JP2018033663A - Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method - Google Patents
Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method Download PDFInfo
- Publication number
- JP2018033663A JP2018033663A JP2016168968A JP2016168968A JP2018033663A JP 2018033663 A JP2018033663 A JP 2018033663A JP 2016168968 A JP2016168968 A JP 2016168968A JP 2016168968 A JP2016168968 A JP 2016168968A JP 2018033663 A JP2018033663 A JP 2018033663A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- waveform
- low
- pulse wave
- differential
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Images
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
本発明は、脈波計測装置および脈波計測方法に関するものである。 The present invention relates to a pulse wave measuring device and a pulse wave measuring method.
動脈硬化の進展を定量的に診断するための指標に脈波伝播速度が用いられている。血管が柔らかいと脈波伝播速度が遅く、血管が硬いと脈波伝播速度が速くなる。動脈硬化が進み、動脈壁の弾力性が失われた硬い血管では、脈波伝播速度が速くなる。従って、脈波伝播速度を計測することにより血管年齢を診断することができる。 Pulse wave velocity is used as an index for quantitatively diagnosing the progress of arteriosclerosis. If the blood vessel is soft, the pulse wave propagation speed is slow, and if the blood vessel is hard, the pulse wave propagation speed is fast. In a hard blood vessel where arteriosclerosis has progressed and the elasticity of the arterial wall has been lost, the pulse wave velocity increases. Therefore, blood vessel age can be diagnosed by measuring the pulse wave velocity.
脈波伝播速度を計測する装置が特許文献１に開示されている。それによると、２カ所で皮膚の表面から血管に超音波パルスを発信する。そして、２カ所で得られた血管の径変化から血管の脈動が移動する移動量の時間的変化を検出する。次に、血管の脈動が移動する移動量の時間的変化に基づいて脈波伝播速度を算出していた。
An apparatus for measuring the pulse wave velocity is disclosed in
首の血管等超音波探触子を設置する血管の長さが短い場所がある。距離が短い２点間で脈波伝播速度を計測しようとした場合、非常に短い時間差を検出する必要がある。精度良く時間差を検出するには、ノイズの少ない信号が必要となる。脈波伝播速度を算出する際はノイズの影響を抑える為にフィルター処理が行なわれている。しかし、血管の脈波に含まれる信号帯域は人毎に異なる為、同じフィルター処理を行ったとき、脈波伝播速度の計測精度が劣化する場合がある。そこで、脈波伝播速度を精度良く計測することができる脈波計測装置が望まれていた。 There is a place where the length of the blood vessel where the ultrasonic probe such as the blood vessel of the neck is installed is short. When measuring the pulse wave velocity between two points with a short distance, it is necessary to detect a very short time difference. In order to detect the time difference with high accuracy, a signal with less noise is required. When calculating the pulse wave velocity, a filtering process is performed to suppress the influence of noise. However, since the signal band included in the pulse wave of the blood vessel is different for each person, the measurement accuracy of the pulse wave propagation speed may deteriorate when the same filter processing is performed. Therefore, a pulse wave measuring device that can accurately measure the pulse wave propagation velocity has been desired.
本発明は、上述の課題を解決するためになされたものであり、以下の形態または適用例として実現することが可能である。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and can be realized as the following forms or application examples.
［適用例１］
本適用例にかかる脈波計測装置であって、血管径の時間変化を計測して径変化波形を出力する血管径計測部と、前記径変化波形を微分演算して微分波形を出力する微分演算部と、前記微分波形における遮断周波数以下の低周波成分を抽出した低周波波形を演算する低周波抽出部と、前記遮断周波数を選定するための選定表を記憶する記憶部と、複数の位置における前記低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する速度演算部と、を備え、前記低周波抽出部は、前記微分波形の周波数分布を演算する周波数分布演算部と、前記周波数分布と前記選定表とを用いて前記遮断周波数を演算する遮断周波数演算部と、を備えることを特徴とする。
[Application Example 1]
A pulse wave measurement device according to this application example, wherein a blood vessel diameter measurement unit that measures a time change of a blood vessel diameter and outputs a diameter change waveform, and a differential operation that outputs a differential waveform by differentiating the diameter change waveform A low frequency extraction unit that calculates a low frequency waveform obtained by extracting a low frequency component equal to or lower than a cutoff frequency in the differential waveform, a storage unit that stores a selection table for selecting the cutoff frequency, and a plurality of positions A speed calculation unit that calculates a pulse wave velocity from the time difference of the low frequency waveform, and the low frequency extraction unit calculates a frequency distribution of the differential waveform, the frequency distribution, and the selection And a cut-off frequency calculating unit that calculates the cut-off frequency using a table.
本適用例によれば、脈波計測装置は血管径計測部、微分演算部、低周波抽出部、記憶部及び速度演算部を備えている。血管径計測部は血管径の時間変化を計測する。そして、血管径の径変化波形を出力する。微分演算部は径変化波形を微分演算して微分波形を出力する。この微分演算は１次微分及び２次微分を含む。低周波抽出部は微分波形において遮断周波数以下の低周波成分を抽出した低周波波形を出力する。微分波形には周波数の高いノイズが含まれている。低周波抽出部がノイズを低減するので、低周波波形は含有するノイズの少ない波形になる。血管内を血液の脈流が流れるとき血管径が大きくなる場所が脈波伝播速度で移動する。そして、速度演算部が複数の位置における低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する。 According to this application example, the pulse wave measurement device includes a blood vessel diameter measurement unit, a differential calculation unit, a low frequency extraction unit, a storage unit, and a speed calculation unit. The blood vessel diameter measurement unit measures a time change of the blood vessel diameter. Then, a diameter change waveform of the blood vessel diameter is output. The differential operation unit performs differential operation on the diameter change waveform and outputs a differential waveform. This differential operation includes a primary differential and a secondary differential. The low frequency extraction unit outputs a low frequency waveform obtained by extracting a low frequency component equal to or lower than the cutoff frequency in the differential waveform. The differential waveform contains high frequency noise. Since the low-frequency extraction unit reduces noise, the low-frequency waveform becomes a waveform with less noise. A place where the diameter of the blood vessel increases when the pulsating flow of blood flows in the blood vessel moves at the pulse wave velocity. Then, the velocity calculation unit calculates the pulse wave propagation velocity from the time difference between the low frequency waveforms at a plurality of positions.
低周波抽出部は、周波数分布演算部及び遮断周波数演算部を備えている。周波数分布演算部は微分波形の周波数分布を演算する。記憶部は遮断周波数を選定するための選定表を記憶する。遮断周波数演算部は周波数分布と選定表とを用いて遮断周波数を演算する。選定表は目標とする計測誤差に応じて遮断周波数を選定するための表である。周波数分布は被検体により異なる。そして、周波数分布及び選定表をもちいることによりノイズを低減するのに適切な遮断周波数を被検体の周波数分布にあわせて設定することができる。その結果、ノイズを低減できる為、脈波伝播速度を精度良く計測することができる。 The low frequency extraction unit includes a frequency distribution calculation unit and a cutoff frequency calculation unit. The frequency distribution calculation unit calculates the frequency distribution of the differential waveform. The storage unit stores a selection table for selecting a cutoff frequency. The cut-off frequency calculation unit calculates the cut-off frequency using the frequency distribution and the selection table. The selection table is a table for selecting the cut-off frequency according to the target measurement error. The frequency distribution varies depending on the subject. Then, by using the frequency distribution and the selection table, an appropriate cutoff frequency for reducing noise can be set according to the frequency distribution of the subject. As a result, since noise can be reduced, the pulse wave velocity can be accurately measured.
［適用例２］
上記適用例にかかる脈波計測装置において、前記低周波抽出部は前記遮断周波数のローパスフィルターにて前記微分波形の低周波成分を抽出することを特徴とする。
[Application Example 2]
In the pulse wave measuring apparatus according to the application example, the low-frequency extraction unit extracts a low-frequency component of the differential waveform with a low-pass filter having the cutoff frequency.
本適用例によれば、低周波抽出部はローパスフィルターにて微分波形の低周波成分を抽出する。微分波形に予め遮断周波数が演算されたローパスフィルターを適用して低周波成分を抽出するので、低周波成分を抽出する演算時間を短くすることができる。 According to this application example, the low frequency extraction unit extracts the low frequency component of the differential waveform by the low pass filter. Since the low-frequency component is extracted by applying a low-pass filter in which the cutoff frequency is calculated in advance to the differential waveform, the calculation time for extracting the low-frequency component can be shortened.
