JP2005021452A

JP2005021452A - 脈波計測モジュール及び脈波計測方法

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Publication number: JP2005021452A
Application number: JP2003191260A
Authority: JP
Inventors: Takuji Suzuki; 琢治鈴木; Kazunari Ouchi; 一成大内; Kenichi Kameyama; 研一亀山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2003-07-03
Filing date: 2003-07-03
Publication date: 2005-01-27
Anticipated expiration: 2023-07-03
Also published as: JP3819877B2

Abstract

【課題】日常生活上発生する外乱の影響を低減し、脈拍を計測する。
【解決手段】圧力計測手段１１が人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る。血管位置決定手段１２９が複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する。第１抽出手段１２９が複数の圧力測定値から、決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出する。第１代表値決定手段が第１圧力測定値から第１代表値を決定する。第２抽出手段１２９が複数の圧力測定値から、決定した血管の位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出する。第２代表値決定手段が第２圧力測定値から第２代表値を決定する。差分算出手段１２９が第１の代表値と第２の代表値との差分を算出する。
【選択図】図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、睡眠状態計測、自律神経系状態計測、心的負荷計測などにより健康管理を目的とした脈波計測モジュール及び脈波計測方法で、特に日常生活下での外乱による計測データの影響を低減する脈波計測モジュール及び脈波計測方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心拍は、人間の様々な状態を反映する指標で、医療目的に限らず、睡眠状態計測、自律神経系状態計測、心的負荷の計測など人間工学的な利用もなされており有用な指標である。心拍の上昇は、運動、緊張など心的負荷、姿勢変化などに伴う交感神経系の活性化により引き起こされる。また、心拍のゆらぎ成分も自律神経系の活動を反映しているといわれている。
【０００３】
心拍の計測は、主に心電図のＲ波の間隔から求めるものと、末梢の血流変化を脈波として捉えるものとの２種類の方法で行われる。心電図の計測は、最低でも心臓をはさむ２点の電極と不関電極の計３つを装着する必要があり、一般の健康な方が日常生活で利用することは困難である。
【０００４】
脈波は、心拍に同期して変動するため、このピーク間隔から心拍を取得することができる。また、波形を２回微分して、その波形から動脈硬化の度合いを検出するなど幅広い利用が可能である。脈波の計測方法には、主に光電式と圧力式の２つがある。光電式は、指腹部、手のひら、耳朶などに光の送受信デバイスを装着するだけで基本的には計測が可能であり簡便である（例えば、特許文献１、特許文献２、又は特許文献３参照）。また、もうひとつの方法である圧力式は微小の圧力センサで手首などの動脈上の皮膚の圧力変化を取得するものである（例えば、特許文献４参照）。
【０００５】
【特許文献１】
特許第２７７０３７１号公報
【０００６】
【特許文献２】
特許第３２４３９７０号公報
【０００７】
【特許文献３】
特許第３２０８５３８号公報
【０００８】
【特許文献４】
特許第３０２９９１２号公報
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
脈波の場合、計測は簡便であるが、一方で末梢にて計測するため、腕の動きなどの影響を受けやすくアーチファクト対策が非常に重要となる。特許文献４では、複数の圧力センサを用いてアーチファクト対策を行っている。しかし、特許文献４では、処理を単純化したために十分な精度で脈波を得ることができない。また、特許文献４では、アーチファクトは各センサに一様であると仮定していて、各センサにアーチファクトが一様でない場合は考慮されていない。
【００１０】
本発明は、上述した従来の技術に鑑み、日常生活上発生する外乱の影響を低減し、多様な状況でも脈拍を計測することができる脈波計測モジュール及び脈派計測システムを提供することを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明の脈波計測モジュールは、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出する第１抽出手段と、第１圧力測定値から第１代表値を決定する第１代表値決定手段と、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出する第２抽出手段と、第２圧力測定値から第２代表値を決定する第２代表値決定手段と、第１の代表値と第２の代表値との差分を算出する差分算出手段を備えている。
