專利名稱：脈波分析裝置和使用該裝置的診斷裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及根據(jù)從活體檢測的脈波的參量及數(shù)據(jù)等對該人體進行各種診斷的診斷裝置和進行該診斷時分析從活體檢測的脈波并生成表示脈波的參量及數(shù)據(jù)等的脈波分析裝置。
背景技術(shù)：
在傳統(tǒng)的醫(yī)學(xué)例如中醫(yī)學(xué)中，診斷者將手指沿橈骨動脈按在被驗者手腕的三個位置(寸口、關(guān)上、尺中、簡稱寸、關(guān)、尺)，以此進行脈診的方法(寸口法)是大家所熟知的。另外，還有人申請了使用壓電元件自動地進行寸口法的脈診的脈診器的專利(見特公昭57-52054號公報)。進而，為了使壓電元件的按壓力均勻而利用空氣壓按壓壓電元件的技術(shù)也是大家所知道的(見特開平4-9139號公報)。
另一方面，在印度，自古以來就有大家熟知的稱為Ayurveda傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)。下面，參照圖3(A)、(B)說明其簡要情況。
首先，診斷者將自己手指輕輕地按壓沿著被驗者手腕的橈骨動脈的部分。這里，診斷位置是圖3(A)所示的三點，分別稱為Vata(V)、Pitta(P)和Kapha(K)，與中醫(yī)學(xué)中所說的寸、關(guān)、尺相似。即，診斷者在圖3(A)中將食指按在Vata(V)的位置，將中指按在Pitta(P)的位置，將無名指按在Kapha(K)的位置，診斷各種深度的脈搏。
然后，診斷者如圖3(B)所示的那樣，在每1個手指的四個點1～4診斷被驗者的脈搏的性質(zhì)及強度，判斷身體狀況。因此，對于三個手指，診斷者可以根據(jù)診斷點總共為12個進行診斷。
有人評價說這種寸口法及AYURVEDA法的脈診，是非常卓越的診斷技術(shù)。但是，由于是根據(jù)診斷者的感覺和經(jīng)驗來診斷患者的病情的，所以，不論掌握上述哪一種診斷技術(shù)都是很困難的。特別是為了準(zhǔn)確地進行AYURVEDA法的脈診，必須進行長年的訓(xùn)練。
如上所述，脈波作為表示活體狀態(tài)的指標(biāo)是非常有用的，隱含著提供優(yōu)秀的診斷技術(shù)的可能性。如果能夠從脈波中抽出關(guān)于活體狀況的信息并據(jù)此進行客觀而準(zhǔn)確的診斷，那將給醫(yī)療技術(shù)帶來飛躍的進步。
發(fā)明的目的本發(fā)明就是鑒于上述情況而作出的，其目的旨在提供以下裝置(1)和有經(jīng)驗的醫(yī)師一樣根據(jù)檢測的脈波進行診斷的診斷裝置；(2)不僅忠實地反映活體的狀態(tài)，同時分析從活體檢測的脈波并取得可以對活體的狀態(tài)進行客觀的診斷的參量及數(shù)據(jù)等的脈波分析裝置；(3)根據(jù)檢測的脈波對活體的狀態(tài)進行客觀的診斷的診斷裝置。
發(fā)明的公開為了達到上述目的，本發(fā)明的診斷裝置由根據(jù)從活體得到表示活體狀態(tài)的脈波的信息生成該脈波的波形參量的分析部分和根據(jù)上述波形參量診斷上述活體的狀態(tài)的診斷部分構(gòu)成。
更詳細(xì)地說，就是本發(fā)明的分析部分通過分析從活體檢測的脈波，生成下列波形參量(1)構(gòu)成模擬從活體動脈系統(tǒng)的中樞部分到末梢部分的電路的各元件的數(shù)值(循環(huán)動態(tài)參量)；(2)脈波波形的畸變；(3)脈波波形的峰值點(拐點)或者它發(fā)生的時刻；(4)脈波的時間序列數(shù)據(jù)的波譜。
并且，在本發(fā)明中可診斷的項目，如后面所述的實施例和權(quán)利要求所述的那樣，有各種項目。
附圖的簡單說明圖1是本發(fā)明第1實施例的診斷裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖2是該診斷裝置中脈波傳感器的主要部分的平面圖；圖3(A)是說明Ayurveda法的被驗者一側(cè)的平面圖；圖3(B)是說明Ayurveda法的診斷者一側(cè)的平面圖；圖4(A)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖4(B)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖4(C)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖5(A)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖5(B)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖5(C)是