专利名称：脉搏波测定装置和活体波分析程序产品的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种脉搏波测定装置和活体波分析程序产品，特别是涉及一种能够从原波形准确地算出收缩期前分量和收缩期后分量的脉搏波测定装置和活体波分析程序产品。
背景技术：
血压是由心脏的收缩和扩张产生的血流对动脉血管内壁的压力，由作为相当于心脏的收缩期的血压的收缩期血压和作为相当于心脏的扩张期的血压的扩张期血压构成。动脉内血压产生的脉压波是由来自心脏的血液的驱出而产生的收缩期前分量(行进波)和主要由来自末梢血管的反射产生的收缩期后分量(反射波)的合成波，这两分量之间存在拐点。
这样的脉搏波波形随着测定部位到达末梢的程度而变化。具体地说，随着测定部位越靠近末梢，与收缩期前分量相比，收缩期后分量下降。
日本公开专利特开平7-39530号公报公开了一种自动血压测定装置，通过求出这样的脉搏波的原波形的4次微分波，自动分析收缩期前分量和收缩期后分量。
但是，由于特开平7-39530号公报所公开的那种以往的自动血压装置，是从原波形和4次微分波来求出收缩期后分量，所以在原波形的4次微分波的特征点存在有多个，而应选择的特征点不明确的情况下，或者在求得收缩期后分量的方法是与相应波形的测定部位不同的测定部位用的方法的情况等下，就无法求出收缩期后分量。另外，即使在同一部位测定脉搏波的情况下，因为由血管壁的硬度等引起的反射波所产生的时刻或其大小等不同，所以脉搏波的波形发生变化，从而无法求出收缩期后分量。
发明内容
鉴于上述的这种问题，本发明的目的在于提供一种预先将脉搏波波形进行分类而能够准确地算出收缩期前分量和收缩期后分量的脉搏波测定装置和活体(生体)波分析程序产品。
为实现上述目的，按照本发明的一个方案，脉搏波测定装置具有第一计算部，从1拍的脉搏波计算出多次微分波而得到多次微分特征点；第二计算部，根据所述1拍的脉搏波的规定区间内的、计算出的特定的多次微分特征点的有无，使用所述特定的多次微分特征点，计算收缩期前分量和收缩期后分量中的对应于所述规定区间一方的分量。
按照本发明的另一个方案，活体波分析程序产品使计算机执行合成第一波形和第二波形而形成的活体波的分析，其特征在于，执行如下步骤第一计算步骤，从1拍的活体波计算出多次微分波而得到多次微分特征点；第二计算步骤，根据所述1拍的活体波的规定区间内的、所述计算出的特定的多次微分特征点的有无，使用所述特定的多次微分特征点，计算所述第一波形和所述第二波形中的对应于所述规定区间一方的波形。
以下从参照附图对本发明的详细说明能使本发明的上述目的和其他目的、特征、方案以及优点更加清楚。
图1是示出本实施形式的脉搏波测定装置的构成的具体例的视图；图2是示出本实施形式的脉搏波测定装置的脉搏波测定处理的流程图；图3是示出本实施形式的脉搏波测定装置的传感器信号分析处理的流程图；图4是示出被测定的脉搏波随时间变化的具体例的视图；图5是示出被测定的脉搏波随时间变化的具体例的视图；图6是示出传感器信号的输出变化(脉搏波波形)的具体例的视图；图7是示出脉搏波波形的波形形状的特征的具体例的视图；图8是示出脉搏波波形的分类的具体例的视图；图9是示出本实施形式的脉搏波测定装置的特征量计算处理的流程图；图10是示出脉搏波波形的大分类的具体例的视图；图11是示出进行大分类的脉搏波波形的分类表的具体例的视图；图12是示出脉搏波波形的小分类的具体例的视图；
图13是示出脉搏波波形的小分类的具体例的视图；图14是示出脉搏波波形的分类一览的视图；图15是示出α波形的输出例的视图；图16是示出β波形的输出例的视图；图17是示出γ波形的输出例的视图；图18是示出δ波形的输出例的视图；图19是示出从β波形向α波形变化的视图；图20是示出从β波形向γ波形变化的视图；图21是示出从γ波形向δ波形变化的视图。
具体实施例方式
以下参照附图来说明本发明的实施形式。在以下的说明中，对同一部件和构成要素标注同样的附图标记，它们的名称和功能也一样。因此，不再重复对它们进行详细说明。
参照图1，本实施形式的脉搏波测定装置的总体构成包含检测脉搏波的脉搏波装置1和控制脉搏波测定装置整体的控制装置2。而脉搏波装置1和控制装置2经USB(Universal Serial Bus通用串行总线)电缆等专用电缆或通信线路等连接起来。这种连接中也包含有无线通信等非接触连接。