【００１２】
また、本発明の脈波計測モジュールは、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出する第１抽出手段と、第１圧力測定値から第１代表値を決定する第１代表値決定手段と、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置及び位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出する第２抽出手段と、第２圧力測定値から第２代表値を決定する第２代表値決定手段と、第１の代表値と第２の代表値との差分を算出する差分算出手段を備えている。
【００１３】
さらに、本発明の脈波計測モジュールは、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、決定した血管の位置以外で得られる圧力測定値に基づいて、位置と圧力測定値を関係づける回帰直線を決定する回帰直線決定手段と、決定した血管の位置で得られる圧力測定値と、圧力測定値を得た位置での回帰直線から決定される圧力測定値との差分を算出する差分算出手段を備えている。
【００１４】
またさらに、本発明の脈波計測モジュールは、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、複数の圧力測定値に基づいて、２つの位置間の相互相関関数を算出する算出手段と、相互相関関数に基づいて、２つの位置間の圧力測定値の位相差を取得する位相差取得手段と、位相差を除去するために２つの位置のうち少なくともいずれかの位置での圧力測定値に対応する波形の位相をシフトする位相シフト手段と、位相差を除去した２つの位置での圧力測定値を加算する加算手段を備えている。
【００１５】
本発明の脈波計測方法は、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測方法において、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出し、第１圧力測定値から第１代表値を決定し、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出し、第２圧力測定値から第２代表値を決定し、第１の代表値と第２の代表値との差分を算出する。
【００１６】
また、本発明の脈波計測方法は、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測方法において、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出し、第１圧力測定値から第１代表値を決定し、複数の圧力測定値から、決定した血管の位置及び位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出し、第２圧力測定値から第２代表値を決定し、第１の代表値と第２の代表値との差分を算出する。
【００１７】
さらに、本発明の脈波計測方法は、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測方法において、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、決定した血管の位置以外で得られる圧力測定値に基づいて、位置と圧力成分を関係づける回帰直線を決定し、決定した血管の位置で得られる圧力測定値と、圧力測定値を得た位置での回帰直線から決定される圧力測定値との差分を算出する。
【００１８】
またさらに、本発明の脈波計測方法は、人体に接触して人体の脈波を計測する脈波計測方法において、人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、複数の圧力測定値に基づいて、２つの位置間の相互相関関数を算出し、相互相関関数に基づいて、２つの位置間の圧力測定値の位相差を取得し、位相差を除去するために２つの位置のうち少なくともいずれかの位置での圧力測定値に対応する波形の位相をシフトし、位相差を除去した２つの位置での圧力測定値を加算する。
【００１９】
ここで、代表値とは、１以上の圧力測定値から抽出された１つの値のことであり、その抽出方法は限定しない。例えば、１以上の圧力測定値の平均値が代表値になりうる。また、１以上の圧力測定値から任意に１つの値を抽出することも考えられる。さらに、ここで平均値とは、例えば、加算平均、相乗平均、メジアン、モードによる演算された値であり、１以上の圧力測定値（振幅対応値）から所定の演算によって得られる代表値を示すものである。またここで、圧力測定値が１つの場合の平均値は、その圧力測定値そのものである。
【００２０】