［適用例３］
上記適用例にかかる脈波計測装置において、前記低周波抽出部は前記微分波形の周波数分布を演算して前記遮断周波数以下の前記周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力することを特徴とする。
[Application Example 3]
In the pulse wave measuring apparatus according to the application example, the low frequency extraction unit calculates a frequency distribution of the differential waveform, converts the frequency distribution below the cutoff frequency into a waveform, and outputs a low frequency waveform. And
本適用例によれば、低周波抽出部は微分波形の周波数分布を演算する。そして、遮断周波数以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力する。従って、低周波波形を構成する波形の周波数を遮断周波数以下に精度よく限定できる。その結果、微分波形からノイズ成分を確実に低減することができる。 According to this application example, the low frequency extraction unit calculates the frequency distribution of the differential waveform. And the frequency distribution below cut-off frequency is converted into a waveform, and a low frequency waveform is outputted. Therefore, the frequency of the waveform constituting the low frequency waveform can be accurately limited to the cut-off frequency or less. As a result, the noise component can be reliably reduced from the differential waveform.
［適用例４］
上記適用例にかかる脈波計測装置において、前記速度演算部が前記複数の位置における前記低周波波形の時間差を演算するときは複数の前記低周波波形の相互相関関数を用いることを特徴とする。
[Application Example 4]
In the pulse wave measurement device according to the application example described above, when the speed calculation unit calculates the time difference of the low frequency waveforms at the plurality of positions, a cross correlation function of the plurality of low frequency waveforms is used.
本適用例によれば、複数の位置における低周波波形の時間差を演算するときは複数の低周波波形の相互相関関数が用いられている。相互相関関数では複数の低周波波形を時間軸に沿って移動させて低周波波形が一致する程度で時間差を演算する。従って、精度良く低周波波形の時間差を演算することができる。 According to this application example, the cross-correlation function of a plurality of low frequency waveforms is used when calculating the time difference between the low frequency waveforms at a plurality of positions. In the cross-correlation function, a plurality of low frequency waveforms are moved along the time axis, and the time difference is calculated to the extent that the low frequency waveforms match. Therefore, the time difference of the low frequency waveform can be calculated with high accuracy.
［適用例５］
本適用例にかかる脈波計測方法であって、血管径の時間変化を計測して径変化波形を出力し、前記径変化波形を微分演算して微分波形を出力し、前記微分波形の周波数分布を演算し、前記周波数分布と低周波抽出の遮断周波数を選定するための選定表とを用いて前記低周波抽出の遮断周波数を演算し、前記周波数分布に前記低周波抽出の遮断周波数を適用して前記微分波形の低周波成分を主に含む低周波波形を出力し、複数の位置における前記低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算することを特徴とする。
[Application Example 5]
A pulse wave measurement method according to this application example, measuring a time change of a blood vessel diameter and outputting a diameter change waveform, differentially calculating the diameter change waveform and outputting a differential waveform, and a frequency distribution of the differential waveform Calculating the cutoff frequency of the low frequency extraction using the frequency distribution and a selection table for selecting the cutoff frequency of the low frequency extraction, and applying the cutoff frequency of the low frequency extraction to the frequency distribution. The low-frequency waveform mainly including the low-frequency component of the differential waveform is output, and the pulse wave velocity is calculated from the time difference of the low-frequency waveform at a plurality of positions.
本適用例によれば、脈波計測方法は血管径の時間変化を計測して径変化波形を出力する。そして、径変化波形を微分演算して微分波形を出力する。この微分演算は１次微分及び２次微分を含む。次に、微分波形の周波数分布を演算する。続いて、周波数分布と低周波抽出の遮断周波数を選定するための選定表とを用いて低周波抽出の遮断周波数を演算する。周波数分布は被検体により異なる。そして、周波数分布及び選定表をもちいることによりノイズを低減するのに適切な遮断周波数を被検体にあわせて設定することができる。 According to this application example, the pulse wave measurement method measures a time change of the blood vessel diameter and outputs a diameter change waveform. Then, a differential waveform is output by differentiating the diameter change waveform. This differential operation includes a primary differential and a secondary differential. Next, the frequency distribution of the differential waveform is calculated. Subsequently, the cutoff frequency of the low frequency extraction is calculated using the frequency distribution and the selection table for selecting the cutoff frequency of the low frequency extraction. The frequency distribution varies depending on the subject. Then, by using the frequency distribution and the selection table, an appropriate cutoff frequency for reducing noise can be set according to the subject.
続いて、微分波形に低周波抽出の遮断周波数を適用して微分波形の低周波成分を主に含む低周波波形を出力する。微分波形には周波数の高いノイズが含まれている。低周波抽出部がノイズを低減するので、低周波波形は含有するノイズの少ない波形になる。そして、次に、複数の位置における低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する。血管内を血液の脈流が流れるとき血管径が大きくなる場所が脈波伝播速度で移動する。そして、複数の計測場所を脈流が通過する時間差を用いて速度演算部が脈波伝播速度を演算する。本適用例では、ノイズを低減するのに適切な遮断周波数を被検体にあわせて設定している。その結果、ノイズの影響を受け難くなる為、脈波伝播速度を精度良く計測することができる。 Subsequently, the low frequency extraction cutoff frequency is applied to the differential waveform to output a low frequency waveform mainly including the low frequency component of the differential waveform. The differential waveform contains high frequency noise. Since the low-frequency extraction unit reduces noise, the low-frequency waveform becomes a waveform with less noise. Then, the pulse wave velocity is calculated from the time difference between the low frequency waveforms at a plurality of positions. A place where the diameter of the blood vessel increases when the pulsating flow of blood flows in the blood vessel moves at the pulse wave velocity. And a speed calculation part calculates a pulse wave propagation speed using the time difference in which a pulsating flow passes through a plurality of measurement places. In this application example, an appropriate cutoff frequency for reducing noise is set according to the subject. As a result, since it becomes difficult to be influenced by noise, the pulse wave velocity can be accurately measured.
［適用例６］
上記適用例にかかる脈波計測方法において、前記遮断周波数の演算は所定の間隔をあけて行うことを特徴とする。
[Application Example 6]
In the pulse wave measurement method according to the application example, the cut-off frequency is calculated at a predetermined interval.
本適用例によれば、遮断周波数の演算は所定の間隔をあけて行われる。これにより、周波数分布の演算及び遮断周波数の演算に要する時間が削減される。従って、脈波伝播速度を短時間で計測できる。 According to this application example, the calculation of the cut-off frequency is performed with a predetermined interval. Thereby, the time required for the calculation of the frequency distribution and the calculation of the cutoff frequency is reduced. Therefore, the pulse wave propagation speed can be measured in a short time.
［適用例７］
上記適用例にかかる脈波計測方法において、前記複数の位置における血管径の時間変化を計測する毎に遮断周波数が演算され、前記微分波形の低周波成分を抽出するときは前記微分波形の周波数分布のうち前記遮断周波数以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力することを特徴とする。
[Application Example 7]
In the pulse wave measurement method according to the application example described above, the cutoff frequency is calculated every time the change in the blood vessel diameter at the plurality of positions is measured, and when the low frequency component of the differential waveform is extracted, the frequency distribution of the differential waveform The frequency distribution below the cut-off frequency is converted into a waveform and a low-frequency waveform is output.
本適用例によれば、微分波形の低周波成分を抽出するときは微分波形の周波数分布のうち遮断周波数以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力している。従って、低周波波形を構成する波形の周波数分布を遮断周波数以下の周波数分布に精度よく限定できる。そして、複数の位置における血管径の時間変化を計測する毎に遮断周波数が演算される。その結果、微分波形からノイズ成分を確実に低減することができる。 According to this application example, when the low frequency component of the differential waveform is extracted, the frequency distribution below the cutoff frequency in the frequency distribution of the differential waveform is converted into a waveform and the low frequency waveform is output. Therefore, the frequency distribution of the waveform constituting the low frequency waveform can be accurately limited to a frequency distribution below the cutoff frequency. Then, the cut-off frequency is calculated every time a change in blood vessel diameter over time at a plurality of positions is measured. As a result, the noise component can be reliably reduced from the differential waveform.