控制装置2设置有存储用于控制脉搏波测定装置的数据或程序的ROM(Read Only Memory只读存储器)24和RAM(Random Access Memory随机存储器)25、进行该脉搏波测定装置整体控制的CPU(Central ProcessingUnit中央处理单元)23，CPU23访问ROM24并读出程序，而在RAM25中展开、执行，进行该脉搏波测定装置的整体控制。控制装置2还设置有设置为从外部可操作的、为了输入各种信息而被操作的操作部21；以及用于将动脉位置检测结果和脉搏波测定结果等各种信息输出到外部的由LED(LightEmitting Diode发光二极管)或LCD(Liquid Crystal Display液晶显示器)等构成的显示部22。CPU23从操作部21接受来自用户的操作信号，并根据该操作信号来进行脉搏波测定装置整体的控制处理。即，CPU23根据由操作部21输入的操作信号，把控制信号送到脉搏波装置1。CPU23把从脉搏波装置1接收到的测定结果等显示在显示部22上。
控制装置2相当于一般的计算机等，图1所示的控制装置2的构成是一般计算机的构成的具体例。因此，控制装置2的构成并不限定于图1所示的构成。
脉搏波装置1经I/F11接受来自控制装置2的控制信号，由I/F11接受的控制信号被送到控制电路12，再从控制电路12送到加压泵13、负压泵14、或者切换阀15。
加压泵13是用来对按压袖带(空气袋)16的内压(下面称为袖带压)加压的泵，负压泵14是用来对袖带压进行减压的泵。切换阀15把这些加压泵13和负压泵14中的某一个有选择地切换连接于空气管(未图示)。而控制电路12来控制它们。
半导体压力传感器17包含在由单晶硅等构成的半导体芯片上沿一个方向按规定间隔排列的多个传感器元件而构成，并由按压袖带16的压力将其按压在测定中的被测者的手腕等测定部位上。在这种状态下，半导体压力传感器17经由挠骨动脉检测出被测者的脉搏波。半导体压力传感器17将检测到脉搏波而输出的电压信号按各传感器元件的每一个通道输入到多路转换器18。
多路转换器18有选择地把各传感器元件输出的电压信号输出到A/D转换器19，A/D转换器19把从半导体压力传感器17导出的作为模拟信号的电压信号转换成数字信息，再经I/F11送到控制装置2。在本实施形式中，CPU23经由多路转换器18沿时间轴同时取得包含在半导体压力传感器17内的各传感器元件输出的电压信号。
在图1中示出这样的构成，即本脉搏波测定装置包含作为独立的装置的脉搏波装置1和控制装置2，这些装置协调动作而进行脉搏波测定，但是毫无疑问，脉搏波测定装置也可以一体地包含脉搏波装置1和控制装置2。
接下来用图2所示的流程图说明本实施形式的脉搏波测定装置的脉搏波测定处理。控制装置的CPU23访问ROM24并读出程序，并在RAM25上展开而执行，从而实现图2的流程图所示的处理。
参照图2，首先，当接通电源开关(未示出)时，CPU23经I/F11指示控制电路12驱动负压泵14，控制电路12根据该指示把切换阀15切换到负压泵14侧，驱动负压泵14(S101)。通过驱动负压泵14，经切换阀15使袖带压充分低于大气压，从而可以避免包含半导体压力传感器17的传感器部分无准备地突出来而造成误动作或故障。
此后，检测出传感器部分移动到测定部位、或者包含在操作部21内的测定开始开关(未示出)被按压等，判断测定的开始(S103)。前者的情况下，传感器部分具有检测出其移动的未图示的微动开关等，CPU23根据该微动开关的检测信号判定传感器部分是否移动。
如果判断为开始测定(S103为“是”)，CPU23就经I/F11把使加压泵13驱动的控制信号送到控制电路12。控制电路12根据该控制信号把切换阀15切换到加压泵13侧，驱动加压泵13(S105)。这样，袖带压上升，把包含半导体压力传感器17的传感器部分按压在被测者的测定部位的表面上。
当传感器部分被按压在测定部位上时，经由多路转换器18从包含在半导体压力传感器17内的各传感器元件导出电压信号，由A/D转换器19变换为数字信息，然后经I/F11输入到CPU23。CPU23使用这些数字信息作成压力图，并显示在显示部22上(S107)。