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖6是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖7是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖8是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖9是該實施例的檢測脈波例子的曲線；圖10是本發(fā)明第2實施例中計算出的循環(huán)動態(tài)參量的脈波分析裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖11是表示在第2實施例中使用脈波檢測裝置和1次搏動擠出量測定器的測量狀態(tài)；圖12是表示在第2實施例中作為活體動脈系統(tǒng)的模型而使用的電路的電路圖；圖13是表示活體的大動脈起始部的血壓波形圖和左心室內(nèi)的血壓波形的圖；圖14表示模擬上述大動脈起始部的血壓波形的電信號的波形的波形圖；圖15是表示第2實施例的動作的流程圖；圖16是表示第2實施例的動作的流程圖；圖17是表示第2實施例的動作的流程圖；圖18是表示第2實施例的動作的流程圖；圖19是表示第2實施例的動作的流程圖；圖20是表示利用第2實施例的均衡化處理得到的橈骨動脈波形的波形圖；圖21是將利用第2實施例的運算處理得到的橈骨動脈波形與利用均衡化處理得到的橈骨動脈波形重疊顯示的波形圖；圖22是表示利用第2實施例的均衡化處理得到的橈骨動脈波形的同時又說明適用于該波形的處理內(nèi)容的圖；圖23是表示模擬大動脈起始部的血壓波形的別的的電信號的波形圖；圖24是第2實施例的脈波傳感器的斜視圖；圖25是第2實施例的脈波檢測裝置的框圖；圖26是表示第二實施例中作為活體動脈系統(tǒng)的模型而使用的電路的擴展?fàn)顟B(tài)的電路圖；
圖27是本發(fā)明第3實施例利用脈波波形的畸變進行診斷的診斷裝置的框圖；圖28是說明第3實施例的脈波檢測方法的圖；圖29是該診斷裝置其他形式的框圖；圖30是該診斷裝置的另一個形式的框圖；圖31(A)是一般的平脈波的典型的波形圖；圖31(B)是一般的滑脈波的典型的波形圖；圖31(C)是一般的弦脈波的典型的波形圖；圖32是表示畸變系數(shù)d與3個脈波的關(guān)系圖；圖33是表示中樞部血管阻力Rc與畸變系數(shù)d的關(guān)系圖；圖34是表示末梢部血管阻力Rp與畸變系數(shù)d的關(guān)系圖；圖35是表示血液的慣性L與畸變系數(shù)d的關(guān)系圖；圖36是表示柔度C與畸變系數(shù)d的關(guān)系圖；圖37是表示中樞部血管阻力Rc與3種脈波的關(guān)系圖；圖38是表示末梢部血管阻力Rp與3種脈波的關(guān)系圖；圖39是表示血液的慣性L與3種脈波的關(guān)系圖；圖40是表示動柔度L與3種脈波的關(guān)系圖；圖41是計算畸變因子d的其他例子的結(jié)構(gòu)圖；圖42是使用于本發(fā)明第4實施例即緊張評價裝置的脈波的例子；圖43是在第4實施例中使用的身心疲勞度問診表；圖44是第4實施例的第1種緊張評價裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖45是第4實施例的第2種緊張評價裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖46是第2種緊張評價裝置參量抽取器的構(gòu)成例的框圖；
圖47是表示第2種緊張評價裝置中峰值信息存儲器的存儲內(nèi)容的圖；圖48是第2種緊張評價裝置中波形存儲器存儲的橈骨動脈波形的示例圖；圖49是說明第4實施例的第3種緊張評價裝置中緊張程度顯示的圖；圖50是本發(fā)明第5實施例的脈波分析裝置的結(jié)構(gòu)框圖；圖51是第5實施例的頻率分析器的結(jié)構(gòu)框圖；圖52是說明從第5實施例的波形采樣存儲器到頻率分析器的波形傳送時刻的圖；圖53是第5實施例的波形采樣存儲器內(nèi)的動作的流程圖；圖54是說明第5實施例的高速再生器的動作的圖；圖55是說明第5實施例的高速再生器的動作的圖；圖56是說明第5實施例的高速再生器和正弦波發(fā)生器的動作的圖。
實施本發(fā)明的最佳方案下面，參照


用于實施本發(fā)明的各種最佳的實施例。這些實施例都是根據(jù)從被驗者檢測的脈波進行診斷和分析的。
為了便于從事本專業(yè)的人容易實施本發(fā)明，分為第1章～第5章說明本發(fā)明的最佳方案。
即，在第1章中，敘述了根據(jù)本發(fā)明的特征，即脈波進行診斷的專家系統(tǒng)的實施例，以便使從事該職業(yè)的人容易理解本發(fā)明的基本技術(shù)思想。然后，根據(jù)脈波對活體(被驗者人體)進行診斷，即為了根據(jù)脈波的狀態(tài)判斷活體狀態(tài)以便進行診斷，就需要利用某些參量使脈波定量化，或者特別指定根據(jù)脈波推斷的活體內(nèi)部的狀態(tài)。而且，這種參量必須很好的反映活體的狀態(tài)。
