JP6078801B2 - Displacement measuring method and displacement measuring apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、変位測定方法及び変位測定装置、好ましくは、生体の変位、より好ましくは生体の脈波を含む生体の変位を測定するための変位測定方法及び変位測定装置に関する。 The present invention relates to a displacement measuring method and a displacement measuring apparatus, and preferably relates to a displacement measuring method and a displacement measuring apparatus for measuring a displacement of a living body, more preferably a living body including a pulse wave of the living body.
従来から、生体振動波形、特に、脈波波形を検出する装置として、ダイヤフラムによる圧力波センサー、光電脈波検出プローブなどの脈波測定装置が提案されている（特許文献１〜３）。これらの装置では、末梢動脈（頸動脈や橈骨動脈等）の脈圧波形を検出及び解析することにより、被検者の増幅指数（ＡＩ（Ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ Ｉｎｄｅｘ））や脈波速度（ＰＷＶ（Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ））を検出している。 Conventionally, pulse wave measuring devices such as a pressure wave sensor using a diaphragm and a photoelectric pulse wave detecting probe have been proposed as devices for detecting biological vibration waveforms, particularly pulse wave waveforms (Patent Documents 1 to 3). These devices detect and analyze pulse pressure waveforms of peripheral arteries (such as the carotid artery and radial artery), thereby increasing the amplification index (AI (Augmentation Index)) and pulse wave velocity (PWV (Pulse Wave Velocity) of the subject. )) Is detected.
非特許文献１〜３には、動脈機能検査の種々指標が掲載されている。
特許文献１には、生体の血圧値を測定する血圧測定装置と、前記生体の所定部位における脈波を検出する脈波検出装置と、前記血圧測定装置により測定された血圧値及び前記脈波検出装置により検出された脈波の大きさに基づいて、該脈波の大きさを血圧値に換算するための対応関係を決定する対応関係決定手段と、前記脈波検出装置により検出された脈波に含まれる進行波成分のピークの大きさを決定する進行波ピーク決定手段と、前記脈波検出装置により検出された脈波に含まれる反射波成分のピークの発生時点を決定する反射波発生時決定手段と、前記対応関係決定手段により決定された対応関係を用いて、前記反射波発生時決定手段により決定された反射波成分のピーク発生時点における前記脈波の大きさと、前記進行波ピーク決定手段により決定された進行波成分のピークの大きさとの差分値を血圧値に換算した圧力差を算出する圧力差算出手段と、該圧力差算出手段により算出された圧力差を表示する表示器とを含むことを特徴とする動脈硬化評価装置が開示されている。
Non-Patent Documents 1 to 3 list various indices of arterial function tests.
In Patent Document 1, a blood pressure measurement device that measures a blood pressure value of a living body, a pulse wave detection device that detects a pulse wave at a predetermined site of the living body, a blood pressure value measured by the blood pressure measurement device, and the pulse wave detection Correspondence determination means for determining a correspondence for converting the magnitude of the pulse wave into a blood pressure value based on the magnitude of the pulse wave detected by the apparatus, and the pulse wave detected by the pulse wave detection apparatus A traveling wave peak determining means for determining the magnitude of the peak of the traveling wave component included in the reflected wave component, and a reflected wave generating time for determining the occurrence point of the peak of the reflected wave component included in the pulse wave detected by the pulse wave detecting device Using the correspondence determined by the determining means and the correspondence determining means, the magnitude of the pulse wave at the time of peak generation of the reflected wave component determined by the reflected wave generation time determining means and the traveling wave peak determination A pressure difference calculating means for calculating a pressure difference obtained by converting a difference value from the peak magnitude of the traveling wave component determined by the stage into a blood pressure value, and a display for displaying the pressure difference calculated by the pressure difference calculating means; A device for evaluating arteriosclerosis is disclosed.
特許文献２には、対象人の脈波を測定する脈波測定手段と、前記脈波測定手段により測定された脈波の波形の所定の特徴点から直接得られる特徴量を複数算出し、算出された特徴量同士の演算により前記脈波の反射現象を反映する指標を算出する脈波特徴量算出手段と、前記対象人の血圧を検出する血圧検出手段と、前記脈波特徴量算出手段により算出された前記指標と前記血圧検出手段により検出された前記血圧とを関連付けて提示するとともに、関連付けて提示される前記指標と前記血圧とのレベルに応じて処方されるべき薬剤の情報を提示する提示手段とを備える、脈波測定装置が開示されている。 In Patent Document 2, a pulse wave measuring unit that measures a subject's pulse wave, and a plurality of feature amounts obtained directly from predetermined feature points of the waveform of the pulse wave measured by the pulse wave measuring unit are calculated and calculated. A pulse wave feature amount calculating means for calculating an index reflecting the reflection phenomenon of the pulse wave by calculating the calculated feature amounts, a blood pressure detecting means for detecting the blood pressure of the target person, and the pulse wave feature amount calculating means. Presenting the calculated index and the blood pressure detected by the blood pressure detecting means in association with each other, and presenting information on a drug to be prescribed according to the level of the index and the blood pressure presented in association with each other A pulse wave measuring device including a presenting unit is disclosed.
特許文献３には、ユーザの動脈血圧を連続的にモニタリングするための装置であって、動脈に隣接する位置でユーザの体の外表面と接触することにより、前記血圧を連続的に検出して血圧を表す信号を生成するセンサー手段と、前記位置において、センサー手段をユーザの体と動作可能に接触させた状態で、しっかりと保持する取り付け手段と、センサー手段により生成された前記信号を解釈して、実際の動脈血圧を求めるマイクロプロセッサ手段とを含み、センサー手段が、血圧変化を検出して伝達する突起部を含み、突起部が、前記位置で動脈の少なくとも部分的な閉塞を起こさせるように構成された装置が開示されている。 Patent Document 3 discloses a device for continuously monitoring a user's arterial blood pressure, which continuously detects the blood pressure by contacting the outer surface of the user's body at a position adjacent to the artery. A sensor means for generating a signal representative of blood pressure; an attachment means for securely holding the sensor means in operative contact with the user's body at the position; and interpreting the signal generated by the sensor means. And a microprocessor means for determining actual arterial blood pressure, wherein the sensor means includes a protrusion for detecting and transmitting a change in blood pressure so that the protrusion causes at least partial occlusion of the artery at said position. An apparatus configured as described above is disclosed.
一方、電磁波を用いて飛行物体までの距離や車間距離を測定するパルス方式、連続波方式等のマイクロ波レーダの技術は周知である。 On the other hand, microwave radar techniques such as a pulse method and a continuous wave method that measure the distance to a flying object and the distance between vehicles using electromagnetic waves are well known.
本発明は、
対象物の微小な変位及びその時間変化を、非接触かつ高い精度で測定する方法、
その方法を適用して対象物の微小な変位及びその時間変化を測定するための装置、
その方法を適用して対象物が生体である生体の変位及びその時間変化を測定するための装置、及び、
その装置で測定されうる生体の変位及びその時間変化から誘導される生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法を提供することを課題とする。
The present invention
A method for measuring a minute displacement of a target object and its temporal change with high accuracy without contact;
An apparatus for measuring a minute displacement of an object and its time change by applying the method,
An apparatus for measuring the displacement of the living body and its change over time by applying the method, and
It is an object of the present invention to provide a method for calculating a physiological index including a biological parameter that can be measured by the apparatus and a physiological parameter derived from the temporal change.
本発明は、
（１）変位測定方法であって、
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第一電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
前記変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法、
（２）第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部を備える変位測定装置であって、
前記第一電磁波発振部が前記第一電磁波を照射でき、
前記第二電磁波発振部が前記第二電磁波を照射でき、
前項（１）記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置、
（３）前記対象物が生体である前項（２）記載の変位測定装置、及び、
（４）生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法であって、
前記生理学的パラメータが、前項（３）記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法である。
The present invention
(1) A displacement measuring method,
At time T
Irradiate the first electromagnetic wave of the first frequency to any position,
Irradiating the position with a second electromagnetic wave having a second frequency different from the first frequency,
Receiving the scattered electromagnetic wave generated as a result of the irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave;
A first differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the first electromagnetic wave;
Obtaining the phase difference φ (T) of the second differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
Considering that the scattered electromagnetic wave is a result of scattering of the first electromagnetic wave and the first electromagnetic wave at the position at time T,
The phase difference φ (t 0 ) obtained at time T = t 0 ,
Based on the difference Δφ (t) of the phase difference φ (t) obtained at time T = t,
Define the displacement Δd (t) of the position at time T = t with respect to time T = t 0 ,
A displacement measuring method including a step of calculating the displacement Δd (t);
(2) A displacement measuring device including a first electromagnetic wave oscillation unit and a second electromagnetic wave oscillation unit,
The first electromagnetic wave oscillation unit can irradiate the first electromagnetic wave,
The second electromagnetic wave oscillating portion can irradiate the second electromagnetic wave,
A displacement measuring device comprising a component capable of measuring the displacement of the object by applying the displacement measuring method described in (1) above;
(3) The displacement measuring device according to (2), wherein the object is a living body, and
(4) A method for calculating a physiological index including physiological parameters,
A physiological index calculation method in which the physiological parameter is derived based on a displacement of a living body that can be measured by the displacement measuring device according to (3).
さらに要約すると、本発明は、以下の通りである。
（１'）前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記第一差分出力波と前記第二差分出力波の、
時刻ｔ０において求めた位相差φ（ｔ０）と、
時刻ｔにおいて求めた位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻ｔ０に対する時刻ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法、
（２'）前記第一電磁波を照射できる第一電磁波発振部と、
前記第二電磁波を照射できる第二電磁波発振部とを具え、
前項（１'）記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置、
（３'）前記対象物が生体である前項（２）記載の変位測定装置、及び、
（４'）生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法であって、
前記生理学的パラメータが、前項（３）記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法である。
In further summary, the present invention is as follows.
(1 ′) receiving a scattered electromagnetic wave generated as a result of irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave;
Of the first differential output wave and the second differential output wave,
The phase difference φ (t 0 ) obtained at time t 0 ,
Based on the difference Δφ (t) of the phase difference φ (t) obtained at time t,
A displacement measuring method including a step of calculating a displacement Δd (t) of the position at time t with respect to time t 0 ;
(2 ′) a first electromagnetic wave oscillating portion capable of irradiating the first electromagnetic wave;
A second electromagnetic wave oscillating portion capable of irradiating the second electromagnetic wave;
A displacement measuring device comprising a component capable of measuring the displacement of the object by applying the displacement measuring method described in the preceding paragraph (1 ′);
(3 ′) The displacement measuring device according to (2) above, wherein the object is a living body, and
(4 ′) A method for calculating a physiological index including a physiological parameter,
A physiological index calculation method in which the physiological parameter is derived based on a displacement of a living body that can be measured by the displacement measuring device according to (3).
本発明によれば、
対象物の微小な変位及びその時間変化を、非接触かつ高い精度で測定する方法、
その方法を適用して対象物の微小な変位及びその時間変化を測定するための装置、
その方法を適用して対象物が生体である生体の変位及びその時間変化を測定するための装置、及び、
その装置で測定されうる生体の変位及びその時間変化から誘導される生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法を提供することができる。
According to the present invention,
A method for measuring a minute displacement of a target object and its temporal change with high accuracy without contact;
An apparatus for measuring a minute displacement of an object and its time change by applying the method,
An apparatus for measuring the displacement of the living body and its change over time by applying the method, and
It is possible to provide a method for calculating a physiological index including a biological parameter that can be measured by the apparatus and a physiological parameter derived from the temporal change.
〔本発明の変位測定方法〕
本発明の変位測定方法は、
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第二電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
好ましくは、Δφ（ｔ）に比例するようにΔｄ（ｔ）を定義して、
より好ましくは、下記式（１）
Δｄ（ｔ）＝ｋ[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ） （１）
（式中、ｃ（ｍ／秒）は光の速度、ｋは数である）でΔｄ（ｔ）を定義して、
前記位置の変位Δｄ（ｔ）を算出する、好ましくは、
前記位置の変位Δｄ（ｔ）を経時的に算出する工程を有する点に特徴がある。
[Displacement measuring method of the present invention]
The displacement measuring method of the present invention includes:
At time T
Irradiate the first electromagnetic wave of the first frequency to any position,
Irradiating the position with a second electromagnetic wave having a second frequency different from the first frequency,
Receiving the scattered electromagnetic wave generated as a result of the irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave;
A first differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the first electromagnetic wave;
Obtaining the phase difference φ (T) of the second differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
Considering that the scattered electromagnetic wave is a result of scattering of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave at the position at time T,
The phase difference φ (t 0 ) obtained at time T = t 0 ,
Based on the difference Δφ (t) of the phase difference φ (t) obtained at time T = t,
Define the displacement Δd (t) of the position at time T = t with respect to time T = t 0 ,
Preferably, Δd (t) is defined to be proportional to Δφ (t),
More preferably, the following formula (1)
Δd (t) = k [c / {4π (f 1 + f 2 )}] Δφ (t) (1)
Where Δ (t) is defined as (where c (m / sec) is the speed of light and k is a number)
Calculating the displacement Δd (t) of the position, preferably
It is characterized in that it has a step of calculating the displacement Δd (t) of the position over time.
ｋは、本発明の変位測定方法によって得られるΔｄ（ｔ）の応用目的に対して適宜設定すればよく、複素数でも実数でもよく、好ましくは０でない実数であり、より好ましくは１である。 k may be appropriately set for the application purpose of Δd (t) obtained by the displacement measuring method of the present invention, and may be a complex number or a real number, preferably a non-zero real number, and more preferably 1.
本発明の変位測定方法によれば、前記位置に第一電磁波及び第二電磁波を散乱すると考えられる物理的実体（以下、対象物という）が存在すれば、その対象物の位置の変位（以下、対象物の変位ともいう）の時間変化を、Δφ（ｔ）を測定して見積もられるΔｄ（ｔ）を算出することで追跡することができる。
以下、対象物の変位の時間変化とその見積もり量であるΔｄ（ｔ）を区別せずに、対象物の変位又はΔｄ（ｔ）ともいう。
According to the displacement measuring method of the present invention, if there is a physical entity (hereinafter referred to as an object) that is considered to scatter the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave at the position, the displacement of the object (hereinafter referred to as the object). The time change of the object (also called displacement of the object) can be tracked by calculating Δd (t) estimated by measuring Δφ (t).
Hereinafter, without changing the time variation of the displacement of the object and the estimated amount Δd (t), it is also referred to as the displacement of the object or Δd (t).
本発明の変位測定方法において、Δφ（ｔ）は、後述するような変位測定装置を使用して、オシロスコープ等により直接測定できる。 In the displacement measuring method of the present invention, Δφ (t) can be directly measured with an oscilloscope or the like using a displacement measuring apparatus as described later.
本発明の変位測定方法において、測定されたΔｄ（ｔ）は、ｎ個の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせである場合も含まれる（ｎは１以上の自然数である）。
例えば、それぞれの変位が周期的に変動し、その周期が一定以上異なる等を利用して、それぞれの変位を分離して解析することが出来る場合がある。
In the displacement measuring method of the present invention, the measured Δd (t) is the displacement Δd 1 (t), Δd 2 (t derived from each of the n objects O 1 , O 2 ,. ),..., Δd n (t) is included (n is a natural number of 1 or more).
For example, there are cases where each displacement can be separated and analyzed using the fact that each displacement fluctuates periodically and the cycle differs by a certain amount or more.
本発明の変位測定方法は、後述するように、対象物のμｍオーダーの微小な変位を測定するのに好ましく、
対象物の０．１〜３０００μｍの変位を測定するのにより好ましく、
対象物の１〜２０００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜１０００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜５００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜１００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜５０μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の５〜３０μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の５〜１５μｍの変位を測定するのに更に好ましい。
The displacement measuring method of the present invention is preferable for measuring a minute displacement of an object in the μm order, as will be described later.
More preferably, measuring a displacement of 0.1 to 3000 μm of the object,
More preferably for measuring a displacement of 1 to 2000 μm of the object,
More preferably for measuring a displacement of 1 to 1000 μm of the object,
More preferably for measuring the displacement of 1 to 500 μm of the object,
More preferably for measuring a displacement of 1 to 100 μm of the object,
More preferably for measuring the displacement of 1 to 50 μm of the object,
More preferably for measuring the displacement of the object 5-30 μm,
It is more preferable for measuring a displacement of 5 to 15 μm of the object.
本発明の変位測定方法が、Δφ（ｔ）に基づきΔｄ（ｔ）を定義することで、対象物の実体的な変位を見積もる(推定する)ことを妥当になしえるのは、以下の技術的意義を背景にしているためである。 The displacement measuring method of the present invention can reasonably estimate (estimate) the substantial displacement of an object by defining Δd (t) based on Δφ (t) as follows. This is because of the significance.
例えば、時刻ｔにおける第一電磁波Ｖ１（ｔ）及び第二電磁波Ｖ２（ｔ）を、
Ｖ１（ｔ）＝Ａ１ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）
Ｖ２（ｔ）＝Ａ２ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
とおくと、照射位置に向かうＶ１（Ｔ）及びＶ２（Ｔ）の合成波は、
Ｖｔ（Ｔ）＝Ａ１ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）＋Ａ２ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
（式中、Ａ１及びＡ２は振幅である）と表すことができる。
本発明の変位測定方法においては、第一電磁波と第二電磁波によるいわゆるビート信号を発生させる観点から、Ａ１及びＡ２は非常に近いことが好ましく、同一であることがより好ましい。以下の説明では、Ａ１＝Ａ２＝Ａとおき、
Ｖ１（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ１ｔ）
Ｖ２（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
Ｖｔ（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ１ｔ）＋Ａｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
とする。
For example, the first electromagnetic wave V 1 (t) and the second electromagnetic wave V 2 (t) at time t are
V 1 (t) = A 1 cos (2πf 1 t)
V 2 (t) = A 2 cos (2πf 2 t)
Then, the composite wave of V 1 (T) and V 2 (T) toward the irradiation position is
V t (T) = A 1 cos (2πf 1 t) + A 2 cos (2πf 2 t)
Where A 1 and A 2 are amplitudes.
In the displacement measuring method of the present invention, A 1 and A 2 are preferably very close and more preferably the same from the viewpoint of generating a so-called beat signal by the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave. In the following description, A 1 = A 2 = A
V 1 (t) = A cos (2πf 1 t)
V 2 (t) = A cos (2πf 2 t)
V t (t) = A cos (2πf 1 t) + A cos (2πf 2 t)
And
第一電磁波及び第二電磁波が照射位置に存在する対象物（例えば、図４の対象物５０）によって散乱されて散乱電磁波が生じたとすれば、散乱電磁波（即ち、対象物５０から反射（散乱）した反射電磁波の合成波）Ｖｒ（ｔ）は、
Ｖｒ（ｔ）
＝αＡｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝＋αＡｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝
と表すことができる。なお、αは減衰係数であり、τ（ｔ）は、第一電磁波及び第二電磁波が照射されてから、合成波Ｖｒ（ｔ）を受信するまでの時間である。
以下、散乱電磁波を合成波ともいう。
If the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are scattered by an object existing at the irradiation position (for example, the object 50 in FIG. 4) to generate a scattered electromagnetic wave, the scattered electromagnetic wave (that is, reflected (scattered) from the object 50). The combined wave of reflected electromagnetic waves) V r (t) is
V r (t)
= ΑAcos {2πf 1 (t−τ (t))} + αAcos {2πf 2 (t−τ (t))}
It can be expressed as. Α is an attenuation coefficient, and τ (t) is a time from when the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are irradiated to when the combined wave V r (t) is received.
Hereinafter, the scattered electromagnetic wave is also referred to as a synthetic wave.
合成波Ｖｒ（ｔ）と第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波Ｖｃ１（ｔ）、及び、
合成波Ｖｒ（ｔ）と第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波Ｖｃ２（ｔ）は、
Ｖｃ１
＝αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝］
＋αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝］
Ｖｃ２
＝αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝］
＋αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝］
と表すことができる。
A first differential output wave V c1 (t) obtained by multiplying the synthesized wave V r (t) and the first electromagnetic wave, and
The second differential output wave V c2 (t) obtained by multiplying the synthesized wave V r (t) and the second electromagnetic wave is:
V c1
= ΑA 2 [cos (2πf 1 t) · cos {2πf 1 (t−τ (t))}]
+ ΑA 2 [cos (2πf 1 t) · cos {2πf 2 (t−τ (t))}]
V c2
= ΑA 2 [cos (2πf 2 t) · cos {2πf 1 (t−τ (t))}]
+ ΑA 2 [cos (2πf 2 t) · cos {2πf 2 (t−τ (t))}]
It can be expressed as.
第一差分出力波Ｖｃ１（ｔ）と合成波Ｖｒ（ｔ）とから、２πｆ１、２πｆ１＋２πｆ２、２πｆ２及び直流成分をフィルタで取り除くと、
Ｖｃ１＝［αＡ２／２］［ｃｏｓ｛（２πｆ１−２πｆ２）ｔ＋２πｆ２τ（ｔ）｝］
Ｖｃ２＝［αＡ２／２］［ｃｏｓ｛（２πｆ１−２πｆ２）ｔ−２πｆ１τ（ｔ）｝］
上式の第一差分出力波形Ｖｃ１及び第二差分出力波形Ｖｃ２について位相差φ（ｔ）を求めると、以下の式のようになる。
φ（ｔ）＝２π（ｆ１＋ｆ２）τ（ｔ）
If 2πf 1 , 2πf 1 + 2πf 2 , 2πf 2 and the direct current component are removed from the first differential output wave V c1 (t) and the synthesized wave V r (t) by a filter,
V c1 = [αA 2/2 ] [cos {(2πf 1 -2πf 2) t + 2πf 2 τ (t)}]
V c2 = [αA 2/2 ] [cos {(2πf 1 -2πf 2) t-2πf 1 τ (t)}]
When the phase difference φ (t) is obtained for the first differential output waveform V c1 and the second differential output waveform V c2 in the above formula, the following formula is obtained.
φ (t) = 2π (f 1 + f 2 ) τ (t)
対象物の位置が時間Δｔ後にΔｄ（ｔ）だけ変位すると、τ（ｔ＋Δｔ）は、τ（ｔ）に対して光路差２Δｄだけ変化して、
τ（ｔ＋Δｔ）＝τ（ｔ）＋２Δｄ／ｃ
となり、
φ（ｔ＋Δｔ）＝２π（ｆ１＋ｆ２）（τ（ｔ）＋２Δｄ／ｃ）
となる。従って、
Δφ＝φ（ｔ＋Δｔ）―φ（ｔ）＝４π（Δｄ／ｃ）（ｆ１＋ｆ２）
即ち、
Δｄ＝[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ
従って、ある時刻ｔ０の対象物の位置を基準にすれば、ΔｄもΔφも時間ｔの関数となるので、
Δｄ（ｔ）＝[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ） （２）
When the position of the object is displaced by Δd (t) after time Δt, τ (t + Δt) changes by an optical path difference 2Δd with respect to τ (t),
τ (t + Δt) = τ (t) + 2Δd / c
And
φ (t + Δt) = 2π (f 1 + f 2 ) (τ (t) + 2Δd / c)
It becomes. Therefore,
Δφ = φ (t + Δt) −φ (t) = 4π (Δd / c) (f 1 + f 2 )
That is,
Δd = [c / {4π (f 1 + f 2 )}] Δφ
Therefore, if the position of the object at a certain time t 0 is used as a reference, both Δd and Δφ are functions of time t.
Δd (t) = [c / {4π (f 1 + f 2 )}] Δφ (t) (2)
このような技術的意義を背景にして、本発明の変位測定方法によって、Δφ（ｔ）に基づきΔｄ（ｔ）を定義することで、対象物の実体的な変位を見積もる（推定する）ことは妥当であると考えられる。 Against the background of such technical significance, it is possible to estimate (estimate) the substantial displacement of an object by defining Δd (t) based on Δφ (t) by the displacement measuring method of the present invention. It is considered reasonable.
本発明の変位測定方法において、Δφ（ｔ）を推定する方法として、次の方法を用いることもできる。上記したＶｃ１とＶｃ２は、さらに、
Ｖｃ１＝［αＡ２／２］
×［ｃｏｓ（２πｆ１τ）＋ｃｏｓ｛２π（ｆ１−ｆ２）ｔ＋２πｆ２τ｝
＋Ｂ・ｃｏｓ［２π｛（３ｆ１＋ｆ２）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１＋ｆ２）／２｝τ］］
Ｖｃ２＝［αＡ２／２］
×［ｃｏｓ（２πｆ２τ）＋ｃｏｓ｛２π（ｆ２−ｆ１）ｔ＋２πｆ１τ｝＋Ｂ・ｃｏｓ［２π｛（３ｆ２＋ｆ１）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１＋ｆ２）／２｝τ］］
振幅に相当するＢは
Ｂ＝２ｃｏｓ［２π｛（ｆ１−ｆ２）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１−ｆ２）／２｝τ］
で表すことができる。
Ｂを振幅とみなせば、振幅Ｂの振動数は（ｆ１−ｆ２）／２であり、Ｂの絶対値の最大は山と谷とに相当する部分なので、１波長について最大値が２箇所存在することになる。即ち１振動について２回唸りが生じることになるため、（ｆ１−ｆ２）／２の２倍で（ｆ１−ｆ２）となることになる。このことを利用して、合成波波形の最大値から最小値そして再び最大値というように位相変化に応じて振幅も変化することになるので、振幅の変動から位相の推定が可能であるといえる。
In the displacement measuring method of the present invention, the following method can also be used as a method of estimating Δφ (t). V c1 and V c2 described above are
V c1 = [αA 2/2 ]
× [cos (2πf 1 τ) + cos {2π (f 1 −f 2 ) t + 2πf 2 τ}
+ B · cos [2π {(3f 1 + f 2 ) / 2} t−2π {(f 1 + f 2 ) / 2} τ]]
V c2 = [αA 2/2 ]
× [cos (2πf 2 τ) + cos {2π (f 2 −f 1 ) t + 2πf 1 τ} + B · cos [2π {(3f 2 + f 1 ) / 2} t−2π {(f 1 + f 2 ) / 2} τ]]
B corresponding to the amplitude is B = 2 cos [2π {(f 1 −f 2 ) / 2} t−2π {(f 1 −f 2 ) / 2} τ]
Can be expressed as
If B is regarded as an amplitude, the frequency of the amplitude B is (f 1 −f 2 ) / 2, and the maximum of the absolute value of B is a portion corresponding to a peak and a valley, so there are two maximum values for one wavelength. Will exist. That is, since one vibration occurs twice, (f 1 -f 2 ) is (f 1 -f 2 ) twice (f 1 -f 2 ) / 2. By utilizing this fact, the amplitude also changes in accordance with the phase change from the maximum value to the minimum value and again to the maximum value of the synthesized wave waveform, so it can be said that the phase can be estimated from the fluctuation of the amplitude. .
即ち、本発明の変位測定方法においては、前記散乱電磁波が、
前記第一電磁波の前記位置からの反射電磁波である第一反射波と、
前記第二電磁波の前記位置からの反射電磁波である第二反射波との合成波であり、
前記Δφ（ｔ）が、
前記合成波の波形と前記第一電磁波の波形とを乗算して得る第一差分出力波の波形と
前記合成波の波形と前記第二電磁波の波形とを乗算して得る第二差分出力波の波形との、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの位相差の差であるとみなすことができる。
That is, in the displacement measuring method of the present invention, the scattered electromagnetic wave is
A first reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from the position of the first electromagnetic wave;
A combined wave with a second reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from the position of the second electromagnetic wave,
The Δφ (t) is
A waveform of a first differential output wave obtained by multiplying the waveform of the synthesized wave and a waveform of the first electromagnetic wave, and a second differential output wave obtained by multiplying the waveform of the synthesized wave and the waveform of the second electromagnetic wave. It can be regarded as the difference in phase difference from the waveform at times T = t 0 and t.
本発明の変位測定方法においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上の観点から、
好ましくは１ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
より好ましくは５ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは１０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは２０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは６０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚである。
In the displacement measuring method of the present invention, the first frequency f 1 and the second frequency f 2 are:
From the viewpoint of improving measurement resolution,
Preferably 1 GHz to 100 GHz
More preferably, 5 GHz to 100 GHz
More preferably, 10 GHz to 100 GHz
More preferably, 20 GHz to 100 GHz
More preferably, it is 60 GHz-100 GHz.
本発明の変位測定方法においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上の観点から、｜ｆ１−ｆ２｜が、
好ましくは１０ｋＨｚ〜５０ＧＨｚ
より好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＧＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＧＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚである。
In the displacement measuring method of the present invention, the first frequency f 1 and the second frequency f 2 are:
From the viewpoint of improving measurement resolution, | f 1 −f 2 |
Preferably 10kHz-50GHz
More preferably, 10 kHz to 10 GHz
More preferably, 10 kHz to 1 GHz
More preferably 10 kHz to 100 MHz
More preferably, 10 kHz to 10 MHz
More preferably 10 kHz to 1 MHz
More preferably, it is 10 kHz to 100 kHz.
（対象物の）位置に対する、第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の範囲を
第一差分出力波を得る際に、合成波が第二反射波に対応する波形を含み、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第一反射波に対応する波形を含むように設定することが好ましい。
When the first differential output wave is obtained with respect to the position of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave with respect to the position (of the object), the combined wave includes a waveform corresponding to the second reflected wave,
When obtaining the first differential output wave, it is preferable to set so that the synthesized wave includes a waveform corresponding to the first reflected wave.
本発明の変位測定方法においては、対象物に第一電磁波及び第二電磁波の両方が、所定の強度で照射していることが好ましく、具体的には、
対象物における、第一電磁波及び第二電磁波の各々の照射源（例えば、アンテナ）の半値角の範囲に重なりがあるように照射の範囲を設定することにより、即ち、
第一電磁波の前記位置での半値角に対応する第一電磁波の照射領域と、
第二電磁波の前記位置での半値角に対応する第二電磁波の照射領域とが重なり合う部分が存在するようにすることがより好ましい。
In the displacement measuring method of the present invention, it is preferable that the object is irradiated with both the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave at a predetermined intensity, specifically,
By setting the irradiation range so that there is an overlap in the range of the half-value angle of each irradiation source (for example, antenna) of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave in the object,
The irradiation region of the first electromagnetic wave corresponding to the half-value angle at the position of the first electromagnetic wave;
More preferably, there is a portion where the second electromagnetic wave irradiation region corresponding to the half-value angle at the position of the second electromagnetic wave overlaps.
半値角とは、アンテナ工学の分野で定義されている電磁波の指向性の尺度であり、照射源（例えば、アンテナ）から照射された電磁波の電力が、ピーク値の半分になるところ（アンテナ指向性の正面ゲインが３ｄＢ低下するところ）で取った電磁波の照射角度をいう。 Half-value angle is a measure of the directivity of electromagnetic waves defined in the field of antenna engineering, where the power of electromagnetic waves emitted from an irradiation source (for example, an antenna) is half the peak value (antenna directivity). Where the front gain is reduced by 3 dB).
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲の設定は、
第一電磁波及び第二電磁波を照射するための部品、例えば、アンテナを所定の方向及び位置に設定することにより行うことができる。
２つのアンテナを所定の位置に平行配置する場合、方向性利得によって照射範囲が決定される。
The setting of the irradiation range for the object of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave is as follows:
It can be performed by setting a component for irradiating the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave, for example, an antenna in a predetermined direction and position.
When two antennas are arranged in parallel at a predetermined position, the irradiation range is determined by the directional gain.
対象物の位置に対して半値角となるように第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の範囲を設定すると、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第二反射波に対応する波形を含み、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第一反射波に対応する波形を含むようにする観点からも好ましい。
When setting the range of irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave so as to be a half-value angle with respect to the position of the object,
When obtaining the first differential output wave, the combined wave includes a waveform corresponding to the second reflected wave,
When obtaining the first differential output wave, it is also preferable from the viewpoint that the combined wave includes a waveform corresponding to the first reflected wave.
第一電磁波照射領域と第二電磁波照射領域とが重なり合う部分は対象物を含むようにすることが好ましく、
重なり合う部分の面積は、照射領域全体の面積に対して、好ましくは５０％以上、より好ましくは７０％以上、更に好ましくは８０％以上、更に好ましくは９０％以上にすることであり、
対象物の照射面積は、重なり合う部分の面積の好ましくは８０％以上、より好ましくは ９０％以上、更に好ましくは９５％以上を占めるように第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲を設定する。
The portion where the first electromagnetic wave irradiation region and the second electromagnetic wave irradiation region overlap is preferably to include the object,
The area of the overlapping portion is preferably 50% or more, more preferably 70% or more, still more preferably 80% or more, still more preferably 90% or more with respect to the area of the entire irradiation region.
The irradiation range of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave is set so that the irradiation area of the object occupies preferably 80% or more, more preferably 90% or more, and still more preferably 95% or more of the area of the overlapping portion. Set.
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲の設定は、電磁波発振部であるアンテナの形状、照射方向及び電磁波の照射強度を調節することにより行うことができる。 The range of irradiation of the object of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave can be set by adjusting the shape, the irradiation direction, and the irradiation intensity of the electromagnetic wave that is the electromagnetic wave oscillation unit.