接着，CPU23根据在步骤S107作成的压力图来判定测定部位的皮下有无腱或挠骨等固态物，并进行排除这些固态物的处理(S109)。在固态物排除处理中，根据在S107所得到的压力图的信息，特定包含在半导体压力传感器17内的传感器元件中的、其检知区包含固态物上的传感器元件，并把排除所特定的传感器元件之外的其余传感器元件选作将动脉上的位置作为检测区域的传感器元件的候补。在本发明中并不限定该固态物的排除处理，例如，可以使用本案申请人已经申请的日本专利申请特愿2003-12313号中所记载的技术等。
接着，CPU23进行这样的处理，即从把动脉上的位置作为检测区域的传感器元件的候补中、将把动脉上的位置作为检测区域的传感器元件选作最佳通道(S111)。这里同样，关于选择最佳通道的处理，在本发明中也不予以限定，同样，可以使用本案申请人已经提出的日本专利申请特愿2003-12313号中所记载的技术等。
然后，CPU23从由对应于所选择的最佳通道的各传感器元件输入的电压信号中提取出其直流分量(S113)。由电压信号的一定时间的平均值、或通过电压信号的低通滤波器的分量(除掉了脉搏波的分量)、或脉搏波的上升沿点(混入脉搏波分量之前)的电压信号电平来求出直流分量。
更具体地说，在步骤S113，把电压信号的输出变化分割为每隔一定时间的窗口(区间)，算出各窗口内的平均值，从而能提取出直流分量。或者，计算出各窗口内的最大值和最小值的中间值、或使用低通滤波器提取出规定频率以下的值等，同样也可以提取出直流分量。上述的一定时间是不依据被测者的脉搏而预先设定在脉搏波测定装置内的时间间隔，最好是包含一般的1拍脉搏时间的1.5秒左右。
接着，CPU23检测出在步骤S113中从对应于所选择的最佳通道的各传感器元件所输入的电压信号提取的直流分量稳定的部位(S115)。当CPU23检测到直流分量稳定的部位时(步骤S115为“是”)，将该时刻的按压袖带16的按压力确定为最佳按压力，经由I/F11把控制信号送到控制电路12，从而调整按压袖带16的压力(S117)。
另一方面，在未检测到直流分量稳定的部位的情况下(步骤S115为“否”)，继续用加压泵13对按压袖带16加压，同时重复进行上述步骤S107～S115的处理，直到检测到直流分量稳定的部位。
另外，在步骤S117把按压袖带16的按压力确定为最佳按压力之后，重复进行以下的步骤S119～S123的判定，微调按压力使其保持最佳。即，首先，在把按压袖带16的按压力调整为最佳的按压的状态下，CPU23监视直流分量是否稳定(S119)，根据需要(步骤S119为“否”)重复进行步骤S117的按压力的调整，从而使按压袖带16的按压力保持在最佳按压状态。
更具体地说，在步骤S117，CPU23使切换阀15切换到加压泵13，加压泵13按一定的速度、或任意速度对按压袖带16的按压力加压，同时改变半导体压力传感器17的按压力，或者，使切换阀15切换到负压泵14，负压泵14按一定的速度、或任意速度对按压袖带16的按压力减压，同时改变半导体压力传感器17的按压力等，这样来调整按压力，在步骤S119，比较确定最佳按压力时的直流分量和按压力调整后的直流分量，调整按压力，使之不会成为过按压。
然后，CPU23判定按压袖带16的按压力被保持在最佳按压的状态下、从作为最佳通道而被选择出的传感器元件输出的电压信号、即波形数据的上升沿点的锐度(MSP)是否合适(S121)，再判定是否有波形失真(S123)。
在波形数据的上升沿点的锐度(MSP)不合适的情况下(步骤S121为“否”)，或者在检测到有波形失真的情况下(步骤S123为“否”)，重复步骤S117的按压力调整，直到波形数据的上升沿点的锐度(MSP)变得合适，或者检测不到有波形失真。
在波形数据的上升沿点的锐度(MSP)合适的情况下(步骤S121为“是”)，并且在检测不到有波形失真的情况下(步骤S123为“是”)，CPU23经多路转换器18、A/D转换器19和I/F11从脉搏波装置1取得该时刻的波形数据(S125)。
CPU23从由脉搏波装置1取得的波形数据检测出脉搏波，并判定脉搏波检测结束的规定条件的成立(S127)。在步骤S127用来结束脉搏波检测的条件，既可以是预先设定的规定时间的经过，也可以是来自用户的结束(或中断)指示等。即，重复进行上述步骤S125的脉搏波数据的传送处理，直到规定条件成立为止。
在脉搏波检测结束的规定条件成立时(步骤S127为“是”)，CPU23经切换阀15驱动负压泵14，并经I/F11把控制信号送到控制电路12(S129)。这样，解除对测定部位的传感器部分的按压状态，结束一连串的脉搏波测定处理。