以上のように、人体上の複数位置における圧力値に対応する圧力測定値を計測して、血管上とそれ以外の圧力測定値を得て血管上の外乱による圧力測定値を取得し、血管上の拍動による圧力測定値だけを抽出し、アーチファクトによる影響を低減することができる。また人体上の複数位置における圧力値に対応する圧力測定値の圧力波形の位相差を考慮し加算することでノイズの影響を低減することができる。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の脈波計測モジュール及び脈派計測システムを図面を参照して説明する。
図１は、本発明の脈波計測システムを構成するセンサモジュール１０とディスプレイ端末２０の機能ブロック図である。脈波計測システムは、センサモジュール１０とディスプレイ端末２０とから構成される。
センサモジュール１０は、圧力センサアレイ１１及び信号処理データ蓄積通信部１２からなる。圧力センサアレイ１１は、複数の圧力センサ１１１、１１２、１１３から構成される。図１では、圧力センサ１１１、１１２、１１３は、３個しか描かれていないが、この数量は３個に限定されない。
信号処理データ蓄積通信部１２は、圧力センサ１１１、１１２、１１３、アンプ１２１、１２２、１２３、フィルタ１２４、１２５、１２６、マルチプレクサ１２７、Ａ／Ｄコンバータ１２８、ＤＳＰ１２９、ＣＰＵ１３０、メモリ１３１、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）モジュール１３２、バッテリ１３３から構成される。
ディスプレイ端末２０は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール２０１、処理部２０２、及び表示部２０３から構成される。また、図１の例では、ディスプレイ端末２０は腕ベルト２１を備えて、この腕ベルト２１がディスプレイ端末２０を腕に固定する。ディスプレイ端末２０は時計としての機能を有していてもよい。
【００２２】
圧力センサ１１１、１１２、１１３は、皮膚に接触して接触面にかかる圧力を検出する。圧力センサ１１１、１１２、１１３は、検出した圧力を電気信号に変換しアナログ信号として出力する。
アンプ１２１、１２２、１２３は、図１に示したようにそれぞれ対応する圧力センサ１１１、１１２、１１３に接続している。各アンプ１２１、１２２、１２３は、対応する圧力センサ１１１、１１２、１１３の出力信号を入力し、その出力信号を増幅する。
フィルタ１２４、１２５、１２６は、図１に示したようにそれぞれ対応するアンプ１２１、１２２、１２３に接続している。各フィルタ１２４、１２５、１２６は、対応するアンプ１２１、１２２、１２３の出力信号をフィルタリングして、拍動の周期成分を十分に含む帯域以外の不要な周波数帯域成分を取り除く。マルチプレクサ１２７は、フィルタ１２４、１２５、１２６からの信号を入力し、それらの入力信号を組み合わせて多重信号をつくる。Ａ／Ｄコンバータ１２８は、多重信号をデジタル信号に変換する。ＤＳＰ１２９は、Ａ／Ｄコンバータ１２８からの信号に基づいて、後述するデータ処理を行い、脈拍データを取得する。
ＣＰＵ１３０は、得られた脈拍データに関する制御を行う。例えば、ＣＰＵ１３０は、脈拍データをメモリ１３１に記憶させる。メモリ１３１は、脈拍データを記憶し蓄積する。また、ＣＰＵ１３０は、脈拍データを所定のタイミングでディスプレイ端末２０に送信するようにＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２に指示する。Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２は、近距離無線通信方式の１つであるＢｌｕｅｔｏｏｔｈによる通信を実現するものである。Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２は、ディスプレイ端末２０に含まれているＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール２０１との間で近距離無線通信を実現する。
【００２３】
Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール２０１は、上述したＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２に同様であり、センサモジュール１０に含まれるＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２との間で近距離無線通信を実現する。
処理部２０２は、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール２０１が受信した脈拍データを表示部２０３に表示されるように処理する。表示部２０３は、処理部２０２に処理されたデータを入力して、脈拍データに関する事項を表示する。
【００２４】
図２は、図１のセンサモジュール１０の斜視図である。
センサモジュール１０は、２次元アレイ状に圧力センサ１１１、１１２、１１３が配置されている圧力センサアレイ１１の層と、信号処理データ蓄積通信部１２の層からなる。圧力センサアレイ１１は、ピエゾ抵抗式又は静電容量式により圧力を検出する。また、ＭＥＭＳ（Ｍｉｃｒｏ−Ｅｌｅｃｔｒｏ−ＭｅｃｈａｎｉｃａｌＳｙｓｔｅｍｓ）技術を用いて、センサモジュール１０に圧力センサアレイ１１及び信号処理データ蓄積通信部１２を実装する。