測定部位のポインティングや受信信号の強度およびデータ処理の観点から、
第一電磁波及び第二電磁波の照射源、例えば、
第一電磁波を照射するアンテナから対象物までの距離Ｄ１と、
第二電磁波を照射するアンテナから対象物までの距離Ｄ２とに対して、
Ｄ１及びＤ２はそれぞれ、
好ましくは１ｍｍ〜１ｋｍ、より好ましくは１ｍｍ〜１００ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜１０ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜１ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜５０ｃｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜２０ｃｍである。
なお、対象物が人体の部位である場合は、被験者の精神的負荷を軽減する観点から、
Ｄ１及びＤ２はそれぞれ、
好ましくは１０ｃｍ〜２ｍ、より好ましくは５０ｃｍ〜１．５ｍである。
From the viewpoint of the measurement part pointing, received signal strength and data processing,
Irradiation source of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave, for example,
A distance D 1 from the antenna that irradiates the first electromagnetic wave to the object;
For the distance D 2 from the antenna that irradiates the second electromagnetic wave to the object,
D 1 and D 2 are each
Preferably they are 1 mm-1 km, More preferably, they are 1 mm-100 m, More preferably, they are 1 mm-10 m, More preferably, they are 1 mm-1 m, More preferably, they are 1 mm-50 cm, More preferably, they are 1 mm-20 cm.
In addition, when the target object is a human body part, from the viewpoint of reducing the subject's mental load,
D 1 and D 2 are each
Preferably they are 10 cm-2 m, More preferably, they are 50 cm-1.5 m.
同様の観点から、｜Ｄ１−Ｄ２｜は、
好ましくは０〜１００ｃｍ、より好ましくは０〜５０ｃｍ、更に好ましくは０〜２０ｃｍ、更に好ましくは０〜１０ｃｍ、更に好ましくは０〜５ｃｍ、更に好ましくは０〜３ｃｍ、更に好ましくは０〜１ｃｍ、更に好ましくは０〜０．５ｃｍ、更に好ましくは０〜０．３ｃｍ、更に好ましくは０〜０．１ｃｍ、更に好ましくは０〜０．０３ｃｍ（即ち、第一電磁波及び第二電磁波の照射源から対象物までの距離がほぼ等しいか等しいこと）である。
From the same viewpoint, | D 1 -D 2 |
Preferably 0 to 100 cm, more preferably 0 to 50 cm, still more preferably 0 to 20 cm, still more preferably 0 to 10 cm, still more preferably 0 to 5 cm, still more preferably 0 to 3 cm, still more preferably 0 to 1 cm, still more preferably. Is 0 to 0.5 cm, more preferably 0 to 0.3 cm, still more preferably 0 to 0.1 cm, still more preferably 0 to 0.03 cm (that is, from the irradiation source of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave to the object) Are approximately equal or equal in distance).
距離Ｄ１及びＤ２における、
第一電磁波及び第二電磁波の照射源側の始点は、第一電磁波及び第二電磁波のそれぞれの半値角を構成する２辺の交点である。
At distances D 1 and D 2 ,
The starting point on the irradiation source side of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave is an intersection of two sides constituting each half-value angle of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave.
第一電磁波及び第二電磁波がそれぞれアンテナ（を構成するマイクロ波モジュール）により照射される場合、外部に照射すべき電磁波が、アンテナリークにより互いのアンテナに入ってしまう（いわゆるカップリング）を抑制する観点と、
第一電磁波の照射による第二電磁波の照射モジュールへの影響及び第二電磁波の照射による第一電磁波の照射モジュールへの影響（いわゆるマルチパス）を抑制する観点と、
第一差分出力波と第二差分出力波とがビートが生じるために、他の反射物体や多重反射波などによる定在波の影響を抑制（定在波比（ＶＳＷＲ）を軽減）する観点とから、本発明の変位測定方法では、以下の調整をすることが好ましい。
When the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are each irradiated by an antenna (a microwave module constituting the antenna), the electromagnetic waves to be radiated to the outside are prevented from entering each other's antenna due to antenna leakage (so-called coupling). Point of view,
From the viewpoint of suppressing the influence on the irradiation module of the second electromagnetic wave by the irradiation of the first electromagnetic wave and the influence on the irradiation module of the first electromagnetic wave by the irradiation of the second electromagnetic wave (so-called multipath),
Since the first differential output wave and the second differential output wave generate a beat, the influence of standing waves due to other reflecting objects and multiple reflected waves is suppressed (standing wave ratio (VSWR) is reduced); Therefore, in the displacement measuring method of the present invention, it is preferable to make the following adjustments.
（ｉ）アンテナリークの抑制方法
本発明の変位測定方法においては、アンテナリークを抑制する観点から、
照射時における第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが、好ましくは４５°〜１３５°、より好ましくは８０°〜１１０°、更に好ましくは８５°〜９５°、更に好ましくは８８°〜９２°、更に好ましくは略９０°、更に好ましくは９０°であるように、前記第一電磁波及び前記第二電磁波を照射することが好ましい。
なお、角度θＥは第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度の１８０°以下の側の角度をいう。
(I) Method for suppressing antenna leak In the displacement measuring method of the present invention, from the viewpoint of suppressing antenna leak,
The angle θ E formed by the electric field plane polarization of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave during irradiation is preferably 45 ° to 135 °, more preferably 80 ° to 110 °, still more preferably 85 ° to 95 °, and still more preferably. It is preferable to irradiate the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave so that the angle is 88 ° to 92 °, more preferably approximately 90 °, and more preferably 90 °.
The angle θ E is an angle on the side of 180 ° or less of the angle formed by the electric field plane polarization of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave.
散乱電磁波（合成波）受信部の電界偏波面を固定して、電磁波発振部の電界偏波面を受信部の偏波面のなす角度θＥを０°から９０°と変化させていくと、受信機の受信信号はｃｏｓの関数で表され、受信機と送信機のθＥが９０°で直交する場合には、受信信号は通常ゼロに近づくが、生体からの反射波の偏波角度は回転するため、受信が可能となる。 When the electric field polarization plane of the scattered electromagnetic wave (synthetic wave) receiving unit is fixed and the angle θ E formed by the electric field polarization plane of the electromagnetic wave oscillation unit and the polarization plane of the receiving unit is changed from 0 ° to 90 °, the receiver The received signal is expressed as a function of cos. When θ E of the receiver and the transmitter is orthogonal at 90 °, the received signal usually approaches zero, but the polarization angle of the reflected wave from the living body rotates. Therefore, reception becomes possible.
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲及び／又は第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波の角度θＥを前述の好適態様とすることにより、位相変化がリニアになり位相エラーが低減される。
そのため、異なる位置の変位に対して、それぞれの位置に本発明の変位測定方法を適用すると、異なる位置の間の直線距離が、好ましくは０．５〜２００ｃｍ、より好ましくは１〜１００ｃｍ、更に好ましくは２〜５０ｃｍ、更に好ましくは３〜２０ｃｍ、更に好ましくは３〜１０ｃｍのように接近していても、独立に同時に変位を測定でき、これらの異なる位置の変位の相間、例えば、後述する脈波速度（ＰＷＶ）を測定するための装置に適用すると、（従来の変位測定方法からみればピンポイントともいえる）近距離での検出において、混信を極力低減することができるため、精密な考察及び測定をすることができる。
By setting the range of irradiation of the object of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave and / or the angle θ E of the electric field plane polarization of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave as described above, the phase change becomes linear. Errors are reduced.
For this reason, when the displacement measuring method of the present invention is applied to displacements at different positions, the linear distance between the different positions is preferably 0.5 to 200 cm, more preferably 1 to 100 cm, and still more preferably. 2 to 50 cm, more preferably 3 to 20 cm, and even more preferably 3 to 10 cm, the displacement can be measured independently at the same time. When applied to a device for measuring speed (PWV), interference can be reduced as much as possible in near-field detection (which can be said to be pinpointed from a conventional displacement measurement method), so precise consideration and measurement Can do.
電磁波放射部が、例えば、断面が長方形で近似できる導波管型のアンテナであれば、電磁波は断面の長辺方向に偏波するので、θＥは、アンテナの断面の配置を変えることでθＥを調整できる。
図２３〜３５は、アンテナの断面の配置を変えてθＥを調整した例である。
If the electromagnetic wave radiation part is, for example, a waveguide type antenna whose cross section can be approximated by a rectangle, the electromagnetic wave is polarized in the long side direction of the cross section. Therefore, θ E can be obtained by changing the arrangement of the cross section of the antenna. E can be adjusted.
Figure 23-35 shows an example in which to adjust the theta E by changing the arrangement of the cross-section of the antenna.
図２３は、θＥ＝４５°の電磁波発振部配置を示す。
図２４は、θＥ＝９０°での電磁波発振部配置を示した。
FIG. 23 shows an electromagnetic wave oscillation unit arrangement with θ E = 45 °.
FIG. 24 shows the arrangement of the electromagnetic wave oscillating unit at θ E = 90 °.
なお、異なる位置とは、同一の対象物内の異なる２点の位置でもよいし、異なる対象物の各１点についての異なる２点の位置でもよい。 The different positions may be two different positions in the same object, or two different positions for each one of the different objects.
（ｉｉ）マルチパスの抑制方法
図２５は、アンテナ１２から発射された第二電磁波１５が対象物５０により反射されて、その反射波１６ａがアンテナ２２により受信される様子を示している。
ここで、アンテナ２２が、２２ａの位置にあると、他の反射物体や多重反射波を受信してしまい、位相エラーを引き起こすようであれば、アンテナ２２の対象物からの距離を微調整することにより、主要因になっている他の反射物体や多重反射波の経路からアンテナ２２を退避させるようにすることが好ましい。
(Ii) Multipath Suppression Method FIG. 25 shows a state in which the second electromagnetic wave 15 emitted from the antenna 12 is reflected by the object 50 and the reflected wave 16 a is received by the antenna 22.
Here, if the antenna 22 is at the position 22a, other reflected objects and multiple reflected waves are received, and if the phase error is caused, the distance from the object of the antenna 22 is finely adjusted. Therefore, it is preferable to retract the antenna 22 from the path of the other reflected objects and the multiple reflected waves that are the main factors.
（ｉｉｉ）定在波の抑制方法
図２６において、
アンテナ１２ａが、Ａ点の位置では、定在波が大きくなるため、マイクロ波センサー内部回路のＶＳＷＲに影響し、位相エラーを引き起こす場合があるが、
時間が経過しても振幅が現れない節（Ｂ点）にあるアンテナ１２ｂは、定在波が回避され、位相エラーが低減されている。
(Iii) Method for suppressing standing wave In FIG.
Since the standing wave becomes large at the position of the antenna 12a at the point A, it may affect the VSWR of the microwave sensor internal circuit and cause a phase error.
In the antenna 12b at the node (point B) where the amplitude does not appear over time, the standing wave is avoided and the phase error is reduced.
なお、アンテナ等の位置の変更は、例えば、ステッピングモーターによる自動制御で行っても良いし、マイクロメータによる手動で行っても良い。 Note that the position of the antenna or the like may be changed by, for example, automatic control with a stepping motor or manually with a micrometer.
（ｉｖ）３以上の異なる周波数の照射電磁波の使用
例えば、ｆ１及びｆ２とは異なるｆ３の周波数を有する第三電磁波を併用して、同じ対象物の変位を測定すると、
第一電磁波と第二電磁波の間でアンテナリーク、マルチパス及び定在波のいずれかの影響を受けても、
第一電磁波と第三電磁波並びに第二電磁波と第三電磁の間で、第一電磁波と第二電磁波の間で生じたアンテナリーク、マルチパス及び定在波のいずれかの影響がなければ、変位測定は安定に行うことができる。
(Iv) Use of irradiation electromagnetic waves having different frequencies of 3 or more For example, when a third electromagnetic wave having a frequency of f 3 different from f 1 and f 2 is used in combination, and measuring the displacement of the same object,
Even if affected by any of antenna leak, multipath and standing wave between the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
Displacement between the first electromagnetic wave and the third electromagnetic wave, or between the second electromagnetic wave and the third electromagnetic wave, if there is no effect of any antenna leak, multipath or standing wave generated between the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave. Measurement can be performed stably.
図２７〜３１は、第一〜三電磁波を照射する３つの電磁波発振部（例えば、アンテナ（を構成するマイクロ波モジュール））について、直線偏波である電界偏波面とマルチパス及び定在波を考慮した電磁波発振部（例えば、アンテナ（を構成するマイクロ波モジュール））の配置を示したものである。 27 to 31 show the electric field polarization plane, the multipath, and the standing wave, which are linearly polarized waves, for the three electromagnetic wave oscillating units (for example, the antenna (which constitutes the antenna)) that irradiate the first to third electromagnetic waves. The arrangement of an electromagnetic wave oscillation unit (for example, an antenna (a microwave module constituting the antenna)) considered is shown.
図２７及び２８は、電磁波発振部として３つのホーンアンテナ（直線偏波を放射できれば、他のアンテナ形状でも構わない）を想定した電界偏波面の組合せのパターンである。
図２７は、第三電磁波を追加した場合について、θＥ＝６０°での電磁波発振部配置を示し、
図２８は、アンテナ２２と７２並びアンテナ７２と１２にについて、θＥ＝５０°の例を示した。
27 and 28 show combinations of electric field polarization planes assuming three horn antennas (other antenna shapes may be used as long as they can radiate linearly polarized waves) as the electromagnetic wave oscillating unit.
FIG. 27 shows an electromagnetic wave oscillation unit arrangement at θ E = 60 ° when the third electromagnetic wave is added,
FIG. 28 shows an example in which θ E = 50 ° for the antennas 22 and 72 and the antennas 72 and 12.
図２９は、ホーン形状の利点である、電界面のエッジ結合が小さくなることを利用したθＥ＝９０°の例を示している。
ここで、図２８の下方にある２つのアンテナ２２及び１２の偏波面についてθＥ＝０°になっているが、これらのアンテナの周波数を７２の周波数を挟んで互いに周波数差が大きくなるように工夫することにより混信を軽減する。
図３０の場合では、θＥ＝０°になっているアンテナ２２と１２の距離を周波数差だけでなく大きくなるように工夫することにより混信を軽減する。
FIG. 29 shows an example of θE = 90 ° utilizing the advantage of the horn shape that the edge coupling on the electric field surface is reduced.
Here, θ E = 0 ° with respect to the planes of polarization of the two antennas 22 and 12 at the bottom of FIG. 28, so that the frequency difference between these antennas increases with a frequency of 72 between them. Reduce interference by devising.
In the case of FIG. 30, interference is reduced by devising the distance between the antennas 22 and 12 where θ E = 0 ° to be large as well as the frequency difference.
図３１は、電磁波放射部が、方形導波管及び円形導波管である場合の例である。
この例では、異なる周波数を発生する２つの変位検出センサーを、第１周波数及び第２周波数のうち、周波数が高い方の１／８波長〜３／８波長分の位相差になるように導波管方向に配置すればよく（位相をオフセットした励振方法に変更、図３２）、途中に１波長または１／２波長の伝送線路が入っても構わない。
なお、異なる周波数を発生する２つの変位検出センサーを使用するので、偏波面内の電界ベクトルの方向は維持される。
方形導波管を用いた場合は、２つの電界ベクトルの角度差が９０°近傍となるが、
円形導波管を用いた場合は、２つの電界ベクトルの角度差が９０°以外にも適応できるため、応用範囲が広く、４つの変位検出センサーを配置することも可能となり、それぞれ角度を変えて配置すればよい。
導波管への電界励振方法は、例えば、採用する導波管及び変位検出センサーの方式に応じて適した方法を使用することができる。
FIG. 31 shows an example in which the electromagnetic wave radiation portions are a rectangular waveguide and a circular waveguide.
In this example, two displacement detection sensors that generate different frequencies are guided so as to have a phase difference of 1/8 wavelength to 3/8 wavelength of the higher frequency of the first frequency and the second frequency. What is necessary is just to arrange | position to a pipe | tube direction (it changes to the excitation method which offset the phase, FIG. 32), and you may enter the transmission line of 1 wavelength or a 1/2 wavelength in the middle.
Since two displacement detection sensors that generate different frequencies are used, the direction of the electric field vector in the plane of polarization is maintained.
When a rectangular waveguide is used, the angle difference between the two electric field vectors is close to 90 °.
When a circular waveguide is used, the angle difference between the two electric field vectors can be applied to other than 90 °, so the application range is wide, and it is possible to arrange four displacement detection sensors. What is necessary is just to arrange.
As a method for exciting the electric field in the waveguide, for example, a method suitable for the method of the waveguide to be adopted and the displacement detection sensor can be used.
図３３は、円形導波管を用いて電界ベクトルを混合してアンテナから放射させる場合の例である。
モジュール１及び２はフィード（伝送線路）に接続され、同位相にて電界ベクトルの差が９０°になる混合部（方形導波管）に接続される。
その後、フランジ変換部に接続され、方形フランジから円形フランジに変換される。
その後、円形導波管のフィードに接続されるが、電界ベクトルが維持されたまま、円錐ホーンアンテナにて放射されることとなる。
このように、混合部にてオフセットを行わず、アンテナからの距離が同じポイントにて２波を混合させることで、オフセットが不要となる。
この例では、導波管を用いているが、パターンによる回路でも良く、同じ条件で構成されていれば良い。
FIG. 33 shows an example in which electric field vectors are mixed and radiated from an antenna using a circular waveguide.
Modules 1 and 2 are connected to a feed (transmission line) and connected to a mixing section (rectangular waveguide) in which the electric field vector difference is 90 ° in the same phase.
After that, it is connected to the flange conversion unit and converted from a square flange to a circular flange.
After that, it is connected to the feed of the circular waveguide, but is radiated by the conical horn antenna while the electric field vector is maintained.
As described above, the offset is not required by mixing the two waves at the same distance from the antenna without performing the offset in the mixing unit.
In this example, a waveguide is used. However, a circuit using a pattern may be used as long as it is configured under the same conditions.
図３４は、３つのアンテナ１２、２２，７０から対象物までの距離ＤＡ、ＤＢ及びＤＣの関係を示した。これらの距離を微調整可能にすることにより、マルチパスに伴うノイズによる信号の強弱による変化を軽減することが出来る。 Figure 34 is a distance D A from three antennas 12,22,70 to the object, showing the relationship of D B and D C. By making these distances finely adjustable, it is possible to reduce changes due to signal strength due to noise associated with multipath.
〔本発明の変位測定装置〕
本発明の変位測定装置は、
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部を備える変位測定装置であって、
第一電磁波発振部が第一電磁波を照射でき、
第二電磁波発振部が第二電磁波を照射でき、
本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を有する変位測定装置である。
[Displacement measuring apparatus of the present invention]
The displacement measuring apparatus of the present invention is
A displacement measuring device comprising a first electromagnetic wave oscillation unit and a second electromagnetic wave oscillation unit,
The first electromagnetic wave oscillation unit can irradiate the first electromagnetic wave,
The second electromagnetic wave oscillating part can irradiate the second electromagnetic wave,
It is the displacement measuring device which has a component which can measure the displacement of a subject by applying the displacement measuring method of the present invention.
本発明の変位測定装置は、さらに、
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部が、それぞれ、第一電磁波及び第二電磁波を同一の対象物に照射することができ、
第一電磁波の対象物からの反射電磁波である第一反射波と、
第二電磁波の対象物からの反射電磁波である第二反射波との合成波を受信するように構成されることを含む。
The displacement measuring device of the present invention further includes
The first electromagnetic wave oscillating unit and the second electromagnetic wave oscillating unit can irradiate the same object with the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave, respectively.
A first reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from an object of the first electromagnetic wave;
Including a configuration in which a combined wave with a second reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from an object of the second electromagnetic wave is received.
本発明の第１の態様の変位測定装置は、さらに、
散乱電磁波（合成波）の波形を得るように構成される散乱電磁波（合成波）受信部、
第一差分出力波の波形を得る第一乗算部、
第二差分出力波の波形を得る第二乗算部、及び
Δφ（ｔ）に基づき変位Δｄ（ｔ）を算出できる変位測定部を備えることが好ましい。
The displacement measuring apparatus according to the first aspect of the present invention further includes:
A scattered electromagnetic wave (synthetic wave) receiver configured to obtain a waveform of the scattered electromagnetic wave (synthetic wave);
A first multiplier for obtaining a waveform of the first differential output wave;
It is preferable to include a second multiplication unit that obtains a waveform of the second differential output wave, and a displacement measurement unit that can calculate the displacement Δd (t) based on Δφ (t).
本発明の変位測定装置は、第一電磁波の対象物からの反射電磁波である第一反射波と、第二電磁波の対象物からの反射電磁波である第二反射波との合成波を受信するように構成されることを含む。
対象物の変位の測定値を得るために合成波を用いることにより、高い精度の変位の測定が可能となる。
The displacement measuring apparatus of the present invention receives a composite wave of a first reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from an object of the first electromagnetic wave and a second reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from the object of the second electromagnetic wave. To be configured.
By using the synthetic wave to obtain the measured value of the displacement of the object, it is possible to measure the displacement with high accuracy.
本発明の変位測定装置は、
合成波の波形と第一周波数波形とを乗算することにより第一差分出力波形を得るように構成されること、及び／又は、
合成波の波形と第二周波数波形とを乗算することにより第二差分出力波形を得るように構成されることを含む。
The displacement measuring apparatus of the present invention is
Configured to obtain a first differential output waveform by multiplying the waveform of the synthesized wave and the first frequency waveform, and / or
Including a second differential output waveform by multiplying the waveform of the synthesized wave by the second frequency waveform.
本発明の変位測定装置が受信した合成波は、本発明の変位測定装置中の回路で合成波の波形となる。 The synthesized wave received by the displacement measuring device of the present invention becomes a waveform of the synthesized wave in the circuit in the displacement measuring device of the present invention.
本発明の変位測定装置は、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差Δφ（ｔ）に基づいて、対象物の変位Δｄ（ｔ）を、Δｄ（ｔ）の経時的変化も含めて得るように構成されることを含む。 The displacement measuring device of the present invention is based on the difference Δφ (t) of the object based on the difference Δφ (t) between the first differential output waveform and the second differential output waveform at times T = t 0 and t. ) Including the change over time of Δd (t).
本発明の変位測定装置において、本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部とは、例えば、以下の各部をいう。 In the displacement measuring apparatus of the present invention, the component that can measure the displacement of the object by applying the displacement measuring method of the present invention refers to, for example, the following parts.
（１）第一電磁波及び第二電磁波を発振し、対象物に対して照射するように構成される電磁波発振部、
（２）合成波を受信して合成波波形を得るように構成される合成波受信部、
（３）合成波の波形と第一周波数波形とを乗算することにより第一差分出力波形を得るように構成される第一乗算部、
（４）第二乗算部とは、第一乗算部とは異なる場所に位置し、合成波と第二周波数波形とを乗算することにより第二差分出力波形を得るように構成される第二乗算部、
（５）第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差Δφ（ｔ）に基づいて、対象物の変位Δｄ（ｔ）の測定の結果を得るように構成される変位測定部。
(1) An electromagnetic wave oscillation unit configured to oscillate a first electromagnetic wave and a second electromagnetic wave and irradiate the object.
(2) a synthesized wave receiving unit configured to receive a synthesized wave and obtain a synthesized wave waveform;
(3) a first multiplier configured to obtain a first differential output waveform by multiplying the waveform of the synthesized wave and the first frequency waveform;
(4) The second multiplication unit is located at a different location from the first multiplication unit, and is configured to obtain a second differential output waveform by multiplying the synthesized wave and the second frequency waveform. Part,
(5) A displacement measuring unit configured to obtain a measurement result of the displacement Δd (t) of the object based on the phase difference difference Δφ (t) between the first difference output waveform and the second difference output waveform. .
本発明の変位測定装置が、
少なくとも１つ（好ましくは少なくとも２つ）の電磁波発振部と、
少なくとも１つ（好ましくは少なくとも２つ）の合成波受信部と、
第一乗算部と、第二乗算部と、変位測定部とを含むことにより、
Δφ（ｔ）及びΔｄ（ｔ）の測定を非接触かつ高い精度で確実に行うことができる。
The displacement measuring device of the present invention is
At least one (preferably at least two) electromagnetic wave oscillator,
At least one (preferably at least two) synthesized wave receiver;
By including a first multiplication unit, a second multiplication unit, and a displacement measurement unit,
Measurement of Δφ (t) and Δd (t) can be reliably performed in a non-contact and high accuracy.
本発明の変位測定装置は、
第一乗算部へ入力する合成波の波形が第二反射波に対応する波形を含み、
第二乗算部へ入力する合成波の波形が第一反射波に対応する波形を含むように、
電磁波発振部による第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲を設定することが好ましい。
The displacement measuring apparatus of the present invention is
The waveform of the composite wave input to the first multiplication unit includes a waveform corresponding to the second reflected wave,
The waveform of the composite wave input to the second multiplication unit includes a waveform corresponding to the first reflected wave,
It is preferable to set the range of irradiation of the object of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave by the electromagnetic wave oscillating unit.
第一乗算部及び第二乗算部への入力波形が所定の波形を含むことにより、所定の位相差の乗算を確実に行い、対象物の変位の測定の結果を高い精度で得ることができる。 When the input waveform to the first multiplier and the second multiplier includes a predetermined waveform, the predetermined phase difference can be reliably multiplied, and the measurement result of the displacement of the object can be obtained with high accuracy.
本発明の変位測定装置は、例えば、
第一アンテナが第一電磁波発振部及び合成波受信部の両方の機能を有し、
第二アンテナが第二電磁波発振部及び合成波受信部の両方の機能を有することで、
電磁波の発振と受信とを１つの部分で行うことができるので、脈波測定装置のコストを低減することができる。
The displacement measuring device of the present invention is, for example,
The first antenna has the functions of both the first electromagnetic wave oscillating unit and the combined wave receiving unit,
The second antenna has the functions of both the second electromagnetic wave oscillating unit and the combined wave receiving unit,
Since the oscillation and reception of electromagnetic waves can be performed in one part, the cost of the pulse wave measuring device can be reduced.
本発明の変位測定装置は、第一アンテナ及び第二アンテナの位置関係を所定の位置関係に設定することにより、対象物の変位の測定値を得るために必要な波形を第一乗算部及び第二乗算部に確実に入力することができる。 The displacement measuring apparatus of the present invention sets the positional relationship between the first antenna and the second antenna to a predetermined positional relationship, thereby obtaining a waveform necessary for obtaining a measured value of the displacement of the object by the first multiplier and the second antenna. Input to the double multiplier can be ensured.
本発明の変位測定装置に使用できるアンテナとしては、
角錐ホーンアンテナ、円錐ホーンアンテナ、誘電体ロッドアンテナ、パッチアンテナ及びこれらに近い絶対利得を有するアンテナ並びに
これらのアンテナをアレー化し高利得化したものから適宜選択して使用することができる。
また、漏れ波アンテナ及びスロットアンテナのような低利得のアンテナをアレー化し、高利得化したものを使用することもできる。
第一アンテナと第二アンテナとは必ずしも同種類のアンテナである必要はない。
しかしながら、電磁波の照射範囲の半値角の範囲に重なりがあるように照射の範囲を設定することを容易にするために、第一アンテナと第二アンテナとは同種類のアンテナであることが好ましく、同種類かつ同形状のアンテナであることがさらに好ましい。
As an antenna that can be used in the displacement measuring apparatus of the present invention,
A pyramidal horn antenna, a conical horn antenna, a dielectric rod antenna, a patch antenna, an antenna having an absolute gain close to these, and an antenna obtained by arraying and increasing the gain can be appropriately selected and used.
Moreover, it is also possible to use a high gain antenna which is an array of low gain antennas such as a leaky wave antenna and a slot antenna.
The first antenna and the second antenna are not necessarily the same type of antenna.
However, in order to facilitate the setting of the irradiation range so that there is an overlap in the range of the half-value angle of the electromagnetic wave irradiation range, the first antenna and the second antenna are preferably the same type of antenna, More preferably, the antennas are of the same type and shape.
また、本発明の変位測定装置は、第一電磁波及び第二電磁波が、電磁波発振部で直接発振させるか、発振した電磁波の高調波によって得るか、又は逓倍によって得ることが好ましい。 In the displacement measuring apparatus of the present invention, it is preferable that the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are directly oscillated by the electromagnetic wave oscillating unit, obtained by harmonics of the oscillated electromagnetic wave, or obtained by multiplication.
「直接発振」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数をそのまま用いることをいう。
「電磁波の高調波」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数の波形に対して整数倍にあたる周波数の波形のことをいう。
「逓倍」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数の波形を基にして、その整数倍の周波数を発生させることをいう。
“Direct oscillation” means that the fundamental frequency oscillated by the electromagnetic wave oscillation unit is used as it is.
“Harmonic wave” refers to a waveform having a frequency that is an integral multiple of the waveform of the fundamental frequency oscillated by the electromagnetic wave oscillator.
“Multiplication” refers to generating an integer multiple of a frequency based on the waveform of the fundamental frequency oscillated by the electromagnetic wave oscillation unit.
第一電磁波及び第二電磁波は、必ずしも同じ発振方法によって得る必要はない。
例えば、第一電磁波を電磁波発振部で直接発振させ、第二電磁波を発振した電磁波の高調波によって得るというように、それぞれ異なる発振方法を用いることもできる。
また、発振は、可変周波数発振器及び連続波発振器等の発振器を用いることによって行うことができる。
具体的には、発振器としては、例えば、誘電体共振発振器や、パターンによるＬＣ共振発振器、集中定数によるＬＣ共振発振器などを用いることができる。
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are not necessarily obtained by the same oscillation method.
For example, different oscillation methods can be used such that the first electromagnetic wave is directly oscillated by the electromagnetic wave oscillating unit and the second electromagnetic wave is obtained by harmonics of the oscillated electromagnetic wave.
Oscillation can be performed by using an oscillator such as a variable frequency oscillator or a continuous wave oscillator.
Specifically, for example, a dielectric resonant oscillator, an LC resonant oscillator with a pattern, an LC resonant oscillator with a lumped constant, or the like can be used as the oscillator.
また、本発明の変位測定装置は、合成波の波形が、所定距離離した位置に配置された２つのミキサである第一乗算部及び第二乗算部に入力され、位相差が、２つのミキサの出力波形の位相差であることが好ましい。 In the displacement measuring apparatus of the present invention, the waveform of the synthesized wave is input to the first multiplier and the second multiplier, which are two mixers arranged at a predetermined distance, and the phase difference between the two mixers The phase difference of the output waveform is preferably.
第一乗算部及び第二乗算部として、ミキサを用いることにより、簡便に、合成波と、第一周波数波形又は第二周波数波形とを乗算することができ、第一差分出力波形又は第二差分出力波形を得ることができる。
また、第一差分出力波形及び第二差分出力波形が、２つのミキサ（第一乗算部及び第二乗算部）の出力波形であるので、２つのミキサの出力波形の位相差に基づいて、対象物の変位の測定の結果を得ることができる。
By using a mixer as the first multiplication unit and the second multiplication unit, the synthesized wave can be easily multiplied by the first frequency waveform or the second frequency waveform, and the first difference output waveform or the second difference can be obtained. An output waveform can be obtained.
Further, since the first differential output waveform and the second differential output waveform are the output waveforms of the two mixers (the first multiplier and the second multiplier), the target is determined based on the phase difference between the output waveforms of the two mixers. The measurement result of the displacement of the object can be obtained.
ミキサとしては、非線形ミキサを用いることができる。
また、電磁波発振部の電力を用いて非線形ミキサを駆動する装置とすることができる。
よって、第一乗算部及び第二乗算部の出力には、副次的なスペクトラムが出るのでフィルタ、例えばハイパスフィルター、ローパスフィルター及びバンドパスフィルター等を適宜組み合わせることにより所望の周波数成分（例えばｆ１−ｆ２）を選択する周波数選択部を備えることが好ましい。
第一乗算部及び第二乗算部は、例えば、ショットキーダイオードを用いて第一周波数波形又は第二周波数波形を注入してそれにより駆動させることにより、第一周波数波形又は第二周波数波形と入力された合成波とを乗算させることができる。
A non-linear mixer can be used as the mixer.
Moreover, it can be set as the apparatus which drives a nonlinear mixer using the electric power of an electromagnetic wave oscillation part.
Therefore, since a secondary spectrum appears at the outputs of the first multiplier and the second multiplier, a desired frequency component (for example, f 1) can be obtained by appropriately combining filters such as a high-pass filter, a low-pass filter, and a band-pass filter. preferably comprises a frequency selector for selecting -f 2).
The first multiplication unit and the second multiplication unit, for example, input the first frequency waveform or the second frequency waveform by injecting and driving the first frequency waveform or the second frequency waveform using a Schottky diode. The synthesized wave thus generated can be multiplied.
本発明の変位測定装置は、本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができるので、μｍオーダーの対象物の微小な変位を測定するのに好適であり、後述するように、対象物が生体の部位である場合、その部位の体動に基づくその部位の変位を測定するのにより好適である。 Since the displacement measuring apparatus of the present invention can measure the displacement of the object by applying the displacement measuring method of the present invention, it is suitable for measuring a minute displacement of the object of μm order, which will be described later. Thus, when the object is a part of a living body, it is more preferable to measure the displacement of the part based on the body movement of the part.