接着，使用图3所示的流程图来说明本实施形式的脉搏波测定装置的传感器信号分析处理。图3的流程图所示的处理也是通过控制装置的CPU23访问ROM24并读出程序、在RAM25上展开而执行来实现的。
参照图3，首先，当由半导体压力传感器17检测出脉压传感器信号时(S201)，半导体压力传感器17把传感器信号输入到未示出的放大器。于是，在放大器中将由半导体压力传感器17所检测到的传感器信号放大至规定的频率(S203)，然后输入到A/D转换器19。
A/D转换器19使从放大器输入的作为模拟信号的传感器信号数字化(S205)，再以除去噪声等为目的而执行用于提取规定范围的频率的数字滤波处理(S207)。A/D转换器19经I/F11把数字化的传感器信号输入到控制装置2。
控制装置2的CPU23经I/F11从A/D转换器19接收传感器信号，通过执行存储在ROM24内的程序，对从传感器信号得到的脉搏波波形进行N次微分(S209)。然后，根据其微分结果划分脉搏波波形，提取出1拍的脉搏波波形(S211)，对脉搏波波形进行分类(S213)。后面将更加详细地说明步骤S213中的分类方法。
从分类过的脉搏波波形中提取出规定的特征点(S215)，并且计算出AI(Augmentation Index增大指数)值(S217)。然后结束上述的传感器信号分析处理。
上述的AI是公知的指标，是把主要反映对应于中枢血管的动脉硬化的脉搏波的反射强度(是脉搏波的反射现象，表示血流量的接收容易程度)的特征量指标化的量值。特别是AI可以被称为早期发现循环器官系统疾患用的有效的指标，表示与血压不同的举措，这是公知的。
更详细地说，图4和图5中表示随被测定的脉搏波的时间经过而变化的具体例，现在进行说明。即，例如，在测定出图4所示的脉搏波的情况下，得到AI值为AI＝P1/P2(或AI(％)＝(P2-P1)/P1×100)，在测定出图5所示的脉搏波的情况下，得到AI值为AI＝P1/P2(或AI(％)＝(P2-P1)/P2×100)。这里，时间T1的水平P1表示根据因心脏的心拍引起的血液的行进波(收缩期前分量)的值，时间T2的水平P2表示根据针对心拍引起的行进波的反射波(收缩期后分量)的值。该反射波对应于血管的硬化，其强度、输出波的上升沿时刻为基准的反射波的出现时间相位发生变化。作为确定P1和P2的方法，可以对脉搏波波形进行微分等运算来求出。一般，如图4所示，被测者的年龄年轻时，如图4所示会成为水平P2＜水平P1；被测者年龄高时，如图5所示会成为水平P2＞水平P1。这是因为被测者的年龄越高血管内壁的硬化(动脉硬化)越发展，所以血管壁不能充分吸收输出波，在短时间内就检测出水平高的反射。如此，AI值是由心拍引起的行进波和反射波所得到的值，是主要反映对应于中枢血管的动脉硬化的脉搏波的反射强度的特征量。
在本实施形式中，说明了计算出AI值作为脉搏波的特征量，但是，在本发明中，特征量并不限定于AI值，例如，用图4或图5所示的ΔTp等其他值作为特征量使用也能够得到同样的效果。与AI值一样，上述的ΔTp也是公知的指标。
这里，图6示出了由半导体压力传感器17检测出的传感器信号的输出变化(脉搏波波形)的具体例，在图6中，纵轴被取为半导体压力传感器17输出的电压信号的电平和按压袖带16对传感器部分的按压压力大小，横轴被取为脉搏波测定时间的经过。
从这样的脉搏波波形着眼于又1拍的脉搏波波形时，其波形形状的特征就如图7所示的那样。即，脉搏波是由从心脏驱出的血液的压力构成的行进波、与由从心脏驱出的血液的反射压构成的反射波的合成波，该波形因测定部位或被测者不同而显示不同的特征。更具体地说，如图8所示，根据行进波与反射波的合成情况(强弱)，分类为脉搏波波形的上升段上无被称为“肩部”的拐点的波形(左侧)和有拐点的波形(右侧)，进一步分类为脉搏波波形的下降段上无肩部的波形和有肩部的波形。这里，根据上述的分类，把脉搏波波形的上升段上无肩部且下降段上也无肩部的波形叫做α波形；把脉搏波波形的上升段上无肩部而下降段上有肩部的波形叫做β波形；把脉搏波波形的上升段上有肩部且下降段上也有肩部的波形叫做γ波形；把脉搏波波形的上升段上有肩部而下降段上无肩部的波形叫做δ波形。
本发明的脉搏波测定装置的特征在于，按照上述分类将测定得到的脉搏波波形进行分类，根据该结果计算出作为特征量的AI值。即，执行图9的流程图所示的处理，按照上述的分类对脉搏波波形进行分类，然后根据该结果计算出AI值。图9的流程图所示的处理相当于上述图3的步骤S211～S217的处理，本处理也是通过控制装置的CPU23访问ROM24并读出程序、在RAM25上展开而执行来实现的。