以下、実施形態について図面に従って説明する。尚、各図面における各部材は、各図面上で認識可能な程度の大きさとするため、各部材毎に縮尺を異ならせて図示している。
（第１の実施形態）
本実施形態では、脈波計測装置と、この脈波計測装置を用いて血管の脈波を計測する脈波計測方法との特徴的な例について、図１〜図１２に従って説明する。図１は、脈波計測装置の構成を示す模式図である。脈波計測装置１は、超音波計測により非侵襲に被検体の脈波伝播速度を計測する装置である。
Hereinafter, embodiments will be described with reference to the drawings. In addition, each member in each drawing is illustrated with a different scale for each member in order to make the size recognizable on each drawing.
(First embodiment)
In the present embodiment, a characteristic example of a pulse wave measurement device and a pulse wave measurement method for measuring a pulse wave of a blood vessel using the pulse wave measurement device will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration of a pulse wave measuring device. The pulse
脈波計測装置１は超音波プローブ２及び制御装置３を備えている。超音波プローブ２と制御装置３とはケーブル４により接続されている。超音波プローブ２は被検体である人体５に設置されている。人体５には血管６が設置されており、血管６がある場所の皮膚に超音波プローブ２が設置される。超音波プローブ２には第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８が所定の間隔を開けて設置されている。第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８が共に血管６と対向するように超音波プローブ２が設置される。
The pulse
第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との間隔は特に限定されない。本実施形態では、例えば、第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との間隔は５ｍｍ〜５０ｍｍの間で複数設定されている。詳しくは第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との間隔が５ｍｍ、７ｍｍ、１０ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍ、３０ｍｍ、４０ｍｍ、５０ｍｍの超音波プローブ２が用意されている。図中超音波プローブ２は人体５の首に設置されているが、首の他にも腕、脚背中等各所に超音波プローブ２を設置することができる。そして、設置する場所にあわせて第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との間隔を選択する。計測対象とされる血管６は頸動脈に限らず、緊張時にはたらく交感神経の作用による血管径変化が比較的小さい他の動脈、例えば鎖骨下動脈や大動脈を計測対象とすることもできる。
The interval between the first
制御装置３の内部には制御基板９が設置されている。他にも入力装置１０及び表示装置１１が設置されている。入力装置１０はスイッチ、回転ツマミやキーボード等の装置であり、操作者は入力装置１０を操作して制御装置３に指示内容を入力する。他にも、入力装置１０には外部機器とデータ通信を行うコネクターが含まれている。表示装置１１はＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）やＯＬＥＤ（Ｏｒｇａｎｉｃ ｌｉｇｈｔ−ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅ）等の表示装置である。表示装置１１は計測条件や計測結果を表示する。制御装置３は人体５に装着された衣服に着脱可能に設置されている。これにより、脈波計測装置１は携帯可能となり、人体５が移動中であっても脈波計測装置１は脈波計測を行うことができる。
A control board 9 is installed inside the control device 3. In addition, an
図２は、超音波プローブの構造及び機能を説明するための模式側断面図である。超音波プローブ２は基板１２を備え、基板１２上に第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４が設置されている。第１圧電素子１３は第１超音波探触子７の振動子であり、第２圧電素子１４は第２超音波探触子８の振動子である。第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４は一方向に長い形状であり、長手方向が血管６の長手方向と直交するように超音波プローブ２が設置される。圧電素子の種類は特に限定されないがＰＺＴ（ジルコン酸チタン酸鉛）素子やＰＤＶＦ（ポリフッ化ビニリデン）素子等の圧電素子を用いることができる。本実施形態では圧電素子にＰＺＴ素子を用いている。
FIG. 2 is a schematic side sectional view for explaining the structure and function of the ultrasonic probe. The
第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４と対向する場所の基板１２は凹部が形成されている。厚みが薄くなっている場所の基板１２は振動し易い振動板になっている。そして、凹部と対向する場所には音響レンズ１５が設置され、音響レンズ１５と人体５との間にはジェル１６が設置されている。音響レンズ１５はシリコン樹脂からなる柱状レンズである。
凹部にも音響インピーダンスを調整するためのシリコン樹脂が充填されている。ジェル１６はゲル状の液体である。基板１２は粘着パッド１７により人体５に固定されている。粘着パッド１７は、皮膚の表面に着脱可能な粘着層を有しており、人体５が身体を動かしても容易にはずれたり剥がれたりしない。尚、第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４が音圧の高い超音波を射出するときには音響レンズ１５、ジェル１６及び粘着パッド１７の代わりに粘着シートを設置しても良い。このとき、超音波プローブ２を容易に人体５に設置することができる。
A recess is formed in the
The recess is also filled with silicon resin for adjusting the acoustic impedance. The
第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４において音響レンズ１５の反対側にはカバー１８が設置されている。カバー１８は第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４に塵や水分が付着することを防止する。また、カバー１８は超音波を吸収して、超音波が不要な場所に射出されるのを抑制する。
A
第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４が振動するとき、基板１２の振動板が振動して超音波パルス２１が血管６に向けて射出される。超音波パルス２１は数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚの超音波パルス信号やバースト信号の形態の信号になっている。超音波パルス２１は音響レンズ１５、ジェル１６を経て人体５に到達する。音響レンズ１５、ジェル１６により超音波パルス２１が減衰し難くなっている。
When the first
超音波パルス２１は人体５の表面から内部に入り血管６に到達する。そして、超音波パルス２１は血管６の前壁６ａ及び後壁６ｂで反射して反射波２２となる。第１超音波探触子７から射出されて血管６で反射した反射波２２の一部は第１超音波探触子７に到達して第１超音波探触子７が受信する。そして、第２超音波探触子８から射出されて血管６で反射した反射波２２の一部は第２超音波探触子８に到達して第２超音波探触子８が受信する。
The
制御装置３は、前壁６ａで反射した反射波２２と、後壁６ｂで反射した反射波２２と、の到達時間差から血管６の直径である血管径を演算する。第１超音波探触子７が受信した反射波２２で演算した血管径を血管径としての第１血管径２３とし、第２超音波探触子８が受信した反射波２２で演算した血管径を血管径としての第２血管径２４とする。第１血管径２３は第１超音波探触子７と対向する場所の血管６における血管径であり、第２血管径２４は第２超音波探触子８と対向する場所の血管６における血管径である。第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との間の距離を探触子間距離２５とする。第１血管径２３と第２血管径２４とは探触子間距離２５離れた場所の血管径である。
The control device 3 calculates the blood vessel diameter, which is the diameter of the
血管６の中では血液２６が流動する。血液２６の流動方向２６ａは図中右側から左側に流動する。そして、血液２６の脈動も流動方向２６ａに移動する。従って、第１血管径２３が拡張して収縮した後で、第２血管径２４が拡張して収縮する。第１血管径２３が拡張してから第２血管径２４が拡張する間に経過する時間を時間差としての遅延時間とする。脈波伝播速度は探触子間距離２５を遅延時間で除算した値である。
In the
超音波パルス２１の射出と反射波２２の受信は極めて短い時間間隔で連続的に行われる。このため、第１血管径２３と第２血管径２４との算出も連続的に行うことができる。従って、血管径が経時変化する波形を示す時系列データを得ることができる。
The emission of the