従って、本発明の変位測定装置は、対象物が生体の部位である場合、その部位の体動に基づくその部位の変位を測定するのに好ましい。 Therefore, when the object is a living body part, the displacement measuring apparatus of the present invention is preferable for measuring the displacement of the part based on the body movement of the part.
本発明の変位測定装置において測定されるΔｄ（ｔ）は、複数の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎ（ｎは１以上の自然数）のそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合であってよい。
例えば、生体の心臓近傍に第一電磁波及び第二電磁波を照射した場合、大動脈、動脈及び静脈等の血管の脈動、呼吸、心拍並びにその他の体動に由来する変位が重ね合わされた変位の時間変化を追跡できる。
[Delta] d (t) measured in the displacement measuring apparatus of the present invention, a plurality of objects O 1, O 2, ···, O n (n is a natural number of 1 or more) displacement [Delta] d 1 (t derived from each ), Δd 2 (t),..., Δd n (t).
For example, when the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are irradiated in the vicinity of the heart of a living body, the time change of the displacement in which the displacements derived from the pulsations of the blood vessels such as the aorta, arteries and veins, respiration, heartbeat and other body movements are superimposed Can be tracked.
これらの複数の対象物由来の変位は、それぞれの時間変化の周期及び／又は波形の相違を考慮して、分離して解析できる場合がある。
このような解析を容易になす観点から、本発明の変位測定装置は、
前記変位Δｄ（ｔ）が、ｎ個（ｎは１以上の自然数）の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合、少なくとも１つの対象物Ｏｉ（ｉは１〜ｎから選ばれる自然数）に由来する変位Δｄｉを除去する変位除去部を備えることが好ましい。
In some cases, the displacements derived from the plurality of objects can be separately analyzed in consideration of the difference in the respective time change periods and / or waveforms.
From the viewpoint of facilitating such analysis, the displacement measuring device of the present invention is
Displacement Δd 1 (t), Δd 2 (t) where the displacement Δd (t) is derived from each of n (n is a natural number of 1 or more) objects O 1 , O 2 ,. ,..., Δd n (t), a displacement removing unit that removes a displacement Δd i derived from at least one object O i (i is a natural number selected from 1 to n). It is preferable to provide.
本発明の第１及び第２の態様の変位測定装置は測定される変位の分解能の高さから、大動脈、動脈及び静脈等の血管の脈動に由来する変位（以下、脈波ともいう）の時間変化を追跡するのに好適である。 The displacement measuring apparatus according to the first and second aspects of the present invention is the time of displacement (hereinafter also referred to as pulse wave) derived from the pulsation of blood vessels such as the aorta, arteries and veins from the high resolution of the measured displacement. Suitable for tracking changes.
〔本発明の生体変位測定装置〕 [Biological displacement measuring apparatus of the present invention]
本発明の変位測定装置が、対象物が生体である場合、本発明の生体変位測定装置ともいう。 When the object is a living body, the displacement measuring device of the present invention is also referred to as a biological displacement measuring device of the present invention.
本発明の生体変位測定装置は、生体の部位を測定の対象物とすることにより、血管の脈動、呼吸、心拍等の体動体動に由来する生体の変位を、対象物の変位として非観血的かつ非接触的に測定することができ、対象物の変位の測定値の時間変化から、生体の部位の振動波形（生体の部位の振動の時間変化）を得ることができる。 The living body displacement measuring apparatus of the present invention uses a living body part as an object to be measured, so that the displacement of the living body derived from body movements such as blood vessel pulsation, breathing, and heartbeat is non-observed as the object displacement. It is possible to measure in a non-contact and non-contact manner, and it is possible to obtain a vibration waveform of a living body part (time change of vibration of a living body part) from a time change of a measured value of displacement of an object.
本発明の生体変位測定装置によれば、高い精度で微小な生体振動波形を得ることができるので、特に、血管の脈動に由来する脈波の測定を行うことができる本発明の脈波測定装置を得ることができる。 According to the living body displacement measuring apparatus of the present invention, a minute living body vibration waveform can be obtained with high accuracy, and in particular, the pulse wave measuring apparatus of the present invention capable of measuring a pulse wave derived from the pulsation of a blood vessel. Can be obtained.
生体、例えば、血管に対する第一電磁波及び第二電磁波の照射は、図３に示すように、
第一電磁波及び第二電磁波が重なり合う部分の半径をｒＡとすると、
半径ｒＡは、θが半値角となるような半径ｒＡとすることが好ましい。
第一電磁波及び第二電磁波が重なり合う部分が被測定部となる。
The irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave on a living body, for example, a blood vessel, as shown in FIG.
If the radius of the portion where the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave overlap is r A ,
Radius r A is, theta it is preferable that the radius r A such that the half-value angle.
The portion where the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave overlap is the part to be measured.
高精度の測定を確実に行うことができるため、生体振動の測定を確実に行うための半径ｒＡは、次に示すように、血管の直径φｔの３倍以下とすることが好ましい。 Since high-accuracy measurement can be reliably performed, the radius r A for reliably performing measurement of biological vibration is preferably 3 times or less of the diameter φ t of the blood vessel as shown below.
血管の直径φｔは、
大動脈起始部ではφｔ＝２０〜３０ｍｍ、腹大動脈ではφｔ＝１２〜２０ｍｍ、
腸骨動脈ではφｔ＝６〜１０ｍｍ、上腕の動脈ではφｔ＝５〜８ｍｍ、
下腕又は足首の動脈ではφｔ＝２〜４ｍｍ（具体的には３ｍｍ）、
細動脈ではφｔ＝０.２〜０．５ｍｍである。
The diameter φ t of the blood vessel is
In the aortic root φ t = 20~30mm, in the abdominal aorta φ t = 12~20mm,
In the iliac artery φ t = 6~10mm, in the upper arm of the artery φ t = 5~8mm,
For arteries of the lower arm or ankle, φ t = 2 to 4 mm (specifically 3 mm),
In arterioles, φ t = 0.2 to 0.5 mm.
本発明の変位測定装置は、信号の混信を軽減すること、特に、
電磁波発振部から対象物までの距離が２０ｍ以下の近距離での、例えば、脈波速度の検出において、混信を極力低減することが好ましいという観点から、照射時における第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが、
好ましくは４５°〜１３５°、より好ましくは８０°〜１１０°、更に好ましくは８５°〜９５°、更に好ましくは８８°〜９２°、更に好ましくは略９０°、更に好ましくは９０°であるように、前記第一電磁波発振部（例えば、第一アンテナ）及び前記第二電磁波発振部（例えば、第二アンテナ）を調整できることが好ましい。
The displacement measuring device of the present invention reduces signal interference, in particular,
From the viewpoint that it is preferable to reduce interference as much as possible, for example, in detecting the pulse wave velocity at a short distance of 20 m or less from the electromagnetic wave oscillating unit to the object, the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave at the time of irradiation The angle θ E formed by the electric field plane polarization is
Preferably it is 45 ° to 135 °, more preferably 80 ° to 110 °, still more preferably 85 ° to 95 °, still more preferably 88 ° to 92 °, still more preferably about 90 °, still more preferably 90 °. In addition, it is preferable that the first electromagnetic wave oscillation unit (for example, the first antenna) and the second electromagnetic wave oscillation unit (for example, the second antenna) can be adjusted.
本発明の生体変位測定装置においては、例えば、血管の収縮・拡張時の変動量が１００μｍ程度であるため、その１／３の３３μｍ程度のΔφに対する変位精度Δλ（μｍ／degree）が好ましいと思われる。
Δλと周波数［ＧＨｚ］とは、図２２に示すように、
Δλ＝２０７．７５／（周波数［ＧＨｚ］）
で近似的に表される。
In the biological displacement measuring apparatus of the present invention, for example, since the fluctuation amount at the time of blood vessel contraction / expansion is about 100 μm, the displacement accuracy Δλ (μm / degree) for Δφ of about 1/3 of 33 μm is considered preferable It is.
Δλ and frequency [GHz] are as shown in FIG.
Δλ = 207.75 / (frequency [GHz])
Is approximately represented by
本発明の生体変位測定装置においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上という観点から、好ましくは７ＧＨｚ以上、より好ましくは１０ＧＨｚ以上、更に好ましくは１５ＧＨｚ以上、更に好ましくは２０ＧＨｚ以上、更に好ましくは２４ＧＨｚ以上であり、
血管等の対象物は皮膚で被覆されているため、皮膚表面での反射を抑制する観点から、好ましくは１００ＧＨｚ以下、より好ましくは８０ＧＨｚ以下、更に好ましくは６０ＧＨｚ以下、更に好ましくは４０ＧＨｚ以下、更に好ましくは３０ＧＨｚ以下であり、
上記２つの観点から、好ましくは７〜１００ＧＨｚ、より好ましくは１０〜８０ＧＨｚ、更に好ましくは１５〜６０ＧＨｚ、更に好ましくは２０〜４０ＧＨｚ、更に好ましくは２０〜６０ＧＨｚである。
In the living body displacement measuring apparatus of the present invention, the first frequency f 1 and the second frequency f 2 are:
From the viewpoint of improving the resolution of measurement, it is preferably 7 GHz or more, more preferably 10 GHz or more, further preferably 15 GHz or more, more preferably 20 GHz or more, and further preferably 24 GHz or more,
Since an object such as a blood vessel is covered with skin, it is preferably 100 GHz or less, more preferably 80 GHz or less, still more preferably 60 GHz or less, and even more preferably 40 GHz or less, more preferably, from the viewpoint of suppressing reflection on the skin surface. Is below 30 GHz,
From the above two viewpoints, it is preferably 7 to 100 GHz, more preferably 10 to 80 GHz, further preferably 15 to 60 GHz, still more preferably 20 to 40 GHz, and still more preferably 20 to 60 GHz.
本発明の生体変位測定装置においては、
測定の分解能の向上の観点から、｜ｆ１−ｆ２｜が、
好ましくは１０ｋＨｚ〜５０ＧＨｚ、
より好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＧＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＧＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚである。
In the biological displacement measuring apparatus of the present invention,
From the viewpoint of improving measurement resolution, | f 1 −f 2 |
Preferably 10 kHz to 50 GHz,
More preferably, 10 kHz to 10 GHz,
More preferably, 10 kHz to 1 GHz.
More preferably, 10 kHz to 100 MHz,
More preferably, 10 kHz to 10 MHz.
More preferably, 10 kHz to 1 MHz,
More preferably, it is 10 kHz to 100 kHz.
本発明の生体変位測定装置は、
第一乗算部及び第一乗算部での所定の波形の乗算を、精度よく確実に行うことができるという観点から、
第一電磁波と第二電磁波のそれぞれを、２つのアンテナのそれぞれから対象物に照射し、
２つのアンテナが合成波受信部でもあり、さらに、第一乗算部及び第一乗算部にそれぞれ接続されていることが好ましい。
The living body displacement measuring apparatus of the present invention is
From the viewpoint that the multiplication of the predetermined waveform in the first multiplier and the first multiplier can be performed accurately and reliably,
Irradiate the object with each of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave from each of the two antennas,
It is preferable that the two antennas are also the combined wave receiving unit and are connected to the first multiplication unit and the first multiplication unit, respectively.
本発明の生体変位測定装置は、
変位Δｄ（ｔ）が、血管の脈動に由来する脈波と、呼吸、心拍、その他の体動及び本発明の変位測定装置自体からなる群から選ばれる少なくとも１つに由来する変位とを含む場合、呼吸、心拍、その他の体動及び本発明の変位測定装置自体からなる群から選ばれる少なくとも１つに由来する変位を除去する脈波外変位除去部を備えることが好ましい。
The living body displacement measuring apparatus of the present invention is
The displacement Δd (t) includes a pulse wave derived from the pulsation of the blood vessel and a displacement derived from at least one selected from the group consisting of respiration, heartbeat, other body movements, and the displacement measuring device of the present invention itself. It is preferable to include an extra-pulse wave displacement removing unit that removes a displacement derived from at least one selected from the group consisting of breathing, heartbeat, other body movements, and the displacement measuring device of the present invention.
本発明の生体変位測定装置では、変位測定部で測定された波形に、脈波以外に呼吸、心拍及びその他の体動に由来する変位、さらには、本発明の変位測定装置自体の振動等に由来する変位が重畳した波形を示す場合がある。
脈波測定を正確に行うことができる観点から、脈波測定がこれらの脈波外変位の影響を受けないように、これらの変位を除去して、脈波測定の精度を向上することができる。
In the biological displacement measuring device of the present invention, the waveform measured by the displacement measuring unit includes not only the pulse wave but also displacement derived from breathing, heartbeat and other body movements, and further vibration of the displacement measuring device itself of the present invention. There is a case where a waveform in which the derived displacement is superimposed is shown.
From the viewpoint of accurately performing pulse wave measurement, it is possible to improve the accuracy of pulse wave measurement by removing these displacements so that the pulse wave measurement is not affected by these extra-pulse wave displacements. .
脈波外変位除去部における所定の変位の除去は、脈波外変位を別途測定し、その測定結果と脈波測定結果とを比較することにより行うことができる。一般に、
呼吸は３秒から４秒の周期の振幅が大きい波形を示し、
脈波は約１秒周期の小さな波形を示すので、
変位測定部で測定された波形を解析することにより、脈波外変位除去部における所定の変位の除去を行うことができる。
The removal of the predetermined displacement in the extra-pulse wave displacement removing unit can be performed by separately measuring the extra-pulse wave displacement and comparing the measurement result with the pulse wave measurement result. In general,
Respiration shows a waveform with a large amplitude with a period of 3 to 4 seconds,
Since the pulse wave shows a small waveform with a period of about 1 second,
By analyzing the waveform measured by the displacement measuring unit, it is possible to remove a predetermined displacement in the extra-pulse wave displacement removing unit.
脈波測定のためには、脈波の時間変化を測定することが好ましいという観点から、
脈波の測定の結果を連続的に得ることが好ましい。
In order to measure the pulse wave, it is preferable to measure the time change of the pulse wave,
It is preferable to obtain the result of pulse wave measurement continuously.
年齢とともに進行する動脈硬化（arteriosclerosis）による動脈の硬さ（stiffness）を評価する方法として、脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）などがある。
脈波速度は部分的な動脈の硬さ、増幅指数（ＡＩ）は全身の動脈の硬さの評価に用いられている。
従来から、高脂血等によって引き起こされる動脈硬化の度合いを判定するために、血管の硬さに相当する血管の力学的データを計測することが行われている(例えば、非特許文献１〜３)。
特に、血管の硬さを非侵襲的に計測する方法として脈波速度測定法が使用されている。
この脈波速度は、２点間（例えば、頸動脈と大腿動脈との間、又は上腕動脈と足首動脈との間など）の脈波伝播時間の測定及び２点間の距離から求めることができ、動脈硬化の評価指標となっている。
As a method for evaluating the stiffness of an artery caused by arteriosclerosis that progresses with age, there are a pulse wave velocity (PWV) and an amplification index (AI).
The pulse wave velocity is used to evaluate partial arterial stiffness, and the amplification index (AI) is used to evaluate systemic arterial stiffness.
Conventionally, in order to determine the degree of arteriosclerosis caused by hyperlipidemia or the like, mechanical data of blood vessels corresponding to the hardness of blood vessels has been measured (for example, Non-Patent Documents 1 to 3). ).
In particular, a pulse velocity measurement method is used as a method for noninvasively measuring the hardness of a blood vessel.
This pulse wave velocity can be obtained from the measurement of the pulse wave propagation time between two points (for example, between the carotid artery and the femoral artery, or between the brachial artery and the ankle artery) and the distance between the two points. It has become an evaluation index for arteriosclerosis.
しかしながら、増幅指数（ＡＩ）を左心室収縮に対する後負荷の指標として評価する場合、本来、上行大動脈圧波形での評価が必要であり、そのためにはカテーテル先端型圧力センサーによる観血的測定が必要なため、従来の装置では臨床応用が困難である。 However, when the amplification index (AI) is evaluated as an index of afterload for left ventricular contraction, evaluation with an ascending aortic pressure waveform is essential, and for that purpose, open-ended measurement with a catheter tip-type pressure sensor is required. Therefore, clinical application is difficult with the conventional apparatus.
この問題に対処するため脈圧波の平均的伝達特性（ＧＴＦ（Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ））（特許文献３参照）により、末梢動脈の脈波波形から大動脈圧波形を推定するシステムが開発された。
しかしながら、この平均的伝達特性（ＧＴＦ）による大動脈圧波形の推定では個別化が困難で正確な脈圧波形の検出には限界がある。
In order to cope with this problem, a system for estimating an aortic pressure waveform from a pulse waveform of a peripheral artery has been developed based on an average transmission characteristic (GTF (Generalized Transfer Function)) of a pulse pressure wave (see Patent Document 3).
However, the estimation of the aortic pressure waveform by this average transfer characteristic (GTF) is difficult to individualize and there is a limit to the accurate detection of the pulse pressure waveform.
さらに、大動脈由来の脈波速度の測定では、頸動脈や大腿動脈、橈骨動脈及び上腕、足首の脈圧波形を検出及び解析することにより、現状では、被検者の大動脈の脈波速度を推定しており、観血的測定以外には大動脈の脈波速度を直接検出することは困難である。 Furthermore, in the measurement of the pulse wave velocity derived from the aorta, the pulse wave velocity of the subject's aorta is currently estimated by detecting and analyzing the pulse pressure waveform of the carotid artery, femoral artery, radial artery, upper arm, and ankle. Therefore, it is difficult to directly detect the pulse wave velocity of the aorta except for open measurement.
本発明の生体変位測定装置によれば、非観血的かつ非接触に、大動脈、動脈及び静脈等の血管、特に大動脈血管の脈動に由来する脈波の波形を検出できる。 According to the living body displacement measuring apparatus of the present invention, it is possible to detect a waveform of a pulse wave derived from pulsation of blood vessels such as aorta, arteries and veins, particularly aortic blood vessels, in a non-invasive and non-contact manner.
以上のように、本発明の生体変位測定装置によれば、
極近傍の２点の脈波を検出可能で、得られた脈波波形と２点間の微小な時間差により、微小区間のＰＷＶが正確に測定可能となり、
出荷前若しくは、設置現場にて調整可能となり、
従来のように大まかな病状箇所を特定するのではなく、ピンポイントで病状箇所を特定できるようになり、従来では出来なかった診療が可能となろう。
As described above, according to the living body displacement measuring apparatus of the present invention,
It is possible to detect pulse waves at two points in the vicinity of the pole, and the PWV in a minute section can be accurately measured by the obtained pulse waveform and the minute time difference between the two points.
It can be adjusted before shipping or at the installation site.
Instead of specifying a rough pathological condition as in the past, it becomes possible to pinpoint the pathological condition, thereby enabling medical treatment that could not be performed in the past.
例えば、遠距離（１０ｃｍ以上）の２点間のＰＷＶを測定する際には、変位計測器が２台必要になる。
これを改善するため、マイクロ波センサーを４つ使用し、図３４のように、マイクロ波センサーを２つの変位測定装置に分離することができる構造にし、データおよび電源供給をブロック間通信ケーブルにより行うことにより、遠距離のＰＷＶを測定可能にすることができる。
そのため、例えば、分岐部と足首の２箇所を測定した場合、右足と左足でＰＷＶが異なる場合、２点間中に病気の原因箇所があるといった特定が可能になる。
脈波計測装置を２台必要としないため、部品点数が削減でき、コスト低減することが可能。
また、これは、ドックコネクタを使用し、前述の様な４つでの使用ができるようになっている。そのため、４つのうち３つを使用し、人体までの距離を計測を行うことも可能である。
For example, when measuring PWV between two points at a long distance (10 cm or more), two displacement measuring instruments are required.
In order to improve this, four microwave sensors are used, and the structure is such that the microwave sensor can be separated into two displacement measuring devices as shown in FIG. 34, and data and power supply are performed by communication cables between blocks. Thus, it is possible to measure PWV over a long distance.
Therefore, for example, when measuring two locations of the bifurcation and the ankle, if the PWV is different between the right foot and the left foot, it is possible to specify that there is a disease-causing location between the two points.
Since two pulse wave measuring devices are not required, the number of parts can be reduced and the cost can be reduced.
In addition, this uses a dock connector, and can be used in four as described above. Therefore, it is also possible to measure the distance to the human body using three of the four.
図３５のように、４つの、ホーンアンテナ等のアンテナ、直線偏波を照射するマイクロ波センサーモジュール又はマイクロ波センサー回路（以下、まとめてアンテナ等ともいう）の配置は、対角に位置する電界面偏波角度が並行になるように配置し、かつ９０°ごとに配置する。
こうすることで、隣り合ったアンテナ等は交差偏波となるため、電磁結合が極めて小さくなるため、アンテナリークを除去できる。
As shown in FIG. 35, the arrangement of four antennas such as horn antennas, microwave sensor modules or microwave sensor circuits (hereinafter collectively referred to as antennas) that irradiate linearly polarized waves are diagonally arranged. It arrange | positions so that an interface polarization angle may become parallel, and arrange | positions every 90 degrees.
By doing so, adjacent antennas or the like become cross-polarized waves, and electromagnetic coupling becomes extremely small, so that antenna leakage can be removed.
以上をまとめると、本発明の変位測定装置は、以下の態様を提供できる。
（態様ａ）
隣り合うアンテナの電界面偏波の角度を４５°〜１３５°になるように配置した、３つのアンテナ等を搭載し、アンテナ開口面をシフトさせて配置されている変位測定装置。
In summary, the displacement measuring device of the present invention can provide the following modes.
(Aspect a)
A displacement measuring device in which three antennas and the like are arranged so that the angle of the electric field plane polarization of adjacent antennas is 45 ° to 135 ° and the antenna aperture is shifted.
（態様ｂ）
４つのアンテナ等を、電界面偏波角度が９０°ごとになるように配置されている変位計測装置。
隣り合ったアンテナ等間では全て交差偏波となり、電磁結合、電界結合ともに非常に小さくなり、直接的な電磁結合が回避されるため、アンテナリークを除去できる。
(Aspect b)
A displacement measuring device in which four antennas and the like are arranged so that the electric field plane polarization angle is every 90 °.
Between adjacent antennas and the like, all are cross-polarized waves, both electromagnetic coupling and electric field coupling become very small, and direct electromagnetic coupling is avoided, so that antenna leakage can be eliminated.
（態様ｃ）
４つのアンテナ等を使用した変位計測装置を２つの変位計測装置１及び２に分離することができ、１本もしくは複数のケーブルで接続する分離型変位計測装置。
離れた２箇所間のＰＷＶ測定を可能にする。
例えば、分岐部と足首の２箇所を測定した場合、右足と左足でＰＷＶが異なる場合、２点間中に病気の原因箇所があるといった特定が可能になる。
部品点数が削減できるため、コスト低減することが可能になる。
(Aspect c)
A separation-type displacement measurement device that can separate a displacement measurement device using four antennas or the like into two displacement measurement devices 1 and 2 and is connected by one or a plurality of cables.
Allows PWV measurement between two distant locations.
For example, when two points of the bifurcation and an ankle are measured, if the PWV is different between the right foot and the left foot, it is possible to specify that there is a disease-causing portion between the two points.
Since the number of parts can be reduced, the cost can be reduced.
（態様ｄ）
態様ｃの分離型脈波計測装置を２セット使用し、４肢のＡＩと、４肢間のＰＷＶを同時に計測することが可能である変位計測装置。
離れた４箇所のＡＩと、４箇所間のＰＷＶ測定を可能にする。
センサーカフで行われている従来方法と同じ４肢測定方法を非接触で行うことができるため、同じデータを取得可能であり、置き換えが可能になろう。
(Aspect d)
A displacement measuring device that uses two sets of the separation type pulse wave measuring device of aspect c and can simultaneously measure the AI of the four limbs and the PWV between the four limbs.
Enables four separate AIs and four PWV measurements.
Since the same four-limb measurement method as the conventional method performed in the sensor cuff can be performed in a non-contact manner, the same data can be obtained and replacement will be possible.
〔本発明の変位測定装置による対象物の変位の測定態様例〕
本発明の変位測定装置による対象物の変位の測定態様を、対象物の変位が生体の脈波である場合について、図１を参照して具体的に説明する。
なお、以下では、１つのアンテナ及びそれに付属する回路を「変位検出センサー」という場合がある。
例えば、図１の第一アンテナ１２及びそれに付属する回路（例えば図１の符号Ａ１で表した部分）は、「変位検出センサー」である。
同様に、図１の第二アンテナ２２及びそれに付属する回路（例えば図１の符号Ａ２で表した部分）は、「変位検出センサー」である。
また、図１中、アンテナ１２及び２２並びに点線Ｃの範囲の装置を「マイクロ波微小変位センサー」という場合がある。
[Example of measurement mode of displacement of object by displacement measuring apparatus of the present invention]
The measurement mode of the displacement of the object by the displacement measuring device of the present invention will be specifically described with reference to FIG. 1 in the case where the displacement of the object is a pulse wave of a living body.
Hereinafter, one antenna and a circuit attached thereto may be referred to as a “displacement detection sensor”.
For example, the first antenna 12 in FIG. 1 and a circuit attached to the first antenna 12 (for example, a portion represented by reference numeral A1 in FIG. 1) are “displacement detection sensors”.
Similarly, the second antenna 22 in FIG. 1 and a circuit attached to the second antenna 22 (for example, a portion represented by reference numeral A2 in FIG. 1) are “displacement detection sensors”.
In FIG. 1, the devices in the range of the antennas 12 and 22 and the dotted line C may be referred to as “microwave minute displacement sensor”.
本発明の変位測定装置には、外部の電磁波による誤動作の発生を防止する構成を有することが好ましい。
具体的には、本発明の変位測定装置の図１に示す各構成において、点線で示すＡ１及びＡ２の範囲、Ｂの範囲又はＣの範囲を独立させて、シールド構造の内部に納めるようにすることが好ましい。
シールド構造に所定の範囲を納めることにより、外部の電磁波による誤動作の発生を防止することができる。
なお、上記範囲を独立したシールド構造とする場合、基板上で独立させても良いし、基板から分離させてモジュール化しても良い。
It is preferable that the displacement measuring apparatus of the present invention has a configuration that prevents malfunctions caused by external electromagnetic waves.
Specifically, in each configuration shown in FIG. 1 of the displacement measuring device of the present invention, the ranges of A1 and A2, indicated by dotted lines, the range of B, or the range of C are made independent and placed inside the shield structure. It is preferable.
By keeping a predetermined range in the shield structure, it is possible to prevent the occurrence of malfunction due to external electromagnetic waves.
In addition, when making the said range into the independent shield structure, you may make it independent on a board | substrate, and you may isolate | separate from a board | substrate and modularize.
本発明の変位測定装置は、変位測定部によって測定された対象物の変位に基づいて、脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出の結果を求める指標算出部を備えることが好ましい。 The displacement measuring apparatus of the present invention preferably includes an index calculating unit that obtains a result of calculating a physiological index including a physiological parameter such as a pulse wave velocity based on the displacement of the object measured by the displacement measuring unit. .
指標算出部は、変位測定部により得られた時間に対する対象物の変位値（好ましくは極大値、極小値又は変極点の値、より好ましく極大値又は極小値）の測定の結果を用いて後述するような生理学的指標の算出の結果を求めるように構成される部分である。指標算出部を備えることにより、生理学的指標の算出を確実に行うことができる。 The index calculation unit will be described later using the measurement result of the displacement value (preferably the maximum value, the minimum value, or the inflection point value, more preferably the maximum value or the minimum value) of the object with respect to the time obtained by the displacement measurement unit. It is a part configured to obtain the result of calculation of such a physiological index. By providing the index calculation unit, it is possible to reliably calculate the physiological index.
例えば、動脈の硬化が進むと、血管に弾力性がなくなり脈波速度は速くなる。
従って、脈波速度を含む生理学的指標によって動脈の硬さを推定することができ、動脈硬化の進行に関する情報を得ることができる。
例えば、心臓からの駆出波及び末梢血管からの反射波の脈波の波形の解析を行うことにより、中枢血管の動脈硬化に関する情報を得ることができる。
For example, as arteriosclerosis progresses, the blood vessels lose elasticity and the pulse wave velocity increases.
Therefore, the stiffness of the artery can be estimated by a physiological index including the pulse wave velocity, and information regarding the progress of the arteriosclerosis can be obtained.
For example, by analyzing the waveform of the ejection wave from the heart and the pulse wave of the reflected wave from the peripheral blood vessel, information on arteriosclerosis of the central blood vessel can be obtained.
適切な生理学的指標を用いることにより、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症及び閉塞性動脈硬化症・糖尿病等の少なくともいずれか１つの血管に関係する病状の有無や程度を評価することができる。 By using appropriate physiological indicators, arteriosclerosis, hypertension / hyperlipidemia, obstructive hypertrophic cardiomyopathy, dilated cardiomyopathy, aortic regurgitation, hyperthyroidism and obstructive arteriosclerosis It is possible to evaluate the presence or absence or degree of a medical condition related to at least one blood vessel such as diabetes.
本発明の変位測定装置は、あらかじめ設定したパターンに対応した判定の結果を設定しておき、変位測定部によって測定された対象物の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、その比較結果に基づいて判定の結果を得る判定部を備えることが好ましい。 The displacement measuring device of the present invention sets the determination result corresponding to the preset pattern, compares the displacement pattern of the object measured by the displacement measuring unit with the preset pattern, It is preferable to include a determination unit that obtains a determination result based on the comparison result.
あらかじめ設定したパターンとは、例えば、動脈硬化症等の病状の場合に典型的に表れる、上記測定する対象物の変位（例えば、脈波）の時間変化のパターンであって、あらかじめ測定して決定した所定のパターンのことをいう。
判定部が、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、病状等の有無や程度の判定の結果を得ることにより、短時間で容易に判定の結果を得ることができる。
The preset pattern is a temporal change pattern of the displacement (for example, pulse wave) of the object to be measured, which typically appears in the case of a medical condition such as arteriosclerosis, and is determined by measuring in advance. The predetermined pattern.
The determination unit compares the pattern of the displacement (for example, pulse wave) of the object measured by the displacement measurement unit with a preset pattern, and obtains a determination result of the presence or absence of a disease state or the like, The determination result can be easily obtained in a short time.
例えば、脈波に関する判定の結果は、正常、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症、閉塞性動脈硬化症・糖尿病の少なくともいずれか１つに関する判定の結果であることが好ましい。 For example, the results of the judgment regarding pulse waves are normal, arteriosclerosis, hypertension / hyperlipidemia, obstructive hypertrophic cardiomyopathy, dilated cardiomyopathy, aortic regurgitation, hyperthyroidism, obstructive arteriosclerosis It is preferable that it is the result of the determination regarding at least one of symptom and diabetes.
本発明の変位測定装置により、例えば、脈波に関する情報を測定することにより、正常、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症、閉塞性動脈硬化症・糖尿病の少なくともいずれか１つに関する判定の結果を精度良く容易に得ることができる。 For example, normal, arteriosclerosis, hypertension / hyperlipidemia, obstructive hypertrophic cardiomyopathy, dilated cardiomyopathy, aortic valve insufficiency by measuring information on pulse waves with the displacement measuring device of the present invention In addition, it is possible to easily and accurately obtain the determination result regarding at least one of hyperthyroidism, obstructive arteriosclerosis, and diabetes.
本発明の変位測定装置は、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）を所定のサンプリングレートで所定時間記録した対象物の変位（例えば、脈波）の情報とともに、結果を関連付けて記憶する記憶手段を備えることが好ましい。 The displacement measuring device according to the present invention includes the information on the displacement (for example, pulse wave) of the object, which is recorded for a predetermined time at a predetermined sampling rate. It is preferable to provide storage means for storing the information in association with each other.
記憶手段が、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）を所定のサンプリングレートで所定時間記録した対象物の変位（例えば、脈波）の情報とともに、結果を関連付けて記憶することにより、結果のみならず、対象物の変位（例えば、脈波）の情報である対象物の変位（例えば、脈波）パターン（測定された対象物の変位の時間変化）それ自体を容易に精査することができるので、医師等が、より詳しい病状の解析を容易にかつ正確に行うことができる。 The storage means stores the object displacement (for example, pulse wave) measured by the displacement measuring unit in association with the result of recording the displacement (for example, pulse wave) of the object recorded at a predetermined sampling rate for a predetermined time. By doing this, not only the result but also the object displacement (eg, pulse wave) pattern (the time variation of the measured object displacement), which is information of the object displacement (eg, pulse wave) itself, is easy. Therefore, a doctor or the like can easily and accurately analyze a more detailed medical condition.
所定のサンプリングレートは、１０ｓｐｓ以上であることが好ましく、１０〜４００ｓｐｓであることがより好ましく、１００〜３００ｓｐｓであることがさらに好ましい。 The predetermined sampling rate is preferably 10 sps or more, more preferably 10 to 400 sps, and further preferably 100 to 300 sps.