参照图9，首先，CPU23判定经I/F11从脉搏波装置1取得的脉搏波波形的上升段上有无肩部(S301)；再判定下降段上有无肩部(S307、S313)，把脉搏波波形分类为α波形～δ波形，根据各个波形类型不同的AI计算算法算出AI值(S309、S311、S315、S317)。然后结束本运算处理。
在步骤S301，判断为脉搏波波形的上升段上有肩部(S301为“是”)，且按压袖带16的按压控制失败的情况下(S303为“是”)，CPU23就再调整按压袖带16的按压力(S305)，然后结束本处理。
在图9中，先判定脉搏波波形的上升段上有无肩部，然后再判定下降段上有无肩部，但是判定顺序并不限定为该顺序，相反的顺序也一样。
进一步更详细地说明上述的脉搏波波形的分类。
这里，波形中的各特征点的表述定义如下。
1DZC1次微分下降过零点4DZC4次微分下降过零点4IZC4次微分上升过零点APG-A加速度脉搏波A点APG-B加速度脉搏波B点
APG-E加速度脉搏波E点APG-F加速度脉搏波F点其中，上述的1DZC(下降过零点)是相当于在1次微分时从+到-转变的0点的波形上的点，表示脉搏波最大点等极大点。4DZC是相当于在4次微分时从+到-转变的0点的波形上的点；4IZC(上升过零点)是相当于在4次微分时从-到+转变的0点的波形上的点，同时表示波形的拐点以及失真(肩部)。APG-A～F是在把2次微分时的各峰值取为A～F的情况下各点A～F的对应波形上的点，是表示波形特征的点。
首先，在进行上述的脉搏波波形的分类之前，CPU23对所取得的脉搏波波形进行多次微分，计算出上述各特征点。然后，在上述的步骤S301，如图10所示，CPU23着眼于处在APG-A点～1DZC点之间(上升段)的4DZC的个数和位置，按照各特征点的曲率变化进行大分类为α波形、β波形、或者γ波形、δ波形。α波形、β波形是合成波中与反射波比较，行进波相当大的波形；γ波形、δ波形是反射波比行进波大的波形。
图11中，表示出着眼于4DZC的个数和位置而进行大分类的脉搏波波形的分类表的具体例。即，参照图11，在APG-A点～APG-B点和APG-B点～1DZC点中，分别存在3个以上4DZC点的情况下，因为波形失真太多，所以判定为类型分类错误，并判定为按压袖带16的按压力过大的可能性高。即，这种情况下，CPU23判断为在上述步骤S303对按压袖带16的按压控制失败(步骤S303为“是”)。而且，在该情况下，CPU23在步骤S305对按压袖带16的按压力进行再调整，使之降低。
在APG-A点～APG-B点中存在1个4DZC点、在APG-B点～1DZC点中存在0～1个4DZC点的情况下，或者在APG-A点～APG-B点中存在0个4DZC点、在APG-B点～1DZC点中存在1个4DZC点的情况下，CPU23判定脉搏波波形为γ波形或δ波形。在APG-A点～APG-B点中以及在APG-B点～1DZC点中不存在4DZC点的情况下，CPU23判定脉搏波波形为α波形、β波形。
另外，在上述步骤S313，如图12所示，CPU23着眼于1DZC点～APG-E点之间(下降段)有无4IZC(肩部)，小分类为α波形或β波形。即，在上述的步骤S313，CPU23从1DZC点开始扫描4次微分，如果直到APG-E点的3次微分为负的区域内存在上升过零点(4IZC)，就把脉搏波波形判定为β波形。存在多个4IZC点的情况下，采用3次微分为最小的点。如果在1DZC点～APG-E点之间不存在上升过零点(4IZC)，就把脉搏波波形判定为α波形。
或者，在上述的步骤S307，CPU23计算出图13所示的4DZC点～1DZC点的时间Ta和1DZC点～4IZC点的时间Tb，并着眼于这些时间的关系，小分类为γ波形或δ波形。即，在上述的步骤S307，在满足Ta≤Tb×1的情况下，CPU23把脉搏波波形判定为γ波形；在不满足上述关系的情况下，把脉搏波波形判定为δ波形。
这样判定的脉搏波波形的分类一览表示于图14。在图14上还示出了在各波形中求AI值时所用的特征点。对于所分类的各个波形，本脉搏波测定装置用图14所示的特征点的振幅作为表征行进波和反射波的特征点来计算出AI值。