【００２５】
図３は、図２のセンサモジュール１０が皮膚上に装着されている模式図である。センサモジュール１０は、パッチタイプに形成されており、手首の動脈血管上に配置されるように装着される。
【００２６】
図４は、図２のセンサモジュール１０と動脈との位置関係を示す図である。圧力センサアレイ１１の圧力センサの行方向又は列方向が可能な限り血管と平行になるようにセンサモジュール１０を手首に装着する。
【００２７】
図５は、図２のセンサモジュールで計測される、アーチファクトがない場合の圧力波形の一例を示すグラフである。図４の位置ｙ軸上の圧力センサによって得られる圧力値に対応する圧力測定値である振幅の時間変化を示したものである。アーチファクトとは、身体に起因する外乱であり、不要な信号成分の原因になるものである。
図４のようにセンサモジュール１０が手首に装着されて圧力センサアレイ１１に計測される波形データは、アーチファクトがない場合、図５のように動脈上に位置している圧力センサでは拍動に同期して大きな振幅が得られる。一方、図５から解るように、動脈上以外に位置している圧力センサでは、拍動には同期しているようだが非常に小さい振幅が得られるに過ぎない。
【００２８】
このように、アーチファクトがない場合は、拍動を正確に得ることができ、これを基に脈拍を正確に計測することができる。次に、このようなアーチファクトを除去し、かつ身体に起因しない外乱であるノイズを低減する方法を説明する。
【００２９】
図６は、図２のセンサモジュールを構成する圧力センサアレイの各圧力センサのうち動脈上にある圧力センサを示す図である。図６において、動脈上にある圧力センサは斜線を付してある。
図６に示すように、圧力センサは、動脈に直交する方向を行、動脈に平行な方向を列として行列状に配置されている。例えば、１行目では、Ａ（１，１）、Ａ（２，１）・・・Ａ（８，１）のように各圧力センサが検出する圧力値に対応する振幅値が得られる。図６の圧力センサアレイ１１は、８×８＝６４個の圧力アレイから構成されるので、８行目まであり最後の圧力センサが検出する振幅値はＡ（８，８）と示される。
【００３０】
動脈上に配置している圧力センサは、動脈上以外に配置している圧力センサに比較して、次図の図７に示すように、検出する振幅値は大きくなる。したがって、圧力センサが検出した振幅値を参照すれば、センサモジュール１０が動脈の位置を決定することが可能になる。例えば、所定の閾値を設定して、圧力センサが検出した振幅値がその閾値以上であればその圧力センサは動脈上にあり、閾値未満であればその圧力センサは動脈上にないと判定すればよい。
【００３１】
また、すべての圧力センサが検出した振幅値のうち上位の振幅値を検出した圧力センサが血管上にあると判定してもよい。上位の振幅値は、例えば、全ての圧力センサが検出した振幅値の平均値よりも大きいものがそれに該当する。
【００３２】
実際的には、センサモジュール１０を装着後、しばらくの間（例えば１０秒間）、安静状態の下で信号処理データ蓄積通信部１２がすべての圧力センサから圧力データ（振幅値）を取得する。信号処理データ蓄積通信部１２はそこで得られた圧力波形の振幅値に基づいて各圧力センサが血管上にあるか否かを決定する。
【００３３】
図７は、図６の圧力センサの１行目の、アーチファクトが一様である場合の圧力波形の一例を示すグラフである。このグラフは、所定の期間中の振幅値の平均をとって、その平均値を増幅したものに対応する。図７は、図６の８行目に配置している圧力センサにより得られる振幅値を示す。図７に示される振幅分布を参照すれば、血管の位置を把握することが可能になる。
【００３４】
図８は、図１の脈波計測システムによるアーチファクト除去及びノイズ低減のフロー図である。ここでは、アーチファクトが一様であるとする。各圧力センサは微小であるので、身体に起因するアーチファクトは各圧力センサに一様にかかるとするのはよい近似である。この図８のフロー図に関する処理は、ＤＳＰ１２９で実行される。
まず、図３に示したようにセンサモジュール１０を手首の動脈血管上に装着し、血管位置の計測を行う（Ｓ１１）。この血管位置の計測は、上記に図６を参照して説明した方法で血管位置を決定する。
【００３５】
血管にほぼ直交する方向で、かつステップＳ１１で決定された血管位置以外に配置している各圧力センサから得られる振幅値の平均値を計算する（Ｓ１２）。例えば、圧力センサアレイ１１の圧力センサが配置している各行ごとで各圧力センサから得られる振幅値を平均化する。具体的には、図６に示した１行目に配列している圧力センサでは、Ａ（１，１）、Ａ（２，１）、Ａ（３，１）、Ａ（７，１）、及びＡ（８，１）の平均値Ａａ１を算出する。同様に、２行目以下も各行ごとに平均値を算出する。
変形例として、ステップＳ１２では、血管にほぼ直交する方向で、かつステップＳ１１で決定された血管位置及び血管位置以外に配置している各圧力センサから得られる振幅値の平均値を計算してもよい。具体的には、図６に示した１行目に配列している圧力センサでは、Ａ（１，１）、Ａ（２，１）、Ａ（３，１）、Ａ（４，１）、Ａ（５，１）、Ａ（６，１）、Ａ（７，１）、及びＡ（８，１）の平均値Ａａ１’を算出する。同様に、２行目以下も各行ごとに平均値を算出する。