「記憶手段」としては、公知のハードディスクドライブ、ＣＤドライブ、ＤＶＤドライブ及び各種メモリ等、脈波情報を電子的に保存することができるものであることが、関連付けを容易にできることから好ましい。 The “storage means” is preferably a device that can electronically store pulse wave information, such as a known hard disk drive, CD drive, DVD drive, and various memories, because the association can be facilitated.
本発明の変位測定装置は、結果を報知する報知手段を備え、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを異なる報知態様とすることが好ましい。 The displacement measuring apparatus according to the present invention includes a notifying unit for notifying a result, and a notifying mode for a measurement abnormality in which a result is not obtained and a notifying mode for a measurement result when a result is obtained are different notifying modes. It is preferable.
結果を報知する報知手段は、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様との両方を報知することが好ましい。結果が得られない測定異常の場合に報知するための報知手段を備えることにより、医師等による再測定を確実に行うことができる。また、結果が得られた場合に報知するための報知手段を備えることにより、特に病状が正常でない場合には、医師等がそれを見落とすことなく対処することを確実にできる。 It is preferable that the notifying means for notifying the result notifies both the notification mode in the case of a measurement abnormality in which the result cannot be obtained and the notification mode of the measurement result in the case where the result is obtained. By providing an informing means for informing in the case of a measurement abnormality for which a result cannot be obtained, remeasurement by a doctor or the like can be reliably performed. In addition, by providing a notifying means for notifying when a result is obtained, it is possible to ensure that a doctor or the like copes without overlooking particularly when the medical condition is not normal.
報知手段としては、具体的には、脈波測定装置の操作ディスプレー上のアラーム、別途配置された警告灯及びブザー等の音響警告装置等、公知のものを用いることができる。 Specifically, known means such as an alarm on the operation display of the pulse wave measuring device, an acoustic warning device such as a warning light and a buzzer arranged separately can be used as the notification means.
本発明の生理学的指標を算出においては、本発明の変位測定装置を複数備え、例えば、各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果のずれに基づいて生理学的指標を算出する、変位測定装置のキットを使用することが好ましい。 In calculating the physiological index of the present invention, a plurality of the displacement measuring devices of the present invention are provided, for example, the object of each displacement measuring device is set at a position corresponding to a blood vessel of a different part of the same person, and each displacement measuring device It is preferable to use a kit for a displacement measuring device that calculates a physiological index based on a difference in measurement results of displacement (for example, pulse wave) of an object output from the displacement measuring unit.
上述のように、例えば、脈波速度を測定する場合には、大動脈起始部及び下行大動脈測定部位の２箇所の測定部位での測定から求める方法の以外にも、増幅指数（ＡＩ）の測定で説明した下行大動脈分岐部等からの脈波の反射波を用いることにより、一箇所の脈波速度の測定によって脈波速度を測定することが可能である。
しかしながら、脈波の反射が必ずしも予期した場所で生じるとは限らないことから、本発明の変位測定装置のキットを使用して、各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果のずれに基づいて生理学的指標を算出することが好ましい。
As described above, for example, when measuring the pulse wave velocity, in addition to the method of obtaining from the measurement at the two measurement sites of the aortic origin and the descending aorta measurement site, the amplification index (AI) is measured. By using the reflected wave of the pulse wave from the descending aortic bifurcation described in the above, it is possible to measure the pulse wave velocity by measuring the pulse wave velocity at one location.
However, since the reflection of the pulse wave does not always occur at the expected location, the displacement measuring device kit of the present invention can be used to correspond to the blood vessels of different parts of the same person using the displacement measuring device kit of the present invention. It is preferable to calculate the physiological index based on the deviation of the measurement result of the displacement (for example, pulse wave) of the object output from the displacement measuring unit of each displacement measuring device.
生理学的指標としては、例えば、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果の特徴点間の時間差と、前記同一人の異なる部位間の距離とに基づいて得られる生理学的指標にするとよい。特徴点としては、例えば、脈波の場合、測定結果の脈波の波形の立ち上がりの点、ピーク（極大値又は極小値）の点とするとよく、比較する脈波の波形は時間的に直近の２つの類似のパターンの脈波の波形とするとよい。 As a physiological index, for example, a time difference between characteristic points as a result of measurement of a displacement (for example, a pulse wave) of an object output from a displacement measuring unit of each displacement measuring device, and between different parts of the same person It may be a physiological index obtained based on the distance. As a characteristic point, for example, in the case of a pulse wave, it may be a point of rising of a pulse wave waveform of a measurement result, a point of a peak (maximum value or minimum value), and the waveform of a pulse wave to be compared is closest in time. Two similar patterns of pulse waveforms may be used.
本発明の変位測定装置は、対象物を固定する（例えば、公知の）対象物固定手段をさらに備え、対象物が生体の場合、対象物固定手段はベッド又は椅子であることが好ましい。 The displacement measuring apparatus of the present invention further includes (for example, known) object fixing means for fixing an object. When the object is a living body, the object fixing means is preferably a bed or a chair.
対象物が生体である場合、対象物自体が動く場合がある。
例えば、正確な脈波測定のためには、脈波以外の余分な動きをできるだけ防止することが好ましい。
本発明の変位測定装置は、対象物を固定する対象物固定手段をさらに備えることにより、例えば、脈波以外の余分な動きをできるだけ防止し、測定の精度を向上することができる。
When the target is a living body, the target itself may move.
For example, for accurate pulse wave measurement, it is preferable to prevent extra movement other than the pulse wave as much as possible.
The displacement measuring apparatus according to the present invention further includes object fixing means for fixing the object, thereby preventing, for example, extra movement other than the pulse wave as much as possible and improving the measurement accuracy.
本発明の変位測定装置を、例えば病院等の建物の中に配置する場合には、ベッド又は椅子を対象物固定手段とすることができる。ベッド又は椅子は、さらに対象物固定用のバンド等を備えることができる。 When the displacement measuring device of the present invention is placed in a building such as a hospital, for example, a bed or a chair can be used as the object fixing means. The bed or chair can further include a band for fixing the object.
測定装置と被験者との接触が必要な従来の非観血的方式の測定装置（以下、従来装置ともいう）は、
（１）計測装置が複雑で大掛かりである、
（２）上腕と足首にカフを装着しなければならず被険者の負担が大きい、
（３）弾性動脈である大動脈の動脈硬化指標の測定が困難であり、その代替手段として、
筋性動脈である末梢動脈でのＰＷＶを測定していることから、
測定時に、被険者にストレスをかけないために、被険者をベッドに安静にして測定する必要がある。
（４）被険者の緊張や温湿度変化による筋性動脈の収縮・膨張変化を最小を抑制するため、恒温恒湿環境を必要とする、
等の制約があった。
A conventional non-invasive measurement device that requires contact between the measurement device and the subject (hereinafter also referred to as a conventional device)
(1) The measuring device is complicated and large-scale,
(2) A cuff must be worn on the upper arm and ankle, which places a heavy burden on the insured.
(3) It is difficult to measure the arteriosclerosis index of the aorta, which is an elastic artery,
Since PWV is measured in the peripheral artery, which is a muscular artery,
In order to avoid stressing the injured person at the time of measurement, it is necessary to make the inquiring person rest on the bed for measurement.
(4) In order to minimize the contraction / expansion change of the muscular artery due to the tension of the injured person and the temperature / humidity change, a constant temperature / humidity environment is required.
There were restrictions such as.
一方、本発明の変位測定装置は、
被験者と非接触のまま対象物の変位（例えば、脈波）を測定することができ、
対象物に電磁波を照射した際に、シート状物品が対象物との間に存在しても、シート状物品が電磁波の透過することを阻害しなければ、電磁波は対象物に照射されるので、
（１）被験者との接触手段が不要で、計測装置をシンプルに構成でき、
（２）被験者が、布団を掛けた状態、着衣のままの状態でも測定でき、また、被験者が立っていても（立位でも）、椅子に座っていても（座位でも）、ベッドに寝ていても（寝位でも）測定できるため、被険者の負担が小さく、
（３）従って、被験者がリラックスした状態で測定でき、
（４）弾性動脈である大動脈を対象物とする場合、温度や血管直径は寒暖の差等により変化しない、
等、従来装置に比べて、被験者の負荷が小さく、特に大動脈を対象物として含む場合に、測定環境によらない安定した脈波を得ることができる。
On the other hand, the displacement measuring device of the present invention is
The displacement of the object (eg, pulse wave) can be measured without contact with the subject,
When the object is irradiated with an electromagnetic wave, even if the sheet-like article exists between the object and the sheet-like article does not hinder the transmission of the electromagnetic wave, the electromagnetic wave is irradiated to the object.
(1) No contact means with the subject is required, and the measuring device can be configured simply,
(2) The subject can take measurements while wearing a futon or wearing clothes, and whether the subject is standing (even standing), sitting in a chair (sitting), or sleeping in bed However, the burden on the insured person is small
(3) Therefore, it can be measured while the subject is relaxed,
(4) When the aorta, which is an elastic artery, is the target, the temperature and blood vessel diameter do not change due to differences in temperature,
Thus, a stable pulse wave independent of the measurement environment can be obtained when the load on the subject is small as compared with the conventional apparatus, and particularly when the aorta is included as an object.
即ち、本発明の変位測定装置は、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とを前記対象物に照射した際に、
第一電磁波と第二電磁波とが、
電磁波が好ましくはシート状物品（より好ましくは布帛物品、更に好ましくは寝具及び／又は着衣）を透過して前記対象物に照射されて測定される場合にも好ましく適用できる。
That is, in the displacement measuring apparatus of the present invention, the displacement of the object is
When the object is irradiated with the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
The present invention can also be preferably applied when electromagnetic waves are measured by irradiating the object through a sheet-like article (more preferably a fabric article, more preferably bedding and / or clothes).
本発明の変位測定装置は、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
好ましくは立位、座位又は寝位、より好ましくは立位又は座位、更に好ましくは座位の被験者の前記対象物に照射されて測定される場合にも好ましく適用できる。
In the displacement measuring apparatus of the present invention, the displacement of the object is
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
The present invention is preferably applicable to the case where measurement is performed by irradiating the object of a subject in a standing position, sitting position or sleeping position, more preferably standing position or sitting position, more preferably sitting position.
本発明の変位測定装置は、
対象物が大動脈を含む（好ましくは対象物が大動脈である）場合、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
被験者の前記対象物に照射されている間の、
測定環境温度の変動幅がΔＴ及び／又は
測定環境相対湿度の変動幅がΔＨである環境下で測定され、
ΔＴが、好ましくは０〜４０℃、より好ましくは０〜２０℃、更に好ましくは０〜１０ 、更に好ましくは０〜５℃、
ΔＨが、好ましくは０〜６０％、より好ましくは０〜４０％、更に好ましくは０〜２０％、更に好ましくは０〜１０％、更に好ましくは０〜５％である場合にも好ましく適用できる。
The displacement measuring apparatus of the present invention is
If the object includes an aorta (preferably the object is an aorta), the displacement of the object is
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
While the subject's object is being irradiated,
Measured in an environment where the variation range of the measurement environment temperature is ΔT and / or the variation range of the measurement environment relative humidity is ΔH,
ΔT is preferably 0 to 40 ° C., more preferably 0 to 20 ° C., still more preferably 0 to 10, more preferably 0 to 5 ° C.,
It can also be preferably applied when ΔH is preferably 0 to 60%, more preferably 0 to 40%, still more preferably 0 to 20%, still more preferably 0 to 10%, still more preferably 0 to 5%.
〔本発明の生理学的指標の算出方法〕
本発明の生理学的指標の算出方法は、
本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位（例えば、脈波）に基づいて誘導される脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標を算出する方法を提供できる。
[Calculation method of physiological index of the present invention]
The physiological index calculation method of the present invention includes:
A method for calculating a physiological index including a physiological parameter such as a pulse wave velocity induced based on a displacement (for example, a pulse wave) of an object that can be measured by the displacement measuring device of the present invention can be provided.
なお、本発明の生体の変位測定装置によって測定されうる対象物の変位が、他の非接触のマイクロ波方式や接触型の超音波や圧電素子等により測定できれば、本発明の生理学的指標の算出方法を適用することができる。
以下では、本発明の変位測定装置で測定される対象物の変位（例えば、脈波）に基づいて誘導される脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法について説明する。
If the displacement of the object that can be measured by the living body displacement measuring apparatus of the present invention can be measured by other non-contact microwave methods, contact-type ultrasonic waves, piezoelectric elements, etc., the physiological index of the present invention is calculated. The method can be applied.
Below, the calculation method of the physiological parameter | index containing physiological parameters, such as a pulse wave velocity induced | guided | derived based on the displacement (for example, pulse wave) of the target object measured with the displacement measuring apparatus of this invention is demonstrated.
本発明の変位測定装置によれば、対象物の変位という、対象物の構造及び物性に依存しないシンプルな物理量に基づいて脈波を含む生理学的パラメータを得ることができる。
従って、対象物が、例えば、これまで非接触的測定が困難であった動脈、大動脈及び静脈からなる群から選ばれる少なくとも１つの血管（特に、大動脈）に相当する部位を含む場合であっても、それらの血管の脈波を他の対象物の場合と同じ測定原理に基づいて測定できる。なお、以下では、血管に相当する部位を単に血管ともいい、血管が動脈、大動脈及び静脈等の具体的な血管である場合も同様にいう。
そのため、生理学的指標の算出方法において、例えば、
非観血的かつ非接触的測定が困難な血管の脈動に由来する脈波（以下、脈波ともいう）を、非接触的測定ができる血管の脈波で代替して生理学的指標を算出するような生理学的及び臨床医学的観点からは無理が生じ得る仮定を設けずに、生理学的及び臨床医学的に本質的であると考えられる生理学的指標を算出することができる。
According to the displacement measuring device of the present invention, a physiological parameter including a pulse wave can be obtained based on a simple physical quantity that does not depend on the structure and physical properties of the object, such as the displacement of the object.
Therefore, even when the target object includes, for example, a portion corresponding to at least one blood vessel (particularly, the aorta) selected from the group consisting of an artery, an aorta, and a vein, which has been difficult to measure without contact so far. The pulse wave of those blood vessels can be measured based on the same measurement principle as that of other objects. Hereinafter, a portion corresponding to a blood vessel is also simply referred to as a blood vessel, and the same applies to a case where the blood vessel is a specific blood vessel such as an artery, aorta, or vein.
Therefore, in the calculation method of the physiological index, for example,
Physiological index is calculated by substituting a pulse wave derived from a blood vessel pulsation that is difficult to perform non-invasive and non-contact measurement (hereinafter also referred to as a pulse wave) with a pulse wave of a blood vessel capable of non-contact measurement. Without making assumptions that may be unreasonable from such physiological and clinical viewpoints, it is possible to calculate physiological indicators that are considered to be essential physiologically and clinically.
従って、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、対象物が、血管を含む場合であっても、生理学的及び臨床医学的に本質的な意味を有すると考えられる生理学的指標を算出することができる。 Therefore, according to the displacement measuring apparatus of the present invention, in the physiological index calculation method, even if the object includes a blood vessel, it is considered to have a physiological and clinical medical significance. The target index can be calculated.
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る大動脈としては、好ましくは、上行大動脈、下行大動脈、腹大動脈、胸大動脈及び大動脈弓から選ばれる少なくとも１つの大動脈、より好ましくは大動脈弓及び／又は上行大動脈、更に好ましくは上行大動脈が挙げられる。 The aorta that can suitably measure displacement with the displacement measuring device of the present invention is preferably at least one aorta selected from the ascending aorta, descending aorta, abdominal aorta, thoracic aorta and aortic arch, more preferably the aortic arch and And / or the ascending aorta, more preferably the ascending aorta.
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る動脈としては、好ましくは、頸動脈、橈骨動脈、大腿動脈、上腕動脈、足首動脈、総腸骨動脈、胸部動脈、腹部動脈、抹消動脈、心臓動脈、後頸骨動脈、外腸骨動脈、足背動脈、浅側動脈及び顔面動脈から選ばれる少なくとも１つの動脈、より好ましくは大動脈弓及び／又は上行大動脈、更に好ましくは上行大動脈が挙げられる。 The arteries that can suitably measure displacement with the displacement measuring device of the present invention are preferably the carotid artery, radial artery, femoral artery, brachial artery, ankle artery, common iliac artery, thoracic artery, abdominal artery, and peripheral artery. , Cardiac artery, posterior tibial artery, external iliac artery, dorsal artery, superficial artery and facial artery, more preferably an aortic arch and / or ascending aorta, more preferably an ascending aorta. .
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る静脈としては、
好ましくは、頸静脈、鎖骨下静脈、上大静脈、下大静脈、肺静脈及び下肢静脈から選ばれる少なくとも１つの静脈、より好ましくは頸静脈及び／又は下大静脈、更に好ましくは下大静脈が挙げられる。
As a vein that can suitably measure displacement with the displacement measuring device of the present invention,
Preferably, at least one vein selected from the jugular vein, the subclavian vein, the superior vena cava, the inferior vena cava, the pulmonary vein and the lower limb vein, more preferably the jugular vein and / or the inferior vena cava, more preferably the inferior vena cava. Can be mentioned.
生理学的指標の算出方法において、生理学的パラメータとは、本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて誘導されるパラメータをいい、好適な生理学的パラメータとしては、好ましくは、
脈波、脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、収縮期血圧及び拡張期血圧から選ばれる少なくとも１種が挙げられ、より好ましくは、脈波及び／又は脈波速度（ＰＷＶ）が挙げられる。
In the physiological index calculation method, the physiological parameter refers to a parameter derived based on the displacement of the object that can be measured by the displacement measuring device of the present invention. As a preferable physiological parameter,
Examples include at least one selected from a pulse wave, a pulse wave velocity (PWV), a pulse pressure wave, a systolic blood pressure, and a diastolic blood pressure, and more preferably a pulse wave and / or a pulse wave velocity (PWV).
本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて得られる脈波から、これらの生理学的パラメータを誘導するには、その生理学的パラメータが、
対象物の変位の測定だけから直接算出できる場合と、
対象物の変位を、例えば、何らかの換算手段を経由して、対象物の変位だけからは直接算出できない血圧等を算出できる場合とがある。
例えば、脈圧波は、例えば、対象物が動脈又は大動脈に相当する部位である場合に由来する脈波の変位値に対応する血圧値を、他の測定手段で求めておけば、対象物の変位である脈波の変位値に基づいて誘導できることになる。
In order to derive these physiological parameters from a pulse wave obtained based on the displacement of an object that can be measured by the displacement measuring device of the present invention, the physiological parameters are:
When it can be calculated directly only from the measurement of the displacement of the object,
In some cases, for example, blood pressure or the like that cannot be directly calculated from the displacement of the object can be directly calculated from the displacement of the object only through some conversion means.
For example, if the blood pressure value corresponding to the displacement value of the pulse wave derived from the case where the object is a part corresponding to an artery or aorta is obtained by other measurement means, for example, the pulse pressure wave is the displacement of the object. It can be induced based on the displacement value of the pulse wave.
従って、生理学的指標は、本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて誘導されるパラメータと、その対象物について、他の手段で測定されるパラメータとで構成されていてもよい。 Therefore, the physiological index may be composed of a parameter derived based on the displacement of the object that can be measured by the displacement measuring device of the present invention and a parameter measured by other means for the object. Good.
脈波等に関する指標とは、動脈の硬さ、脈波速度（ＰＷＶ）の推定値、増幅指数（ＡＩ）及び心臓足首血管指数（ＣＡＶＩ（Cardio Ankle Vascular Index））などのことをいう。 The indices related to pulse waves and the like refer to arterial stiffness, estimated value of pulse wave velocity (PWV), amplification index (AI), cardiac ankle vascular index (CAVI (Cardio Ankle Vascular Index)), and the like.
本発明における、生理学的パラメータを含む生理学的指標としては、さらに詳しくは、
脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、増幅指数（ＡＩ）、動脈の伸展性、動脈コンプライアンス、容積弾性係数、弾性係数、ヤング率、固有インピーダンス、動脈硬化指数（β）、大血管及び小血管弾性指数、及び動脈硬化に関する指標（但し、動脈硬化指数（β）と大血管及び小血管弾性指数とを除く）から選ばれる少なくとも１つの指標が挙げられる。
As a physiological index including physiological parameters in the present invention, more specifically,
Pulse wave velocity (PWV), pulse pressure wave, amplification index (AI), arterial extensibility, arterial compliance, bulk modulus, elastic modulus, Young's modulus, intrinsic impedance, arteriosclerosis index (β), large and small vessel elasticity Examples include at least one index selected from an index and an index related to arteriosclerosis (excluding the arteriosclerosis index (β) and the large blood vessel and small blood vessel elasticity indexes).
なお、脈波速度（ＰＷＶ）、増幅指数（ＡＩ）、動脈の伸展性、動脈コンプライアンス、容積弾性係数、弾性係数、ヤング率、脳波伝播速度、固有インピーダンス、動脈硬化指数（β）、大血管及び小血管弾性指数は、非特許文献１（で引用される文献６）に定義されている。 In addition, pulse wave velocity (PWV), amplification index (AI), arterial extensibility, arterial compliance, bulk modulus, elastic modulus, Young's modulus, EEG propagation velocity, intrinsic impedance, arteriosclerosis index (β), large blood vessels and The small blood vessel elasticity index is defined in Non-Patent Document 1 (Reference 6 cited in).
動脈硬化指数（β）は、測定対象の動脈又は大動脈が特定の血管の場合、心臓足首血管指数（ＣＡＶＩ）ともいわれる。
また、脈波速度（ＰＷＶ）は、動脈硬化指数（β）に含まれる生理学的パラメータでもあり、それ自体が生理学的指標として使用される場合もある。
なお、他の生理学的パラメータも、脈波速度（ＰＷＶ）のように、生理学的指標に含まれる生理学的パラメータでもあり、それ自体が生理学的指標として使用される場合もある。
The arteriosclerosis index (β) is also referred to as a cardiac ankle vascular index (CAVI) when the artery or aorta to be measured is a specific blood vessel.
In addition, the pulse wave velocity (PWV) is a physiological parameter included in the arteriosclerosis index (β) and may be used as a physiological index.
It should be noted that other physiological parameters are physiological parameters included in the physiological index, such as pulse wave velocity (PWV), and may themselves be used as the physiological index.
上記以外の動脈硬化に関する指標としては、ＰＷＶのゴールドスタンダードである、
ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌＰＷＶ（ｃｆＰＷＶ）、
ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ ＰＷＶ（ｂａＰＷＶ）、
ｈｅａｒｔ−ｃａｒｏｔｉｄ ＰＷＶ（ｈｃＰＷＶ）等が挙げられる。
As an index related to arteriosclerosis other than the above, it is the gold standard of PWV.
carotid-femoralPWV (cfPWV),
brachial-ankle PWV (baPWV),
Heart-carotid PWV (hcPWV) etc. are mentioned.
本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、動脈及び／又は大動脈の血管特性（好ましくは、血管弾性又は血管孔径を含む血管特性）の違いを加味した対象物の変位に基づいて得られる脈波から誘導される、生理学的指標の算出方法に基づいて生理学的指標を算出してもよい。
即ち、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、動脈及び／又は大動脈の血管特性が同じであるという仮定を導入しなくとも、生理学的指標を算出することが可能である。
According to the displacement measuring apparatus of the present invention, in the physiological index calculation method, the displacement of an object in consideration of the difference in blood vessel characteristics (preferably blood vessel characteristics including blood vessel elasticity or blood vessel diameter) of arteries and / or aorta. The physiological index may be calculated based on a physiological index calculation method derived from the pulse wave obtained based on the pulse wave.
That is, according to the displacement measuring apparatus of the present invention, the physiological index can be calculated without introducing the assumption that the blood vessel characteristics of the artery and / or the aorta are the same in the physiological index calculation method. is there.
生理学的パラメータ又は生理学的指標として、脈波速度を具体例に説明する。
図２に、本発明の変位測定装置によって得られる、対象物の変位の測定の結果の一例を示す。
図２の横軸（ｘ軸）は時間であり、縦軸（ｙ軸）は対象物の変位に比例する出力電圧（以下、対象物の変位と対象物の変位に比例する出力電圧とを区別なく変位ともいう）である。
図２の場合の対象物は一体の人間の血管であり、大動脈起始部（「Ａ点」という）及び下行大動脈（「Ｂ点」という）の２箇所である。
図２から明らかなように、両方の測定部位における時間に対する変位はいくつかの極大値（又は、極大変位値ともいう）を示している。
図２において脈波に関する指標として、例えば脈波速度を測定する場合、
大動脈起始部（Ａ点）の極大値Ａ１に関する脈波が血管を伝播して下行大動脈（Ｂ点）の極大値Ｂ１として測定されたものと考えられる。
極大値Ａ１と極大値Ｂ１との時間差をΔｔとし、別途測定したＡ点とＢ点との間の距離をＬとすると、脈波速度（ＰＷＶ）は、次の式（２）により求めることができる。
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ （２）
A pulse wave velocity will be described as a specific example as a physiological parameter or physiological index.
FIG. 2 shows an example of the measurement result of the displacement of the object obtained by the displacement measuring apparatus of the present invention.
The horizontal axis (x-axis) in FIG. 2 is time, and the vertical axis (y-axis) is the output voltage proportional to the displacement of the object (hereinafter, the object displacement is distinguished from the output voltage proportional to the object displacement). Also referred to as displacement).
The object in the case of FIG. 2 is an integral human blood vessel, which is the two locations of the aortic root (referred to as “Point A”) and the descending aorta (referred to as “Point B”).
As is apparent from FIG. 2, the displacement with respect to time at both measurement sites shows several local maximum values (also referred to as local maximum displacement values).
In FIG. 2, for example, when measuring a pulse wave velocity as an index related to a pulse wave,
It is considered that the pulse wave related to the maximum value A1 of the aortic origin (point A) propagates through the blood vessel and is measured as the maximum value B1 of the descending aorta (point B).
When the time difference between the maximum value A1 and the maximum value B1 is Δt and the distance between the separately measured points A and B is L, the pulse wave velocity (PWV) can be obtained by the following equation (2). it can.
PWV = L / Δt (2)
なお、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌとは、
Ａ点とＢ点の直線距離を測定して得られる長さＬｄに解剖学的補正値Ｋ１３を乗じて、
Ｌ＝Ｌｄ＊Ｋ１３ で定義される。
Ｋ１３は血管が体内を立体的にかつ湾曲し、蛇行していることを考慮した補正値であり、好ましくは１〜３、より好ましくは１〜２、更に好ましくは１〜１．３である。
The distance L between point A and point B is
Multiplying the length L d obtained by measuring the linear distance between point A and point B by the anatomical correction value K 13 ,
L = L d * K 13
K 13 is sterically and a curved body vessel, a correction value in consideration that the meandering, preferably 1 to 3, more preferably 1 to 2, more preferably is 1 to 1.3 .
図２の例では、極大値Ａ１と極大値Ｂ１との時間差（Δｔ）は０．０５秒であり、別途測定したＡ点とＢ点との間の距離（Ｌ）は２０ｃｍであったことから、脈波速度（ＰＷＶ）は、４ｍ／ｓｅｃであるといえる。 In the example of FIG. 2, the time difference (Δt) between the maximum value A1 and the maximum value B1 is 0.05 seconds, and the distance (L) between the points A and B measured separately is 20 cm. It can be said that the pulse wave velocity (PWV) is 4 m / sec.
時間に対する変位の極大値を用いることによる脈波に関する指標として、増幅指数（ＡＩ）を例に、その求め方について説明する。
図２において、大動脈起始部（Ａ点）では、極大値Ａ１の０．１５秒後に極大値Ａ２が観測されていることがわかる。この極大値Ａ２は、極大値Ａ１に関する脈波が血管を伝播して下行大動脈分岐部まで達し、そこで脈波が反射したための反射波に起因するものであるといえる。
極大値Ａ１の値をＰ１、極大値Ａ２の値をＰ２、ＰＰをＰ２として、
ΔＰ２１＝（Ｐ２−Ｐ１）として、増幅指数（ＡＩ）は、次に示す式（３）により求めることができる。
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ （３）
なお、極大値Ａ１の値Ｐ１及び極大値Ａ２の値Ｐ２は、バックグラウンドを差し引いた値を用いることができる。
As an index related to the pulse wave by using the maximum value of displacement with respect to time, a method for obtaining the amplification index (AI) will be described as an example.
In FIG. 2, it can be seen that the maximum value A2 is observed 0.15 seconds after the maximum value A1 at the aortic root (point A). It can be said that the maximum value A2 is caused by the reflected wave that the pulse wave related to the maximum value A1 propagates through the blood vessel to reach the descending aortic bifurcation and the pulse wave is reflected there.
The maximum value A1 is P1, the maximum value A2 is P2, and PP is P2.
As ΔP 21 = (P2−P1), the amplification index (AI) can be obtained by the following equation (3).
AI = ΔP 21 / PP (3)
In addition, the value which subtracted the background can be used for the value P1 of the maximum value A1 and the value P2 of the maximum value A2.
上述の脈波速度の測定の例では、大動脈起始部及び下行大動脈測定部位の２箇所の測定部位での測定から求める場合について説明した。しかしながら、増幅指数（ＡＩ）の求め方で説明したような下行大動脈分岐部等からの脈波の反射波を用いることにより、一箇所の脈波速度の測定によって脈波速度を測定することが可能である。 In the above-described example of the measurement of the pulse wave velocity, the case of obtaining from the measurement at two measurement sites of the aortic origin and the descending aorta measurement site has been described. However, the pulse wave velocity can be measured by measuring the pulse wave velocity at one location by using the reflected wave of the pulse wave from the descending aortic bifurcation as described in the method of obtaining the amplification index (AI). It is.
上述の極大値に基づく場合と同様に、時間に対する変位の極小値の値、複数の極小値間の時間、又は、複数の極小値間の値の差に基づいて、脈波、増幅指数（ＡＩ）等の生理学的パラメータ又は生理学的指標を算出することもできる。 As in the case of the above-described maximum value, the pulse wave, the amplification index (AI) is calculated based on the value of the minimum value of displacement with respect to time, the time between a plurality of minimum values, or the value difference between the plurality of minimum values. ) And other physiological parameters or physiological indicators can also be calculated.
以上から、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、生理学的パラメータ又は生理学的指標が脈波速度（ＰＷＶ）及び増幅指数（ＡＩ）である場合、以下のようにさらに一般化することができる。
本発明の変位測定装置によれば、下記式（２）：
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ （２）
〔式中、
Ｌは、血管の異なる２点、又は、異なる血管のそれぞれ１点についての異なる２点であるＡ点及びＢ点の間の距離、
Δｔは、前記Ａ点で脈波１が測定され、前記脈波１の任意の変位値Ａ１が時刻ｔ１に測定され、前記脈波１が伝播して、時刻ｔ２に前記Ｂ点で脈波２として測定され、
前記変位値Ａ１に対応する前記脈波２の変位値Ｂ１が時刻ｔ２に測定された場合に、
Δｔ＝ｔ２−ｔ１で定義される〕で表わされるＰＷＶを誘導又は算出できる。
As described above, according to the displacement measuring apparatus of the present invention, in the physiological index calculation method, when the physiological parameter or physiological index is the pulse wave velocity (PWV) and the amplification index (AI), the following is further performed. It can be generalized.
According to the displacement measuring apparatus of the present invention, the following formula (2):
PWV = L / Δt (2)
[Where,
L is the distance between points A and B, which are two different points of the blood vessel, or two different points for each one of the different blood vessels,
Δt is the pulse wave 1 is measured at the point A, the arbitrary displacement value A1 of the pulse wave 1 is measured at time t 1, said pulse wave 1 propagates, the pulse at the point B at time t 2 Measured as wave 2,
If the displacement value B1 of the pulse wave 2 which corresponds to the displacement value A1 was measured at time t 2, the
PWV represented by Δt = t 2 −t 1 ] can be derived or calculated.
脈波速度（ＰＷＶ）は算出目的に応じて、例えば、
特定の血管中の異なる２点をＡ点及びＢ点としてもよく、
ある血管の１点をＡ点、この血管とは異なる血管の１点をＢ点としてもよい。
The pulse wave velocity (PWV) depends on the calculation purpose, for example,
Two different points in a specific blood vessel may be designated as points A and B,
One point of a certain blood vessel may be designated as point A, and one point of a blood vessel different from this blood vessel may be designated as point B.
本発明の変位測定装置によれば、従来の方法では測定できなかった近距離の対象物の異なる２点間における脈波が検出されえ、Ｌは好ましくは０．５〜２００ｃｍ、より好ましくは１〜１００ｃｍ、更に好ましくは１〜５０ｃｍ、更に好ましくは１〜１０ｃｍ、更に好ましくは１〜１０ｃｍ、更に好ましくは２〜１０ｃｍ、更に好ましくは２〜５ｃｍの２点間で対応する脈波を検出できる。 According to the displacement measuring apparatus of the present invention, a pulse wave between two different points of an object at a short distance that could not be measured by a conventional method can be detected, and L is preferably 0.5 to 200 cm, more preferably 1 Corresponding pulse waves can be detected between two points of -100 cm, more preferably 1-50 cm, more preferably 1-10 cm, further preferably 1-10 cm, more preferably 2-10 cm, more preferably 2-5 cm.