各波形的AI值的计算方法如下。即，如果定义PPEAK峰值点压(1拍中的最高压力)PSYS1第一收缩期压(行进波的压力)PSYS2第二收缩期压(反射波的压力)PDIA扩张期压(1拍中的最低压力)SBP收缩期血压DBP扩张期血压在脉搏波波形是α波形的情况下，在上述的步骤S315，CPU23用以下的运算公式(1)来计算AI值。
AI=PAPG-E-PDIAPPeak-PDIA···(1)]]>PDIA＝DBPPSYS1＝PPEAK＝SBPPSYS2＝PAPG-E在脉搏波波形为β波形的情况下，在上述的步骤S317，CPU23用以下的运算公式(2)来计算AI值。
AI=P4IZC-PDIAPPeak-PDIA···(2)]]>PDIA＝DBPPSYS1＝PPEAK＝SBPPSYS2＝P4IZC在脉搏波波形为γ波形的情况下，在上述的步骤S309，CPU23用以下的运算公式(3)来计算AI值。
AI=P4IZC-PDIAP4DZC-PDIA····(3)]]>PDIA＝DBPPSYS1＝P4DZCPSYS2＝P4IZCPPEAK＝SBP在脉搏波波形为δ波形的情况下，在上述的步骤S311，CPU23用以下的运算公式(4)来计算AI值。
AI=PPeak-PDIAP4DZC-PDIA···(4)]]>PDIA＝DBPPSYS1＝P4DZCPSYS2＝PPEAK＝SBP进一步，图15～图18中示出了实际测定的脉搏波波形中所识别的各波形α波形～δ波形的具体的输出例。
可是，如上所述，脉搏波波形是随测定部位而变化的。具体地说，如图19所示，当测定部位从中枢侧向末梢侧变化时，伴随着反射波的减少，β波形的4IZC点(4次微分上升过零点)下降，最后，4IZC点与APG-E点一致，平滑地向α波形变化。相反，如图20所示，当测定部位从末梢侧向中枢侧变化时，伴随着反射波的增加，β波形的4IZC点上升，随着这样的变化，1DZC点慢慢地成为合成波的波峰，平滑地向γ波形变化。另外，如图21所示，当测定部位从末梢侧向中枢侧变化时，伴随着反射波的增加，γ波形的4IZC点上升，随着这样的变化，4IZC点与1DZC点慢慢地统一起来，平滑地向δ波形变化。即，脉搏波波形的分类α波形～δ波形是连续变化的，即使在连续测定脉搏波的情况下，其脉搏波波形的分类也可能产生偏差。即使在同一地方测定脉搏波的情况下，也会因由血管壁的硬度等引起的反射波的发生时刻或其大小等而产生上述那样的脉搏波波形分类的连续变化。
即使在这样的情况下，本实施形式的脉搏波测定装置，在上述步骤S301，根据从1拍的脉搏波波形的脉搏波最小点到脉搏波最大点之间(上升段)的4DZC点(4次微分下降过零点)的有无，将脉搏波波形的分类切换为α波形·β波形或γ波形·δ波形，并进行以后的处理，所以能够应对脉搏波波形的分类的连续变化。换言之，本实施形式的脉搏波测定装置在上述步骤S301，能够根据从1拍的脉搏波波形的脉搏波最小点到脉搏波最大点之间(上升段)的4DZC点(4次微分下降过零点)的有无，在1拍的脉搏波波形中切换行进波的位置并进行以后的处理。即，在1拍的脉搏波波形的脉搏波最小点到脉搏波最大点之间(上升段)没有4DZC点的情况下，把脉搏波最大点(1DZC点)的位置作为行进波的位置，在1拍的脉搏波波形的脉搏波最小点到脉搏波最大点之间(上升段)有4DZC点的情况下，将该4DZC点的位置作为行进波的位置，由此来切换行进波的位置。
在脉搏波波形从γ波形到β波形连续地变化的情况下，4DZC点慢慢地接近于脉搏波的最大点(1DZC点)，当完全转移为β波形时，4DZC点与脉搏波最大点一致而消失。因此，随着从γ波形转移为β波形，特定行进波的特征值也被切换，但是，该位置会发生连续的位置变化。所以，某一波形被分类为γ波形并在步骤S309计算出来的AI值、和对该波形连续变化了的波形被分类为β波形并在步骤S317计算出来的AI值为近似的值。
同样，本实施形式的脉搏波测定装置，在上述步骤S307或步骤S313，根据从1拍的脉搏波波形的脉搏波最大点到切迹点(切痕点)(APG-E点)之间(下降段)的4IZC点(4次微分上升过零点)的有无，将脉搏波波形的分类切换为α波形或β波形、或者γ波形或δ波形，并进行以后的处理，所以能够应对脉搏波波形的分类的连续变化。换言之，本实施形式中的脉搏波测定装置在上述步骤S307或步骤S313，根据从1拍的脉搏波波形的脉搏波最大点到切迹点之间(下降段)的4IZC点(4次微分上升过零点)的有无，在1拍的脉搏波波形中切换反射波的位置并进行以后的处理。即，在1拍的脉搏波波形的脉搏波最大点到切迹点之间(下降段)没有4IZC点的情况下，把加速度脉搏波E点(APG-E点)或脉搏波最大点(1DZC点)的位置作为反射波的位置，在1拍的脉搏波波形的脉搏波最小点到脉搏波最大点之间(上升段)有4IZC点的情况下，将该4IZC点的位置作为反射波的位置，而切换反射波的位置。