図３は脈波計測装置の電気制御ブロック図である。図３において、脈波計測装置１は脈波計測装置１の動作を制御する制御装置３を備えている。そして、制御装置３はプロセッサーとして各種の演算処理を行うＣＰＵ２７（中央演算処理装置）と、各種情報を記憶する記憶部としてのメモリー２８とを備えている。探触子駆動装置２９、入力装置１０及び表示装置１１は入出力インターフェイス３０及びデータバス３１を介してＣＰＵ２７に接続されている。
FIG. 3 is an electric control block diagram of the pulse wave measuring apparatus. In FIG. 3, the pulse
探触子駆動装置２９は第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８を駆動する駆動装置である。第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８は血管６に向けて超音波パルス２１を射出し血管６で反射した反射波２２を受信して電気信号に変換して出力する。そして、探触子駆動装置２９が反射波に対応する電気信号をデジタルデータに変換してＣＰＵ２７に出力する。探触子駆動装置２９が出力する反射波に対応するデジタルデータを反射波データとする。第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８は超音波トランスデューサーデバイスという。
The
第１超音波探触子７は超音波パルス２１の射出と反射波２２の受信を交互に行う。反射波２２を受信したときに第１超音波探触子７は電気信号を探触子駆動装置２９に出力する。第２超音波探触子８においても第１超音波探触子７と同様の動作をする。従って、第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８が出力する電気信号は一定の計測間隔をあけた離散時間信号である。そして、反射波データも離散時間のデータである。
The first
入力装置１０によりＣＰＵ２７及びメモリー２８に各種のデータが入力される。操作者は入力装置１０を操作して計測開始の指示や計測条件を入力する。表示装置１１には計測条件や計測結果である脈波伝播速度等が表示される。
Various data are input to the
メモリー２８は、ＲＡＭ、ＲＯＭ等といった半導体メモリーや、ハードディスク、ＤＶＤ−ＲＯＭといった外部記憶装置を含む概念である。機能的には、脈波計測装置１の動作の制御手順が記述されたプログラムソフト３２を記憶する記憶領域や、第１血管径２３及び第２血管径２４の経時変化を示す径変化波形のデータである径変化波形データ３３を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、径変化波形を微分した微分波形のデータである微分波形データ３４を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、微分波形の周波数分布を示すデータである周波数分布データ３５を記憶するための記憶領域が設定される。
The
他にも、周波数分布と共に遮断周波数を選定するための選定表のデータである選定表データ３６を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、遮断周波数のデータである遮断周波数データ３７を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、微分波形の低周波成分で構成された低周波波形のデータである低周波波形データ３８を記憶するための記憶領域が設定される。
In addition, a storage area for storing
ＣＰＵ２７は、メモリー２８内に記憶されたプログラムソフト３２に従って、脈波伝播速度を計測する制御を行うものである。具体的な機能実現部としてＣＰＵ２７は計測制御部４１を有する。計測制御部４１は探触子駆動装置２９に第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８を駆動させて反射波２２の反射波データを取得する制御を行う。
The
他にも、ＣＰＵ２７は血管径演算部４２を有する。血管径演算部４２は第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８が出力する超音波信号を入力して第１血管径２３及び第２血管径２４を演算する。血管径演算部４２は一定の計測間隔で反射波データを入力する。そして、第１超音波探触子７における第１血管径２３及び第２超音波探触子８における第２血管径２４を演算する。
In addition, the
前壁６ａで反射した反射波２２が第１圧電素子１３に到達した時刻を前壁反射時刻とする。後壁６ｂで反射した反射波２２が第１圧電素子１３に到達した時刻を後壁反射時刻とする。第１血管径２３の演算は後壁反射時刻から前壁反射時刻を減算した結果に反射波２２が血液２６を通過する速度を乗算することにより演算される。第２血管径２４の演算も第１血管径２３の演算と同様の手順にて演算される。
The time when the reflected
探触子駆動装置２９、第１超音波探触子７、第２超音波探触子８及び血管径演算部４２により血管径計測部４３が構成されている。そして、血管径計測部４３は一定の計測間隔毎に血管径を演算して出力する。血管径の離散データにより波形が形成される。この波形を径変化波形とする。このようにして、血管径計測部４３は血管径の時間変化を計測して径変化波形をメモリー２８に出力する。メモリー２８では径変化波形が径変化波形データ３３の一部として記憶される。
The
他にも、ＣＰＵ２７は微分演算部４４を有する。微分演算部４４は径変化波形を微分する演算を行う。微分演算する回数は１回でも良く２回でも良い。径変化波形の変化を把握しやすい回数を選択する。本実施形態では２回微分演算をして径変化波形の加速度変化を示す波形を用いている。微分演算部４４が径変化波形を微分演算した結果得られた波形を微分波形とする。このようにして、微分演算部４４は径変化波形を微分演算して微分波形をメモリー２８に出力する。メモリー２８では微分波形が微分波形データ３４の一部として記憶される。
In addition, the
他にも、ＣＰＵ２７は低周波抽出部４５を有する。低周波抽出部４５は微分波形における遮断周波数以下の低周波成分を抽出した低周波波形を演算する。低周波抽出部４５には周波数分布演算部４６及び遮断周波数演算部４７が含まれている。周波数分布演算部４６は微分波形の周波数分布を演算する。この演算には公知の離散フーリエ変換が用いられる。遮断周波数演算部４７は周波数分布と選定表とを用いて遮断周波数を演算する。そして、低周波抽出部４５はこの遮断周波数を用いて演算する。
In addition, the
他にも、ＣＰＵ２７は速度演算部４８を有する。速度演算部４８は第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８の各位置における低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する。そして、速度演算部４８が演算した変換した伝播速度をＣＰＵ２７が表示装置１１に出力する。尚、本実施形態では、上記の各機能がＣＰＵ２７を用いてプログラムソフトで実現することとしたが、上記の各機能がＣＰＵ２７を用いない単独の電子回路等のハードウェアによって実現できる場合には、そのような電子回路を用いることも可能である。
In addition, the
次に上述した脈波計測装置１を用いて脈波伝播速度を計測する脈波計測方法について説明する。図４は、脈波計測方法のフローチャートである。図４において、ステップＳ１は血管径計測工程である。この工程は、血管径計測部４３が血管径の時間変化を計測して径変化波形を出力する工程である。次にステップＳ２に移行する。ステップＳ２は微分波形演算工程である。この工程は、微分演算部４４が径変化波形を微分演算して微分波形を出力する工程である。次にステップＳ３に移行する。ステップＳ３は遮断周波数設定判断工程である。この工程は、遮断周波数設定を行うか否かを判断する工程である。遮断周波数を設定するときはステップＳ４に移行する。遮断周波数を設定しないときはステップＳ６に移行する。
Next, a pulse wave measuring method for measuring the pulse wave velocity using the above-described pulse
ステップＳ４は周波数分布演算工程である。この工程は、周波数分布演算部４６が微分波形の周波数分布を演算する工程である。次にステップＳ５に移行する。ステップＳ５は遮断周波数演算工程である。この工程は、遮断周波数演算部４７が周波数分布と低周波抽出の遮断周波数を選定するための選定表とを用いて低周波抽出の遮断周波数を演算する工程である。次にステップＳ６に移行する。ステップＳ６は低周波波形演算工程である。この工程は、周波数分布に低周波抽出の遮断周波数を適用して微分波形の低周波成分を主に含む低周波波形を出力する工程である。次にステップＳ７に移行する。
Step S4 is a frequency distribution calculation step. In this step, the frequency
ステップＳ７は脈波伝播速度演算工程である。この工程は、複数の位置における低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する工程である。次にステップＳ８に移行する。ステップＳ８は終了判定工程である。計測を終了しないで継続するときステップＳ１に移行する。計測を終了するとき脈波計測工程を終了する。 Step S7 is a pulse wave velocity calculation step. This step is a step of calculating the pulse wave propagation velocity from the time difference between the low frequency waveforms at a plurality of positions. Next, the process proceeds to step S8. Step S8 is an end determination step. When continuing without finishing the measurement, the process proceeds to step S1. When the measurement is finished, the pulse wave measurement process is finished.
