、脈波が通る経路の血管長に対して、脈波伝播速度＝血管長／（脈波と心弾波の時間差）の演算を行うことを特徴とする請求項３記載の脈波伝播速度測定装置。
  5. 　前記第１及び第２の包絡線処理手段は、絶対値回路とローパスフィルタによって構成されており、
    　前記ローパスフィルタの遮断周波数を１．５Ｈｚ以上４Ｈｚ以下に設定したことを特徴とする請求項３又は４記載の脈波伝播速度測定装置。
  6. 　一つの圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の脈波伝播速度測定装置。
  7. 　異なる圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の脈波伝播速度測定装置。
  8. 　人体が接触する面に取り付けられた圧電振動センサの出力振動波形に基づいて人の脈波伝播速度を得る脈波伝播速度測定方法であって、
    　前記圧電振動センサの出力振動波形から脈波を取り出す第１のステップと、
    　前記圧電振動センサの出力振動波形から心弾波を取り出す第２のステップと、
    　前記第１のステップで得られた脈波と、前記第２のステップで得られた心弾波とを利用して、脈波伝播速度を演算する第３のステップと、
    を備えたことを特徴とする脈波伝播速度測定方法。
  9. 　前記第１のステップは、前記圧電振動センサの出力振動波形から４Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出し、前記第２のステップは、前記圧電振動センサの出力振動波形から１０Ｈｚ以上３３Ｈｚ以下の周波数帯域成分を取り出すことを特徴とする請求項８記載の脈波伝播速度測定方法。
  10. 　前記第３のステップは、
    　前記第１のステップで得られた脈波の包絡線を得る第１の包絡線処理ステップと、前記第２のステップで得られた心弾波の包絡線を得る第２の包絡線処理ステップと、
    　前記第１及び第２の包絡線処理ステップで得られた包絡線のピークとを利用して、前記脈波伝播速度を演算する伝播速度演算ステップと、
    を備えたことを特徴とする請求項８又は９記載の脈波伝播速度測定方法。
  11. 　前記伝播速度演算ステップは、
    前記包絡線のピークから脈波と心弾波の時間差を求めるとともに、脈波が通る経路の血管長に対して、脈波伝播速度＝血管長／（脈波と心弾波の時間差）の演算を行うことを特徴とする請求項１０記載の脈波伝播速度測定方法。
  12. 　一つの圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする請求項８～１１のいずれか一項に記載の脈波伝播速度測定方法。
  13. 　異なる圧電振動センサの出力振動波形から、前記脈波と心弾波を得ることを特徴とする請求項８～１１のいずれか一項に記載の脈波伝播速度測定方法。
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