本発明の変位測定装置によれば、下記式（３）：
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ （３）
〔式中、
ΔＰ２１は、対象物中の１点であるＣ点で測定された脈波の、
最初の変極点又は極大値における変位値Ｐ１、及び、
最初の変極点又は極大値の次の変極点又は極大値における変位値Ｐ２に対して(Ｐ２−Ｐ１)であり、ＰＰは、前記Ｐ１である〕で表わされる増幅指数（ＡＩ）を算出できる。
According to the displacement measuring apparatus of the present invention, the following formula (3):
AI = ΔP 21 / PP (3)
[Where,
ΔP 21 is the pulse wave measured at point C, which is one point in the object,
Displacement value P1 at the first inflection point or maximum value, and
It is possible to calculate an amplification index (AI) expressed by (P2-P1) with respect to the displacement value P2 at the next inflection point or maximum value after the first inflection point or maximum value, and PP is P1.
動脈硬化指数（β）(以下、β値又は単にβともいう）は、好ましくは、
前記βが、下記式（４）：
β=Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP （４）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
Ｐｓは、大動脈及び／又は動脈から選ばれる血管の収縮期血圧であり、
Ｐｄは、前記Ｐｓが測定された血管の拡張期血圧であり、
ＰＷＶは、前記対象物が大動脈及び／又は動脈から選ばれる血管に相当する場合に前記対象物の変位から検出された脈波から測定される脈波速度であり、
ΔＰはＰｓ−Ｐｄであり、
前記Ｐｓ及びＰｄ並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、式（２）で表わされる〕で定義される。
Atherosclerosis index (β) (hereinafter also referred to as β value or simply β) is preferably
Β is the following formula (4):
β = Ln (P s / P d ) ・ 2ρPWV 2 / ΔP (4)
[Where,
Ln is a natural logarithm with e as the base,
ρ is the blood density,
P s is the systolic blood pressure of a blood vessel selected from the aorta and / or artery,
P d is the diastolic blood pressure of the blood vessel in which the Ps is measured,
PWV is a pulse wave velocity measured from a pulse wave detected from the displacement of the object when the object corresponds to an aorta and / or a blood vessel selected from the artery,
ΔP is P s −P d ,
At least one set of physiologic parameters the chosen from P s and P d and the group consisting of the PWV is derived from the displacement of the object,
When the PWV is derived from the displacement of the object, it is expressed by equation (2)].
動脈硬化の生理学的指標として心臓足首血管指数（Cardio Ankle Vascular Index）(以下、ＣＡＶＩ値ともいう）が広く使用されている（非特許文献１）。
ＣＡＶＩ値を求める場合、従来は、
Ｐｓ及びＰｄとして、上腕動脈についての収縮期血圧及び拡張期血圧が設定され、手首血圧計によって得られる収縮期血圧値と拡張期血圧値が使用され、
ＰＷＶとして、上腕動脈（Ａ点）の脈波１、上腕動脈とは異なる下腿動脈（Ｂ点）の脈波２及び上腕動脈（Ａ点）と下腿動脈（Ｂ点）の距離を測定して、上記（２）式によって算出されていた。
As a physiological index of arteriosclerosis, Cardio Ankle Vascular Index (hereinafter also referred to as CAVI value) is widely used (Non-patent Document 1).
Conventionally, when calculating the CAVI value,
As P s and P d , systolic blood pressure and diastolic blood pressure for the brachial artery are set, and the systolic blood pressure value and the diastolic blood pressure value obtained by the wrist sphygmomanometer are used,
As PWV, measure the pulse wave 1 of the brachial artery (point A), the pulse wave 2 of the leg artery (point B) different from the brachial artery, and the distance between the brachial artery (point A) and the leg artery (point B), It was calculated by the above equation (2).
本発明の変位測定装置によれば、
Ｐｓ及びＰｄとＰＷＶとを、同一又は異なる血管で測定することができる。
また、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのどちらか１組を、他の手段（例えば、Ｐｓ及びＰｄを手首血圧計で、ＰＷＶを従来の心電図及び心音図）で求め、本発明の変位測定装置で、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのうちの他の１組を求めることもできる。
生理学的及び臨床医学的に本質的な意義を有するという観点から、本発明の変位測定装置により、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのうち、少なくとも動脈又は大動脈に相当する部位に基づきＰＷＶを測定することが好ましい。
また、Ｐｓ及びＰｄとＰＷＶとを、同一の血管を対象物として測定することが好ましい。
According to the displacement measuring apparatus of the present invention,
And P s and P d and PWV, can be measured in the same or a different blood vessel.
Also, any one set of P s and P d or PWV is obtained by other means (for example, P s and P d are obtained from a wrist sphygmomanometer, and PWV is obtained from a conventional electrocardiogram and electrocardiogram). in the apparatus, it is also possible to obtain the other set of P s and P d or PWV.
From the viewpoint of having physiological and clinical medical significance, it is preferable to measure PWV based on at least a site corresponding to an artery or aorta among Ps, Pd, and PWV by the displacement measuring device of the present invention. .
Further, a P s and P d and PWV, it is preferable to measure the same vessel as the object.
従来のＰＷＶの算出方法では、脈波が、心臓弁口近傍の大動脈（例えば下行大動脈）から上腕動脈を経由して下腿動脈まで同一の血管径の中を伝播するという仮定の下で、上腕動脈（Ａ点）の脈波１と下腿動脈（Ｂ点）の脈波２とを測定していた。
しかし、大動脈の血管径が約３ｃｍ、抹消動脈の血管径が数ｍｍであることを考慮すると、ＰＷＶは、心臓弁口近傍の大動脈における脈波に基づいて算出されることが本質的であり、生理学的及び臨床医学的にはより望ましい。
In the conventional calculation method of PWV, the brachial artery is assumed under the assumption that the pulse wave propagates in the same blood vessel diameter from the aorta (eg, descending aorta) near the heart valve opening to the brachial artery through the brachial artery. The pulse wave 1 (point A) and the pulse wave 2 of the leg artery (point B) were measured.
However, considering that the blood vessel diameter of the aorta is about 3 cm and the blood vessel diameter of the peripheral artery is several mm, it is essential that the PWV is calculated based on the pulse wave in the aorta near the heart valve opening, It is more desirable physiologically and clinically.
本発明の変位測定装置によれば、特に、従来、カテーテル先端圧力センサーによる観血的測定によるしかなかった同一の対象物である大動脈について、少なくともＰＷＶを非観血的かつ非接触的に測定できるので、β値が式（４）で表される場合でも、生理学的及び臨床医学的により本質的な値を算出することができる。 According to the displacement measuring apparatus of the present invention, it is possible to measure at least PWV in a non-invasive and non-contact manner, particularly with respect to the aorta, which is the same object that has conventionally only been measured by an invasive measurement using a catheter tip pressure sensor. Therefore, even when the β value is expressed by the equation (4), a more essential value can be calculated physiologically and clinically.
本発明の変位測定装置によれば、同一の対象物である血管について、少なくともＰＷＶを非観血的に測定できるので、
静脈や大動脈のように収縮期血圧及び拡張期血圧を求める非観血的な手段がなく、
本発明の変位測定装置によって測定されうる対象物の変位に基づいて誘導される脈波と、その脈波と血圧との対応関係が得られず、
大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧を非観血的に得られない場合でも、
その大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧と脈波の相関を表す情報が別途にあれば、式（４）により生理学的及び臨床医学的により本質的な生理学的指標の値を求めることができる。
According to the displacement measuring apparatus of the present invention, at least PWV can be measured noninvasively for blood vessels that are the same object.
There is no non-invasive means of determining systolic and diastolic blood pressure like veins and aorta,
Correspondence between the pulse wave induced based on the displacement of the object that can be measured by the displacement measuring device of the present invention and the pulse wave and blood pressure cannot be obtained,
Even if the aortic systolic blood pressure and diastolic blood pressure cannot be obtained noninvasively,
If there is additional information representing the correlation between the systolic blood pressure and the diastolic blood pressure of the aorta and the pulse wave, the physiological and clinical medically more essential physiological index value can be obtained from the equation (4).
即ち、大動脈、動脈及び静脈からなる群から選ばれる血管１、及び、
前記血管１とは異なる大動脈及び／又は動脈からから選ばれる血管２に対して、
前記血管１について収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧Ｐｄ１が測定でき、
前記血管２について収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧Ｐｄ２が非観血的に測定できない場合、前記血管２についてのβを、下記式（５）
β=Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
（５）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
ｎ１は、前記血管１の脈圧波１の平均血圧をＭＢＰ１とした場合に、
下記式：ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１） で定義され、
ｎ２は、前記血管２の脈圧波２の平均血圧をＭＢＰ２とした場合に、
下記式：ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２） で定義され、
Δｎはｎ１−ｎ２であり、
ｍは、下記式：ｍ＝（Ｐｄ２／Ｐｄ１）−１ で定義され、
ＰＷＶは、前記血管２の脈波から測定される脈波速度であり、
前記Ｐｓ１及びＰｄ１、前記Ｐｓ２及びＰｄ２並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物が前記血管１及び／又は血管２である場合における、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、式（２）で表わされる〕において、
ｎ１、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２及びＰｄ２／Ｐｄ１のうち、式（ＩＩ）で表されるＰＷＶから誘導できるものは、誘導されて得た値を使用し、
ｎ１が誘導できない場合は、ｎ１として１／４〜１／２の数を使用し、
ＭＢＰ１／ＭＢＰ２が誘導できない場合は、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２として、０．９〜１．１の数を使用し、
前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１が誘導できない場合は、前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１として、既知の比を使用してｍを求めて、前記血管２についてのβを算出する〕によって、生理学的及び臨床医学的により妥当と考えられるβ値を推定することができる。
That is, blood vessel 1 selected from the group consisting of aorta, artery and vein, and
For a blood vessel 2 selected from an aorta and / or an artery different from the blood vessel 1,
Systolic blood pressure P s1 and diastolic blood pressure P d1 can be measured for the blood vessel 1;
When the systolic blood pressure P s2 and the diastolic blood pressure P d2 cannot be measured noninvasively for the blood vessel 2, β for the blood vessel 2 is expressed by the following equation (5).
β = Ln [{n 2 P s1 + (Δn-mn 1 (n 2 -1)) P d1 } / {n 1 P d1 (1 + m)}] × [2ρPWV 2 n 1 / {n 2 (P s1- (1 + mn 1 ) P d1 )}]
(5)
[Where,
Ln is a natural logarithm with e as the base,
ρ is the blood density,
n 1 is, when the average blood pressure of the pulse pressure wave 1 of the blood vessel 1 is MBP 1 ,
It is defined by the following formula: n 1 = (P s1 −P d1 ) / (MBP 1 −P d1 ),
n 2 is, when the average blood pressure of the pulse pressure wave 2 of the blood vessel 2 is MBP 2 ,
The following formula: n 2 = (P s2 −P d2 ) / (MBP 2 −P d2 )
Δn is n 1 −n 2 ,
m is defined by the following formula: m = (P d2 / P d1 ) −1,
PWV is a pulse wave velocity measured from the pulse wave of the blood vessel 2,
The subject in the case where at least one physiological parameter selected from the group consisting of the P s1 and P d1 , the P s2 and P d2 and the PWV is the blood vessel 1 and / or the blood vessel 2 Derived from the displacement of the object,
In the case where the PWV is derived from the displacement of the object, it is expressed by equation (2)]
Among n 1 , MBP 1 / MBP 2 and P d2 / P d1 , those that can be derived from PWV represented by the formula (II) use values obtained by induction,
If n 1 cannot be derived, use a number between 1/4 and 1/2 as n 1
If MBP 1 / MBP 2 can not be derived, as MBP 1 / MBP 2, using the number of 0.9 to 1.1,
If the P d2 and the P d1 cannot be induced, calculate m using the known ratio as the P d2 and the P d1 and calculate β for the blood vessel 2. It is possible to estimate β values that are considered medically more relevant.
式（５）は、以下の例のように導出できる。
Ｐｓ１は、ある動脈について測定された収縮期血圧、
Ｐｄ１は、Ｐｓ１が測定された動脈について測定されたの拡張期血圧、
Ｐｓ２は、ある大動脈について測定された収縮期血圧、
Ｐｄ２は、Ｐｓ２が測定された大動脈について測定された拡張期血圧、
ＰＷＶは、動脈又は大動脈（好ましくはＰｓ２が測定された大動脈）に相当する部位の変位に基づいて誘導される式（１）で得られる脈波速度とする。
Equation (5) can be derived as in the following example.
P s1 is the systolic blood pressure measured for an artery,
P d1 is the diastolic blood pressure measured for the artery where P s1 was measured,
P s2 is the systolic blood pressure measured for an aorta,
P d2 is the diastolic blood pressure measured for the aorta where P s2 was measured,
PWV is a pulse wave velocity obtained by Expression (1) derived based on a displacement of a portion corresponding to an artery or an aorta (preferably an aorta for which P s2 is measured).
動脈についての脈波とから得られる平均血圧をＭＢＰ１、
大動脈についての脈波から得られる平均血圧をＭＢＰ２とすると、
ＭＢＰ１及びＭＢＰ２は下記式（５−１）及び（５−２）：
〔式中、
Ｔ１は、動脈についての脈波に対応する脈圧の１周期の時間、
ｆ１は、動脈についての脈波に対応する脈圧、
Ｔ２は、大動脈についての脈波に対応する脈圧の１周期の時間、
ｆ２は、大動脈についての脈波に対応する脈圧である〕で定義される。
The mean blood pressure obtained from the pulse wave for the artery is MBP 1 ,
If the average blood pressure obtained from the pulse wave for the aorta is MBP 2 ,
MBP 1 and MBP 2 are represented by the following formulas (5-1) and (5-2):
[Where,
T 1 is the time of one cycle of the pulse pressure corresponding to the pulse wave for the artery,
f 1 is the pulse pressure corresponding to the pulse wave for the artery,
T 2 is the time of one cycle of the pulse pressure corresponding to the pulse wave for the aorta,
f 2 is defined by a pulse pressure] corresponding to pulse wave on the aorta.
下記式（５−３）〜（５−５）：
ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１） （５−３）
ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２） （５−４）
Ｐｄ２＝Ｐｄ１（１＋ｍ） （５−５）
によって、パラメータｎ１、ｎ２及びｍを定義し、
ＭＢＰ２は、非観血的に測定できないが、ＭＢＰ１＝ＭＢＰ２とみなせるとする。
The following formulas (5-3) to (5-5):
n 1 = (P s1 -P d1 ) / (MBP 1 -P d1) (5-3)
n 2 = (P s2 -P d2 ) / (MBP 2 -P d2) (5-4)
P d2 = P d1 (1 + m) (5-5)
Defines parameters n 1 , n 2 and m,
Although MBP 2 cannot be measured noninvasively, it can be assumed that MBP 1 = MBP 2 .
以上の設定の下で、
Ps2/Pd2=[n2Ps1+{(n1-n2)-mn1(n2-1)Pd1] ／{n1Pd1(1+m)}
ΔP=Ps2-Pd2＝n２{PS1 - (1+m n1)}Pd1}／n1
となり、
Ｐｓ２／Ｐｄ２の右辺と、ΔＰの右辺とを、式（４）に代入して、
Ｐｓ１をＰｓに、Ｐｄ１をＰｄに置き換えると、式（５）を得る。
Under the above settings,
P s2 / P d2 = [n 2 P s1 + {(n 1 -n 2 ) -mn 1 (n 2 -1) P d1 ] / {n 1 P d1 (1 + m)}
ΔP = P s2 -P d2 = n 2 {P S1- (1 + mn 1 )} P d1 } / n 1
And
Substituting the right side of P s2 / P d2 and the right side of ΔP into equation (4),
When P s1 is replaced with P s and P d1 is replaced with P d , Equation (5) is obtained.
式（５）には、
動脈についての収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１の情報を含むパラメータｎ１と、
大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２の情報を含むパラメータｎ２及びｍとが含まれており、
動脈の脈圧波を測定することができる場合は、ｎ１は、式（５−３）によって算出することができる。
In equation (5),
A parameter n 1 containing information on systolic blood pressure P s1 , diastolic blood pressure P d1 and mean blood pressure MBP 1 for the artery;
Parameters n 2 and m including information on systolic blood pressure P s2 , diastolic blood pressure P d2 and mean blood pressure MBP 2 for the aorta are included,
When the arterial pressure wave can be measured, n 1 can be calculated by the equation (5-3).
従って、大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２とが、非観血的に測定できない場合でも、
これまでに蓄積された大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２ついての情報に基づいて、
測定が可能な動脈についての収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１から大動脈の収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１が推定できる場合、
これらのパラメータの値を適切に設定して、
本発明の変位測定装置によって得られる動脈又は大動脈（好ましくはＰｓ２が想定された大動脈）ついての脈波速度ＰＷＶを使用することで、従前に比べて、生理学的及び臨床医学的に妥当と考えられるβ値が推定できる。
Therefore, even when the systolic blood pressure P s2 , the diastolic blood pressure P d2 and the average blood pressure MBP 2 for the aorta cannot be measured noninvasively,
Based on the information about systolic blood pressure P s2 , diastolic blood pressure P d2 and mean blood pressure MBP 2 for the aorta accumulated so far,
If the measured systolic blood pressure P s1 for capable artery diastolic pressure P d1 and mean blood pressure MBP 1 aortic systolic blood pressure P s1 from diastolic pressure P d1 and mean blood pressure MBP 1 can be estimated,
Set these parameters appropriately,
By using the pulse wave velocity PWV for an artery or aorta (preferably an aorta for which P s2 is assumed) obtained by the displacement measuring device of the present invention, it is considered to be more physiologically and clinically medical than before. Estimated β value can be estimated.
（式（５）による算出例）
動脈が橈骨動脈で、大動脈が下行大動脈である場合について、式（４）によるβ値の算出例を説明する。
橈骨動脈の収縮期血圧をＰｓ１、拡張期血圧をＰｄ１及び平均血圧をＭＢＰ１とし、
下行大動脈の収縮期血圧をＰｓ２、拡張期血圧をＰｄ２、平均血圧をＭＢＰ２及び脈波速度をＰＷＶとする。
(Example of calculation using equation (5))
An example of calculating the β value according to Equation (4) will be described in the case where the artery is the radial artery and the aorta is the descending aorta.
The radial artery systolic blood pressure is P s1 , the diastolic blood pressure is P d1 and the mean blood pressure is MBP 1 ,
Assume that the systolic blood pressure of the descending aorta is P s2 , the diastolic blood pressure is P d2 , the average blood pressure is MBP 2 and the pulse wave velocity is PWV.
橈骨動脈の収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧をＰｄ１は手首血圧計によって発明者が測定して得た値である、
Ｐｓ１＝１４０ｍｍＨｇ、
Ｐｄ１＝８０ｍｍＨｇ
を使用した。
The radial artery systolic blood pressure P s1 and diastolic blood pressure P d1 are values obtained by the inventor using a wrist sphygmomanometer,
P s1 = 140 mmHg,
P d1 = 80 mmHg
It was used.
橈骨動脈の平均血圧ＭＢＰ１は手首血圧計によって測定される脈圧波に基づいて算出しうるが、ここでは、臨床医学的によく使用される下記式（５−３'）よって算出した。
ｎ１＝３＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１） （５−３’）
ＭＢＰ１＝Ｐｄ１＋（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／３＝８０+(140-80)/3＝１００ｍｍＨｇ
なお、ｎ１は、好ましくは４〜２の範囲、より好ましくは３．５〜２．５の範囲、更に好ましくは３．２〜２．８の範囲、更に好ましくは上記のように３の値を使用できる。
The average radial blood pressure MBP 1 of the radial artery can be calculated based on the pulse pressure wave measured by the wrist sphygmomanometer, but here it was calculated by the following formula (5-3 ′) often used clinically.
n 1 = 3 = (P s1 −P d1 ) / (MBP 1 −P d1 ) (5-3 ′)
MBP 1 = P d1 + (P s1 −P d1 ) / 3 = 80 + (140-80) / 3 = 100 mmHg
N 1 is preferably in the range of 4 to 2, more preferably in the range of 3.5 to 2.5, still more preferably in the range of 3.2 to 2.8, and even more preferably the value of 3 as described above. Can be used.
下行大動脈の平均血圧ＭＢＰ２は、非観血的に測定できないが、橈骨動脈の平均血圧ＭＢＰ１に等しいとみなせるとし、
ＭＢＰ２＝ＭＢＰ１＝１００ｍｍＨｇ
とした。
The mean blood pressure MBP 2 of the descending aorta cannot be measured noninvasively, but can be considered to be equal to the mean blood pressure MBP 1 of the radial artery,
MBP 2 = MBP 1 = 100 mmHg
It was.
下行大動脈の収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧をＰｄ２は、非観血的に測定できないが、
例えば、非特許文献４（Estimation of Central Aortic Pressure Waveform by Mathematical Transformation of Radical Tonometry Pressure (Chen-Huan Chen MD. Et al., Circulation, Vol.95(7), pp1827-1836(1997)）によれば、橈骨動脈と下行大動脈の血圧の関係が推定できるので、非特許文献４の図１を利用して、橈骨動脈の拡張期血圧Ｐｄ１との下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の比を読み取って、式（５−５）を使用して、
（Ｐｄ２／Ｐｄ１）＝13.5/13、
ｍ＝Ｐｄ２／Ｐｄ１−１＝13.5/13−１＝０．５／１３
と推定できる。本例では、この値を使用した。
実際には、非特許文献４の図１のＳｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ図の最小周波数１ＨｚでのＡｍｐｌｉｔｕｄｅ＝１の値を１３ｍｍとした場合、
Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ＝１から下方向０．５ｍｍの点をデータ値とし、
ｍ＝０．５ｍｍ／１３ｍｍとすると、
橈骨動脈の拡張期血圧Ｐｄ１との下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の比Ｐｄ２／Ｐｄ１は、
Ｐｄ２／Ｐｄ１＝１＋ｍ＝１３．５／１３となる。
While the systolic blood pressure P s2 and the diastolic blood pressure P d2 of the descending aorta cannot be measured noninvasively,
For example, according to Non-Patent Document 4 (Estimation of Central Aortic Pressure Waveform by Mathematical Transformation of Radical Tonometry Pressure (Chen-Huan Chen MD. Et al., Circulation, Vol. 95 (7), pp1827-1836 (1997)) since blood pressure relationship of the radial artery and the descending aorta can be estimated, using the Figure 1 of non-Patent Document 4, reads the ratio of the diastolic blood pressure P d2 of the descending aorta with diastolic blood pressure P d1 of the radial artery , Using equation (5-5)
(P d2 / P d1 ) = 13.5 / 13,
m = P d2 / P d1 −1 = 13.5 / 13−1 = 0.5 / 13
Can be estimated. In this example, this value was used.
Actually, when the value of Amplitude = 1 at the minimum frequency of 1 Hz in the Steady State diagram of FIG.
A point 0.5 mm downward from Amplitude = 1 is used as a data value.
When m = 0.5 mm / 13 mm,
The ratio P d2 / P d1 of the radial artery diastolic blood pressure P d1 to the descending aortic diastolic blood pressure P d2 is
P d2 / P d1 = 1 + m = 13.5 / 13.
非特許文献４（http://circ.ahajournals.org/content/95/7/1827.full）の図１は橈骨動脈と下行大動脈の脈波波形の周波数分析によるＡｍｐｌｉｔｕｄｅ比を示しているので、この図１から、拡張期血圧を示す最小周波数付近１Ｈｚでの振幅比ｍがｍ＝０．５／１３と求められる。
これは、大動脈の拡張期血圧が橈骨動脈の拡張期血圧よりも０．５／１３だけ増加することを示しているので、その結果、大動脈の拡張期血圧Ｐｄ１は、
Ｐｄ１＝Ｐｄ２（１＋０．５／１３）＝Ｐｄ２（１３．５／１３）
となる。
もし、ｍ＝０／１３の場合、Ｐｄ１はＰｄ１＝Ｐｄ２（１＋０／１３）＝Ｐｄ２となり同じ血圧値となる。
脈波波形の最低周期が一定でなく通常、１Ｈｚ前後の周期であることから、図１にはゼロ点がない。その結果、本例では１Ｈｚの箇所を最低周期と仮定して、そこを拡張期血圧とした。
なお、図１のＴｒａｎｓｉｅｎｔｓは、短期的閉塞（ｏｃｃｌｕｓｉｏｎ）による脈波変化時のデータであることから、Ｓｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ状態のデータを使用した。
FIG. 1 of Non-Patent Document 4 (http://circ.ahajournals.org/content/95/7/1827.full) shows the Amplitude ratio by frequency analysis of the pulse waveform of the radial artery and the descending aorta. From FIG. 1, the amplitude ratio m at 1 Hz near the minimum frequency indicating diastolic blood pressure is determined as m = 0.5 / 13.
This indicates that the aortic diastolic blood pressure is increased by 0.5 / 13 over the radial artery diastolic blood pressure, so that the aortic diastolic blood pressure P d1 is
P d1 = P d2 (1 + 0.5 / 13) = P d2 (13.5 / 13)
It becomes.
If m = 0/13 , P d1 becomes P d1 = P d2 (1 + 0/13 ) = P d2 and has the same blood pressure value.
Since the minimum period of the pulse waveform is not constant and is usually a period around 1 Hz, there is no zero point in FIG. As a result, in this example, the location of 1 Hz was assumed to be the minimum cycle, and this was used as the diastolic blood pressure.
Since Transients in FIG. 1 is data at the time of pulse wave change due to short-term occlusion, data in the Steady State state was used.
上記ｍの値から、下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２は、
Ｐｄ２＝Ｐｄ１×１３．５／１３＝８０×１３．５／１３＝８３．０８ｍｍＨｇ
と推定できる。
From the value of m above, the diastolic blood pressure P d2 of the descending aorta is
P d2 = P d1 × 13.5 / 13 = 80 × 13.5 / 13 = 83.08 mmHg
Can be estimated.
この下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の推定値と、下行大動脈の脈波を組合せると、下行大動脈の収縮期血圧Ｐｄ１の推定値を得ることができるが、ここでは、式（５−３’）と同様の理由から、臨床医学的によく使用される下記式（５−３”）によって算出した。
ｎ２＝３＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２） （５−３”）
Ｐｓ２＝３×ＭＢＰ２−２×Ｐｄ２＝３×１００−２×８３．０８＝１３３．８ｍｍＨｇ
本例では、この値を下行大動脈の収縮期血圧Ｐｓ２の推定値として使用した。
By combining the estimated value of the descending aortic diastolic blood pressure P d2 and the pulse wave of the descending aorta, an estimated value of the systolic blood pressure P d1 of the descending aorta can be obtained. For the same reason as'), it was calculated by the following formula (5-3 ″) often used clinically.
n 2 = 3 = (P s2 -P d2) / (MBP 2 -P d2) (5-3 ")
P s2 = 3 × MBP 2 −2 × P d2 = 3 × 100−2 × 83.08 = 133.8 mmHg
In this example, this value was used as an estimate of the systolic blood pressure P s2 of the descending aorta.
下行大動脈の脈波速度ＰＷＶは、本発明の生体の体動測定装置で得られる下行大動脈の変位の時間変化に基づく脈波から、式（２）を使用して求めた値である、
ＰＷＶ＝４．２６ｍ／ｓ
を使用した。
The pulse wave velocity PWV of the descending aorta is a value obtained by using Equation (2) from the pulse wave based on the temporal change of the displacement of the descending aorta obtained by the body motion measuring device of the living body of the present invention.
PWV = 4.26 m / s
It was used.
血液密度は、
１Ｐａ＝１（Ｎ／ｍ２）＝０．００７５Ｔｏｒｒ＝０．００７５ｍｍＨｇ及び、
１Ｎ＝１ｋｇｍ／ｓ２ の単位換算に基づき、
ρ＝１．０６×１０３ｋｇ/ｍ３
＝１．０６×１０３×０．００７５（ｍ２／ｓ２）ｍｍＨｇ
の値を採用した。
Blood density is
1 Pa = 1 (N / m 2 ) = 0.005 Torr = 0.005 mmHg, and
Based on the unit conversion of 1N = 1kgm / s 2,
ρ = 1.06 × 10 3 kg / m 3
= 1.06 × 10 3 × 0.0075 (m 2 / s 2 ) mmHg
The value of was adopted.
以上から、式（５）で使用されるパラメータは、
ｎ１＝ｎ２＝３、Δｎ＝ｎ１−ｎ２＝０
ｍ＝０．５／１３、
Ｐｓ１＝１４０ｍｍＨｇ、Ｐｄ１＝８０ｍｍＨｇ、
ρ＝１．０６×１０３×０．００７５（ｍ２／ｓ２）ｍｍＨｇ、及び
ＰＷＶ＝４．２６ｍ／ｓ
となるので、β値は、
β＝Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
＝Ln[{3・140+(0-0.5/13・3(3-1))80}/{3・80(1+0.5/13)}]
×[2・1.06×103×0.0075・4.262・3/{3(140-(1+0.5/13・3)80)}]
＝Ln[133.8/83.1]×[288.5/50.77] = 0.476 ×288.5/50.77
＝２．７
と算出できる。
From the above, the parameters used in equation (5) are
n 1 = n 2 = 3, Δn = n 1 −n 2 = 0
m = 0.5 / 13,
P s1 = 140 mmHg, P d1 = 80 mmHg,
ρ = 1.06 × 10 3 × 0.0075 (m 2 / s 2 ) mmHg, and PWV = 4.26 m / s
Therefore, the β value is
β = Ln [{n 2 P s1 + (Δn-mn 1 (n 2 -1)) P d1 } / {n 1 P d1 (1 + m)}] × [2ρPWV 2 n 1 / {n 2 (P s1- (1 + mn 1 ) P d1 )}]
＝ Ln [{3 ・ 140+ (0-0.5 / 13 ・ 3 (3-1)) 80} / {3 ・ 80 (1 + 0.5 / 13)}]
× [2 ・ 1.06 × 10 3 × 0.0075 ・ 4.26 2・ 3 / {3 (140- (1 + 0.5 / 13 ・ 3) 80)}]
= Ln [133.8 / 83.1] x [288.5 / 50.77] = 0.476 x 288.5 / 50.77
= 2.7
And can be calculated.
本発明の変位測定装置によれば、前記生理学的指標が、
本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１と、
生理学的パラメータ１とは異なる、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２と、
本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３とで構成される場合に、
前記生理学的指標を前記生理学的パラメータ２として既知の方法で算出した値を使用して、
前記生理学的パラメータ３を算出できる。
According to the displacement measuring apparatus of the present invention, the physiological index is:
A physiological parameter 1 derived based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device of the present invention;
A physiological parameter 2 that is different from the physiological parameter 1 and can be calculated in a known manner;
When configured with physiological parameters 3 that cannot be derived based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device of the present invention and that cannot be calculated by a known method,
Using the value calculated by a known method as the physiological parameter 2 as the physiological parameter,
The physiological parameter 3 can be calculated.
さらに、式（４）で規定されるβとして、既知の方法で算出した値βｋを使用すると、
βｋ＝Ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）・２ρＰＷＶ２／ΔＰ （４'）
となる。ここで、
ＰＷＶが、本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１
βｋが、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２、
Ｐｓ及びＰｄが、本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３であり、
下記式（６）：
ν＝βｋ−Ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）・２ρＰＷＶ２／ΔＰ （６）
を、０＜ΔＰ＝Ｐｓ−Ｐｄ≦Ｋ（ｍｍＨｇ）（Ｋは正の数である）の条件の下で、
最小にするＰｓ及びＰｄを算出することにより生理学的パラメータＰｓ及びＰｄを算出できる。
Ｋは、所望の算出精度に応じて選択することができ、好ましくは１００（ｍｍＨｇ）、より好ましくは８０（ｍｍＨｇ）、更に好ましくは６５（ｍｍＨｇ）である。
Furthermore, when the value β k calculated by a known method is used as β defined by Equation (4),
β k = Ln (P s / P d ) · 2ρPWV 2 / ΔP (4 ′)
It becomes. here,
Physiological parameter 1 in which PWV is derived based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device of the present invention
β k is a physiological parameter 2 that can be calculated in a known manner,
P s and P d are physiological parameters 3 that cannot be derived based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device of the present invention and cannot be calculated by a known method,
Following formula (6):
ν = β k −Ln (P s / P d ) · 2ρPWV 2 / ΔP (6)
Under the condition of 0 <ΔP = P s −P d ≦ K (mmHg) (K is a positive number)
It can be calculated physiological parameters P s and P d by calculating the P s and P d is minimized.
K can be selected according to the desired calculation accuracy, and is preferably 100 (mmHg), more preferably 80 (mmHg), and even more preferably 65 (mmHg).