図５〜図１２は脈波計測方法を説明するための図である。次に、図２、図５〜図１２を用いて、図４に示したステップと対応させて、脈波計測方法を詳細に説明する。図２及び図５はステップＳ１の血管径計測工程に対応する図である。図２に示すように探触子駆動装置２９が第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８を駆動する。第１超音波探触子７では、第１圧電素子１３が超音波を発生させて超音波パルス２１を血管６に向けて射出する。超音波パルス２１の一部は前壁６ａ及び後壁６ｂで反射して反射波２２になる。反射波２２の一部は第１超音波探触子７に到達し、第１圧電素子１３が反射波２２を電気信号に変換して探触子駆動装置２９に出力する。
5 to 12 are diagrams for explaining the pulse wave measurement method. Next, the pulse wave measurement method will be described in detail with reference to FIGS. 2 and 5 to 12 in association with the steps shown in FIG. 2 and 5 are diagrams corresponding to the blood vessel diameter measuring step in step S1. As shown in FIG. 2, the
同様に、第２超音波探触子８においても第２圧電素子１４が超音波を発生させて超音波パルス２１を血管６に向けて射出する。超音波パルス２１の一部は前壁６ａ及び後壁６ｂで反射して反射波２２になる。反射波２２の一部は第２超音波探触子８に到達し、第２圧電素子１４が反射波２２を電気信号に変換して探触子駆動装置２９に出力する。
Similarly, also in the second
探触子駆動装置２９は第１圧電素子１３及び第２圧電素子１４が出力する電気信号を入力してデジタルデータである反射波データに変換する。そして、探触子駆動装置２９は第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８における反射波データをＣＰＵ２７の血管径演算部４２に出力する。
The
血管径演算部４２は反射波データを入力して血管６の内径を演算する。第１超音波探触子７及び第２超音波探触子８は一定の時間間隔で計測するので血管６の内径の経時変化を示す径変化波形が形成される。図５は血管の径変化波形を示すグラフである。図５において、横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。縦軸は血管径を示し図中上側が下側より太い径を示す。
The blood
径変化波形としての第１径変化波形４９は第１血管径２３の経時変化を示し、径変化波形としての第２径変化波形５０は第２血管径２４の経時変化を示している。人体５の心臓は一定の周期で収縮と拡張を繰り返して血液２６を脈動させている。第１血管径２３及び第２血管径２４は心臓の動きと同期して変化するので、第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０は周期５１で反復する波形になっている。血管径計測部４３は第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０をメモリー２８に出力し、第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０は径変化波形データ３３としてメモリー２８に記憶される。
A first
図６及び図７はステップＳ２の微分波形演算工程に対応する図である。図６は径変化波形を微分した微分波形を示すグラフである。図６において、横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。縦軸は血管径変化の加速度を示し図中上側が下側より高い加速度になっている。 6 and 7 are diagrams corresponding to the differential waveform calculation step of step S2. FIG. 6 is a graph showing a differential waveform obtained by differentiating the diameter change waveform. In FIG. 6, the horizontal axis indicates the passage of time, and the time changes from the left side to the right side in the figure. The vertical axis represents the acceleration of blood vessel diameter change, and the upper side in the figure is higher than the lower side.
微分波形としての第１微分波形５２は微分演算部４４が第１径変化波形４９を２回微分演算した波形である。微分波形としての第２微分波形５３は微分演算部４４が第２径変化波形５０を２回微分演算した波形である。第１微分波形５２及び第２微分波形５３が示すように２回微分演算した波形では拡張期５４と切痕期５５に加速度のピークが生じる。切痕期５５より拡張期５４の方が加速度のピークが高いので検出し易い拡張期５４を用いる。
The first
図７は拡張期の径変化波形を微分した微分波形を示すグラフであり、図６の拡張期５４を拡大した図である。図７において、横軸及び縦軸は図６と同じである。第１微分波形５２と第２微分波形５３とは類似する波形であり、第２微分波形５３は第１微分波形５２より遅延した時間になっている。この遅延時間を精度良く計測することにより脈波を精度良く計測する。
FIG. 7 is a graph showing a differential waveform obtained by differentiating the diameter change waveform in the diastole, and is an enlarged view of the diastole 54 in FIG. In FIG. 7, the horizontal axis and the vertical axis are the same as those in FIG. The first
図８はステップＳ３の遮断周波数設定判断工程に対応する図である。図８の横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。図中上段はステップＳ１の血管径計測工程を行うタイミングを示している。下段はステップＳ４の周波数分布演算工程及びステップＳ５の遮断周波数演算工程を行うタイミングを示している。遮断周波数演算は所定の間隔をあけて行われる。図に示す例ではわかり易くするために所定の間隔としての遮断周波数演算間隔５６はステップＳ１を１０回行う毎にステップＳ４及びステップＳ５を１回行う間隔になっている。
FIG. 8 is a diagram corresponding to the cutoff frequency setting determination step in step S3. The horizontal axis in FIG. 8 indicates the passage of time, and the time changes from the left side to the right side in the figure. The upper part of the figure shows the timing for performing the blood vessel diameter measuring step in step S1. The lower part shows the timing for performing the frequency distribution calculation step in step S4 and the cutoff frequency calculation step in step S5. The cutoff frequency calculation is performed at a predetermined interval. In the example shown in the figure, for easy understanding, the cutoff
ステップＳ４及びステップＳ５を行う頻度は特に限定されない。ステップＳ１を１回行う毎にステップＳ４及びステップＳ５を１回おこなっても良い。計測対象者である人体５を変更したときにはステップＳ４及びステップＳ５を行った方が良い。人体５が変わると径変化波形が変わるので径変化波形に合った遮断周波数にするのが好ましい。
The frequency with which step S4 and step S5 are performed is not particularly limited. Each time Step S1 is performed once, Step S4 and Step S5 may be performed once. When the
本実施形態では遮断周波数の演算は所定の間隔をあけて行っている。所定の間隔は２０分〜４０分が好ましく、この間に遮断周波数の演算を１回行うのが好ましい。さらには、所定の間隔は３０分にするのが好ましい。この間隔では径変化波形の変化が少ないので同じ遮断周波数を用いることができる。これにより、ステップＳ４の周波数分布演算工程の演算及びステップＳ５の遮断周波数演算工程の演算に要する時間が削減される。従って、脈波伝播速度を短時間で計測できる。 In the present embodiment, the cut-off frequency is calculated with a predetermined interval. The predetermined interval is preferably 20 minutes to 40 minutes, and the cutoff frequency is preferably calculated once during this period. Furthermore, the predetermined interval is preferably 30 minutes. Since the change in the diameter change waveform is small at this interval, the same cutoff frequency can be used. Thereby, the time required for the calculation in the frequency distribution calculation step in step S4 and the calculation in the cutoff frequency calculation step in step S5 is reduced. Therefore, the pulse wave propagation speed can be measured in a short time.
図９はステップＳ４の周波数分布演算工程に対応する図である。ステップＳ４において、周波数分布演算部４６が第１微分波形５２の周波数分布を演算する。図９において、横軸は周波数を示し図中右側が左側より高い周波数になっている。縦軸は正規パワーを示し図中上側が下側より高いパワーになっている。そして、周波数分布としての周波数分布線５７は第１微分波形５２を離散フーリエ変換した後で、最大値が０ｄＢになるように変換されている。
FIG. 9 is a diagram corresponding to the frequency distribution calculation step of step S4. In step S4, the frequency
図１０及び図１１はステップＳ５の遮断周波数演算工程に対応する図である。ステップＳ５において遮断周波数演算部４７が遮断周波数を演算する。図１０はメモリー２８の選定表データ３６に記憶された選定表をグラフで表現した図である。図１０において、横軸は周波数を示し図中右側が左側より高い周波数になっている。縦軸はＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）要求値を示し図中上側が下側より高い要求値になっている。そして、第１相関線５８は誤差の標準偏差が４０μｓｅｃにおける周波数とＳＮＲ要求値の関係を示す。第２相関線６１は誤差の標準偏差が８０μｓｅｃにおける周波数とＳＮＲ要求値の関係を示す。第３相関線６２は誤差の標準偏差が１２０μｓｅｃにおける周波数とＳＮＲ要求値の関係を示す。
10 and 11 are diagrams corresponding to the cut-off frequency calculating step in step S5. In step S5, the cutoff
第１相関線５８〜第３相関線６２に示すように、相関線は低周波数側のＳＮＲ要求値が高周波数側より高くなっている。そして、誤差の標準偏差の時間が短くする程ＳＮＲ要求値が高くなっている。第１相関線５８〜第３相関線６２はコンピューターでシミュレーションして得られた結果である。２つの信号波形にノイズを加算し、ノイズが信号波形間の遅延時間に与える効果を演算したものである。遅延時間は２つの信号波形のピーク間の時間で演算した。そして、信号波形の周波数とノイズレベルを変えて２つの信号波形の遅延時間の分散を演算した。
As indicated by the
脈波の速度は探触子間距離２５を遅延時間で除算して得られる。探触子間距離２５が長いときは短いときに比べて遅延時間の計測精度を低くすることができる。探触子間距離２５が長いときにはＳＮＲ要求値を下げても良いので第３相関線６２を用いても良い。探触子間距離２５が短いときにはＳＮＲ要求値を上げる必要があるので第１相関線５８を用いるのが好ましい。本実施形態では第２相関線６１を用いる。