【００３６】
血管にほぼ直交する方向で、かつステップＳ１１で決定された血管位置に配置している圧力センサから得られる振幅値を平均値を計算する（Ｓ１３）。例えば、ステップＳ１２と同様に圧力センサアレイ１１の圧力センサが配置している各行ごとで各圧力センサから得られる振幅値を平均化する。具体的には、図６に示した１行目に配列している圧力センサでは、Ａ（４，１）、Ａ（５，１）、及びＡ（６，１）の平均値Ａｂ１を算出する。同様に、２行目以下も各行ごとに平均値を算出する。
【００３７】
ステップＳ１２で得られた平均値とステップＳ１３で得られた平均値との差分を計算する（Ｓ１４）。例えば、上記のように各行ごとに血管位置での振幅値の平均値と血管位置以外での振幅値の平均値との差分を計算する。具体的には、Ａｂ１−Ａａ１を計算する。
以上のステップＳ１１からステップＳ１４までの計算により、アーチファクトを除去し血管の圧力変動のみを反映した圧力データを取得することができる。また、上記のステップＳ１２及びステップＳ１３では、各圧力センサの振幅値の平均値を算出しているが、これは様々な変形が可能である。例えば、各圧力センサのうちある１つの圧力センサの振幅値を代表値として、平均値の代わりに用いてステップＳ１２及びステップＳ１３を実行する場合もありうる。また、各行の全ての圧力センサではなく、いくつかの圧力センサの振幅値の平均値を代表値としてステップＳ１２及びステップＳ１３を実行する場合もありうる。さらに、平均値とは、例えば、加算平均、相乗平均、メジアン、モードによる演算された値であり、１以上の圧力センサの振幅値から所定の演算によって得られる代表値を示すものである。またここで、ある圧力センサの振幅値が１つの場合の平均値は、その振幅値そのものである。本明細書においては、平均値は上記の意味で使用されている。
【００３８】
次に、圧力センサで検出された振幅値を加算することによって、身体に起因しない外乱であるノイズの影響を低減するための以下のプロセスを実行する。
まず血管方向に隣接した圧力センサ間の相互相関を計算し（Ｓ１５）、その相互相関関数のピークのずれから圧力センサ間の振幅の位相差を取得する（Ｓ１６）。例えば、上記のように行ごとに圧力センサが検出した振幅値の平均を求めている場合は、隣接した行間で相互相関を計算し、相互相関のピークのずれから位相差を求める。具体的には上記の場合は、Ａｃ１とＡｃ２の位相差ｔ_Ａｃ１２を求める。
【００３９】
ステップＳ１６で求めた位相差を補正した上で圧力波形（振幅分布）の加算を行う。すなわち、隣接した圧力センサ間で求められた位相差だけ隣接した圧力センサで検出した圧力波形のどちらかの位相をずらして、互いに位相差が無いようにした上でそれぞれの圧力センサでの振幅値を加算する。例えば、上記のように行ごとに圧力センサが検出した振幅値の平均を求めている場合は、隣接した行間ごとに得られた振幅値の位相差をなくすようにどちらかの行での圧力波形をずらし、加算する。具体的には、上記の場合は、Ａｃ２の波形を位相差ｔ_Ａｃ１２だけ進めた上でＡｃ１に加算する。
【００４０】
この加算を圧力センサ間又は圧力センサアレイ１１の行間で繰り返して、圧力センサアレイ１１から１つの時間に依存した圧力波形を得る。この得られた圧力波形が脈波波形であるとみなして、この脈波波形のピーク検出を行う。このピーク間の時間間隔から脈拍の算出を行う（Ｓ１７）。
【００４１】
図８では、アーチファクト除去（Ｓ１２、Ｓ１３、Ｓ１４）後にノイズ除去（Ｓ１５、Ｓ１６）を行っているが、ノイズ除去後にアーチファクト除去を行ってもよい。例えば、列ごとに圧力センサの振幅値の平均をとり、それら隣接する列間で相互相関を計算し、列間の振幅の位相差を計算し、位相差が無くなるように圧力センサによる列の平均で得られた圧力波形の位相をずらす。その後、圧力センサ列のうちほぼ血管上にある列とそれ以外の列とに分けて、血管上にある列から得られる振幅の平均値と血管上以外にある列から得られる振幅の平均値との間で差分を計算する。そして、この得られた差分の時間に依存した圧力波形に基づいて、この脈波波形のピーク検出を行い、このピーク間の時間間隔から脈拍の算出を行う。
【００４２】
以下に、具体例として、ステップＳ１５での相互相関関数を計算して、行間の圧力波形の位相差を求める方法を説明する。
図９は、行間の圧力波形の相互相関関数に基づいて位相差を決定する様子を示すグラフである。
ステップＳ１４で得られたアーチファクト除去後の圧力センサアレイ１１の行ごとの圧力平均値の時間ｔを変数とした振幅値に基づいて行間の相互相関を計算する。ここでは、具体例として圧力センサアレイ１１の１行目と２行目の間での相互相関を計算する。１行目の圧力平均値をＡｃ１（ｔ）、２行目の圧力平均値をＡｃ２（ｔ）として、それぞれ図９に示したような分布を呈しているとする。図９に示したＡｃ１（ｔ）とＡｃ２（ｔ）は、圧力センサが異なる位置で圧力を検出したことによる位相差以外は同様な波形である。通常このような位相差がある複数の波形がステップＳ１４で得られる。
【００４３】