一度、本発明の変位測定装置でＰＷＶを測定し、血圧計でＰｓ及びＰｄを測定しβｋを求める。
一度βｋが求まれば、血管年齢を示すβｋは短期間に変動しないことから、既知量として扱える。
逆の発想として、βｋが個人の定数として既知量とすれば、
本発明の変位測定装置で測定したＰＷＶからＰｓ及びＰｄを得ることができる。
例えば、βｋ＝２．７１が既知のデータとした場合、
ＰＷＶの値が４．０６、４．１６、４．２６、４．３６及び４．４６ｍ／ｓと測定された場合について、Ｐｓ及びＰｄを求めた結果を以下に示した。
ＰＷＶ測定値 νを最小にするＰｓ νを最小にするＰｄ
ｍ／ｓ ｍｍＨｇ ｍｍＨｇ
４．０６ １３１ ６９
４．１６ １２８ ７９
４．２６ １３４ ８３
４．３６ １４６ ８３
４．４６ １５４ ８６
Once the PWV the displacement measuring apparatus of the present invention was measured by measuring the P s and P d by sphygmomanometer seek beta k.
Once β k is obtained, β k indicating the blood vessel age does not fluctuate in a short period of time and can therefore be handled as a known amount.
On the contrary, if β k is a known amount as an individual constant,
P s and P d can be obtained from PWV measured by the displacement measuring apparatus of the present invention.
For example, if β k = 2.71 is known data,
The results of determining P s and P d for the cases where the PWV values were measured as 4.06, 4.16, 4.26, 4.36, and 4.46 m / s are shown below.
P d to minimize the P s [nu for a PWV measurement [nu minimize
m / s mmHg mmHg
4.06 131 69
4.16 128 79
4.26 134 83
4.36 146 83
4.46 154 86
この結果から、ＰＷＶが増加すれば血圧も増加しており、ＰＷＶ値からＰｓ及びＰｄを算出することができる。
なお、設定したＫの大きさにより、νを最小にするＰｓ及びＰｄの組合せが複数算出される場合があるが、被験者の状況に応じて、適切と思われる組を選ぶことができる。
例えば、上記ＰＷＶの測定の直前に、血圧系で測定したＰｓ及び／又はＰｄの数値に近いものを選んでもよい。
From this result, if increased PWV blood pressure has increased, it is possible to calculate the P s and P d from the PWV value.
Note that a plurality of combinations of P s and P d that minimize ν may be calculated depending on the set size of K, but a combination that seems to be appropriate can be selected according to the condition of the subject.
For example, immediately before the measurement of the PWV, it may choose close to a number of P s and / or P d as measured by blood pressure system.
〔本発明の変位測定装置の実施態様例〕
本発明の変位測定装置による脈波測定について具体的に説明する。
なお、以下の例では、電磁波がマイクロ波の場合を例に説明する。
[Example Embodiment of Displacement Measuring Device of the Present Invention]
The pulse wave measurement by the displacement measuring apparatus of the present invention will be specifically described.
In the following example, the case where electromagnetic waves are microwaves will be described as an example.
図１に、本発明の変位測定装置の実施態様の例を示す。
本発明の変位測定装置は、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２を血管を含む対象物である被測定部５２に向ける。
この第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２から照射される第一電磁波１５及び第二電磁波２５によって被測定部５２の血管の脈動に由来する脈波を検出する。
FIG. 1 shows an example of an embodiment of the displacement measuring apparatus of the present invention.
In the displacement measuring apparatus of the present invention, the first antenna 12 and the second antenna 22 are directed toward the part to be measured 52 that is an object including blood vessels.
The first electromagnetic wave 15 and the second electromagnetic wave 25 irradiated from the first antenna 12 and the second antenna 22 detect a pulse wave derived from the pulsation of the blood vessel of the measurement target 52.
図３は、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２と、被測定部５２との位置関係を示したものである。
ここで、マイクロ波が照射されている被測定部５２での干渉領域（第一電磁波１５及び第二電磁波２５が重なり合う部分）のビームスポット半径ｒＡは、
第一電磁波１５及び第二電磁波２５の放射ビーム幅（広がりの角度）がθの場合、下記の式（２４）で求められる（図３では、θは模式的に示されている）。
ｒＡ＝Ｄｔａｎθ−ｘ （７）
ｘは第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２の間の距離の半分の長さを示している。
Ｄは、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２と、被測定部５２との距離である。
FIG. 3 shows the positional relationship between the first antenna 12 and the second antenna 22 and the measured part 52.
Here, the beam spot radius r A of the interference region (the portion where the first electromagnetic wave 15 and the second electromagnetic wave 25 overlap) in the measurement target 52 irradiated with the microwave is:
When the radiation beam width (angle of spread) of the first electromagnetic wave 15 and the second electromagnetic wave 25 is θ, it can be obtained by the following equation (24) (θ is schematically shown in FIG. 3).
r A = Dtan θ−x (7)
x indicates the length of half the distance between the first antenna 12 and the second antenna 22.
D is the distance between the first antenna 12 and the second antenna 22 and the part to be measured 52.
表１に、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２の間の距離が８ｃｍ（ｘ＝４ｃｍ）で、マイクロ波の放射ビーム幅θを１０度及び２０度の場合について、被測定部５２までの距離Ｄを１０ｃｍから３０ｃｍまで変化させた場合の計算結果を示す。
ｒＡが負の値を示している所は干渉領域のビームスポットが存在しないので、変位の測定が不可能である。
Table 1 shows the distance to the measured part 52 when the distance between the first antenna 12 and the second antenna 22 is 8 cm (x = 4 cm) and the microwave radiation beam width θ is 10 degrees and 20 degrees. The calculation result when D is changed from 10 cm to 30 cm is shown.
Where r A shows a negative value, there is no beam spot in the interference region, so displacement cannot be measured.
対象物が血管を含む場合、血管の直径をφｔとした場合、照射範囲ｒＡは、ｒＡ＋ｘ＜３φｔｃｍを満たすように調整することが好ましい。
例えば、大動脈の直径は、３ｃｍ程度なので、ｒＡ＋ｘ＜９ｃｍ程度になるように照射範囲ｒＡ及びｘを調整することが好ましい。
When the object includes a blood vessel, the irradiation range r A is preferably adjusted so as to satisfy r A + x <3φ t cm when the diameter of the blood vessel is φ t .
For example, since the diameter of the aorta is about 3 cm, it is preferable to adjust the irradiation ranges r A and x so that r A + x <9 cm.
正の値を示している所は干渉領域のビームスポットが存在するので変位の測定が可能である。しかしながら、半径ｒＡが大きくなると干渉領域のビームスポットが大きくなり、このため得られる情報は広いエリアの平均情報となり、鮮明な脈波の検出が困難になる。 Where a positive value is shown, there is a beam spot in the interference region, so that displacement can be measured. However, when the radius r A is increased, the beam spot in the interference region is increased, and thus the obtained information becomes average information over a wide area, making it difficult to detect a clear pulse wave.
例えば、大動脈起始部の検出においては、動脈血管の内腔半径が約１ｃｍであるため、表１から被測定部５２の位置を約３０ｃｍにセットした方が鮮明な脈波波形の検出が可能となる。 For example, in the detection of the aortic root, the lumen radius of the arterial blood vessel is about 1 cm. From Table 1, it is possible to detect a clear pulse wave waveform by setting the position of the measured portion 52 to about 30 cm. It becomes.
マイクロ波の放射ビーム幅θは、半値角θＨ近傍であることが好ましく、半値角θＨであることが好ましい。
なお、θの値の最適化は、実際の計測実験と比較しながら求めることができる。
第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２のビーム幅θが異なる場合、それぞれのビーム幅θを最適化することが好ましい。
Radiation beam width of the microwave theta is preferably half angle theta H vicinity, it is preferable that the half-value angle theta H.
The optimization of the value of θ can be obtained while comparing with an actual measurement experiment.
When the beam widths θ of the first antenna 12 and the second antenna 22 are different, it is preferable to optimize each beam width θ.
第一電磁波１５及び第二電磁波２５が重なり合う部分の半径ｒＡは、θが半値角θＨとなるような半径ｒＡとすることができる。
脈波を高精度に測定する観点から、半径ｒＡは、各測定部位において血管の直径φｔの３倍以下であることが好ましい。
血管の直径φｔは、大動脈起支部ではφｔ＝２０〜３０ｍｍ、腹大動脈ではφｔ＝１２〜２０ｍｍ、腸骨動脈ではφｔ＝６〜１０ｍｍ、上腕の動脈ではφｔ＝５〜８ｍｍ、下腕又は足首の動脈ではφｔ＝２〜４ｍｍ（具体的には３ｍｍ）、細動脈ではφｔ＝０.２〜０．５ｍｍである。
The radius r A of the portion where the first electromagnetic wave 15 and the second electromagnetic wave 25 overlap can be set to a radius r A such that θ is a half-value angle θ H.
From the viewpoint of measuring the pulse wave with high accuracy, the radius r A is preferably not more than three times the diameter φ t of the blood vessel at each measurement site.
Diameter φ t of the blood vessels, the aorta cause a branch φ t = 20~30mm, in the abdominal aorta φ t = 12~20mm, in the iliac artery φ t = 6~10mm, upper arm of the artery φ t = 5~8mm, In the artery of the lower arm or ankle, φ t = 2 to 4 mm (specifically, 3 mm), and in the arteriole, φ t = 0.2 to 0.5 mm.
合成波受信部によって、第一電磁波１５の対象物５０からの反射電磁波である第一反射波１６と、第二電磁波２５の対象物５０からの反射電磁波である第二反射波２６との合成波である合成波を受信する。
図１に示す例では、第一反射波１６と第二反射波２６との合成波である合成波は、それぞれ、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２によって受信される。
A combined wave of the first reflected wave 16 that is the reflected electromagnetic wave from the object 50 of the first electromagnetic wave 15 and the second reflected wave 26 that is the reflected electromagnetic wave from the object 50 of the second electromagnetic wave 25 by the combined wave receiving unit. The synthesized wave is received.
In the example illustrated in FIG. 1, a combined wave that is a combined wave of the first reflected wave 16 and the second reflected wave 26 is received by the first antenna 12 and the second antenna 22, respectively.
第一電磁波１５と第二電磁波２５との合成波を受信するための合成波受信部は、単一のアンテナを使用し、単一のアンテナが電磁波の送受兼用の機能を有するように構成することも可能である。 The combined wave receiving unit for receiving the combined wave of the first electromagnetic wave 15 and the second electromagnetic wave 25 uses a single antenna and is configured so that the single antenna has a function of both electromagnetic wave transmission and reception. Is also possible.
この場合、単一のアンテナから、電力合成部を介して２箇所の乗算部（第一乗算部及び第一乗算部）に接続するように構成する。
電力合成部は、送信方向には電力合成器として機能し、受信方向には電力分配器として機能する。
電力合成器は、３０ｄＢ以上のアイソレーションがあるため、２つのミキサ（第一乗算部及び第一乗算部）の波形が互いに漏れ込むことを防止することができる。
即ち、電力合成器を用いることにより、２つのアンテナの配置角度を変えることとほぼ等価の効果があるといえる。
In this case, a single antenna is connected to two multipliers (first multiplier and first multiplier) via the power combiner.
The power combiner functions as a power combiner in the transmission direction and functions as a power distributor in the receive direction.
Since the power combiner has an isolation of 30 dB or more, the waveforms of the two mixers (the first multiplier and the first multiplier) can be prevented from leaking from each other.
That is, it can be said that using a power combiner has an effect substantially equivalent to changing the arrangement angle of two antennas.
図１に示す例において、
第一アンテナ１２で受信された合成波の合成波波形は、ミキサ１４（第一乗算部）へ導入されて、第一周波数波形と乗算され、
第二アンテナ２２で受信された合成波の合成波波形は、ミキサ２４（第二乗算部）へ導入されて、第二周波数波形と乗算され、
ミキサ１４からの出力として第一差分出力波形が得られる。
第一周波数波形及び第二周波数波形は、それぞれ第一周波数波形発生部１３及び第二周波数波形発生部２３から、ミキサ２４（第一乗算部）及びミキサ２４（第二乗算部）へと導入され、ミキサ２４からの出力として第二差分出力波形が得られる。
In the example shown in FIG.
The synthesized wave waveform of the synthesized wave received by the first antenna 12 is introduced into the mixer 14 (first multiplication unit) and multiplied by the first frequency waveform,
The synthesized wave waveform of the synthesized wave received by the second antenna 22 is introduced into the mixer 24 (second multiplier) and multiplied with the second frequency waveform,
A first differential output waveform is obtained as an output from the mixer 14.
The first frequency waveform and the second frequency waveform are respectively introduced from the first frequency waveform generator 13 and the second frequency waveform generator 23 to the mixer 24 (first multiplier) and the mixer 24 (second multiplier). A second differential output waveform is obtained as an output from the mixer 24.
図１に示す例では、ハイパスフィルター及びバンドパスフィルター（図１中で「ＨＰＦ／ＢＰＦ」として示され、「周波数選択部」ともいう。）により、ミキサ１４（第一乗算部）からの出力である第一差分出力波形から、所望の周波数成分を選択する。
同様に、ハイパスフィルター及びバンドパスフィルターにより、ミキサ２４（第二乗算部）からの出力である第二差分出力波形から、所望の周波数成分を選択する。
第一周波数波形及び第二周波数波形の所望の周波数成分は、例えば、位相差計のような位相比較部２９へ導入され比較されることによって、位相差Δφ（ｔ）を求めることができる。
このとき、可変利得増幅部１８及び２８によって、位相比較部２９に入力される第一周波数波形及び第二周波数波形を所定の利得で増幅することにより、位相比較部２９での位相の比較をより正確に、容易に行うことができる。
可変利得増幅部１８及び２８とは、信号の増幅をするための回路であり、増幅の利得を変更することが可能なように構成される。
In the example shown in FIG. 1, a high-pass filter and a band-pass filter (shown as “HPF / BPF” in FIG. 1 and also referred to as “frequency selection unit”) are output from the mixer 14 (first multiplication unit). A desired frequency component is selected from a certain first differential output waveform.
Similarly, a desired frequency component is selected from the second differential output waveform, which is an output from the mixer 24 (second multiplication unit), using a high-pass filter and a band-pass filter.
The desired frequency components of the first frequency waveform and the second frequency waveform are introduced into a phase comparison unit 29 such as a phase difference meter and compared to obtain the phase difference Δφ (t).
At this time, the variable gain amplifying units 18 and 28 amplify the first frequency waveform and the second frequency waveform input to the phase comparison unit 29 with a predetermined gain, so that the phase comparison in the phase comparison unit 29 can be further compared. It can be done accurately and easily.
The variable gain amplifying units 18 and 28 are circuits for amplifying signals, and are configured to be able to change the gain of amplification.
図１に示す例では、変位測定部３１によって、第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差に基づいて、対象物５０の変位の測定の結果を得ることができる。
位相差の差から対象物５０の変位の算出には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
具体的には、位相比較部２９からの出力信号から、ローパスフィルターによって高周波成分を取り除き、アナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）によりデジタル信号に変化した位相差の情報を得ることができる。変位測定部３１では、この位相差の情報に基づき、対象物５０の変位の測定の結果である対象物５０の変位Δｄ（ｔ）を得ることができる。
位相比較部２９からの出力信号は、波形処理部３０で波形処理することが好ましい。
In the example illustrated in FIG. 1, the displacement measurement unit 31 can obtain the measurement result of the displacement of the object 50 based on the difference in phase difference between the first differential output waveform and the second differential output waveform.
A general-purpose computer such as a personal computer can be used to calculate the displacement of the object 50 from the difference in phase difference.
Specifically, high-frequency components are removed from the output signal from the phase comparison unit 29 by a low-pass filter, and information on the phase difference changed to a digital signal can be obtained by an analog-digital converter (ADC). The displacement measuring unit 31 can obtain the displacement Δd (t) of the object 50 as a result of measuring the displacement of the object 50 based on the information on the phase difference.
The output signal from the phase comparison unit 29 is preferably subjected to waveform processing by the waveform processing unit 30.
変位測定部３１は、変位に含まれる脈波以外の、呼吸、心拍、その他の体動及び変位測定装置自体の少なくともいずれか１つに由来する変位を除去する脈波外変位除去部を備えることができる。 The displacement measuring unit 31 includes an extra-pulse wave displacement removing unit that removes a displacement derived from at least one of respiration, heartbeat, other body movements, and the displacement measuring device itself other than the pulse wave included in the displacement. Can do.
変位測定部３１は、対象物５０の変位の測定の結果を連続的に得ることより、脈波の全体的な傾向を把握することができ、脈波測定を確実に行うことができる。 The displacement measuring unit 31 can obtain the overall tendency of the pulse wave by continuously obtaining the measurement result of the displacement of the object 50, and can reliably perform the pulse wave measurement.
図１に示す例では、変位測定部３１により得られた対象物５０の変位の測定の結果（対象物５０の変位Δｄ（ｔ））に基づいて、指標算出部３２によって、例えば、本発明の生理学的指標の算出方法を用いて、生理学的指標の算出の結果を求めることができる。
指標算出部３２は、変位測定部３１により得られた対象物５０の変位の測定の結果を用いて生理学的指標の算出の結果を求めるように構成される部分である。
指標算出には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
指標算出部３２を備えることで、生理学的指標の算出を確実に行うことができる。
In the example shown in FIG. 1, based on the measurement result of the displacement of the object 50 obtained by the displacement measurement unit 31 (displacement Δd (t) of the object 50), the index calculation unit 32 performs, for example, The calculation result of the physiological index can be obtained using the calculation method of the physiological index.
The index calculation unit 32 is a part configured to obtain the calculation result of the physiological index using the measurement result of the displacement of the object 50 obtained by the displacement measurement unit 31.
For the index calculation, for example, a general-purpose computer such as a personal computer can be used.
By including the index calculation unit 32, it is possible to reliably calculate the physiological index.
図１に示す例では、指標算出部３２によって算出された指標及び脈波波形の詳細な形状変化の解析に基づいて、診断部３４によって、動脈硬化等の総合診断のデータを提供することができる。
診断部３４による診断には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
In the example illustrated in FIG. 1, based on the analysis of the index calculated by the index calculation unit 32 and the detailed shape change of the pulse wave waveform, the diagnosis unit 34 can provide comprehensive diagnosis data such as arteriosclerosis. .
For the diagnosis by the diagnosis unit 34, for example, a general-purpose computer such as a personal computer can be used.
また、本発明の変位測定装置は、あらかじめ設定したパターンに対応した判定の結果を設定しておき、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、その比較結果に基づいて判定の結果を得る判定部を備えることができる。
判定部が、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、病状等の有無や程度の判定の結果を得ることにより、短時間で容易に判定の結果を得ることができる。
判定部による判定の結果を用いることにより、診断部３４による診断をより正確なものとすることができる。
In addition, the displacement measuring apparatus of the present invention sets a determination result corresponding to a preset pattern, and compares the displacement pattern of the object 50 measured by the displacement measuring unit 31 with the preset pattern. And the determination part which obtains the result of determination based on the comparison result can be provided.
The determination unit compares the displacement pattern of the object 50 measured by the displacement measurement unit 31 with a preset pattern, and obtains the result of determination of the presence or absence of a medical condition or the like, thereby easily in a short time. The determination result can be obtained.
By using the result of determination by the determination unit, the diagnosis by the diagnosis unit 34 can be made more accurate.
図１に示す例では、本発明の変位測定装置は、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位を所定のサンプリングレートで所定時間記録した脈波情報とともに、結果を関連付けて記憶する記憶手段３６を備える。
記憶手段３６としては、ハードディスクドライブ、ＣＤドライブ、ＤＶＤドライブ及び各種メモリ等、パーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータに接続可能であり、脈波情報を電子的に保存することができる公知の記憶手段３６を用いることができる。本発明の変位測定装置が、記憶手段３６を備えて結果を関連付けて記憶することにより、脈波情報である脈波パターン（測定された対象物５０の変位の時間変化）それ自体を容易に精査することができるので、医師等が、より詳しい病状の解析を容易にかつ正確に行うことができる。
In the example shown in FIG. 1, the displacement measuring device of the present invention stores the displacement associated with the object 50 measured by the displacement measuring unit 31 in association with the pulse wave information recorded for a predetermined time at a predetermined sampling rate and stores the result in association with each other. Means 36 are provided.
The storage means 36 can be connected to a general-purpose computer such as a personal computer such as a hard disk drive, CD drive, DVD drive, and various memories, and is a known storage means 36 that can store pulse wave information electronically. Can be used. The displacement measuring device of the present invention includes the storage means 36 and stores the results in association with each other, thereby easily examining the pulse wave pattern (change in the measured displacement of the object 50 over time) itself as pulse wave information. Therefore, a doctor or the like can easily and accurately analyze a more detailed medical condition.
図１に示す例では、本発明の変位測定装置は、報知手段３８を備える。
報知手段３８は、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを異なる報知態様とすることが好ましい。
本発明の変位測定装置が報知手段３８を備えることにより、結果が得られない測定異常の場合には、医師等による再測定を確実に行うことができる。
結果が得られた場合、特に病状が正常でない場合には、医師等がそれを見落とすことなく対処することを確実にできる。
In the example shown in FIG. 1, the displacement measuring apparatus of the present invention includes a notification unit 38.
It is preferable that the notification means 38 sets the notification mode in the case of a measurement abnormality for which a result is not obtained and the notification mode for the measurement result in a case where a result is obtained as different notification modes.
When the displacement measuring apparatus of the present invention includes the notification means 38, remeasurement by a doctor or the like can be reliably performed in the case of measurement abnormality in which a result cannot be obtained.
When the result is obtained, especially when the medical condition is not normal, it is possible to ensure that the doctor or the like copes without overlooking it.
本発明の変位測定装置は、本発明の変位測定装置を複数備える本発明の変位測定装置のキットを構成することができる。
複数の本発明の変位測定装置によって、例えば、同一人の異なる部位の血管に対応する位置を同時に測定することができ、複数の変位の測定の結果の時間的なずれに基づいて生理学的指標を算出することができる。
The displacement measuring device of the present invention can constitute a kit of the displacement measuring device of the present invention including a plurality of the displacement measuring devices of the present invention.
By using a plurality of displacement measuring devices of the present invention, for example, positions corresponding to blood vessels of different parts of the same person can be measured at the same time. Can be calculated.
測定の際には、対象物５０を固定することが好ましい。そのため、本発明の変位測定装置は、ベッド及び椅子等から選択される対象物５０固定手段を備えることができる。 In the measurement, it is preferable to fix the object 50. Therefore, the displacement measuring apparatus of the present invention can include an object 50 fixing means selected from a bed, a chair, and the like.
〔実施例１〕
図４に、本発明の実施例１の脈波測定装置のシステム構成図を示す。
図４の変位測定装置のシステム構成図において、
本体の各種情報を外部に表示するための表示器（１Ｂ）及び操作キーボード（１Ｄ）を一体的に有し、
ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）（７０）、
メモリ（１１）を内蔵するパソコン及びスマートフォン等の情報処理装置（１）、
情報処理装置（１）に着脱自在に装着されるメモリカード（２）、
情報処理装置（１）に接続されるプリンタ（４）、
ＡＤ変換機（５１）及び変位センサー（２０）が示される。
[Example 1]
FIG. 4 shows a system configuration diagram of the pulse wave measuring apparatus according to the first embodiment of the present invention.
In the system configuration diagram of the displacement measuring apparatus in FIG.
Integrated display (1B) and operation keyboard (1D) for displaying various information of the main body to the outside,
CPU (Central Processing Unit) (70),
An information processing device (1) such as a personal computer and a smartphone with a built-in memory (11),
A memory card (2) which is detachably attached to the information processing device (1);
A printer (4) connected to the information processing device (1);
An AD converter (51) and a displacement sensor (20) are shown.
変位センサー（２０）は、非接触にて被測定部５２の生体振動を検出して、検出された生体振動はＡＤ変換機（５１）によりデジタル情報に変換されてＣＰＵ（７０）に与えられる。 The displacement sensor (20) detects the biological vibration of the measured part 52 in a non-contact manner, and the detected biological vibration is converted into digital information by the AD converter (51) and given to the CPU (70).
操作キーボード（１Ｄ）は外部操作により情報処理装置（１）に対して情報・指示を入力する。メモリカード（２）は情報処理装置（１）に装着されて情報処理装置（１）のＣＰＵ制御によりそこに記載されている情報がアクセスされる。 The operation keyboard (1D) inputs information and instructions to the information processing apparatus (1) by an external operation. The memory card (2) is attached to the information processing apparatus (1), and information described therein is accessed by CPU control of the information processing apparatus (1).
生体の変位の中で、特に、大動脈血管の振動である大動脈の脈波波形には脈波成分より大振幅の呼吸成分が重畳するため周波数解析などの複雑な波形処理が必要であったが、
図５に示す本発明の変位測定装置を用いた脈波計測手順及び動脈血管等をプリントした検査着により効率よくかつ、詳細な脈波波形の取得が可能になった。
Among the displacement of the living body, in particular, the aortic pulse wave, which is the vibration of the aortic blood vessel, is superposed with a larger amplitude respiratory component than the pulse wave component, so complicated waveform processing such as frequency analysis was necessary.
The pulse wave measurement procedure using the displacement measuring apparatus of the present invention shown in FIG. 5 and the examination clothes printed on the arterial blood vessels enable efficient and detailed acquisition of the pulse wave waveform.
図５に示す脈波計測手順は次のとおりである。
１）被検者をリラックスさせるため、測定の目的や苦痛がなく数分間で終了し、また、着衣のままで良いことを伝える。
２）レーザー光により測定部位をマークする（頸動脈、上行動脈、鎖骨下動脈、上腕動脈、橈骨動脈などにて脈波波形が異なるため）。
３）通常の呼吸をモニタする（位相が最大になるようにＰＳＤ（位置検出素子）出力を参考に距離を調整）。
４）大きく呼吸したときの波形チェック後、何回か測定者の号令で数秒間呼吸を止めてもらう（数秒間の呼吸停止とさらに通常の呼吸状態を何回か繰り返し、良い波形が受信されたら、脈波波形データとＰＳＤ距離計（位置検出素子）のデータを記録する）。
５）被検者に測定が終了したことを伝える。
The pulse wave measurement procedure shown in FIG. 5 is as follows.
1) In order to relax the subject, it will be completed in a few minutes without the purpose and pain of the measurement, and it will be communicated that it is okay to wear clothes.
2) Mark the measurement site with laser light (because the pulse wave waveform is different in the carotid artery, ascending artery, subclavian artery, brachial artery, radial artery, etc.).
3) Monitor normal breathing (adjust the distance with reference to the PSD (position detection element) output so that the phase is maximized).
4) After checking the waveform when breathing greatly, ask the measurer to stop breathing for a few seconds (repeat for a few seconds and repeat normal breathing several times, and if a good waveform is received) , Record pulse wave waveform data and PSD distance meter (position detection element) data).
5) Tell the subject that the measurement is complete.
図８は、呼吸と脈波とが重畳した波形を示している。図８において、３秒から４秒の周期の振幅が大きい波形が呼吸であり、約１秒周期の小さな波形が脈波である。 FIG. 8 shows a waveform in which respiration and a pulse wave are superimposed. In FIG. 8, a waveform having a large amplitude with a period of 3 to 4 seconds is respiration, and a waveform having a small period of about 1 second is a pulse wave.
図９及び１２には上記脈波計測手順により取得された、詳細な脈波波形を示した。この脈波波形は中枢血管の動脈硬化に対応する、心臓からの駆出波と末梢血管からの反射波の様子を詳細に示していることがわかる。 9 and 12 show detailed pulse wave waveforms obtained by the above pulse wave measurement procedure. It can be seen that this pulse waveform shows in detail the ejection wave from the heart and the reflected wave from the peripheral blood vessel corresponding to arteriosclerosis of the central blood vessel.
上記実施例１では、本発明の変位測定装置をベッド等の寝具に設置することもできる。 In the first embodiment, the displacement measuring device of the present invention can be installed on a bedding such as a bed.
上記実施例１では、変位センサー（２０）として２つのマイクロ波送受信器を設けたが、３つ以上のマイクロ波送受信器を用いてもよい、また１個のマイクロ波送受信器による定在波レーダ等を用いてもよい。 In the first embodiment, two microwave transmitters / receivers are provided as the displacement sensor (20). However, three or more microwave transmitters / receivers may be used, or a standing wave radar using one microwave transmitter / receiver. Etc. may be used.
上記実施例１では、電波として２４ＧＨｚのマイクロ波を用いたが、変位を検出できる電波であれば、これに限られない。例えば、２４ＧＨｚ以外のマイクロ波を用いてもよい。 In the first embodiment, the microwave of 24 GHz is used as the radio wave. However, the radio wave is not limited to this as long as the radio wave can detect the displacement. For example, a microwave other than 24 GHz may be used.
上記実施例１では、マイクロ波を被測定部５２に照射したが、表面振動がなくても人体内部での変位が生じる場所に照射してもよい。 In the first embodiment, the measurement target 52 is irradiated with microwaves, but may be irradiated to a place where a displacement occurs inside the human body without surface vibration.
上記実施例１では、ニューラルネット処理などの手段により、あらかじめ記憶していた生体振動波形と比較して、その比較波形から緊急状態であることが特定された場合、警報器（６０）が音声での警報を発したが、音声以外の方法で警報を発するものであってもよい。例えば、モニタに警告を表示するものであってもよい。音声と表示の両方を用いることもできる。
あるいは、無線通信装置を用いて、ＣＰＵ（７０）から警報器（６０）の作動命令があったときに、警報器（６０）から外部に対して無線通信により警報を発するものとすることもできる。
この場合、当該警報を情報センターに送信し、当該警報を受信した情報センターから救急車を手配するような構成も可能である。
In the first embodiment, when the emergency waveform is identified from the comparison waveform by means of neural network processing or the like and compared with the biological vibration waveform stored in advance, the alarm device (60) is voiced. The alarm may be issued by a method other than voice. For example, a warning may be displayed on the monitor. Both voice and display can be used.
Alternatively, it is also possible to use a wireless communication device to issue an alarm from the alarm device (60) to the outside by wireless communication when an operation command for the alarm device (60) is issued from the CPU (70). .
In this case, a configuration in which the alarm is transmitted to the information center and an ambulance is arranged from the information center that has received the alarm is also possible.
本発明の変位測定装置は、警報器（６０）を用いない構成も可能である。例えば、脈波測定装置を単なる解析装置として用いることもできる。 The displacement measuring device of the present invention can be configured not to use the alarm device (60). For example, the pulse wave measurement device can be used as a simple analysis device.
以上述べたように、本実施の形態によれば、人体にマイクロ波を発射し、反射波を受信することによって生体振動検出装置において、従来の装置より計測精度が向上した装置を提供することができる。 As described above, according to the present embodiment, it is possible to provide a device with improved measurement accuracy compared to conventional devices in a biological vibration detection device by emitting a microwave to a human body and receiving a reflected wave. it can.
〔実施例２〕
図７に、実施例２の脈波測定装置のシステム構成の模式図を示す。
図７中、「ＬＡＳＥＲ」はレーザー、「ＰＳＤ」は位置検出センサーを示す。
[Example 2]
In FIG. 7, the schematic diagram of the system configuration | structure of the pulse-wave measuring apparatus of Example 2 is shown.
In FIG. 7, “LASER” indicates a laser, and “PSD” indicates a position detection sensor.
図１に、実施例２に使用した本発明の変位測定装置の脈波波形計測システムのブロック図を示す。
図１で示すように、２つの変位検出センサーからの波形はそれぞれの位相差を検出する位相差計（位相比較部２９）に入力され、その位相差をアナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）によりＡＤ変換して、情報処理装置にて処理及び記録する。
なお、情報処理装置は、波形処理部３０、変位測定部３１、指標算出部３２、診断部３４、記憶手段３６及び報知手段３８等を適宜含むことができる。
FIG. 1 shows a block diagram of a pulse wave waveform measuring system for a displacement measuring apparatus of the present invention used in Example 2.
As shown in FIG. 1, the waveforms from the two displacement detection sensors are input to a phase difference meter (phase comparison unit 29) that detects the respective phase differences, and the phase differences are AD-converted by an analog-digital converter (ADC). Then, the information processing apparatus processes and records.
Note that the information processing apparatus can appropriately include a waveform processing unit 30, a displacement measurement unit 31, an index calculation unit 32, a diagnosis unit 34, a storage unit 36, a notification unit 38, and the like.
実施例２に用いる本装置の特徴として、式（２）によるΔｄ（ｔ）の計測精度は、変位検出センサーと測定部位との距離に無関係であるので、遠距離でも波形強度が十分であれば、高精度にてΔｄ（ｔ）の計測が可能である。 As a feature of this apparatus used in the second embodiment, the measurement accuracy of Δd (t) according to the expression (2) is irrelevant to the distance between the displacement detection sensor and the measurement site, so that the waveform intensity is sufficient even at a long distance. Δd (t) can be measured with high accuracy.