The velocity of the pulse wave is obtained by dividing the
図１１は遮断周波数の演算手順を説明するための図である。図中の縦軸と横軸は図９と同じである。周波数分布線５７において周波数が５０Ｈｚ以上の正規化パワーの平均を演算し、その演算結果を高周波平均線６３とする。そして、第２相関線６１の“０ｄＢ”をＳＮＲ要求値の“０ｄＢ“に重ねて周波数分布線５７と第２相関線６１とをプロットする。このとき、周波数分布線５７と第２相関線６１とが交点６４で交差する。そして、交点６４の周波数を遮断周波数６５にする。
FIG. 11 is a diagram for explaining the procedure for calculating the cutoff frequency. The vertical and horizontal axes in the figure are the same as those in FIG. An average of normalized power having a frequency of 50 Hz or higher is calculated in the
遮断周波数６５以下の周波数では周波数分布線５７が第２相関線６１より大きなパワーになっている。遮断周波数６５以下の周波数では第１微分波形５２の信号強度がＳＮＲ要求値より高いことを示している。従って、遮断周波数６５以下の周波数成分の第１微分波形５２を用いることにより精度良く遅延時間を計測できる。
At a frequency equal to or lower than the
次に、低周波抽出部４５が低周波成分を抽出するローパスフィルターの係数を演算する。ローパスフィルターは低周波通過フィルターともいう。このローパスフィルターはデジタルフィルターの一種であるＦＩＲ（Ｆｉｎｉｔｅ Ｉｍｐｕｌｓｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）フィルターである。このローパスフィルターの遮断周波数にはステップＳ５で演算した遮断周波数６５を適用する。
Next, the low
ローパスフィルターの設計方法は公知であり、詳細な説明は省略する。概略の手順としては、遮断周波数６５の周波数特性を離散時間逆フーリエ変換して畳み込むことで得られる。
The design method of the low-pass filter is publicly known, and detailed description thereof is omitted. As a rough procedure, the frequency characteristic of the
図１２はステップＳ６の低周波波形演算工程及びステップＳ７の脈波伝播速度演算工程に対応する図である。ステップＳ６の低周波波形演算工程では第１微分波形５２及び第２微分波形５３にステップＳ５で演算したローパスフィルターを適用する。そして、低周波抽出部４５はステップＳ５で演算した遮断周波数６５のローパスフィルターにて微分波形の低周波成分を抽出する。微分波形に予め遮断周波数が演算されたローパスフィルターを適用するときは、低周波成分を抽出する演算を短い時間で行うことができる。
FIG. 12 is a diagram corresponding to the low frequency waveform calculation step of step S6 and the pulse wave velocity calculation step of step S7. In the low frequency waveform calculation step of step S6, the low pass filter calculated in step S5 is applied to the first
図１２において横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。縦軸は血管径変化の加速度を示し図中上側が下側より高い加速度になっている。ローパスフィルターを適用した結果、低周波波形としての第１微分低周波波形６６及び低周波波形としての第２微分低周波波形６７が求められる。第１微分低周波波形６６は第１微分波形５２にローパスフィルターを適用した波形である。第２微分低周波波形６７は第２微分波形５３にローパスフィルターを適用した波形である。第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７は高周波成分が除かれているので滑らかな曲線になっている。
In FIG. 12, the horizontal axis indicates the passage of time, and the time changes from the left side to the right side in the figure. The vertical axis represents the acceleration of blood vessel diameter change, and the upper side in the figure is higher than the lower side. As a result of applying the low pass filter, a first differential
ステップＳ７では速度演算部４８が脈波伝播速度を演算する。速度演算部４８は第１微分低周波波形６６のピークと第２微分低周波波形６７のピークとの間の遅延時間６８を演算する。遅延時間６８が第１微分低周波波形６６と第２微分低周波波形６７との時間差に相当する。そして、速度演算部４８は探触子間距離２５を遅延時間６８で除算して脈波伝播速度を演算する。
In step S7, the
ステップＳ８の終了判定工程では操作者が脈波伝播速度の計測を終了するか否かを判断する。脈波伝播速度の計測を継続するときにはステップＳ１に移行する。脈波伝播速度の計測を終了するときには脈波計測工程を終了する。 In the end determination step of step S8, the operator determines whether or not to end the measurement of the pulse wave velocity. When the measurement of the pulse wave velocity is continued, the process proceeds to step S1. When the measurement of the pulse wave velocity is finished, the pulse wave measurement process is finished.
上述したように、本実施形態によれば、以下の効果を有する。
（１）本実施形態によれば、脈波計測装置１は血管径計測部４３、微分演算部４４、低周波抽出部４５、メモリー２８及び速度演算部４８を備えている。血管径計測部４３は第１血管径２３及び第２血管径２４の時間変化を計測する。そして、第１血管径２３及び第２血管径２４の径変化波形である第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を出力する。微分演算部４４は第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を微分演算して第１微分波形５２及び第２微分波形５３を出力する。低周波抽出部４５は第１微分波形５２及び第２微分波形５３における遮断周波数６５以下の低周波成分を抽出した第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７を出力する。
As described above, this embodiment has the following effects.
(1) According to the present embodiment, the pulse
第１微分波形５２及び第２微分波形５３には周波数の高いノイズが含まれている。低周波抽出部４５がノイズを低減するので、第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７は含有するノイズの少ない波形になる。そして、速度演算部４８が第１微分低周波波形６６と第２微分低周波波形６７との遅延時間６８から脈波伝播速度を演算する。血管６内を血液２６の脈流が流れるとき血管６の径が拡張する場所が脈波伝播速度で移動する。複数の計測場所の距離を脈流が通過する時間で除算することより速度演算部４８が脈波伝播速度を演算する。
The first
低周波抽出部４５は、周波数分布演算部４６及び遮断周波数演算部４７を備えている。周波数分布演算部４６は第１微分波形５２及び第２微分波形５３の周波数分布を演算する。メモリー２８は遮断周波数６５を選定するための第２相関線６１を記憶する。遮断周波数演算部４７は周波数分布線５７と第２相関線６１とを用いて遮断周波数６５を演算する。選定表を示す第２相関線６１は計測誤差に応じて遮断周波数６５を選定するための表に対応する。周波数分布は人体５により異なる。そして、周波数分布線５７及び第２相関線６１を用いることによりノイズを低減するのに適切な遮断周波数６５を計測する人体５の周波数分布線５７にあわせて設定することができる。その結果、ノイズを低減できる為、脈波伝播速度を精度良く計測することができる。
The low
（２）本実施形態によれば、低周波抽出部４５はステップＳ５で演算した遮断周波数６５のローパスフィルターにて低周波成分を抽出する。ステップＳ３の遮断周波数設定判断工程で遮断周波数を設定しないと判断するとき、第１微分波形５２及び第２微分波形５３に予め遮断周波数６５が演算されたローパスフィルターを適用して低周波成分を抽出するので、低周波成分を抽出する演算時間を短くすることができる。
(2) According to this embodiment, the low
（３）本実施形態によれば、脈波計測方法は血管６の径の時間変化を計測して第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を出力する。そして、第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を微分演算して第１微分波形５２及び第２微分波形５３を出力する。次に、第１微分波形５２の周波数分布線５７を演算する。続いて、第１微分波形５２と低周波抽出の遮断周波数を選定するための第２相関線６１とを用いて低周波抽出の遮断周波数６５を演算する。周波数分布線５７は人体５により異なる。そして、周波数分布線５７及び第２相関線６１をもちいることによりノイズを低減するのに適切な遮断周波数６５を人体５にあわせて設定することができる。
(3) According to the present embodiment, the pulse wave measurement method measures the time change of the diameter of the
続いて、第１微分波形５２及び第２微分波形５３に低周波抽出の遮断周波数６５のローパスフィルターを適用して微分波形の低周波成分を主に含む第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７を出力する。第１微分波形５２及び第２微分波形５３には周波数の高いノイズが含まれている。低周波抽出部４５がノイズを低減するので、第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７は含有するノイズの少ない波形になる。そして、次に、複数の位置における第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７の遅延時間６８から脈波伝播速度を演算する。
Subsequently, a first low-
血管６内を血液２６の脈流が流れるとき血管６の径が大きくなる場所が脈波伝播速度で移動する。そして、複数の計測場所の探触子間距離２５を脈流が通過する遅延時間６８で除算することより速度演算部４８が脈波伝播速度を演算する。本実施形態では、ノイズを低減するのに適切な遮断周波数６５を計測する人体５の周波数分布線５７にあわせて設定している。その結果、ノイズの影響を受け難くなる為、脈波伝播速度を精度良く計測することができる。
When the pulsating flow of the
（４）本実施形態によれば、遮断周波数６５の演算は遮断周波数演算間隔５６をあけて行われる。これにより、周波数分布線５７の演算及び遮断周波数６５の演算に要する時間が削減される。従って、脈波伝播速度を短時間で計測できる。
(4) According to this embodiment, the cut-
（第２の実施形態）
次に、脈波計測装置の一実施形態について図１２及び図１３の遅延時間の演算方法を説明するための図を用いて説明する。本実施形態が第１の実施形態と異なるところは、遅延時間の演算方法が異なる点にある。尚、第１の実施形態と同じ点については説明を省略する。
(Second Embodiment)
Next, an embodiment of the pulse wave measuring device will be described with reference to the diagrams for explaining the delay time calculation method of FIGS. This embodiment is different from the first embodiment in that the delay time calculation method is different. Note that description of the same points as in the first embodiment is omitted.