Ａｃ１（ｔ）とＡｃ２（ｔ）の２つの相互相関関数をφ_{Ａｃ１Ａｃ２}（ｔ）とすると、
φ_{Ａｃ１Ａｃ２}（ｔ）＝Ａｃ１（ｔ）＊Ａｃ２（ｔ）
（＊はコンボリューション（畳み込み積分）の演算子）
と表される。図９のＡｃ１（ｔ）とＡｃ２（ｔ）を上記の方程式に代入して計算すると相互相関関数φ_{Ａｃ１Ａｃ２}（ｔ）は図９に示した波形になる。φ_{Ａｃ１Ａｃ２}（ｔ）は、図９のようにｔ＝０の位置からＡｃ１（ｔ）とＡｃ２（ｔ）の位相差ｔ_Ａｃ１２分だけずれた位置にピークをもつような関数となる。したがって、φ_{Ａｃ１Ａｃ２}（ｔ）のピークを検出すると位相差ｔ_Ａｃ１２を取得することができる（Ｓ１５）。
【００４４】
次に、Ａｃ１（ｔ）とＡｃ２（ｔ）の位相差をなくすようにＡｃ２（ｔ）の位相をずらし、加算する。加算波形をＡｃ（ｔ）とすると
Ａｃ（ｔ）＝Ａｃ１（ｔ）＋Ａｃ２（ｔ＋ｔ_Ａｃ１２）
と求められる。以降同様に、Ａｃ２（ｔ）とＡｃ３（ｔ）、Ａｃ３（ｔ）とＡｃ４（ｔ）等を加算してゆく。あるいは、Ａｃ１（ｔ）とＡｃ３（ｔ）、Ａｃ１（ｔ）とＡｃ４（ｔ）というようにＡｃ１（ｔ）を基準にして以降の行の圧力波形の加算を行っても良い。
【００４５】
図１０は、図１の脈波計測システムによる回帰直線によるアーチファクト除去及びノイズ低減のフロー図である。なお、図８と同様なステップには同一符号を付して説明を省略する。
アーチファクトが一様でない場合のアーチファクト除去及びノイズ低減の処理を説明する。ここでは、アーチファクトが位置に関して１次関数（線形）であるとする。各圧力センサは剛体で構成されているので、アーチファクトが一様でない場合は身体の動き等による外部からの圧力によるアーチファクトは線形でかかると考えられる。したがって、アーチファクトが一様でない場合、各圧力センサの縦横の方向にそれぞれ１次関数としてアーチファクトがかかっているとみなすのはよい近似である。また、この図１０のフロー図に関する処理は、図８と同様であり、ＤＳＰ１２９で実行される。
まず、図８を参照して説明したように血管位置の計測を行い（Ｓ１１）血管位置を決定する。
血管にほぼ直交する方向で、かつステップＳ１１で決定された血管位置以外に配置している各圧力センサから得られる振幅値に基づき、位置を変数として位置と振幅値を関係づける回帰直線を決定する（Ｓ２２）。例えば、圧力センサアレイ１１の圧力センサが配置している各行ごとで各圧力センサから得られる振幅値に基づいて回帰直線を決定する。具体的には、図６に示した１行目に配列している圧力センサでは、Ａ（１，１）、Ａ（２，１）、Ａ（３，１）、Ａ（７，１）、及びＡ（８，１）に基づいて、横方向の位置ｙと振幅値により回帰直線Ａ１（ｙ）を求める。回帰直線Ａ１（ｙ）は、
Ａ１（ｙ）＝ｐ×ｙ＋ｃ（ｐ、ｃは定数）
のように表される。Ａ１（ｙ）は、一行目の横方向ｙに対するアーチファクトによる振幅値の推定値である。同様に、２行目以下も各行ごとに回帰直線を算出する。
【００４６】
血管位置にある圧力センサの振幅値と、その位置に対応した回帰直線によりその位置に対応したアーチファクト値の差分を計算する（Ｓ２３）。その後、例えば、差分データについて各行ごとに平均を取得する。この差分計算後の値は、アーチファクトが除去された値である。
以上のステップＳ１１からステップＳ２３までの計算により、一次関数的なアーチファクトを除去し血管の圧力変動のみを反映した圧力データを取得することができる。
以後の身体に起因しない外乱であるノイズの影響を低減するためのステップは、図８を参照して説明したステップＳ１５、Ｓ１６、及びＳ１７と同様であり、一次関数的なアーチファクトがある場合でも、ノイズの影響を低減することができる。
【００４７】
以上により、微小な複数の圧力センサをアレイ状に配置したセンサモジュール１０により動脈下以外のセンサからの信号を元に外乱による信号を推定し、脈波信号と外乱による信号を分離して外乱にロバストな脈波計測が可能になる。
【００４８】
図１１は、図６の圧力センサの１行目の、アーチファクトが一様でない場合の圧力波形の一例を示すグラフである。図１１の点線で示した直線が図１０のステップＳ２２で計算された回帰直線である。実線で示した曲線は、各圧力センサが検出した振幅値である。
【００４９】
図１２は、図１の圧力センサが圧力センサアレイ３１上に円形に配置しているセンサモジュール１０の変形例を示す図である。
図２に示したセンサモジュール１０では、圧力センサが行列状に配置していたので、圧力センサの配置方向と手首の動脈血管の血管方向の位置関係を設定したい場合に、センサモジュール１０を手首に取り付ける際にセンサモジュール１０の圧力センサの配置方向を考慮する必要がある。
【００５０】
図１２に示したように圧力センサアレイ３１上に圧力センサ３１１、３１２、３１３を円形状に配置すれば、圧力センサの配置方向を考慮してセンサモジュール３０を配置する必要が無くなるという効果がある。ユーザがセンサモジュール３０を手首に装着する際に、圧力センサの配置方向を気にせずセンサモジュール３０を取り付けることが可能になる。
なお、その他のセンサモジュール３０の構成及び動作は上述したセンサモジュール１０と同様である。その他、ディスプレイ端末２０も同様である。また、センサモジュール３０を備えた脈波計測システムによるアーチファクト除去及びノイズ低減は、図８、図１０及びそれらに関連する図で説明した手順で達成される。