在第2章和第3章中，采用循環(huán)動態(tài)參量作為這種參量，并對得到循環(huán)動態(tài)參量的方法舉出了實施例，同時，介紹了根據(jù)循環(huán)動態(tài)參量等的診斷裝置的實施例。
另外，在第4章中，說明從由活體檢測的脈波中抽取有用的信息并根據(jù)該信息進行診斷的裝置的實施例。并且，在第4章中，設(shè)法說明當(dāng)給定某一診斷項目時，本發(fā)明的診斷裝置是如何構(gòu)成的，以便從事本專業(yè)的人容易理解。即，第4章不限于說明本發(fā)明的實施例，還為從事該專業(yè)的人構(gòu)筑本發(fā)明相關(guān)診斷裝置的方法，從事該職業(yè)的人通過閱讀第4章，就可以構(gòu)成與第4章介紹的應(yīng)力診斷裝置以外的各種各樣的診斷項目對應(yīng)的本發(fā)明的診斷裝置。
最后，在第5章中，說明了將上述各章所介紹的各種診斷裝置作成更高性能的脈波分析裝置。以上所述就是各章的概要。
第1章診斷裝置首先，在第1章說明本發(fā)明第1實施例的診斷裝置。該診斷裝置預(yù)先存儲表示活體(例如被驗者人體)的脈波的數(shù)據(jù)和表示活體狀態(tài)的數(shù)據(jù)的關(guān)系的資料，根據(jù)從活體實際檢測的脈波的數(shù)據(jù)與表示活體狀態(tài)的何種數(shù)據(jù)對應(yīng)關(guān)系進行診斷。
下面，在第1章中說明第1實施例。
§1-1第1實施例的構(gòu)成圖2是該實施例使用的脈波傳感器的平面圖。
在圖2中，81～84是細(xì)帶狀的應(yīng)變儀，在橡膠手套5的指部沿長度方向平行地配置。橡膠手套5的厚度約為200μm，作為將應(yīng)變儀81～84固定到橡膠手套5上的方法，可以使用一般的儀表用粘接劑。
下面，說明應(yīng)變儀81～84的詳細(xì)情況。應(yīng)變儀81～84是薄應(yīng)變儀，其參數(shù)為應(yīng)變系數(shù)2.1電阻120Ω寬度(D) 2.8mm長度(L) 9.4mm厚度15μm另外，應(yīng)變儀81～84的總寬度(M)與將診斷者的手指輕輕按壓被試者的手腕時的接觸寬度對應(yīng)，設(shè)定為約12mm，所以，各應(yīng)變儀間的間隔(s)約為0.27mm。
另外，應(yīng)變儀81～84分別與圖3(B)所示的Ayurveda法的測定點1～4對應(yīng)。
下面，參照圖1說明使用上述應(yīng)變儀81～84的診斷裝置的結(jié)構(gòu)。
圖中，應(yīng)變儀81與電阻12串聯(lián)連接，由電源11加上指定的直流電壓E。所以，在應(yīng)變儀81的兩端產(chǎn)生與電阻比對應(yīng)的電壓Vi。13是直流截止濾波器，去掉電壓Vi的直流成分后輸出。
直流截止濾波器13的輸出信號通過放大器14進行放大，通過20Hz的低通濾波器15輸出。雖然只表示出了圖2的應(yīng)變儀81的電路，但是，對于其他應(yīng)變儀82～84也分別設(shè)置同樣的電路。
然后，低通濾波器15的輸出電壓Vo由A/D變換器20變換為數(shù)字信號后，輸給微機21。微機21由CPU24、ROM22、RAM23和顯示裝置DP構(gòu)成，另外，還具有數(shù)據(jù)庫26作為外部存儲器。在ROM22內(nèi)存儲用于規(guī)定CPU24的動作的程序，在RAM23內(nèi)設(shè)定工作區(qū)等。25是由鍵盤等構(gòu)成的輸入裝置，用于向CPU24輸入各種指令和信息。30是記錄器，用以將從CPU24輸出的波形數(shù)據(jù)打印到指定的紙上。
§1-2第1實施例的動作在第1實施例中，作為動作模式，有學(xué)習(xí)模式和診斷模式。因此，對于第1實施例的動作，分為這兩個模式進行說明。
§1-2-1學(xué)習(xí)模式學(xué)習(xí)模式是用于存儲表示脈波的參量(波形參量)與表示活體的狀態(tài)的數(shù)據(jù)(即診斷結(jié)果)的關(guān)系的模式。
在上述結(jié)構(gòu)中，診斷者把橡膠手套5帶到一只手上，將食指、中指、無名指分別按到被驗者的Vata(V)、Pitta(P)和Kapha(K)的位置。
在此狀態(tài)下，根據(jù)被驗者的脈動從總計12個應(yīng)變儀分別輸出電壓Vi，這些Vi由對應(yīng)的直流截止濾波器13去掉直流成分，進而分別通過對應(yīng)的放大器14、低通濾波器15和A/D變換器20輸給微機21。這樣輸入的波形在微機21中進行分析，計算出表示其特征的參量。這些參量暫時存儲到RAM23內(nèi)。