さらに遠距離においても、鮮明な変位を検出でき、脈波波形が異なる末梢動脈波形や大動脈波形などの測定部位をポインティングすることができるという観点から、レーザー（ＬＡＳＥＲ）及び位置検出素子（ＰＳＤ：Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を追加したシステムを用いることができる。
このシステムにより、マイクロ波を最適ポイントに、最適なビームスポットで照射することが可能になり、非観血的かつ非接触的に、末梢血管からの反射圧波（反射の主たる部位は腹大動脈から左右の下行大動脈分岐部付近）と駆動圧波が干渉した合成波を含む鮮明な脈波波形のデータが取得できる。
具体的には、レーザーにて、マイクロ波の干渉するビームスポットＳの中心を示し、位置検出素子（ＰＳＤ）により、１０ｃｍから１５０ｃｍまでの距離測定が可能とした場合に、このレーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）とにより最適ポイントにマイクロ波を照射することにより、図８のような鮮明な脈波波形のデータを得ることができた。
Furthermore, from a viewpoint that a clear displacement can be detected even at a long distance and a measurement site such as a peripheral artery waveform or an aorta waveform having a different pulse waveform can be pointed, a laser (LASER) and a position detection element (PSD: Position) A system to which Sensitive Detector) is added can be used.
This system makes it possible to irradiate microwaves at the optimum point and with the optimum beam spot, and non-invasively and non-contactly, reflected pressure waves from peripheral blood vessels (the main part of reflection is left and right from the abdominal aorta). Clear pulse wave waveform data including a composite wave in which the driving pressure wave interferes with the vicinity of the descending aortic bifurcation).
Specifically, when the laser shows the center of the beam spot S where the microwave interferes, and the position detection element (PSD) enables distance measurement from 10 cm to 150 cm, this laser and the position detection element By irradiating the optimum point with microwaves using (PSD), it was possible to obtain clear pulse waveform data as shown in FIG.
実施例２では、上述の装置を用いて、心拍波形及び呼吸波形の計測を行った。
即ち、実際の測定では、レーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）により変位検出センサーから約３０ｃｍのところの大動脈起始部に向けてマイクロ波（高周波）を照射してデータを取得した。
In Example 2, the heart rate waveform and the respiratory waveform were measured using the above-described apparatus.
That is, in the actual measurement, data was acquired by irradiating a microwave (high frequency) toward the aorta starting portion about 30 cm from the displacement detection sensor with a laser and a position detection element (PSD).
図８はベッドに仰向けになった女性被験者（５０代）の呼吸と脈波が混在したデータを示している（Ｄ＝３０ｃｍ）。
横軸は経過時間（０．０１ｓｅｃ単位、例えば、「１０００」は１０秒を示す）であり、縦軸は位相差を電圧（ｍＶ）で表したものである。
図８で大きく（約１０００ｍＶ）の変化をしている箇所（４〜６ｓｅｃ）及び（１２〜１５ｓｅｃ）の約２秒から３秒間は、被検者の深呼吸のより生じた呼吸成分である。
なお、呼吸波形の解析を行う場合には、呼吸により位相差が大きく振れている５ｓｅｃと１３ｓｅｃの箇所、位相差出力電圧値１７００ｍＶ付近では位相が１８０度を超えて逆位相となっている。
FIG. 8 shows data in which respiration and pulse waves are mixed (D = 30 cm) of a female subject (50s) lying on his back on the bed.
The horizontal axis represents elapsed time (in units of 0.01 sec, for example, “1000” indicates 10 seconds), and the vertical axis represents the phase difference in voltage (mV).
The portions (4-6 sec) and (12-15 sec) where the change is large (about 1000 mV) in FIG. 8 and about 2 to 3 seconds are respiratory components caused by deep breathing of the subject.
When analyzing the respiratory waveform, the phase exceeds 180 degrees and is in the opposite phase at the 5 sec and 13 sec locations where the phase difference greatly fluctuates due to respiration and in the vicinity of the phase difference output voltage value 1700 mV.
小さい（約２００ｍＶ）変化をしている箇所（７〜１１ｓｅｃ）及び（１６〜２０ｓｅｃ）は、被検者に４秒ないし５秒間だけ故意に呼吸を止めてもらい無呼吸状態での波形を測定した。このデータは、約１秒の周期で繰り返される心拍数に相当する脈波成分の波形を示している。 The small (about 200 mV) changes (7 to 11 sec) and (16 to 20 sec) were measured by measuring the waveform in the apnea state with the subject intentionally stopping breathing for 4 to 5 seconds. . This data shows a waveform of a pulse wave component corresponding to a heart rate repeated at a period of about 1 second.
図９は、図８において被検者に４秒ないし５秒間だけ故意に呼吸を止めてもらい無呼吸状態での波形を測定した脈波波形の部分（６〜１０ｓｅｃ）だけを拡大したものであるが、この図９から約１秒周期の心拍数に相当する４個の脈波波形が存在することが明らかである。 FIG. 9 is an enlarged view of only the portion of the pulse waveform (6 to 10 sec) obtained by measuring the waveform in the apnea state by having the subject intentionally stop breathing for 4 to 5 seconds in FIG. However, it is apparent from FIG. 9 that there are four pulse wave waveforms corresponding to the heart rate of about 1 second period.
図１０は図９の一部（７．２〜８．４ｓｅｃ）をさらに拡大したものである。図１０は頸部に圧変動を検出する脈波用ピックアップを当てることにより取得された頸動脈の脈波波形ときわめてよく似た波形を示している。 FIG. 10 is an enlarged view of a part (7.2 to 8.4 sec) of FIG. FIG. 10 shows a waveform very similar to the pulse waveform of the carotid artery obtained by applying a pulse wave pickup for detecting pressure fluctuation to the neck.
このことから、カテーテルにて超小型の圧力センサーを動脈血管内に挿入しなければ測定できなかった大動脈起始部の脈波波形を、本発明の装置によって、非接触にて、しかも着衣のままで測定できることが明らかになった。 From this, the pulse wave waveform of the aortic root that could not be measured without inserting an ultra-small pressure sensor into the arterial blood vessel with a catheter can be contacted and worn without contact by the device of the present invention. It became clear that it could be measured.
図１１は男性被験者（６０代）の脈波波形を示している（Ｄ＝３０ｃｍ）。約０．７秒周期の脈波波形が４個連続に図示されている。 FIG. 11 shows the pulse waveform of a male subject (60s) (D = 30 cm). Four pulse waveforms each having a period of about 0.7 seconds are shown in a row.
図１２は図１１の一部（９．１〜９．９ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１２は頸部に圧変動を検出する脈波用ピックアップを当てることにより取得された頸動脈の脈波波形ときわめてよく似た波形を示している。
FIG. 12 is an enlarged view of a part (9.1 to 9.9 sec) of FIG.
FIG. 12 shows a waveform very similar to the pulse waveform of the carotid artery obtained by applying a pulse wave pickup for detecting pressure fluctuation to the neck.
この脈波波形の１番目のピークは、左心室の収縮により血液が大動脈に送り出されると、大動脈起始部圧波が発生し、大動脈起始部の血圧が上昇する様子を表している。これが、収縮期前方成分であり、駆動圧波を検出していることになる。
これ以後、血圧は減少するはずであるのに、血圧が再上昇して２番目のピークを形成している。これは収縮期後方成分であり、末梢血管からの反射圧波と駆動圧波が干渉した合成波を検出していることを示している。
The first peak of the pulse wave waveform indicates that when blood is sent to the aorta due to contraction of the left ventricle, an aortic root pressure wave is generated and the blood pressure at the aortic root is increased. This is the systolic front component and the driving pressure wave is detected.
After this, the blood pressure should decrease, but the blood pressure rises again to form the second peak. This is a posterior systolic component and indicates that a composite wave in which a reflected pressure wave from a peripheral blood vessel and a driving pressure wave interfere with each other is detected.
図１０の女性被験者（５０代）の大動脈起始部脈波波形と、図１１の男性被験者（６０代）の大動脈起始部脈波波形を比較すると、６０代男性では収縮期後方成分の２番目のピークが収縮期前方成分の１番目のピークより大きいことがわかる。 Comparing the aortic root pulse waveform of the female subject (50s) in FIG. 10 with the aortic root pulse waveform of the male subject (60s) in FIG. It can be seen that the second peak is larger than the first peak of the anterior systolic component.
この収縮期前方成分（１番目）と収縮期後方成分（２番目）のピークの比は増幅指数（ＡＩ）といわれており、心臓からの駆動圧（ｅｊｅｃｔｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）と、この駆動圧波が血管内を伝播し末梢から反射して戻ってきた反射圧波（ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の比率である。
このことを考慮すると、６０代男性の動脈脈波は末梢からの反射波の速度が早いため、駆動圧波と反射波が干渉した合成波が生じ、２番目の合成が１番目の駆動圧波を超えることになったと考えられる。よって、この被検者は動脈硬化が進んでいると推測される。
また、データを掲載しなかったが、椅子に座った状態で前方約３０ｃｍの距離から呼吸と脈波波形を測定し、同じような呼吸波形や脈波波形のデータが取得されることを確認した。
The ratio of the peak of the first systolic component (first) and the second systolic component (second) is called the amplification index (AI). The driving pressure from the heart (ejection pressure) and the driving pressure wave Is the ratio of the reflected pressure wave reflected from the periphery and returned.
Considering this, since the arterial pulse wave of males in their 60s has a fast reflected wave velocity from the periphery, a composite wave in which the driving pressure wave and the reflected wave interfere with each other, and the second synthesis exceeds the first driving pressure wave. It is thought that it became. Therefore, it is presumed that this subject has advanced arteriosclerosis.
Although we did not post data, we measured respiration and pulse waveform from a distance of about 30 cm forward while sitting on a chair, and confirmed that similar respiration waveform and pulse waveform data were obtained. .
以上のように、本発明の変位測定装置を用いるならば、着衣のままで椅子に座った状態で呼吸や脈波波形の測定が可能であることが明らかになった。また、身体を動かした場合の雑音については、周波数解析等の手法により除去可能と考えられる。 As described above, it has become clear that if the displacement measuring device of the present invention is used, breathing and pulse wave waveforms can be measured while sitting on a chair while wearing clothes. In addition, it is considered that noise caused by moving the body can be removed by a technique such as frequency analysis.
実施例２では、本発明の変位測定装置を試作した。また、その脈波測定装置により、実際の実験によりデータを取得し、その有用性を実証的に確認した。 In Example 2, the displacement measuring device of the present invention was prototyped. In addition, the pulse wave measuring device was used to acquire data through actual experiments and confirm its usefulness.
従来からのマイクロ波による非接触脈波計測での問題点は以下のものが挙げられる。
１）マイクロ波が照射されている部位の位置（マイクロ波の干渉するビームスポットＳ）が目視できないこと。
２）変位検出センサーと測定部位との距離により、ビームスポットＳの大きさが変化する問題がある。即ち、近距離ではビームスポットＳが小さいため干渉信号強度が弱く、最悪の場合、干渉領域のビームスポットＳが存在しない場合は計測不可となる。また、遠距離ではビームスポットＳが大きくなり、このため広いエリアの平均データとなり、鮮明な脈波波形の検出ができない。
Problems with conventional non-contact pulse wave measurement using microwaves include the following.
1) The position of the portion irradiated with the microwave (beam spot S where the microwave interferes) cannot be visually observed.
2) There is a problem that the size of the beam spot S changes depending on the distance between the displacement detection sensor and the measurement site. That is, since the beam spot S is small at a short distance, the interference signal intensity is weak. In the worst case, measurement is impossible when the beam spot S in the interference region does not exist. In addition, the beam spot S becomes large at a long distance, so that the average data of a wide area is obtained, and a clear pulse wave waveform cannot be detected.
これらの問題は、上述のように、レーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）を追加したシステムを用いることによって解決した。
これにより、マイクロ波を最適ポイントに、最適なビームスポットで照射することが可能になり、非接触にて、末梢血管からの反射圧波（反射の主たる部位は腹大動脈から左右の下行大動脈分岐部付近）と駆動圧波が干渉した合成波を含む鮮明な脈波波形のデータが取得できた。
These problems were solved by using a system with an added laser and position sensing element (PSD) as described above.
This makes it possible to irradiate the microwave with the optimal beam spot at the optimal beam spot, and non-contact reflection pressure waves from peripheral blood vessels (the main part of reflection is from the abdominal aorta to the left and right descending aortic bifurcations) ) And the pulse wave waveform data including the synthesized wave interfering with the driving pressure wave.
本発明の変位測定装置を用いる脈波測定は、従来のマイクロ波による呼吸数や心拍数検出と異なり、ＡＣ成分としての心拍数を検出するのではなく、変動・角度データをＤＣ電圧データとして抽出しており、詳細な脈波波形そのものを検出し、脈波波形の詳細な形状変化から、動脈硬化等の総合診断のデータを提供できる。
さらに実施例２の方式は、着衣のままで直接の物理量（呼吸波形や脈波波形）の測定が可能であるため、医学分野のスクリーニング（ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ）にも応用できる。
The pulse wave measurement using the displacement measuring apparatus of the present invention is different from the conventional detection of respiratory rate and heart rate by microwaves. Instead of detecting the heart rate as an AC component, fluctuation / angle data is extracted as DC voltage data. Thus, it is possible to detect a detailed pulse wave waveform itself and provide comprehensive diagnosis data such as arteriosclerosis from a detailed shape change of the pulse wave waveform.
Furthermore, since the method of Example 2 can directly measure physical quantities (respiration waveform and pulse waveform) while wearing clothes, it can be applied to screening in the medical field.
〔実施例３〕
実施例３として、本発明の変位測定装置を用いた脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）の測定を以下のように行った。
Example 3
As Example 3, measurement of pulse wave velocity (PWV) and amplification index (AI) using the displacement measuring device of the present invention was performed as follows.
年齢とともに進行する動脈硬化（ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ）による動脈の硬さ（ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ）を評価する方法として、脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）などがある。
脈波速度（ＰＷＶ）は部分的（ｓｅｇｍｅｎｔａｌ）な動脈の硬さを、増幅指数（ＡＩ）は全身（ｓｙｓｔｅｍｉｃ）の動脈の硬さの評価に用いられている。
従来から、高脂血等によって引き起こされる動脈硬化の度合いを判定するために、血管の硬さに相当する血管の力学的データを計測することが行われていた。
特に、血管の硬さを非侵襲的に計測する方法として脈波速度（ＰＷＶ）測定法が使用されて来た。
この脈波速度（ＰＷＶ）は、２点間
（頸動脈−大腿動脈：ｃｆ［ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌ］）又は
（上腕動脈−足首動脈：ｂａ［ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ］）の脈波伝播時間と２点間の距離とから、脈波速度を求めるものであり、動脈硬化の評価指標となっている。
しかし、上述のＰＷＶ測定法は被検者の身体に複数の振動センサーを取り付けるなど、高価な医療機器が必要であった。
そこで、実施例３ではマイクロ波の脈波データから、ＡＩ値とＰＷＶ値を求めるためのアルゴリズムについて説明する。
本アルゴリズムにより、１箇所での脈波データからＡＩ値とＰＷＶ値を求めることができるので、予防医学分野において病院での患者や老人のヘルスケア及び健康状態の監視やスクリーニング（ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ）を着衣のままで行うことができるため、便利であると考えられる。
As a method for evaluating the stiffness of an artery due to arteriosclerosis that progresses with age, there are a pulse wave velocity (PWV), an amplification index (AI), and the like.
Pulse wave velocity (PWV) is used to evaluate segmental arterial stiffness, and amplification index (AI) is used to evaluate systemic arterial stiffness.
Conventionally, in order to determine the degree of arteriosclerosis caused by hyperlipidemia or the like, blood vessel mechanical data corresponding to blood vessel hardness has been measured.
In particular, the pulse wave velocity (PWV) measurement method has been used as a method for noninvasively measuring the hardness of a blood vessel.
This pulse wave velocity (PWV) is between the two points (the carotid artery-femoral artery: cf [carotid-femalal]) or (the brachial artery-ankle artery: ba [brachial-ankle]) From this distance, the pulse wave velocity is obtained, which is an evaluation index of arteriosclerosis.
However, the above-described PWV measurement method requires expensive medical equipment such as attaching a plurality of vibration sensors to the body of the subject.
In the third embodiment, an algorithm for obtaining an AI value and a PWV value from microwave pulse wave data will be described.
This algorithm allows AI and PWV values to be determined from pulse wave data at a single location, so it is necessary to monitor and screen the health care and health of patients and the elderly in hospitals in the field of preventive medicine. This is convenient because it can be performed as it is.
図６に示すように心臓の拍動に伴い駆出波（Ｐｒｉｍａｒｙ ｐｕｌｓｅ）は動脈壁を末梢に向かって伝播する。
また、脈波が腹大動脈から左右の総腸骨動脈（Ｉｌｉａｃ ａｏｒｔａ）分岐点（下行大動脈分岐部）や大腿動脈などの分岐点に衝突すると反射波となり、逆方向の心臓方向に向かって伝播する。
この反射波が、脈波に占める比率が増幅指数（ＡＩ）であり、増幅指数（ＡＩ）の増加は血管の硬化が進んでいくことを意味する。
As shown in FIG. 6, a primary pulse propagates along the artery wall toward the periphery as the heart beats.
In addition, when a pulse wave collides with a bifurcation point such as a left and right common iliac artery (Iliac aorta) bifurcation point (descending aortic bifurcation) or a femoral artery from the abdominal aorta, it becomes a reflected wave and propagates toward the opposite heart direction. .
The ratio of the reflected wave to the pulse wave is the amplification index (AI), and an increase in the amplification index (AI) means that the blood vessel is hardened.
図６でＳは動脈内腔の平均断面積（ｃｍ２）であり、ＰＷＶ（ｍ／ｓｅｃ）は頸動脈、胸部動脈、腹部動脈及び大腿動脈等での平均の脈波伝播速度を示している。 In FIG. 6, S is the average cross-sectional area (cm 2 ) of the arterial lumen, and PWV (m / sec) indicates the average pulse wave propagation velocity in the carotid artery, thoracic artery, abdominal artery, femoral artery, and the like. .
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例１）
図２は、女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝２０ｃｍ）の脈波測定結果を示している。
測定では、ベッド上でセンサーから約３０ｃｍ離れた位置に仰向けの状態で、
Ａ点としては大動脈起始部、Ｂ点としては下行大動脈での測定を行った。
横軸は経過時間、縦軸は位相差を表している。
実際の測定にあたっては、被検者には大きく深呼吸した後に呼吸を止めてもらい、無呼吸の状態で数秒間測定を行った。
実際には、２点間の距離が２０ｃｍと近いため、各部位（Ａ点、Ｂ点）からの反射波形の混信を避けるためアンテナの偏波面が互いに直交するようにセットして測定した。
(Pulse wave velocity (PWV) calculation example 1)
FIG. 2 shows a pulse wave measurement result between two points (L = 20 cm) of a female subject (50s).
In the measurement, in a state of lying on the back about 30 cm away from the sensor on the bed,
Measurement was performed at the origin of the aorta as point A and at the descending aorta as point B.
The horizontal axis represents elapsed time, and the vertical axis represents phase difference.
In the actual measurement, the subject took a deep breath and stopped breathing, and the measurement was performed for several seconds in an apnea state.
Actually, since the distance between the two points is as short as 20 cm, in order to avoid the interference of the reflected waveform from each part (point A, point B), the antenna was set so that the planes of polarization were orthogonal to each other.
図２の灰色のＢ点（下行大動脈）での脈波が、黒色のＡ点（大動脈起始部：黒色）での脈波より時間が遅れているのがわかる。
図２によると、Ａ点からＢ点への脈波伝播時間Δｔは約０．０５秒であり、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌを２０ｃｍとすると、式（２）を用いて、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝２０ｃｍ／０．０５ｓｅｃ＝４ｍ／ｓｅｃ
と算出できる。
It can be seen that the pulse wave at the gray point B (descending aorta) in FIG. 2 is delayed in time from the pulse wave at the black point A (aortic origin: black).
According to FIG. 2, the pulse wave propagation time Δt from the point A to the point B is about 0.05 seconds, and when the distance L between the points A and B is 20 cm, using the equation (2), Pulse wave velocity (PWV) is
PWV = 20cm / 0.05sec = 4m / sec
And can be calculated.
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例２）
図１３は、図２において、大動脈起始部と下行大動脈波波形部分（７〜９ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１３で黒色の大動脈起始部での脈波に注目すると、
１番目のピークは心臓からの駆出波（Ｐｒｉｍａｒｙ ｐｕｌｓｅ）であり、
２番目のピークは下行大動脈分岐部からの反射波、
３番目のピークはハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）を表している。
ここで、２番目のピークの下行大動脈分岐部からの反射波と３番目のピークのハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）に注目すると、黒色の大動脈起始部脈波波形の方が灰色の下行大動脈波形よりも反射波の到達時間が遅れていることがわかる。
この一見矛盾するように見える現象を説明するため、図１４を使って以下詳細に説明する。
(Pulse wave velocity (PWV) calculation example 2)
FIG. 13 is an enlarged view of the aortic origin and descending aortic waveform (7-9 sec) in FIG.
Focusing on the pulse wave at the beginning of the black aorta in FIG.
The first peak is a primary pulse from the heart,
The second peak is the reflected wave from the descending aortic bifurcation,
The third peak represents Harmonics.
Here, focusing on the reflected wave from the descending aortic bifurcation of the second peak and the harmonics of the third peak, the black aortic origin pulse waveform is more gray than the gray descending aortic waveform. It can be seen that the arrival time of the reflected wave is delayed.
In order to explain this seemingly contradictory phenomenon, it will be described in detail below with reference to FIG.
図１４は二つの変位センサー（Ｓｅｎｓｏｒ１及びＳｅｎｓｏｒ２）が距離Ｌ１だけ離して配置され、Ｓｅｎｓｏｒ２から下行大動脈分岐部までをＬ２と仮定した位置関係を示している。
図１４から明らかなように、１番目のピークである心臓からの駆出波＃１はＬ１を伝播するｔ１時間だけ遅れてＳｅｎｓｏｒ２にて検出される。
その後、距離Ｌ２にある下行大動脈分岐部からの反射＃２及びそのハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）＃３として各センサーに到達する。
Ｓｅｎｓｏｒ２はＳｅｎｓｏｒ１よりも下行大動脈分岐部がＬ１だけ近い距離にあるため、反射波＃２、＃３がセンサーに到達する時間が短くなることは明らかである。
上記の理由により、２番目のピークと３番目のピークにおいて、黒色の大動脈起始部脈波波形の方が灰色の下行大動脈波形よりも反射波の到達時間が遅れていることの説明が可能である。
FIG. 14 shows a positional relationship in which two displacement sensors (Sensor1 and Sensor2) are arranged apart from each other by a distance L1, and L2 is assumed from Sensor2 to the descending aortic bifurcation.
As is apparent from FIG. 14, the ejection wave # 1 from the heart, which is the first peak, is detected by Sensor 2 with a delay of t1 propagating through L1.
Thereafter, each sensor is reached as reflection # 2 from its descending aortic bifurcation at distance L2 and its harmonics # 3.
It is clear that the time for the reflected waves # 2 and # 3 to reach the sensor is shorter because the descending aortic bifurcation of Sensor2 is closer to L1 than Sensor1.
For the above reason, it is possible to explain that the arrival time of the reflected wave is delayed in the black aortic origin pulse waveform than in the gray descending aorta waveform in the second and third peaks. is there.
なおＳｅｎｓｏｒ２の下行大動脈分岐部からの反射波＃２である２番目のピークが消失しているように見えるのは、Ｓｅｎｓｏｒ２と下行大動脈分岐部が近いため１番目のピークとの合成波となり、明瞭に識別できない状態である。
このことは、１番目のピークのパルス幅が広くなっていることからも理解できる。
In addition, it seems that the 2nd peak which is reflected wave # 2 from the descending aortic bifurcation part of Sensor2 is disappearing, because the sensor2 and the descending aortic bifurcation part are close to each other, it becomes a composite wave with the 1st peak. It is in a state that cannot be identified.
This can be understood from the fact that the pulse width of the first peak is wide.
上述の考え方の妥当性を調べるために、図１３の黒色の大動脈起始部の脈波データだけから脈波速度の算出を行ってみると、
図１３から１番目のピークと２番目のピークとの時間差Δｔが０．１５ｓｅｃと求まる。
この時間差は大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの往復距離２×（Ｌ１＋Ｌ２）を伝播するのに要した時間である。
ここで、大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの距離Ｌを０．３９ｍと仮定すると、往復距離２Ｌは０．７８ｍとなる。よって、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８／０．１５〜５．２ｍ／ｓｅｃ
と求まる。
この値は２点間（Ａ，Ｂ）の時間差から求めた値（４ｍ／ｓｅｃ）より大きい。
図６から腹部動脈のＰＷＶは７ｍ／ｓｅｃ以上になるため、５．２ｍ／ｓｅｃは大動脈起始部や腹部動脈の平均値としてのＰＷＶの速度を示していると考えられる。
In order to examine the validity of the above concept, when calculating the pulse wave velocity only from the pulse wave data of the black aortic root in FIG.
From FIG. 13, the time difference Δt between the first peak and the second peak is found to be 0.15 sec.
This time difference is the time required to propagate the reciprocal distance 2 × (L1 + L2) from the aortic origin to the descending aortic bifurcation.
Here, assuming that the distance L between the aortic origin and the descending aortic bifurcation is 0.39 m, the reciprocating distance 2L is 0.78 m. Therefore, from equation (2), the pulse wave velocity (PWV) is
PWV = 0.78 / 0.15-5.2m / sec
It is obtained.
This value is larger than the value (4 m / sec) obtained from the time difference between the two points (A, B).
From FIG. 6, since the PWV of the abdominal artery is 7 m / sec or more, 5.2 m / sec is considered to indicate the speed of the PWV as an average value of the aortic origin and the abdominal artery.
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例３）
図１０の女性被験者（５０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１５を使用して算出する。
(Pulse wave velocity (PWV) calculation example 3)
Calculation is performed using FIG. 15 based on the pulse waveform of the aortic root of the female subject (50s) in FIG.
図１５から、１番目のピーク＃１と２番目のピーク＃２の時間差Δｔが０．１２ｓｅｃと求まる。この時間差は大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの往復距離２×（Ｌ１＋Ｌ２）を伝播するのに要した時間である。
ここで、大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの距離Ｌを０．３９ｍと仮定すると、往復距離２Ｌは０．７８ｍと仮定できるので、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８／０．１２＝６．５ｍ／ｓｅｃ
と求まる。
From FIG. 15, the time difference Δt between the first peak # 1 and the second peak # 2 is found to be 0.12 sec. This time difference is the time required to propagate the reciprocal distance 2 × (L1 + L2) from the aortic origin to the descending aortic bifurcation.
Here, assuming that the distance L from the aortic root to the descending aortic bifurcation is 0.39 m, the round trip distance 2L can be assumed to be 0.78 m. Therefore, from equation (2), the pulse wave velocity (PWV) is
PWV = 0.78 / 0.12 = 6.5 m / sec
It is obtained.
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例４）
図１２の男性被験者（６０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１６を使用して算出する。
(Pulse wave velocity (PWV) calculation example 4)
Calculation is made using FIG. 16 based on the pulse waveform of the aortic root of the male subject (60s) in FIG.
図１６から＃１点と＃２点での脈波伝播時間Δｔは約０．１２７秒であり、往復距離２Ｌが０．７８ｍとすると、（１）式から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８ｍ／０．１２７ｓｅｃ＝６．１ｍ／ｓｅｃ
と算出される。
From FIG. 16, the pulse wave propagation time Δt at points # 1 and # 2 is about 0.127 seconds, and when the round-trip distance 2L is 0.78 m, from equation (1), the pulse wave velocity (PWV) is
PWV = 0.78m / 0.127sec = 6.1m / sec
Is calculated.
（増幅指数（ＡＩ）の算出例１）
図１２の男性被験者（６０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１６を使用して算出する。
(Amplification index (AI) calculation example 1)
Calculation is made using FIG. 16 based on the pulse waveform of the aortic root of the male subject (60s) in FIG.
増幅指数（ＡＩ）は心臓からの駆動圧（ｅｊｅｃｔｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）と、この駆動圧波が血管内を伝播し末梢から反射して戻ってきた反射圧波（ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の比率であることを考慮すると、図１６の脈波波形で、収縮期前方成分のＰ１（１番目）と収縮期後方成分Ｐ２（２番目）のピークの比ＡＩは式（３）でから、
ＡＩ＝（１７５−１１０）／１７５＝３７．７％
と求められる。
Considering that the amplification index (AI) is the ratio between the drive pressure from the heart and the reflected pressure wave that propagates in the blood vessel and reflects back from the periphery (reflection pressure). In the 16 pulse wave waveforms, the ratio AI between the peak of the systolic anterior component P1 (first) and the systolic posterior component P2 (second) is given by the equation (3):
AI = (175-110) /175=37.7%
Is required.
（増幅指数（ＡＩ）の算出例２）
図１５の女性被験者（５０代）の増幅指数（ＡＩ）値も同様にして、式（３）から、
ＡＩ＝（１９０−２２０）／２２０＝−１３．６％
と求められる。
(Amplification index (AI) calculation example 2)
Similarly, the amplification index (AI) value of the female subject (fifties) in FIG.
AI = (190−220) /220=−13.6%
Is required.
従来のＰＷＶの測定では、測定部位Ａ、Ｂ、２点間に２台の測定器をセットして、脈波波形の伝播時間差を計測していた。
このため、２台の測定器の特性を同じにし、測定器の間隔や方向などの設定に注意しなければならなかった。
In the conventional PWV measurement, two measurement devices are set between measurement points A and B, and the propagation time difference of the pulse wave waveform is measured.
For this reason, the characteristics of the two measuring instruments must be the same, and care must be taken in setting the interval and direction of the measuring instruments.
本発明の変位測定装置により動脈の脈波波形を非接触にて検出することに初めて成功し、心臓からの駆出波と末梢動脈からの反射波との合成波が時系列により、どのように変化するかの簡単なモデルから脈波が下行大動脈分岐部に衝突する時間を求められた。
その結果、２点間のデータではなく、１箇所の脈波データの反射波の到達時間から、ＰＷＶを求めることができた。
従来、大動脈の脈波波形が直接検出できなかったため、現在まで成功例はなかった。もちろん、同時にＡＩ値についても算出することができる。
The displacement measuring device of the present invention succeeded for the first time in non-contact detection of the arterial pulse wave waveform, how the combined wave of the ejection wave from the heart and the reflected wave from the peripheral artery is time-sequentially The time when the pulse wave collides with the descending aortic bifurcation was obtained from a simple model of change.
As a result, PWV could be obtained from the arrival time of the reflected wave of one pulse wave data instead of the data between two points.
Conventionally, since the pulse waveform of the aorta could not be directly detected, there have been no successful examples so far. Of course, the AI value can also be calculated at the same time.
本発明の変位測定装置の本アルゴリズムを用いるならば、１箇所の脈波データから増幅指数（ＡＩ）と脈波速度（ＰＷＶ）の両方の値が求めることができることが利点であると考えられる。 If this algorithm of the displacement measuring apparatus of the present invention is used, it is considered that it is an advantage that both values of the amplification index (AI) and the pulse wave velocity (PWV) can be obtained from pulse wave data at one place.
〔実施例４〕
図１７には、実施例４のために用いた脈波計測システムの概要を示す。
図１７で示すように、周波数（ｆ１，ｆ２）の２組の変位センサー４０ａ及び４０ｂを距離Ｌだけ離れた測定部位（例えば心臓又は後頸骨動脈、及び足首動脈等）に照射した場合、脈波が距離Ｌを伝播する脈波速度（ＰＷＶ）は式（２）で求めることができる。
Example 4
In FIG. 17, the outline | summary of the pulse-wave measurement system used for Example 4 is shown.
As shown in FIG. 17, when two sets of displacement sensors 40a and 40b having a frequency (f 1 , f 2 ) are irradiated to a measurement site (for example, the heart or the posterior tibial artery and the ankle artery) separated by a distance L, The pulse wave velocity (PWV) at which the pulse wave propagates through the distance L can be obtained by Expression (2).
図１９は、変位センサー４０ａ及び４０ｂにより、被測定部の位置Ａ点及びＢ点を測定している様子を示す。なお、変位センサー４０ａ及び４０ｂは、図１に示すアンテナ１２及び２２並びに点線Ｃの範囲の装置と同様の構成とした。 FIG. 19 shows a state in which the positions A and B of the part to be measured are measured by the displacement sensors 40a and 40b. The displacement sensors 40a and 40b have the same configuration as the devices in the range of the antennas 12 and 22 and the dotted line C shown in FIG.
図１７に示すように、２組のモジュールの配置された位置Ａ点及びＢ点において、測定された位相差データ（脈波波形）を、変位センサー４０ａ及び４０ｂのアナログデジタルコンバータ（ADC）でＡＤ変換した後、情報処理装置（１）に入力する。
情報処理装置（１）ではＡ点及びＢ点での脈波波形の遅延時間Δｔを求めることができる。
As shown in FIG. 17, the phase difference data (pulse wave waveform) measured at the positions A and B where the two sets of modules are arranged is converted into AD by the analog-digital converter (ADC) of the displacement sensors 40a and 40b. After conversion, the information is input to the information processing apparatus (1).
In the information processing apparatus (1), the delay time Δt of the pulse waveform at the points A and B can be obtained.