すなわち、本実施形態では、図１２における第１微分低周波波形６６と第２微分低周波波形６７との相互相関関数を速度演算部４８が演算する。詳しくは、第１微分低周波波形６６を固定して第２微分低周波波形６７を時間軸に沿って移動させて第１微分低周波波形６６に近づける。第１微分低周波波形６６と第２微分低周波波形６７とは波形の形状が類似する。図１３に示すように、第１微分低周波波形６６と第２微分低周波波形６７とが最も重なるとき相互相関関数６９が示す相互相関が高くなる。相互相関関数６９のピークにおける第２微分低周波波形６７の移動時間が遅延時間６８に相当する。
That is, in this embodiment, the
（１）本実施形態によれば、速度演算部４８が複数の位置における低周波波形の遅延時間６８を演算するときは第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７の相互相関関数６９を用いる。相互相関関数６９では第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７を時間軸に沿って移動させて第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７が一致する程度で遅延時間６８を演算する。従って、精度良く第１微分低周波波形６６及び第２微分低周波波形６７の遅延時間６８を演算することができる。
(1) According to the present embodiment, when the
（第３の実施形態）
次に、脈波計測装置の一実施形態について図１４及び図１５を用いて説明する。図１４及び図１５は脈波計測方法を説明するための図である。本実施形態が第１の実施形態と異なるところは、周波数分布線５７の遮断周波数６５以下の周波数分布を逆変換して微分低周波波形を演算する点にある。尚、第１の実施形態と同じ点については説明を省略する。
(Third embodiment)
Next, an embodiment of a pulse wave measurement device will be described with reference to FIGS. 14 and 15 are diagrams for explaining the pulse wave measurement method. This embodiment is different from the first embodiment in that the differential low frequency waveform is calculated by inversely transforming the frequency distribution of the
図１４はステップＳ３の遮断周波数設定判断工程に対応する図である。図１４の横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。図中上段はステップＳ１の血管径計測工程を行うタイミングを示している。下段はステップＳ４の周波数分布演算工程及びステップＳ５の遮断周波数演算工程を行うタイミングを示している。図に示すように、ステップＳ１を行う毎にステップＳ４及びステップＳ５を１回行っている。つまり、第１血管径２３及び第２血管径２４の時間変化を計測する毎に周波数分布線５７を演算する。
FIG. 14 is a diagram corresponding to the cut-off frequency setting determination step in step S3. The horizontal axis in FIG. 14 indicates the passage of time, and the time changes from the left side to the right side in the figure. The upper part of the figure shows the timing for performing the blood vessel diameter measuring step in step S1. The lower part shows the timing for performing the frequency distribution calculation step in step S4 and the cutoff frequency calculation step in step S5. As shown in the figure, Step S4 and Step S5 are performed once every time Step S1 is performed. That is, the
図１５はステップＳ６の低周波波形演算工程に対応する図である。図１５において、横軸は周波数を示し図中右側が左側より高い周波数になっている。縦軸は正規パワーを示し図中上側が下側より高いパワーになっている。そして、第１低周波分布線７２は第１微分波形５２を離散フーリエ変換した分布であり、周波数が遮断周波数６５以上の正規パワーの分布が小さくなるように変換されている。
FIG. 15 is a diagram corresponding to the low frequency waveform calculation step of step S6. In FIG. 15, the horizontal axis indicates the frequency, and the right side in the figure is higher than the left side. The vertical axis indicates normal power, and the upper side in the figure is higher than the lower side. The first low-
低周波抽出部４５は第１低周波分布線７２を離散時間逆フーリエ変換して第１微分低周波波形を演算する。第２微分波形５３においても同様の手順で第２微分低周波波形を演算する。得られた第１微分低周波波形及び第２微分低周波波形を用いて速度演算部４８は遅延時間６８を算出する。次に、速度演算部４８は伝播速度を演算する。つまり、本実施形態の脈波計測方法では第１微分波形５２の低周波成分を抽出するときに低周波抽出部４５は第１微分波形５２の周波数分布線５７のうち遮断周波数６５以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形としての第１微分低周波波形を出力する。周波数分布を波形に変換するときには逆フーリエ変換の一種である離散時間逆フーリエ変換を用いる。そして、第２微分波形５３の低周波成分を抽出するときに速度演算部４８は同様の方法にて低周波波形としての第２微分低周波波形を出力する。
The low
（１）本実施形態によれば、低周波抽出部４５は第１微分波形５２の周波数分布線５７を演算して遮断周波数６５以下の第１低周波分布線７２を波形に変換して低周波波形を出力する。従って、低周波波形を構成する波形の周波数を遮断周波数６５を超えない部分に精度よく限定できる。その結果、微分波形からノイズ成分を確実に低減することができる。
(1) According to the present embodiment, the low
（２）本実施形態によれば、本実施形態の脈波計測方法では第１微分波形５２の低周波成分を抽出するときは第１微分波形５２の周波数分布のうち遮断周波数６５以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力している。低周波抽出部４５は第１低周波分布線７２が示す周波数分布を離散時間逆フーリエ変換することにより波形に変換している。従って、第１微分低周波波形を構成する波形の周波数を遮断周波数６５以下の周波数分布に精度よく限定できる。そして、第１超音波探触子７の位置における第１血管径２３及び第２超音波探触子８の位置における第２血管径２４の時間変化を計測する毎に遮断周波数６５が演算される。その結果、第１微分波形５２及び第２微分波形５３からノイズ成分を確実に低減することができる。
(2) According to the present embodiment, when extracting the low frequency component of the first
尚、本実施形態は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想内で当分野において通常の知識を有する者により種々の変更や改良を加えることも可能である。変形例を以下に述べる。
（変形例１）
前記第１の実施形態では、超音波プローブ２と制御装置３とがケーブル４により接続されていた。そして、ケーブル４がデータを伝送していた。超音波プローブ２と制御装置３とが無線でデータ通信を行っても良い。超音波プローブ２及び制御装置３に無線の送信機及び受信機を設置することにより実現することができる。これにより、人体５が体を動かすときにケーブル４が邪魔にならないので、人体５が動きやすくできる。
Note that the present embodiment is not limited to the above-described embodiment, and various changes and improvements can be added by those having ordinary knowledge in the art within the technical idea of the present invention. A modification will be described below.