在本實施例中，作為參量，使用構(gòu)成脈波的各頻率成分的振幅，即，對各波形進行高速付立葉變換的功率譜分析(高速付立葉變換程序預(yù)先存儲在ROM22或RAM23內(nèi))，使用各各頻率的振幅(功率)作為參量。
在本發(fā)明中，如第2章以所述，在表示脈波的參量中，有各種各樣的參量，也可以使用這些參量。
其次，診斷者將與計算的參量對應(yīng)的診斷結(jié)果作為教學(xué)數(shù)據(jù)從輸入裝置25輸入。這時的診斷結(jié)果可以是根據(jù)診斷者的觸覺得到的，也可以是根據(jù)對顯示裝置顯示的波形的觀察得到的，或者根據(jù)上述兩種方法得到的，此外，也可以是完全不同的方法例如根據(jù)西醫(yī)的觀點得到的。診斷結(jié)果的輸入也可以從輸入裝置25輸入直接表示病名及癥狀的術(shù)語，另外，還可以輸入表示它們的代碼。
當(dāng)診斷者輸入了診斷結(jié)果時，CPU24便與RAM23內(nèi)暫時存儲的參量組合，存儲到數(shù)據(jù)庫26內(nèi)。
下面，對每一種具體的癥狀舉例說明該學(xué)習(xí)模式。
(1)慢性鼻炎在本例中，被驗者為28歲的男性，按照西醫(yī)的觀點被診斷為慢性鼻炎。
從上述被驗者測定的脈波由記錄器30記錄的結(jié)果示于圖4(A)～(C)。其中，圖(A)縱方向的比例尺是圖(B)，圖(C)的比例尺的2倍。這是為了測量的需要，防止波形超過量程而定的。所以，由此可知Vata(V)點的波形的振幅比其他波形大。另外，由Vata(V)點的圖4(A)的測量結(jié)果可知，第1點、第2點的脈波的振幅與第3、第4點的振幅相比，非常大。
另一方面，微機21對各波形進行高速付立葉變換的功率譜分析，并將其結(jié)果作為參量存儲到RAM23內(nèi)。
然而，當(dāng)脈波中出現(xiàn)圖4所示的特征時，按照Ayurveda法脈診的看法，則認(rèn)為鼻咽頭有毛病。有報告(Visualization andQuantitative Analysis of the pulse Diagnosis in AYURVEDAK.Kodama，H.Kasahara，The proceeding of the 4th world congressholistic approach-health for all in Bangalore，India，1991)稱當(dāng)發(fā)現(xiàn)這種脈波時，統(tǒng)計地說鼻、喉或者氣管系統(tǒng)等患有疾病的概率高。
因此，診斷者通過目視觀察記錄器30的輸出結(jié)果及顯示裝置DP的顯示屏上顯示的波形，或者根據(jù)觸覺進行診斷的AYURVEDA法的看法或西醫(yī)的看法，利用輸入裝置25輸入作為診斷結(jié)果的“慢性鼻炎”的術(shù)語或表示它的代碼。
然后，CPU24將輸入的診斷結(jié)果與RAM23內(nèi)暫時存儲的參量組合后存儲到數(shù)據(jù)庫26內(nèi)。
(2)肝病例子(I)在本例中，被驗者為28歲的男性，有肝臟病(GTO42，GPT63)。
上述被驗者的脈波測量結(jié)果示于圖5(A)～(C)。圖(A)～(C)的比例尺相同。由這些圖可知，中指的Pitta(P)點的波形的振幅比其他指的振幅大。圖5(B)的放大圖示于圖6。在圖6中，可以看出第2點的振幅比其他點的振幅大。
微機21和上述情況(1)一樣，對各波形進行高速付立葉變換的功率譜分析，并將其結(jié)果存儲到RAM23內(nèi)。
然而，按照Ayurveda法的診斷，對上述癥例，認(rèn)為肝臟或腸胃有毛病。
因此，和上述情況一樣，診斷者根據(jù)波形及根據(jù)觸覺進行診斷的Ayurveda法的看法或者西醫(yī)的觀點，利用輸入裝置25輸入作為診斷結(jié)果的“肝臟病”的術(shù)語或表示它的代碼。
然后，CPU24將輸入的診斷結(jié)果和RAM23暫時存儲的參量組合后存儲到數(shù)據(jù)庫26內(nèi)。
(3)肝病例子(II)下面，對別的肝病例子進行診斷。被驗者是24歲的男性，有肝病(GTO36；GPT52)。
對于該被驗者，也是Pitta(P)點的波形的振幅比其他手指處的振幅大。該Pitta(P)點的脈波測量結(jié)果示于圖7。從圖中可以知道，第2點的振幅比其他點的振幅大。因此，在這一肝病例子中，也得到與上述肝病例子(I)相同的結(jié)果。
這時，微機21的參量計算和診斷者的診斷結(jié)果的輸入也和上述情況一樣。但是，由于圖5與圖7的波形有若干不同，所以，參量和肝病例子(I)的情況略有差別。這是因為即使是相同的診斷結(jié)果，所能取的參量也有某種幅度的原因。所以，通過積累很多臨床的例子，其范圍的可靠性就會提高。
(4)心臟異常例子(I)在本例中，被驗者是26歲的男性，心室性期外收縮引起的心律不齊脈搏1小時內(nèi)可以發(fā)現(xiàn)數(shù)個。