図１８は、女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝５７ｃｍ）の脈波測定結果を示している。測定では、ベッド上で変位検出センサーから約３０ｃｍ離れた位置に仰向けの状態でＡ点としては大動脈起始部、Ｂ点としては大腿動脈での測定を行った。横軸は経過時間、縦軸は位相差を表している。実際の測定にあたっては、被検者には大きく深呼吸した後に呼吸を止めてもらい、無呼吸の状態で数秒間測定を行い、さらに再び、深呼吸と呼吸停止を繰り替えして測定を行った。
図１８の無呼吸状態でのデータに注目すると、灰色のＢ点（大腿動脈）での脈波が、黒色のＡ点（大動脈起始部：黒色）での脈波より時間が遅れているのがわかる。即ち、Ａ点とＢ点とでは、同じピークが時間的にずれて検出されている。
FIG. 18 shows a pulse wave measurement result between two points (L = 57 cm) of a female subject (50s). In the measurement, the measurement was performed at the aortic root as point A and at the femoral artery as point B in a supine position at a position about 30 cm away from the displacement detection sensor on the bed. The horizontal axis represents elapsed time, and the vertical axis represents phase difference. In the actual measurement, the subject took a deep breath and then stopped breathing, measured for a few seconds in an apnea state, and then repeated deep breathing and respiratory stop again.
Paying attention to the data in the apnea state of FIG. 18, the pulse wave at the gray point B (femoral artery) is delayed in time from the pulse wave at the black point A (aortic origin: black). I understand. That is, the same peak is detected with a time shift at points A and B.
図１９及び図２０は、図１８において無呼吸状態にて測定した、大動脈起始部と大腿動脈の脈波波形部分（５〜１０ｓｅｃ及び１５〜２０ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１９及び図２０から、Ａ点からＢ点への脈波伝播時間Δｔは約０．１４５秒であり、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌが約５７ｃｍとすると、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝５７ｃｍ／０．１４５ｓｅｃ＝３９３ｃｍ／ｓｅｃ
と算出される。
19 and 20 are enlarged views of the pulse waveform (5 to 10 sec and 15 to 20 sec) of the origin of the aorta and the femoral artery measured in the apnea state in FIG.
From FIG. 19 and FIG. 20, when the pulse wave propagation time Δt from the point A to the point B is about 0.145 seconds and the distance L between the points A and B is about 57 cm, the equation (2) The pulse wave velocity (PWV) is
PWV = 57cm / 0.145sec = 393cm / sec
Is calculated.
図２１は女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝２０ｃｍ）、大動脈起始部（Ａ点）及び下行大動脈（Ｂ点）での脈波波形を示している。
実際には、２点間の距離が２０ｃｍと近いため、各部位（Ａ点、Ｂ点）からの反射波形の混信を避けるためアンテナの偏波面が互いに直交するようにセットして測定した。
FIG. 21 shows the pulse wave waveform between two points (L = 20 cm), the aortic root (point A) and the descending aorta (point B) of a female subject (50s).
Actually, since the distance between the two points is as short as 20 cm, in order to avoid the interference of the reflected waveform from each part (point A, point B), the antenna was set so that the planes of polarization were orthogonal to each other.
図２１からＡ点とＢ点での脈波伝播時間Δｔは約０．０５秒であり、Ａ、Ｂ間の距離Ｌが約２０ｃｍとすると、（２）式から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝２０ｃｍ／０．０５ｓｅｃ＝４００ｃｍ／ｓｅｃ
と算出される。
From FIG. 21, when the pulse wave propagation time Δt at points A and B is about 0.05 seconds and the distance L between A and B is about 20 cm, from equation (2), the pulse wave velocity (PWV) is ,
PWV = 20cm / 0.05sec = 400cm / sec
Is calculated.
実施例４では、本アルゴリズムの応用として、脈波速度（ＰＷＶ）センサーについて説明した。また、実際の実験によりデータを取得し、その有用性を実証的に確認した。 In the fourth embodiment, the pulse wave velocity (PWV) sensor has been described as an application of this algorithm. In addition, we obtained data through actual experiments and verified its usefulness.
従来のＰＷＶ測定では、圧力センサーを
頸動脈と大腿動脈間（ｃｆ：ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌ）又は、
上腕動脈と足首動脈間（ｂａ：ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ）に圧着させて脈波伝播時間を計測していた。
しかし、欠点として、測定部位を露出する必要があり、波形を記録するのに多少の技術を要する。また、計測部位に末梢動脈を含むため、測定部位Ａ、Ｂ、２点間の脈波波形が異なり、ＰＷＶ伝播時間差の算出に工夫が必要であり、高精度での計測が困難であった。さらに、末梢動脈を含むため、大動脈硬化を直接反映しておらず、大動脈と末梢動脈の平均値としての情報しか取得できなかった。
In conventional PWV measurement, the pressure sensor is connected between the carotid artery and the femoral artery (cf) or
The pulse wave propagation time was measured by pressing between the brachial artery and the ankle artery (ba: brachial-ankle).
However, as a drawback, it is necessary to expose the measurement site, and some technique is required to record the waveform. Further, since the measurement site includes the peripheral artery, the pulse wave waveforms between the measurement sites A and B are different, and it is necessary to devise for calculating the PWV propagation time difference, making it difficult to measure with high accuracy. Furthermore, since the peripheral arteries are included, aortic stiffness is not directly reflected, and only information as an average value of the aorta and the peripheral arteries can be acquired.
本発明の変位測定装置を用いる脈波測定では、アンテナの偏波面が互いに直交するように設定すれば、測定部位からの反射波の混信を避けることができる。
このことにより、従来のＰＷＶ計測器と異なり比較的近距離（Ｌ＝２０ｃｍ）での計測が可能となり、大動脈（大動脈起始部（Ａ点）と下行大動脈（Ｂ（Ｂ点））部位等での計測から、大動脈硬化の直接情報を取得することができる。また、非接触でかつ、着衣のままでの測定が可能なため、ヘルスケア及び健康状態の監視などのスクリーニングにも応用できる。
In pulse wave measurement using the displacement measuring apparatus of the present invention, interference of reflected waves from the measurement site can be avoided if the planes of polarization of the antennas are set to be orthogonal to each other.
This enables measurement at a relatively short distance (L = 20 cm) unlike conventional PWV measuring instruments, such as at the aorta (aortic origin (point A) and descending aorta (point B (B))). It is possible to obtain direct information on aortic sclerosis from the measurement, and since it can be measured without contact and while wearing clothes, it can be applied to screening such as health care and monitoring of health conditions.
〔実施例５〕
実施例５として、本発明の脈波測定装置を用いた静脈脈波の方法について述べる。
中心静脈圧ＣＶＰ(Central Venous Pressure)は、通常、５〜１０ｃｍＨ２Ｏであり、
１ｍｍＨｇ＝１．３６ｃｍＨ２Ｏとして換算すると、４−８ｍｍＨｇの血圧となり、
健常者動脈の最大／最小血圧がそれぞれ１４０／８０ｍｍＨｇであることから、
動脈と比較して圧力がとても低く、指で圧迫しても脈動は測定されないため、触診は困難である。
例えば、通常行われている、頸静脈の視診では、ポケットライトの光を静脈部分に当てて、１心拍ごとに、シルエットが２回（ａ波とｖ波）、約１秒間に２回ほど動く状態を確認した。
なお、大静脈に関する症例として、三尖弁逆流、房室解離、憎房弁逆流などの右心室や右心房疾患等がある。
静脈波形例については静脈の血圧が１０ｍｍＨｇ以下と非常に低いため、
通常の医療機器にての測定は難しく、本発明の脈波測定装置による測定は非接触にて血管に圧力を加える必要がないことから、静脈の脈波波形の測定に適していると言える。
Example 5
As a fifth embodiment, a venous pulse wave method using the pulse wave measuring device of the present invention will be described.
Central venous pressure CVP (Central Venous Pressure) is usually 5-10 cmH 2 O,
When converted as 1 mmHg = 1.36 cmH 2 O, the blood pressure is 4-8 mmHg,
Since the maximum / minimum blood pressure of the normal artery is 140/80 mmHg,
Palpation is difficult because the pressure is very low compared to arteries and pulsation is not measured even with finger compression.
For example, in the usual jugular vein inspection, the light of the pocket light is applied to the vein part, and the silhouette moves twice (a wave and v wave) and about twice a second for every one heartbeat. Checked the condition.
Examples of vena cava include right ventricular and right atrial diseases such as tricuspid regurgitation, atrioventricular dissociation, and atrial regurgitation.
For the venous waveform example, the blood pressure of the vein is very low, 10 mmHg or less,
Measurement with a normal medical device is difficult, and measurement with the pulse wave measuring device of the present invention does not require contactless pressure to be applied to the blood vessel, so it can be said that it is suitable for measuring the pulse waveform of a vein.
図３６は女性被験者（５０代）の下大静脈の測定結果を示している。
測定条件としては、着衣にてベッドに仰向状態で、測定部位である下大静脈から１５ｃｍの距離からサンプリング時間１ｍｓｅｃにて測定した。
約１秒周期の１心拍ごとに２つの山が測定されている。
FIG. 36 shows the measurement results of the inferior vena cava of a female subject (50s).
As measurement conditions, measurement was carried out with a sampling time of 1 msec from a distance of 15 cm from the inferior vena cava, which is the measurement site, while lying on a bed with clothes.
Two peaks are measured for each heartbeat with a period of about 1 second.
図３７は、図３６の一部をさらに拡大したものであり、静脈脈波波形の詳細が測定されている。ここで１心拍ごとに測定される波形から、
右心房の収縮にあたるａ波、右心室の収縮に伴うｃ波、右心室収縮後期に三尖弁が下方に引かれることによる谷ｘが現れ、
右心房の充満によりｖ波を形成した後、右心房から右心室へ血圧が送られたところでｙ波が生じる状況を表している。
このように、本発明の装置による測定は血圧が数ｍｍＨｇの静脈脈波の検出に適しており、利点であると考えられる。
FIG. 37 is an enlarged view of a part of FIG. 36, and details of the venous pulse waveform are measured. From the waveform measured every heartbeat here,
A wave corresponding to the contraction of the right atrium, c wave accompanying the contraction of the right ventricle, and a valley x due to the tricuspid valve being pulled downward in the late stage of the right ventricle contraction,
This shows a situation in which a y-wave is generated when blood pressure is sent from the right atrium to the right ventricle after a v-wave is formed by filling the right atrium.
Thus, the measurement by the apparatus of the present invention is suitable for detecting a venous pulse wave having a blood pressure of several mmHg, and is considered to be an advantage.
１２ 第一アンテナ（第一電磁波発振部）
１３ 第一周波数波形発生部
１４ ミキサ（第一乗算部）
１５ 第一電磁波
１６ 第一反射波
１８ 可変利得増幅部
２２ 第二アンテナ（第二電磁波発振部）
２３ 第二周波数波形発生部
２４ ミキサ（第二乗算部）
２５ 第二電磁波
２６ 第二反射波
２８ 可変利得増幅部
２９ 位相比較部
３０ 波形処理部
３１ 変位測定部
３２ 指標算出部
３４ 診断部
３６ 記憶手段
３８ 報知手段
４０、４０ａ、４０ｂ 変位センサー
５０、５０ａ、５０ｂ 対象物
５２ 被測定部
12 First antenna (first electromagnetic wave oscillator)
13 First frequency waveform generator 14 Mixer (first multiplier)
15 First electromagnetic wave 16 First reflected wave 18 Variable gain amplification part 22 Second antenna (second electromagnetic wave oscillation part)
23 Second frequency waveform generator 24 Mixer (second multiplier)
25 Second electromagnetic wave 26 Second reflected wave 28 Variable gain amplifying unit 29 Phase comparison unit 30 Waveform processing unit 31 Displacement measurement unit 32 Index calculation unit 34 Diagnosis unit 36 Storage unit 38 Notification unit 40, 40a, 40b Displacement sensor 50, 50a, 50b Object 52 Part to be measured
Claims (53)
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第二電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
前記変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法。 A displacement measuring method,
At time T
Irradiate the first electromagnetic wave of the first frequency to any position,
Irradiating the position with a second electromagnetic wave having a second frequency different from the first frequency,
Receiving the scattered electromagnetic wave generated as a result of the irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave;
A first differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the first electromagnetic wave;
Obtaining the phase difference φ (T) of the second differential output wave obtained by multiplying the scattered electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
Considering that the scattered electromagnetic wave is a result of scattering of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave at the position at time T,
The phase difference φ (t 0 ) obtained at time T = t 0 ,
Based on the difference Δφ (t) of the phase difference φ (t) obtained at time T = t,
Define the displacement Δd (t) of the position at time T = t with respect to time T = t 0 ,
A displacement measuring method including a step of calculating the displacement Δd (t).
Δｄ（ｔ）＝ｋ[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ） （Ｉ）
（式中、ｆ１は第一周波数、ｆ２は第二周波数、ｃ（ｍ／秒）は光の速度、ｋは数である）で前記変位Δｄ（ｔ）を定義する請求項１〜３のいずれか１項記載の変位測定方法。 The following formula (I):
Δd (t) = k [c / {4π (f 1 + f 2 )}] Δφ (t) (I)
The displacement Δd (t) is defined by (wherein f 1 is a first frequency, f 2 is a second frequency, c (m / sec) is the speed of light, and k is a number). The displacement measuring method of any one of these.
前記第一電磁波の前記位置からの反射電磁波である第一反射波と、
前記第二電磁波の前記位置からの反射電磁波である第二反射波との合成波であり、
前記Δφ（ｔ）が、
前記合成波の波形と前記第一電磁波の波形とを乗算して得る第一差分出力波の波形と
前記合成波の波形と前記第二電磁波の波形とを乗算して得る第二差分出力波の波形との、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの位相差の差であるとみなす請求項１〜４のいずれか１項記載の変位測定方法。 The scattered electromagnetic wave is
A first reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from the position of the first electromagnetic wave;
A combined wave with a second reflected wave that is a reflected electromagnetic wave from the position of the second electromagnetic wave,
The Δφ (t) is
A waveform of a first differential output wave obtained by multiplying the waveform of the synthesized wave and a waveform of the first electromagnetic wave, and a second differential output wave obtained by multiplying the waveform of the synthesized wave and the waveform of the second electromagnetic wave. waveform and the time T = t 0 and each of any one displacement measuring method according to claims 1-4 regarded as a difference in phase difference at t.
前記第二電磁波の前記位置での半値角θＨに対応する前記第二電磁波の照射領域とが重なり合う部分が存在するように、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の前記位置に対する照射の範囲を設定する請求項１〜７のいずれか１項記載の変位測定方法。 The irradiation region of the first electromagnetic wave corresponding to the half-value angle θ H at the position of the first electromagnetic wave;
There is a portion where the second electromagnetic wave irradiation region corresponding to the half-value angle θ H at the position of the second electromagnetic wave overlaps,
The displacement measuring method according to claim 1, wherein a range of irradiation of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave with respect to the position is set.
前記第一電磁波発振部が前記第一電磁波を照射でき、
前記第二電磁波発振部が前記第二電磁波を照射でき、
請求項１〜１１のいずれか記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置。 A displacement measuring device comprising a first electromagnetic wave oscillation unit and a second electromagnetic wave oscillation unit,
The first electromagnetic wave oscillation unit can irradiate the first electromagnetic wave,
The second electromagnetic wave oscillating portion can irradiate the second electromagnetic wave,
A displacement measuring apparatus comprising a component that can measure the displacement of an object by applying the displacement measuring method according to claim 1.
前記散乱電磁波の波形を得る散乱電磁波受信部、
前記第一差分出力波の波形を得る第一乗算部、
前記第二差分出力波の波形を得る第二乗算部、及び
前記Δφに基づき前記変位Δｄを算出できる変位測定部を備える請求項１２記載の変位測定装置。 The displacement measuring device further comprises:
A scattered electromagnetic wave receiving unit for obtaining a waveform of the scattered electromagnetic wave;
A first multiplier for obtaining a waveform of the first differential output wave;
The displacement measuring device according to claim 12, further comprising: a second multiplying unit that obtains a waveform of the second differential output wave; and a displacement measuring unit that can calculate the displacement Δd based on the Δφ.
前記第二電磁波発振部と前記対象物との距離が互いに異なるように、
前記第一電磁波発振部及び前記第二電磁波発振部が配置されている請求項１２〜１６のいずれか１項記載の変位測定装置。 A distance between the first electromagnetic wave oscillation unit and the object;
As the distance between the second electromagnetic wave oscillating unit and the object is different from each other,
The displacement measuring device according to any one of claims 12 to 16, wherein the first electromagnetic wave oscillating unit and the second electromagnetic wave oscillating unit are disposed.
前記第二乗算部へ入力する合成波の波形が、前記第一電磁波の反射波に対応する波形を含むように、前記第一電磁波及び前記第二電磁波の対象物に対する照射の範囲が設定されている、請求項１２〜１７記載の変位測定装置。 The waveform of the combined wave input to the first multiplication unit includes a waveform corresponding to the reflected wave of the second electromagnetic wave,
The range of irradiation of the object of the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave is set so that the waveform of the combined wave input to the second multiplication unit includes a waveform corresponding to the reflected wave of the first electromagnetic wave. The displacement measuring device according to claim 12-17.
前記第二電磁波発振部かつ前記合成波の受信部である第二アンテナとを具え、
前記第一アンテナが前記第二反射波を含む前記合成波を受信し、
前記第二アンテナが前記第一反射波を含む前記合成波を受信するように、
前記第一アンテナ及び前記第二アンテナの位置関係が設定されている、請求項１２〜１８のいずれか１項記載の変位測定装置。 A first antenna that is the first electromagnetic wave oscillating unit and the combined wave receiving unit;
A second antenna that is the second electromagnetic wave oscillating unit and the combined wave receiving unit;
The first antenna receives the combined wave including the second reflected wave;
So that the second antenna receives the combined wave including the first reflected wave;
The displacement measuring device according to claim 12, wherein a positional relationship between the first antenna and the second antenna is set.
前記第１電磁波発振部及び前記第２電磁波発振部で直接発振されるか、
発振された電磁波の高調波によって得られるか、又は、
逓倍によって得られる、請求項１２〜１９のいずれか１項記載の変位測定装置。 The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
Is directly oscillated in the first electromagnetic wave oscillation unit and the second electromagnetic wave oscillation unit,
Obtained by harmonics of the oscillated electromagnetic wave, or
The displacement measuring device according to any one of claims 12 to 19, which is obtained by multiplication.
前記第１ミキサと前記第２ミキサが互いに異なる位置に配置され、
前記第１ミキサに前記合成波の波形と前記第一電磁波が入力され、
前記第１ミキサから前記第一差分出力波の波形が出力され、
前記第２ミキサに前記合成波の波形と前記第二電磁波が入力され、
前記第２ミキサから前記第二差分出力波の波形が出力され、
前記位相差が、前記第一差分出力波の波形と前記第二差分出力波の波形の位相差である、請求項１２〜２０のいずれか１項記載の変位測定装置。 Providing a first mixer as the first multiplier and a second mixer as the second multiplier;
The first mixer and the second mixer are disposed at different positions;
The composite wave and the first electromagnetic wave are input to the first mixer,
The waveform of the first differential output wave is output from the first mixer,
The composite wave and the second electromagnetic wave are input to the second mixer,
The waveform of the second differential output wave is output from the second mixer,
21. The displacement measuring apparatus according to claim 12, wherein the phase difference is a phase difference between the waveform of the first differential output wave and the waveform of the second differential output wave.
前記第２のアンテナが第二乗算部に接続されている、請求項１２〜２１のいずれか１項記載の変位測定装置。 The first antenna is connected to a first multiplier;
The displacement measuring device according to any one of claims 12 to 21, wherein the second antenna is connected to a second multiplication unit.
ｎ個（ｎは１以上の自然数）の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する
変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合、少なくとも１つの対象物Ｏｉ（ｉは１〜ｎから選ばれる自然数）に由来する変位Δｄｉを除去する変位除去部を備える請求項１２〜２２のいずれか１項記載の変位測定装置。 The displacement Δd (t) is
n (n is a natural number of 1 or more) objects O 1 of, O 2, ···, displacement [Delta] d 1 derived from each of O n (t), Δd 2 (t), ···, Δd n ( 23. A displacement removing unit that removes a displacement Δd i derived from at least one object O i (i is a natural number selected from 1 to n) when it is regarded as a superposition of t). The displacement measuring apparatus of any one of Claims.
前記生理学的パラメータが、請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法。 A method for calculating a physiological index including a physiological parameter,
A method for calculating a physiological index, wherein the physiological parameter is derived based on a displacement of a living body that can be measured by the displacement measuring device according to any one of claims 12 to 25.
前記静脈が、頸静脈、鎖骨下静脈、上大静脈、下大静脈、肺静脈及び下肢静脈から選ばれる少なくとも１つの静脈であり、
前記動脈が、頸動脈、橈骨動脈、大腿動脈、上腕動脈、足首動脈、総腸骨動脈、胸部動脈、腹部動脈、抹消動脈、心臓動脈、後頸骨動脈、外腸骨動脈、足背動脈、浅側動脈及び顔面動脈から選ばれる少なくとも１つの動脈である請求項２７記載の生理学的指標の算出方法。 The aorta is at least one aorta selected from the ascending aorta, descending aorta, abdominal aorta, thoracic aorta and aortic arch;
The vein is at least one vein selected from jugular vein, subclavian vein, superior vena cava, inferior vena cava, pulmonary vein and lower limb vein;
Carotid artery, radial artery, femoral artery, brachial artery, ankle artery, common iliac artery, thoracic artery, abdominal artery, peripheral artery, cardiac artery, posterior tibial artery, external iliac artery, dorsal artery, shallow 28. The method of calculating a physiological index according to claim 27, wherein the physiological index is at least one artery selected from a side artery and a facial artery.
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ （ＩＩ）
〔式中、Ｌは、同一の血管の異なる２点、又は、異なる血管のそれぞれ１点についての異なる２点である、Ａ点及びＢ点の間の距離、
Δｔは、
前記Ａ点で脈波１が測定され、前記脈波１の任意の変位値Ａ１が時刻ｔ１に測定され、
前記脈波１が伝播して、時刻ｔ２に前記Ｂ点で脈波２として測定され、
前記脈波１の変位値Ａ１に対応する前記脈波２の変位値Ｂ１が時刻ｔ２に測定された場合に、Δｔ＝ｔ２−ｔ１で定義される〕で表わされる請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The PWV is represented by the following formula (II):
PWV = L / Δt (II)
[Wherein L is a distance between points A and B, which are two different points of the same blood vessel, or two different points for each one of the different blood vessels,
Δt is
The pulse wave 1 is measured at the point A, the arbitrary displacement value A1 of the pulse wave 1 is measured at time t 1,
Said pulse wave 1 is propagated, is measured as the pulse wave 2 at the point B to the time t 2, the
35-34, the displacement value B1 of the pulse wave 2 corresponding to the displacement value A1 of the pulse wave 1 is defined as Δt = t 2 −t 1 when measured at time t 2. The calculation method of the physiological parameter | index of any one of these.
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ （ＩＩＩ）
〔式中、
ΔＰ２１は、対象物中の１点であるＣ点で測定された脈波の、
最初の変極点又は極大値における変位値Ｐ１、及び、
最初の変極点又は極大値の次の変極点又は極大値における変位値Ｐ２に対して（Ｐ２−Ｐ１）であり、
ＰＰは、前記Ｐ１である〕で表わされる請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The amplification index (AI) is represented by the following formula (III):
AI = ΔP 21 / PP (III)
[Where,
ΔP 21 is the pulse wave measured at point C, which is one point in the object,
Displacement value P1 at the first inflection point or maximum value, and
(P2-P1) with respect to the displacement value P2 at the first inflection point or the next inflection point or maximum value of the maximum value,
35. The method for calculating a physiological index according to any one of claims 30 to 34, wherein PP is P1.
β=Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP （ＩＶ）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
Ｐｓは、大動脈及び／又は動脈である血管の収縮期血圧であり、
Ｐｄは、前記Ｐｓが測定された血管の拡張期血圧であり、
ＰＷＶは、前記対象物が大動脈及び／又は動脈である血管に相当する場合に前記対象物の変位から検出された脈波から測定される脈波速度であり、
ΔＰはＰｓ−Ｐｄであり、
前記Ｐｓ及びＰｄ並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、請求項５２記載の式（ＩＩ）で表わされる〕で定義される請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The β is represented by the following formula (IV):
β = Ln (P s / P d ) ・ 2ρPWV 2 / ΔP (IV)
[Where,
Ln is a natural logarithm with e as the base,
ρ is the blood density,
P s is the systolic blood pressure of blood vessels that are aorta and / or arteries;
P d is the diastolic blood pressure of the blood vessel in which the Ps is measured,
PWV is a pulse wave velocity measured from a pulse wave detected from a displacement of the object when the object corresponds to a blood vessel that is an aorta and / or artery.
ΔP is P s −P d ,
At least one set of physiologic parameters the chosen from P s and P d and the group consisting of the PWV is derived from the displacement of the object,
The method for calculating a physiological index according to any one of claims 30 to 34, wherein the PWV is expressed by the formula (II) of claim 52 when the PWV is derived from a displacement of the object.
前記血管１とは異なる大動脈及び／又は動脈である血管２に対して、
前記血管１について収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧Ｐｄ１が測定でき、
前記血管２について収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧Ｐｄ２が非観血的に測定できない場合、前記血管２についてのβを、下記式（Ｖ）：
β=Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
（Ｖ）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
ｎ１は、前記血管１の脈圧波１の平均血圧をＭＢＰ１とした場合に、
下記式：ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１） で定義され、
ｎ２は、前記血管２の脈圧波２の平均血圧をＭＢＰ２とした場合に、
下記式：ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２） で定義され、
Δｎはｎ１−ｎ２であり、
ｍは、下記式：ｍ＝（Ｐｄ２／Ｐｄ１）−１ で定義され、
ＰＷＶは、前記血管２の脈波から測定される脈波速度であり、
前記Ｐｓ１及びＰｄ１、前記Ｐｓ２及びＰｄ２並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物が前記血管１及び／又は血管２である場合における、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、請求項３５記載の式（ＩＩ）で表わされる〕において、
ｎ１、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２及びＰｄ２／Ｐｄ１のうち、前記式（ＩＩ）で表されるＰＷＶから誘導できるものは、誘導されて得た値を使用し、
ｎ１が誘導できない場合は、ｎ１として１／４〜１／２の数を使用し、
ＭＢＰ１／ＭＢＰ２が誘導できない場合は、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２として、０．９〜１．１の数を使用し、
前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１が誘導できない場合は、前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１として、既知の比を使用してｍを求めて、前記血管２についてのβを算出する請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 Aorta and / or blood vessel 1 which is an artery, and
For a blood vessel 2 that is an aorta and / or artery different from the blood vessel 1,
Systolic blood pressure P s1 and diastolic blood pressure P d1 can be measured for the blood vessel 1;
When the systolic blood pressure P s2 and the diastolic blood pressure P d2 cannot be measured noninvasively for the blood vessel 2, β for the blood vessel 2 is expressed by the following formula (V):
β = Ln [{n 2 P s1 + (Δn-mn 1 (n 2 -1)) P d1 } / {n 1 P d1 (1 + m)}] × [2ρPWV 2 n 1 / {n 2 (P s1- (1 + mn 1 ) P d1 )}]
(V)
[Where,
Ln is a natural logarithm with e as the base,
ρ is the blood density,
n 1 is, when the average blood pressure of the pulse pressure wave 1 of the blood vessel 1 is MBP 1 ,
It is defined by the following formula: n 1 = (P s1 −P d1 ) / (MBP 1 −P d1 ),
n 2 is, when the average blood pressure of the pulse pressure wave 2 of the blood vessel 2 is MBP 2 ,
The following formula: n 2 = (P s2 −P d2 ) / (MBP 2 −P d2 )
Δn is n 1 −n 2 ,
m is defined by the following formula: m = (P d2 / P d1 ) −1,
PWV is a pulse wave velocity measured from the pulse wave of the blood vessel 2,
The subject in the case where at least one physiological parameter selected from the group consisting of the P s1 and P d1 , the P s2 and P d2 and the PWV is the blood vessel 1 and / or the blood vessel 2 Derived from the displacement of the object,
In the case where the PWV is derived from the displacement of the object, it is represented by formula (II) according to claim 35].
Among n 1 , MBP 1 / MBP 2 and P d2 / P d1 , those that can be derived from PWV represented by the above formula (II) use values obtained by induction,
If n 1 cannot be derived, use a number between 1/4 and 1/2 as n 1
If MBP 1 / MBP 2 can not be derived, as MBP 1 / MBP 2, using the number of 0.9 to 1.1,
If said P d2 said P d1 is not induced, as the P d1 and the P d2, seeking m using known ratios, more of claims 30 to 34 for calculating the β about the vessel 2 A method for calculating a physiological index according to claim 1.
請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１と、
生理学的パラメータ１とは異なる、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２と、
請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３とで構成される場合に、
前記生理学的指標を前記生理学的パラメータ２としてとして既知の方法で算出した値を使用して、
前記生理学的パラメータ３を算出する生理学的パラメータの算出方法。 The physiological index is
Physiological parameter 1 induced based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device according to any one of claims 12 to 25;
A physiological parameter 2 that is different from the physiological parameter 1 and can be calculated in a known manner;
When configured with physiological parameter 3 that cannot be derived based on the displacement of the living body that can be measured by the displacement measuring device according to any one of claims 12 to 25 and that cannot be calculated by a known method,
Using the value calculated by a known method as the physiological parameter 2 as the physiological parameter 2,
A physiological parameter calculation method for calculating the physiological parameter 3.
既知の方法で算出した値βｋを使用し、
０＜ΔＰ＝Ｐｓ−Ｐｄ≦１００ｍｍＨｇ の条件下で、下記式（ＶＩ）：
ν＝βｋ−Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP （ＶＩ）
を最小にする少なくとも１組のＰｓ及びＰｄを算出する請求項４２記載の生理学的パラメータの算出方法。 Β defined by formula (IV) according to claim 39,
Using the value β k calculated by a known method,
Under the condition of 0 <ΔP = P s −P d ≦ 100 mmHg, the following formula (VI):
ν = β k −Ln (P s / P d ) · 2ρPWV 2 / ΔP (VI)
At least one set of a method of calculating the physiological parameters of claim 42, wherein calculating the P s and P d to minimize.
第一電磁波と第二電磁波とを前記対象物に照射した際に、
第一電磁波と第二電磁波とが、
電磁波がシート状物品を透過して前記生体に照射されて測定される
請求項２６〜４３のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The displacement of the living body is
When the object is irradiated with the first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave,
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
The method for calculating a physiological index according to any one of claims 26 to 43, wherein electromagnetic waves are transmitted through the sheet-like article and irradiated to the living body.
第一電磁波と第二電磁波とが、
立位、座位又は寝位の被験者の前記生体に照射されて測定される
請求項２６〜４４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The displacement of the living body is
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
The method for calculating a physiological index according to any one of claims 26 to 44, which is measured by irradiating the living body of a subject in a standing position, a sitting position, or a sleeping position.
第一電磁波と第二電磁波とが、
被験者の前記対象物に照射されている間の、
測定環境温度の変動幅がΔＴ及び／又は測定環境相対湿度の変動幅がΔＨである環境下で測定され、
前記対象物が大動脈に相当する部位を含み、
ΔＴが０〜４０℃、ΔＨが３０〜６０％である
請求項２６〜４５のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。 The displacement of the living body is
The first electromagnetic wave and the second electromagnetic wave are
While the subject's object is being irradiated,
Measured in an environment where the variation range of the measurement environment temperature is ΔT and / or the variation range of the measurement environment relative humidity is ΔH,
The object includes a portion corresponding to the aorta,
ΔT is 0 to 40 ° C. and ΔH is 30 to 60%.
The method for calculating a physiological index according to any one of claims 26 to 45.
変位測定部によって経時的に測定された対象物の変位の経時パターンを、
前記設定ターンと比較して、
その比較結果に基づいて前記判定の結果を得る判定部を備える、請求項４７記載の変位測定装置。 Set the judgment result corresponding to the preset setting pattern,
The time-dependent pattern of the displacement of the object measured over time by the displacement measuring unit,
Compared to the set turn,
48. The displacement measuring device according to claim 47, further comprising a determination unit that obtains the result of the determination based on the comparison result.
前記結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、
前記結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを、異なる報知態様とする、請求項５０記載の変位測定装置。 Informing means for informing the result,
A notification mode in the case of measurement abnormality in which the result cannot be obtained,
51. The displacement measuring device according to claim 50, wherein the notification mode of the measurement result when the result is obtained is a different notification mode.
前記対象物固定手段が、ベッド又は椅子である、請求項２４、２５及び４７〜５１のいずれか１項記載の変位測定装置。 An object fixing means for fixing the object;
52. The displacement measuring device according to any one of claims 24, 25 and 47 to 51, wherein the object fixing means is a bed or a chair.
各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、
各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位の測定の結果のずれに基づいて前記生理学的指標を算出する変位測定装置のキット。 A displacement measuring device kit comprising a plurality of the displacement measuring devices according to any one of claims 24, 25 and 47 to 52,
The object of each displacement measuring device is set at a position corresponding to a blood vessel of a different part of the same person,
A kit of a displacement measuring device that calculates the physiological index based on a deviation of a result of measuring a displacement of an object output from a displacement measuring unit of each displacement measuring device.
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