(Modification 1)
In the first embodiment, the
（変形例２）
前記第１の実施形態では、微分演算部４４が第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を２次微分した。微分演算部４４は第１径変化波形４９及び第２径変化波形５０を１次微分してもよい。第１径変化波形４９と第２径変化波形５０との間の遅延時間６８が精度良く計測できる方を選択しても良い。１次微分は２次微分より演算回数が少ないので、高速に演算できる。
(Modification 2)
In the first embodiment, the
（変形例３）
前記第１の実施形態では、第１超音波探触子７と第２超音波探触子８との２カ所で第１血管径２３及び第２血管径２４を計測した。３カ所以上の場所で血管径を計測しても良い。そして、各場所における伝播速度の平均を演算しても良い。突発的変動の影響を低減できるので精度良く伝播速度を計測することができる。
(Modification 3)
In the first embodiment, the first
（変形例４）
前記第２の実施形態では、相互相関関数６９を用いて遅延時間６８を演算した。前記第３の実施形態においても相互相関関数６９を用いて遅延時間６８を演算しても良い。精度良く遅延時間６８を演算することができる。
(Modification 4)
In the second embodiment, the
１…脈波計測装置、２３…血管径としての第１血管径、２４…血管径としての第２血管径、２８…記憶部としてのメモリー、４３…血管径計測部、４４…微分演算部、４５…低周波抽出部、４６…周波数分布演算部、４７…遮断周波数演算部、４８…速度演算部、４９…径変化波形としての第１径変化波形、５０…径変化波形としての第２径変化波形、５２…微分波形としての第１微分波形、５３…微分波形としての第２微分波形、５６…所定の間隔としての遮断周波数演算間隔、５７…周波数分布としての周波数分布線、６５…遮断周波数、６６…低周波波形としての第１微分低周波波形、６７…低周波波形としての第２微分低周波波形、６８…時間差としての遅延時間、６９…相互相関関数。
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記径変化波形を微分演算して微分波形を出力する微分演算部と、
前記微分波形における遮断周波数以下の低周波成分を抽出した低周波波形を演算する低周波抽出部と、
前記遮断周波数を選定するための選定表を記憶する記憶部と、
複数の位置における前記低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算する速度演算部と、を備え、
前記低周波抽出部は、
前記微分波形の周波数分布を演算する周波数分布演算部と、
前記周波数分布と前記選定表とを用いて前記遮断周波数を演算する遮断周波数演算部と、を備えることを特徴とする脈波計測装置。 A blood vessel diameter measurement unit for measuring a time change of the blood vessel diameter and outputting a diameter change waveform;
A differential operation unit that differentially calculates the diameter change waveform and outputs a differential waveform;
A low frequency extraction unit for calculating a low frequency waveform obtained by extracting a low frequency component below the cutoff frequency in the differential waveform;
A storage unit for storing a selection table for selecting the cutoff frequency;
A speed calculator that calculates a pulse wave velocity from the time difference of the low frequency waveform at a plurality of positions,
The low frequency extraction unit includes:
A frequency distribution calculation unit for calculating the frequency distribution of the differential waveform;
A pulse wave measuring device comprising: a cut-off frequency calculation unit that calculates the cut-off frequency using the frequency distribution and the selection table.
前記低周波抽出部は前記遮断周波数のローパスフィルターにて前記微分波形の低周波成分を抽出することを特徴とする脈波計測装置。 The pulse wave measuring device according to claim 1,
The low-frequency extraction unit extracts a low-frequency component of the differential waveform with a low-pass filter having the cutoff frequency.
前記低周波抽出部は前記微分波形の周波数分布を演算して前記遮断周波数以下の前記周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力することを特徴とする脈波計測装置。 The pulse wave measuring device according to claim 1,
The low-frequency extraction unit calculates a frequency distribution of the differential waveform, converts the frequency distribution below the cutoff frequency into a waveform, and outputs a low-frequency waveform.
前記速度演算部が前記複数の位置における前記低周波波形の時間差を演算するときは複数の前記低周波波形の相互相関関数を用いることを特徴とする脈波計測装置。 It is a pulse wave measuring device according to any one of claims 1 to 3,
The pulse wave measuring device according to claim 1, wherein when the speed calculator calculates a time difference between the low frequency waveforms at the plurality of positions, a cross correlation function of the plurality of low frequency waveforms is used.
前記径変化波形を微分演算して微分波形を出力し、
前記微分波形の周波数分布を演算し、
前記周波数分布と低周波抽出の遮断周波数を選定するための選定表とを用いて前記低周波抽出の遮断周波数を演算し、
前記周波数分布に前記低周波抽出の遮断周波数を適用して前記微分波形の低周波成分を主に含む低周波波形を出力し、
複数の位置における前記低周波波形の時間差から脈波伝播速度を演算することを特徴とする脈波計測方法。 Measure the time change of the blood vessel diameter and output the diameter change waveform,
Differential operation of the diameter change waveform to output a differential waveform,
Calculate the frequency distribution of the differential waveform,
Calculate the cut-off frequency of the low-frequency extraction using the frequency distribution and a selection table for selecting the cut-off frequency of the low-frequency extraction,
Applying the cut-off frequency of the low-frequency extraction to the frequency distribution to output a low-frequency waveform mainly including the low-frequency component of the differential waveform,
A pulse wave measuring method, wherein a pulse wave propagation velocity is calculated from a time difference between the low frequency waveforms at a plurality of positions.
前記遮断周波数の演算は所定の間隔をあけて行うことを特徴とする脈波計測方法。 The pulse wave measuring method according to claim 5,
The pulse wave measurement method, wherein the calculation of the cutoff frequency is performed at a predetermined interval.
前記複数の位置における血管径の時間変化を計測する毎に遮断周波数が演算され、
前記微分波形の低周波成分を抽出するときは前記微分波形の周波数分布のうち前記遮断周波数以下の周波数分布を波形に変換して低周波波形を出力することを特徴とする脈波計測方法。 The pulse wave measuring method according to claim 5,
The cut-off frequency is calculated every time the time change of the blood vessel diameter at the plurality of positions is measured,
A pulse wave measuring method comprising: extracting a low frequency component of the differential waveform by converting a frequency distribution equal to or lower than the cut-off frequency in the frequency distribution of the differential waveform into a waveform and outputting the low frequency waveform.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2016168968A JP2018033663A (en) | 2016-08-31 | 2016-08-31 | Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2016168968A JP2018033663A (en) | 2016-08-31 | 2016-08-31 | Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2018033663A true JP2018033663A (en) | 2018-03-08 |
Family
ID=61566601
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2016168968A Pending JP2018033663A (en) | 2016-08-31 | 2016-08-31 | Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2018033663A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2021533913A (en) * | 2018-08-21 | 2021-12-09 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | Systems and methods for performing pulse wave velocity measurements |
-
2016
- 2016-08-31 JP JP2016168968A patent/JP2018033663A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2021533913A (en) * | 2018-08-21 | 2021-12-09 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | Systems and methods for performing pulse wave velocity measurements |
| JP7304937B2 (en) | 2018-08-21 | 2023-07-07 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | Systems and methods for performing pulse wave velocity measurements |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US20160345930A1 (en) | Blood pressure measurement device and blood pressure measurement method | |
| US7621876B2 (en) | Continuous, non-invasive technique for determining blood pressure using a transmission line model and transcutaneous ultrasound measurements | |
| EP2618176B1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, phase shift transmission/reception control method, and ultrasonic probe | |
| RU2688294C1 (en) | Method and device for determining elasticity | |
| WO1996018342A1 (en) | Osteoporosis diagnosing apparatus and method | |
| JPWO2007063619A1 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US20150238169A1 (en) | Ultrasonic measurement apparatus and ultrasonic measurement method | |
| JP6692027B2 (en) | Blood vessel elasticity index value measuring device, blood pressure measuring device, blood vessel elasticity index value measuring method and blood pressure measuring method | |
| WO2011039580A3 (en) | Apparatus for measuring a propagation velocity of a blood pressure wave | |
| US20170143309A1 (en) | Ultrasonic probe, control device, and measurement apparatus | |
| EP3079570A1 (en) | System and method for measuring a pulse wave of a subject | |
| US20090036776A1 (en) | Apparatus for measuring inner diameter of tubular body of living being | |
| Pereira et al. | Characterization of a double probe for local pulse wave velocity assessment | |
| CN103415246B (en) | For locating the method and apparatus of doppler ultrasound transducer and the system for blood flow measurement for blood flow measurement | |
| JP2018033663A (en) | Pulse wave measurement device and pulse wave measurement method | |
| JP2010207344A (en) | Blood pressure/blood velocity state determination device and method for determining the same | |
| US20140039319A1 (en) | Ultrasonic measuring apparatus and blood vessel inner diameter calculating method | |
| JP5896759B2 (en) | Biological arterial endothelial function measuring device | |
| KR20230009833A (en) | Elastography device and method | |
| JP6692026B2 (en) | Blood vessel elasticity index value measuring device, blood pressure measurement device, and blood vessel elasticity index value measuring method | |
| US20170035384A1 (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPH05237109A (en) | Method for measuring position of at least one moving contact face using ultrasonic wave and device implementing the method | |
| US9848782B2 (en) | Blood pressure estimation device, blood pressure estimation method, blood pressure measurement device, and recording medium | |
| WO2022141631A1 (en) | Viscoelasticity measurement method and ultrasonic imaging system | |
| JPH0548130B2 (en) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| RD05 | Notification of revocation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7425 Effective date: 20180907 |
|
| RD03 | Notification of appointment of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7423 Effective date: 20181120 |