按照上述被驗者的脈波測定結(jié)果，中指的Pitta(P)點的波形的振幅比其他手指的振幅大。Pitta(P)點的脈波測量結(jié)果示于圖8。由圖8可知，第3點的振幅比其他點的振幅大。
按照Ayurveda法的診斷，認(rèn)為上述癥例是心臟有異常。所以，在這個診斷例子中，也對CPU24計算的參量輸入根據(jù)Ayurveda法或西醫(yī)的觀點得出的診斷結(jié)果，并將兩者的組合存儲到數(shù)據(jù)庫26中，使之學(xué)習(xí)與脈波對應(yīng)的癥狀。
(5)心臟異常的例子(II)
為了確認(rèn)心臟異常例子(I)的再現(xiàn)性，對別的心臟異常例子進行診斷。被驗者是38歲的男性，心室性期外收縮引起的心律不齊脈搏1小時可以發(fā)現(xiàn)數(shù)個。
對于該被驗者，也是中指的Patta(P)點的波形的振幅比其他手指的振幅大。其Patta(P)點的脈波測量結(jié)果示于圖9。由圖9可知，第3點的振幅比其他點的振幅大。
這時，微機21的參量計算和診斷者的診斷結(jié)果的輸入也和上述一樣進行，兩者的組合存儲到數(shù)據(jù)庫26內(nèi)。
§1-2-2診斷模式下面，說明診斷模式。本診斷模式就是從被驗者檢測脈波，計算出表示該脈波的參量，從數(shù)據(jù)庫26內(nèi)讀取與該參量對應(yīng)的診斷結(jié)果進行診斷的模式。
首先，診斷者操作輸入裝置25，向CPU25指示輸入診斷模式。并且，與學(xué)習(xí)模式的情況一樣，診斷者將橡膠手套5戴到1只手上，將食指、中指、無名指分別按到被驗者的Vata(V)、Pitta(P)和Kapha(K)三點。
結(jié)果，從各個手指的應(yīng)變儀分別輸出電壓Vi，通過直流截止濾波器13、放大器14、低通濾波器15和A/D變換器20輸給微機21。然后，微機21計算表示輸入波形特征的參量，暫時存儲到RAM23內(nèi)。并且，CPU24從數(shù)據(jù)庫26內(nèi)檢索與RAM23內(nèi)暫時存儲的參量一致的參量或者最接近的參量，讀取與該參量組合的診斷結(jié)果，并在顯示裝置DP上進行顯示。這時，沒有一致的參量，而顯示與其最接近的參量對應(yīng)的診斷結(jié)果時，還一并顯示該信息。這種信息預(yù)先作為字符信息存儲到ROM22內(nèi)，在適當(dāng)時刻讀出并顯示。
經(jīng)過以處理后，在顯示裝置DP上，“慢性鼻炎”、“肝病”、“心臟異常”等診斷結(jié)果便作為教學(xué)數(shù)據(jù)顯示出來。所以，診斷者根據(jù)顯示結(jié)果便可進行該被驗者的診斷。
但是，在本實施例中，當(dāng)在上述學(xué)習(xí)模式中，將Ayurveda法的經(jīng)驗豐富者根據(jù)感覺所作的診斷結(jié)果作為教學(xué)數(shù)據(jù)預(yù)先輸入時，在診斷模式中，即使是Ayurveda法的初學(xué)者，也可以進行與經(jīng)驗豐富者一樣診斷，這是它的優(yōu)點。
§1-3變形例第1實施例不限于上述結(jié)構(gòu)的診斷裝置，例如，可以是以下各種變形。
變形例(I)在第1實施例中，作為脈波的參量，使用的是付立葉分析的頻譜，但是，也可以采用模擬動脈系統(tǒng)的電模型的各元件值代替。關(guān)于這一技術(shù)，將在后面的第2章詳細(xì)說明。
變形例(II)另外，作為表示脈波的參量，既可以是離散的付立葉變換的功率譜，也可以是利用稱為最大熵法的方法求出的功率譜。另外，還可以使用在后面第4章中說明的峰值信息。
變形例(III)在上述第1實施例中，使用的是橈骨動脈波，但是，也可以代之以求腦波或指尖脈波的參量，另外，還可以是求指尖脈波的加速度波的參量。總之，只要是反映人體的狀態(tài)的波動，都可以適用于本發(fā)明。
變形例(IV)在Ayurveda法等傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)中，已經(jīng)積累了大量的診斷數(shù)據(jù)。所以，如果直接利用這些數(shù)據(jù)使之迅速臨床化，有時使測量點的數(shù)量與傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)中的測量點一致也是有好處的。因此，就變儀的數(shù)量，只要是多個就行，可以少于4個。例如，大家知道，在西藏的傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)中，是每1個手指有2個測量點。所以，根據(jù)這樣的傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)進行診斷時，也可以使用2個應(yīng)變儀。