在脉搏波波形从γ波形到δ波形连续地变化的情况下，4IZC点慢慢地接近于脉搏波的最大点(1DZC点)，当完全转移为δ波形时，4IZC点与脉搏波最大点一致而消失。因此，随着从γ波形转移为δ波形，特定行进波的特征值也被切换，但是，该位置会发生连续的位置变化。所以，某一波形被分类为γ波形并在步骤S309计算出来的AI值、和对该波形连续变化了的波形被分类为δ波形并在步骤S311计算出来的AI值为近似的值。
在脉搏波波形从β波形到α波形连续地变化的情况下，4IZC点慢慢地接近于切迹点(APG-E点)，当完全转移为α波形时，4IZC点与切迹点一致而消失。因此，随着从β波形转移为α波形，特定行进波的特征值也被切换，但是，该位置会发生连续的位置变化。所以，某一波形被分类为β波形并在步骤S317计算出来的AI值、和对该波形连续变化了的波形被分类为α波形并在步骤S315计算出来的AI值为近似的值。
在本脉搏波测定装置中，如上所述，特征在于把所输入的脉搏波波形预先按照多次微分的特征点(4次微分特征点)的有无进行分类，根据该分类结果来选择处理方法(AI值的计算方法)。在所选择出来的处理方法中，取代该处理方法所必要的第一特征点的是用于其他处理方法的第二特征点，其特征在于能够使用可近似于第一特征点的第二特征点。这样，即使在不存在特定的多次微分的特征点的情况下，本发明的脉搏波测定装置也能够从作为合成波的脉搏波计算出行进波和反射波。而且，即使对于从不同测定部位得到的不同的脉搏波波形，也能够通过进行同样的处理而从作为合成波的脉搏波自动地计算出行进波和反射波。即使在连续测定的脉搏波波形的分类产生偏差的情况下，也能够稳定地计算出AI值等特征量。
在上述的说明中，作为特征点，描述了使用脉搏波波形的3次微分或4次微分的特征点的情况，当然，在本发明中并不把微分次限定于3次或4次，只要是同样能够表示脉搏波波形特征的多次微分，无论几次微分都可以。
在上述的说明中，描述了通过用压力传感器捕捉脉压的变化来检测脉搏波的构成，但是脉搏波的检测方法并不限定于上述的构成，例如，也可以采用通过捕捉容积变化来检测脉搏波的构成。
另外，本发明的脉搏波波形的分析方法并不限定于脉搏波波形的分析，例如，也可以使用于由例如心拍波形等、心脏的收缩和扩张产生的第一波形和第二波形合成而构成的其他活体波的分析中。也可以把上述的脉搏波测定装置进行的脉搏波的分析方法作为程序来提供。这样的程序也可以被记录在附属于计算机的软盘、CD-ROM(Compact Disc-ROM)、ROM、RAM和存储卡等计算机可读取的记录媒体上，而作成程序产品。或者，也可以记录在内装于计算机内的硬盘等记录媒体上，而提供程序。也可以经网络下载而提供程序。
所提供的程序产品安装在硬盘等程序存储器内执行，程序产品包含程序本身和记录了程序的记录媒体。
这次所公开的实施形式全部是示例，应该认为并不限定于此。本发明的范围并不是由上述的说明、而由权利要求的范围来表示，本发明的范围还包含与权利要求的范围等同的含义和范围之内的全部变更。
权利要求
1.一种脉搏波测定装置，具有第一计算部(23)，从1拍的脉搏波计算出多次微分波而得到多次微分特征点；第二计算部(23)，根据所述1拍的脉搏波的规定区间内的、所述计算出的特定的多次微分特征点的有无，使用所述特定的多次微分特征点，计算收缩期前分量和收缩期后分量中的对应于所述规定区间一方的分量。
2.根据权利要求1所述的脉搏波测定装置，其特征在于，所述规定区间是从所述1拍的脉搏波的开始到脉搏波最大点的上升段的区间，所述第二计算部(23)，在所述上升段的区间内存在所述特定的多次微分特征点的情况下，使用所述多次微分特征点计算出收缩期前分量。
3.根据权利要求2所述的脉搏波测定装置，其特征在于，在所述脉搏波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述脉搏波最大点、并且最终与所述脉搏波最大点一致而消失之前的脉搏波的情况下，所述第二计算部(23)在计算所述收缩期前分量时使用所述脉搏波最大点。