【００５１】
図１３は、図１のセンサモジュール１０及びディスプレイ端末２０が腕ベルト２１によって一体化されている脈波計測システムの一例を示す図である。
図１では、センサモジュール１０のＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール１３２とディスプレイ端末２０のＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール２０１との間でデータの交換が可能となる構成であるが、この構成に限定されない。例えば、図１３に示したように、腕時計の腕ベルト２１のリスト部分にセンサモジュール１０を装着し、ディスプレイ端末２０と一体化してもよい。この場合、センサモジュール１０とディスプレイ端末２０の間は有線で接続し、有線を介してデータ交換が行われてもよい。
【００５２】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組合せにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素からいくつかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【００５３】
【発明の効果】
本発明の脈波計測モジュール及び脈波計測システムによれば、日常生活上発生する外乱の影響を低減し、多様な状況でも脈拍を計測することが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の脈波計測システムを構成するセンサモジュールとディスプレイ端末の機能ブロック図。
【図２】図１のセンサモジュールの斜視図。
【図３】図２のセンサモジュールが皮膚上に装着されている模式図。
【図４】図２のセンサモジュールと動脈との位置関係を示す図。
【図５】図２のセンサモジュールで計測される、アーチファクトがない場合の圧力波形の一例を示すグラフ。
【図６】図２のセンサモジュールを構成する圧力センサアレイの各圧力センサのうち動脈上にある圧力センサを示す図。
【図７】図６の圧力センサの１行目の、アーチファクトが一様である場合の圧力波形の一例を示すグラフ。
【図８】図１の脈波計測システムによるアーチファクト除去及びノイズ低減のフロー図。
【図９】行間の圧力波形の相互相関関数に基づいて位相差を決定する様子を示すグラフ。
【図１０】図１の脈波計測システムによる回帰直線によるアーチファクト除去及びノイズ低減のフロー図。
【図１１】図６の圧力センサの１行目の、アーチファクトが一様でない場合の圧力波形の一例を示すグラフ。
【図１２】図１の圧力センサが圧力センサアレイ上に円形に配置しているセンサモジュールの変形例を示す図。
【図１３】図１のセンサモジュール及びディスプレイ端末が腕ベルトによって一体化されている脈波計測システムの一例を示す図。
【符号の説明】
１０・・・センサモジュール、１１・・・圧力センサアレイ、１２・・・信号処理データ蓄積通信部、２０・・・ディスプレイ端末、２１・・・腕ベルト、３０・・・センサモジュール、３１・・・圧力センサアレイ、１１１、１１２、１１３、３１１、３１２、３１３・・・圧力センサ、１２１、１２２、１２３・・・アンプ、１２４、１２５、１２６・・・フィルタ、１２７・・・マルチプレクサ、１２８・・・Ａ／Ｄコンバータ、１２９・・・ＤＳＰ、１３０・・・ＣＰＵ、１３１・・・メモリ、１３２、２０１・・・Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈモジュール、１３３・・・バッテリ、２０２・・・処理部、２０３・・・表示部

Claims

人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出する第１抽出手段と、
前記第１圧力測定値から第１代表値を決定する第１代表値決定手段と、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出する第２抽出手段と、
前記第２圧力測定値から第２代表値を決定する第２代表値決定手段と、
前記第１の代表値と前記第２の代表値との差分を算出する差分算出手段を具備することを特徴とする脈波計測モジュール。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出する第１抽出手段と、
前記第１圧力測定値から第１代表値を決定する第１代表値決定手段と、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置及び位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出する第２抽出手段と、
前記第２圧力測定値から第２代表値を決定する第２代表値決定手段と、
前記第１の代表値と前記第２の代表値との差分を算出する差分算出手段を具備することを特徴とする脈波計測モジュール。
前記決定した血管の位置に基づいて、血管の延長方向を決定する血管方向決定手段をさらに具備し、