變形例(V)在圖1所示的電路中，是通過直接測量應(yīng)變儀81兩端出現(xiàn)的電壓Vi來檢測脈波的，但是也可以構(gòu)成以應(yīng)變儀81為一邊的電橋電路，通過檢測電橋電路對角出現(xiàn)的電壓來檢測脈波。即，通過將應(yīng)變儀81和具有與其相同的電阻溫度系數(shù)的三個薄膜狀電阻固定在橡膠手套5上，構(gòu)成電橋電路，可以修正由體溫等引起的溫度漂移，還可以提高靈敏度。
變形例(VI)在圖1所示的電路中，對應(yīng)變儀81是連續(xù)地供給電流，但是，供給應(yīng)變儀81的電流也可以是斷續(xù)的。即，按照圖1的電路，在電壓Vi的頻率成分中，最終作為脈波被檢測的只是小于20Hz的成分，所以，例如利用由40Hz的頻率進行采樣的結(jié)果也可以充分再現(xiàn)脈波。這樣，如果使供給應(yīng)變儀81的電流是斷續(xù)的，便可降低電力消耗，所以，特別適合應(yīng)用于便攜式機器。
變型例(VII)在上述第1實施例中，是檢索在診斷模式計算出的參量與數(shù)據(jù)庫26內(nèi)的參量是一致的，但是，也可以代之以例如對數(shù)據(jù)庫26內(nèi)的各參量預(yù)先設(shè)定上限和上限的各閾值，如果在診斷模式時計算的參量進入該范圍，就作為與數(shù)據(jù)庫26內(nèi)的參量一致，輸出其診斷結(jié)果。另外，對于同一參量，數(shù)據(jù)庫26內(nèi)的數(shù)據(jù)有新的診斷結(jié)果輸入時便更新，但是，附近值的參量重新輸入時，也可以更新上述閾值。
變形例(VIII)在上述第1實施例中，是在計算出脈波的參量后進行存儲及比較的，但是，當(dāng)存儲器的容量增大和比較處理時間的增大不成其為問題時，也可以直接存儲波形本身并進行比較。
變形例(IX)也可以與診斷結(jié)果一起或者取代診斷結(jié)果顯示與被驗者的癥狀對應(yīng)的治療方法。在本實施例中，也可以將與被驗者的癥狀對應(yīng)的治療方法作為教學(xué)數(shù)據(jù)而輸出。
通過在學(xué)習(xí)模式時與診斷結(jié)果一起(或者取代診斷結(jié)果)輸入治療方法，這是很容易實施的。
以上，在第1章中說明了作為本發(fā)明的基本結(jié)構(gòu)的診斷裝置。在以下第2～第5章中，與其生成方法一起說明表示脈波的參量。
第2章計算循環(huán)動態(tài)參量的脈波分析裝置診斷循環(huán)器官系統(tǒng)的狀態(tài)時，最普遍的是測量血壓及心搏率。但是，為了進行更詳細(xì)的診斷，必須測量血管的粘滯性阻力及稱為柔度(粘彈性)的循環(huán)動態(tài)參量。
以往，為了測量這種循環(huán)動態(tài)參量，必須測量大動脈起始部及切痕部的壓力波形和血流量，作為其測量方法，有將探針插入動脈的直接測量的方法和利用超聲波等間接測量的方法。
但是，插入探針的方法需要侵入性的大規(guī)模的裝置，而利用超聲波進行間接測量的方法雖然可以非侵入性地觀測血管內(nèi)的血流，但是這一方法需要熟練的人員，并且測量裝置也很龐大。
因此，本發(fā)明者鑒于上述問題，利用電路模擬人體的動脈系統(tǒng)，發(fā)明了非侵入性地計算循環(huán)動態(tài)參量的脈波分析裝置。
更詳細(xì)地說，就是該分析裝置利用電路(以下，稱為電模型)模擬從活體的動脈系統(tǒng)的中樞部到末梢部的系統(tǒng)，進而將模擬該動脈系統(tǒng)中樞部的壓力波形的電信號輸入該電模型時，計算從該電模型輸出的輸出信號波形與實際從活體的末梢部檢測的壓力波形對應(yīng)的該電路各元件的值，從而與循環(huán)動態(tài)參量一一對應(yīng)地輸出。
當(dāng)然，計算出的參量可以作為上述第1實施例的波形參量使用。
在該脈波分析裝置中，作為實際從活體的末梢部檢測的壓力波形，采用橈骨動脈波形，另外，作為動脈系統(tǒng)中樞部的壓力波形，采用大動脈起始部的壓力波形。
在本實施例中，前提是“大動脈起始部的壓力波形基本上是一定的，與活體的狀態(tài)關(guān)系不大，從中樞部到末梢部的動脈系統(tǒng)主要取決于活體的狀態(tài)”，對此本發(fā)明者從實驗上得到了確認(rèn)。
下面，在本章內(nèi)說明本發(fā)明第2實施例的脈波分析裝置。
§2-1第2實施例的構(gòu)成圖10是第2實施例的脈波分析裝置的結(jié)構(gòu)框圖。
該裝置可以根據(jù)由非侵入性的傳感器從活體得到的信息，評價活體的動脈系統(tǒng)的循環(huán)動態(tài)參量。在本實施例中所處理的循環(huán)動態(tài)參量的具體內(nèi)容，后面再作介紹。
在圖10中，201是脈波檢測裝置，202是1次搏動擠出量測量器。其中，脈波檢測裝置201如圖11所示，通過戴在診斷者手上的(或者戴在被驗者的手腕上)脈波傳感器S1檢測橈骨動脈波形，同時通過套在被驗者上臂上的羅口帶S2檢測被驗者的血壓。并且，利用血壓校正橈骨動脈波形，最后，將得到的校正過的橈骨動脈波形作為電信號(模擬信號)輸出。