4.根据权利要求1所述的脉搏波测定装置，其特征在于，所述规定区间是从脉搏波最大点到所述脉搏波最大点的下一个的切迹点的下降段的区间，所述第二计算部(23)，在所述下降段的区间内存在所述特定的多次微分特征点的情况下，使用所述多次微分特征点计算出收缩期后分量。
5.根据权利要求4所述的脉搏波测定装置，其特征在于，在所述脉搏波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述脉搏波最大点、并且最终与所述脉搏波最大点一致而消失之前的脉搏波的情况下，所述第二计算部(23)在计算所述收缩期后分量时使用所述脉搏波最大点。
6.根据权利要求4所述的脉搏波测定装置，其特征在于，在所述脉搏波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述切迹点、并且最终与所述切迹点一致而消失之前的脉搏波的情况下，所述第二计算部(23)在计算所述收缩期后分量时使用所述切迹点。
7.根据权利要求1所述的脉搏波测定装置，其特征在于，所述特定的多次微分特征点是3次微分波的极小点。
8.根据权利要求1所述的脉搏波测定装置，其特征在于，所述特定的多次微分特征点是3次微分波的极大点。
9.一种活体波分析程序产品，用计算机执行合成第一波形和第二波形而成的活体波的分析，其特征在于，执行如下步骤第一计算步骤(S209～S215)，从1拍的活体波计算出多次微分波而得到多次微分特征点；第二计算步骤(S309～S317)，根据所述1拍的活体波的规定区间内的、所述计算出的特定的多次微分特征点的有无，使用所述特定的多次微分特征点，计算所述第一波形和所述第二波形中的对应于所述规定区间一方的波形。
10.根据权利要求9所述的活体波分析程序产品，其特征在于，所述规定区间是从所述1拍的活体波的开始到最大点的上升段的区间，所述第二计算步骤(S309～S317)，在所述上升段的区间内存在所述特定的多次微分特征点的情况下，使用所述多次微分特征点计算出所述第一波形。
11.根据权利要求10所述的活体波分析程序产品，其特征在于，在所述活体波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述最大点、并且最终与所述最大点一致而消失之前的活体波的情况下，所述第二计算步骤(S309～S317)在计算所述第一波形时使用所述最大点。
12.根据权利要求9所述的活体波分析程序产品，其特征在于，所述规定区间是从最大点到所述最大点的下一个的切迹点的下降段的区间，所述第二计算步骤(S309～S317)，在所述下降段的区间内存在所述特定的多次微分特征点的情况下，使用所述多次微分特征点计算出所述第二波形。
13.根据权利要求12所述的活体波分析程序产品，其特征在于，在所述活体波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述最大点、并且最终与所述最大点一致而消失之前的活体波的情况下，所述第二计算步骤(S309～S317)在计算所述第二波形时使用所述最大点。
14.根据权利要求12所述的活体波分析程序产品，其特征在于，在所述脉搏波是所述特定的多次微分特征点的位置接近于所述切迹点、并且最终与所述切迹点一致而消失之前的活体波的情况下，所述第二计算步骤(S309～S317)在计算所述第二波形时使用所述切迹点。
15.根据权利要求9所述的活体波分析程序产品，其特征在于，所述特定的多次微分特征点是3次微分波的极小点。
16.根据权利要求9所述的活体波分析程序产品，其特征在于，所述特定的多次微分特征点是3次微分波的极大点。
全文摘要
本发明涉及一种脉搏波测定装置和活体波分析程序产品，脉搏波测定装置对所测定的脉搏波波形进行N次微分。根据1拍的脉搏波波形的上升段上的肩部(拐点)的有无，还根据下降段上的肩部的有无，将脉搏波波形分类为α波形～δ波形。在被分类了的各波形中，所计算出来的N次微分的各个特征点与行进波或反射波相当。脉搏波测定装置能够使用这些特征点和对各个波形的计算公式计算出作为脉搏波的特征量的AI值等。
文档编号A61B5/0225GK1537508SQ20041003487
公开日2004年10月20日 申请日期2004年4月16日 优先权日2003年4月16日
发明者佐藤博则, 北胁知己, 己 申请人:欧姆龙健康医疗事业株式会社