前記第１代表値決定手段及び前記第２代表値決定手段は、前記決定した血管の延長方向に平行な方向以外の所定方向での位置における前記圧力測定値からそれぞれ、第１代表値及び第２代表値を決定することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の脈波計測モジュール。
前記所定の方向は、前記決定した血管の延長方向に直交する方向であることを特徴とする請求項３に記載の脈波計測モジュール。
前記第１代表値決定手段及び前記第２代表値決定手段は、前記圧力測定値から平均値を求め、該平均値を前記代表値として抽出することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載の脈波計測モジュール。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定する血管位置決定手段と、
前記決定した血管の位置以外で得られる前記圧力測定値に基づいて、位置と圧力測定値を関係づける回帰直線を決定する回帰直線決定手段と、
前記決定した血管の位置で得られる前記圧力測定値と、該圧力測定値を得た位置での前記回帰直線から決定される圧力測定値との差分を算出する差分算出手段を具備することを特徴とする脈波計測モジュール。
前記決定した血管の位置に基づいて、血管の延長方向を決定する血管方向決定手段をさらに具備し、
前記回帰直線決定手段は、前記決定した血管の延長方向に平行方向以外の所定方向にある前記圧力測定値に基づいて前記回帰直線を決定し、
前記差分算出手段は、該所定方向の位置でありかつ前記決定した血管の位置で得た前記圧力測定値と、該所定方向にある前記圧力測定値に基づいて決定した前記回帰直線から決定される圧力測定値との差分を算出することを特徴とする請求項６に記載の脈波計測モジュール。
前記所定の方向は、前記決定した血管の延長方向に直交する方向であることを特徴とする請求項７に記載の脈波計測モジュール。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測モジュールにおいて、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得る圧力計測手段と、
前記複数の圧力測定値に基づいて、２つの位置間の相互相関関数を算出する算出手段と、
前記相互相関関数に基づいて、前記２つの位置間の圧力測定値の位相差を取得する位相差取得手段と、
前記位相差を除去するために前記２つの位置のうち少なくともいずれかの位置での圧力測定値に対応する波形の位相をシフトする位相シフト手段と、
位相差を除去した前記２つの位置での圧力測定値を加算する加算手段を具備することを特徴とする脈波計測モジュール。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測方法において、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出し、
前記第１圧力測定値から第１代表値を決定し、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出し、
前記第２圧力測定値から第２代表値を決定し、
前記第１の代表値と前記第２の代表値との差分を算出することを特徴とする脈波計測方法。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測方法において、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置で得られる少なくとも１つの第１圧力測定値を抽出し、
前記第１圧力測定値から第１代表値を決定し、
前記複数の圧力測定値から、前記決定した血管の位置及び位置以外で得られる少なくとも１つの第２圧力測定値を抽出し、
前記第２圧力測定値から第２代表値を決定し、
前記第１の代表値と前記第２の代表値との差分を算出することを特徴とする脈波計測方法。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測方法において、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、
前記複数の圧力測定値に基づいて、血管の位置を決定し、
前記決定した血管の位置以外で得られる前記圧力測定値に基づいて、位置と圧力成分を関係づける回帰直線を決定し、
前記決定した血管の位置で得られる前記圧力測定値と、該圧力測定値を得た位置での前記回帰直線から決定される圧力測定値との差分を算出することを特徴とする脈波計測方法。
人体に接触して該人体の脈波を計測する脈波計測方法において、
前記人体上の血管の位置及びそれ以外の位置を含む複数位置における接触による圧力を計測して複数の圧力測定値を得、
前記複数の圧力測定値に基づいて、２つの位置間の相互相関関数を算出し、
前記相互相関関数に基づいて、前記２つの位置間の圧力測定値の位相差を取得し、
前記位相差を除去するために前記２つの位置のうち少なくともいずれかの位置での圧力測定値に対応する波形の位相をシフトし、
位相差を除去した前記２つの位置での圧力測定値を加算することを特徴とする脈波計測方法。