脈波檢測裝置201輸出的模擬信號輸給A/D變換器203，按每個指定的取樣周期變換為數(shù)字信號。另外，1次搏動擠出量測量器202如圖1所示的那樣與羅口帶S2連接，通過該羅口帶S2測量通過1次搏動從心臟流出的血液的量即1次搏動擠出量，并將該測量結(jié)果作為1次搏動擠出量數(shù)據(jù)(數(shù)字信號)輸出。作為這種1次搏動擠出量測量器202，可以使用利用所謂的收縮期面積法進行測量的裝置。
下面，參照圖24詳細(xì)說明脈波傳感器S1的情況。
圖中，251是手術(shù)用的橡膠手套，應(yīng)變儀252～254分別粘接在食指、中指和無名指的第一節(jié)的指腹部。應(yīng)變儀252～254是很薄的應(yīng)變儀，應(yīng)變系數(shù)為170，電阻為2KΩ，寬度為0.5mm，長度為4mm。各應(yīng)變儀252～254固定在4mm×1mm的柔軟性薄膜基片上，與該薄膜基片一起粘接到橡膠手套251上。
下面，參照圖25說明脈波檢測裝置201的結(jié)構(gòu)。
圖中，268是大家熟知的血壓計，通過羅口帶S2測量并輸出被驗者的血壓。261是恒流源，向應(yīng)變儀252供給恒定電流。這樣，在應(yīng)變儀252的兩端便產(chǎn)生與其物理的應(yīng)變對應(yīng)的電壓Vg。該電壓Vg通過直流放大器262進行放大，然后輸給直流截止電路263和均衡化電路265。從直流放大器262輸出的電壓可以表示為(Vo+Vd+ΔV)。其中，Vo是診斷者將橡膠手套251帶到手上時產(chǎn)生的電壓；電壓Vd是診斷者將手指按在被驗者的手腕上時由該按壓力產(chǎn)生的電壓。另外，電壓ΔV是由被臉者的脈壓產(chǎn)生的交流電壓。
在直流截止電路263中，將電壓Vo、Vd和ΔV中的前二個直流成分除去，輸出交流成分的電壓ΔV即脈波信號。該脈波信號通過截止頻率為20Hz的低通濾波器264濾除噪音后，通過A/D交換器203(參見圖10)輸給微機204。
另一方面，在均衡化電路265中，檢測電壓(Vo+Vd+ΔV)的極大值，將發(fā)生1個極大值后到發(fā)生下一個極大值的時間作為1個周期，將數(shù)個周期的電壓(Vo+Vd+ΔV)均衡化。以此除去交流成分的電壓ΔV，輸出直流成分的電壓(Vo+Vd)。另外，266是電平存儲電路，當(dāng)按下開關(guān)266a時，存儲該時刻均衡化電路265的輸出電壓電平，以后，連續(xù)地輸出所存儲的電平的電壓。267是減法器，從均衡化電路265的輸出電壓中減去電平存儲器266的輸出電壓，并輸出減法運算結(jié)果。
在圖25所示的結(jié)構(gòu)中，當(dāng)診斷者帶上橡膠手套251時，便從直流放大器262輸出電壓Vo，在該狀態(tài)下按下開關(guān)266a時，電壓Vo便存儲到電平存儲器266內(nèi)。然后，帶著手套251將手指尖按到被驗者的手腕上時，就會從均衡化電路265輸出電壓(Vo+Vd)，通過減法器267便可輸出與按壓力對應(yīng)的電壓Vd。另外，與此同時，順序通過直流截止電路263、低通濾波器264輸出與脈波對應(yīng)的電壓ΔVo進而，因為脈波傳感器S1是由很薄的橡皮手套251和應(yīng)變儀252～254構(gòu)成的，所以，診斷者可以同時根據(jù)自己的觸覺進行診斷。上述構(gòu)成元件261～267是與應(yīng)變儀252對應(yīng)地設(shè)置的，與應(yīng)變儀253，254對應(yīng)地也設(shè)置同樣的構(gòu)成元件。
圖10所示的微機204根據(jù)從鍵盤205輸入的指令，進行以下列舉的各項處理。
(1)將通過A/D變換器203得到的橈骨動脈波形的時間序列數(shù)字信號讀入內(nèi)部的波形存儲器內(nèi)的脈波讀取處理；(2)將讀入上述波形存儲器的寸、關(guān)、尺的橈骨動脈波形按每一搏動求平均，求出與1次搏動對應(yīng)的橈骨動脈波形的均衡化處理；(3)讀入1次搏動擠出量數(shù)據(jù)的處理；(4)求出表示與上述1次搏動對應(yīng)的橈骨動脈波形的數(shù)學(xué)式，并根據(jù)該數(shù)學(xué)式計算與被驗者的動脈系統(tǒng)對應(yīng)的電模型的各參量的參量計算處理；(5)將通過參量計算處理得到的參量作為循環(huán)動態(tài)參量通過圖中未示出的輸出裝置(例如打印機、顯示裝置等)輸出的輸出處理。
對于這些處理的詳細(xì)情況將在說明本實施例的動作時詳細(xì)介紹。
§2-1-1在本實施例中采用的電模型(1)由4個元件構(gòu)成的集中常數(shù)電路本實施例采用圖12所示的由4個元件構(gòu)成的集中常數(shù)電路作為模擬動脈系統(tǒng)的電模型。該電模型在決定活體的循環(huán)系統(tǒng)的行為的要素中，著眼于如下4個參量，即動脈系統(tǒng)中樞部的血液的慣性；動脈系統(tǒng)中樞部的血液粘滯性造成的血管阻力(粘滯性阻力)；動脈系統(tǒng)中樞部的血管的柔度(粘彈性)；動脈系統(tǒng)末梢部的血管阻力(粘滯性阻力)。
將這4個參量用電路形式進行模擬。
下面，給出構(gòu)成該集中常數(shù)電路的各元件與上述各參量的對應(yīng)關(guān)系。
電感L動脈系統(tǒng)中樞部的血液的慣性(dyn·s2/cm5)電容C動脈系統(tǒng)中樞部的血管的柔度(粘彈性)(cm5/dyn)這里，所謂柔度就是表示血管的柔軟程度的量，即粘彈性。
電阻Rc動脈系統(tǒng)中樞部的血液粘滯性造成的血管阻力(dyn·s/cm5)電阻Rp動脈系統(tǒng)末梢部的血液粘滯性造成的血管阻力(dyn·s/cm5)另外，流過該電模型內(nèi)各部分的電流i、ip、ic相當(dāng)于流過各對應(yīng)部分的血流(cm3/s)。加在該電模型上的輸入電壓e(t)相當(dāng)于大動脈起始部的壓力(dyn/cm2)。并且，電容C的端電壓Vp相當(dāng)于橈骨動脈部的壓力(dyn/cm2)。
(2)電模型及其響應(yīng)特性的近似式下面，從理論上說明圖12所示的電模型的響應(yīng)特征。
首先，在圖12所示的電模型中，下列微分方程成立。即e(t)=Rci+Ldidt+vp----(1).]]>其中，電流i可以表為i=ic+ip]]>=Cdvpdt+vpRp----(2)]]>所以，上述(1)式可以表為如下(3)式
e(t)=LCd2vpdt2+(RcC+LRp)dvpdt+(1+RcRp)vp----(3)]]>眾所周知，由上述(3)式表示的2次常系數(shù)常微分方程的通解為滿足上述(3)式的特解(穩(wěn)態(tài)解)與滿足下列微分方程的過渡解之和。
0=LCd2vpdt2+(RcC+LRp)dvpdt+(1+RcRp)vp----(4)]]>按如下處理，可以得到微分方程(4)式的解。首先，假定由下述(5)式表示的衰減振動波形為微分方程(4)式的解。
vp＝Aest(5)將(5)式代入(4)式，則(4)式變?yōu)閧LCs2+(RcC+(L/Rp))s+(1+(Rc/Rp))}vp＝0…(6)然后，解上述(6)式求S，則得s＝{-(RcC+(L/Rp))±((RcC+(L/Rp))2-4LC(1+(Rc/Rp)))}/2LC…(7)在(7)式中，當(dāng)(RcC+LRp)2<4LC(1+RcRp)----(8)]]>時，第2項的括號中成為負(fù)值，這時，S可以表為s＝{-(RcC+(L/Rp))±j(4LC(1+(Rc/Rp))-(RcC+(L/Rp))2)}/2LC＝-α±jω…(9)
其中α＝(RcC+(L/Rp))/2LC＝(L+RpRcC)/2LCRp…(10)ω=-(RcC+LRP)2+4LC(1+RcRp)2LC----(11)]]>這里，若令A(yù)1＝LC(12)A2=L+RcRpCRp----(13)]]>A3=Rc+RpRp----(14)]]>則上述(10)式和(11)式可以表為α=A22A1----(15)]]>ω=A3A1-α2----(16)]]>這樣，確定了S值就可以得到滿足上述微分方程(4)式的解。根據(jù)上述觀點，在本實施例中，決定使用上述(5)式作為近似電模型的響應(yīng)波形中所包含的衰減振動成分的公式。
然后，進行大動脈起始部的壓力波形的模擬。通常，大動脈起始部的壓力波形為圖13所示的波形。因此，決定用圖14所示的三角波來近似該壓力波形。
在圖14中，設(shè)近似波形的振幅和時間分別為Eo、Em、tp、tp1，用下式表示任意時刻t的大動脈壓e(t)。
在0≤t≤tp1區(qū)間e(t)=E0+Em(1-ttp1)----(17)]]>在tp1≤t＜tp區(qū)間e(t)＝Eo(18)其中，Eo為最低血壓(擴張期血壓)，Eo+Em為最高血壓(收縮期血壓)，tp為1次搏動的時間，tp1為從其壓力成為升壓點到大動脈血壓的最低血壓值的時間。
并且，在本實施例中，將由上述(17)和(18)式表示的電信號e(t)輸入圖12所示的電模型時的響應(yīng)波形Vp(與橈骨動脈脈波對應(yīng))近似為在0≤t≤tp1區(qū)間vp(t)=Emin+B(1-ttb)+Dm1e-αtsin(ωt+θ1)----(19)]]>在tp1≤t＜tp區(qū)間vp(t)=Emin+Dm2e-α(t-tp1)sin{ω(t-tp1)+θ2}----(20)]]>上述(19)式右邊第3項和上述(20)式右邊第2項就是已說明過的衰減振動成分(與上述(5)式對應(yīng))，這兩項中的α和ω由上述(15)式和(16)式給出。
(3)電模型的各元件值與橈骨動脈波形的關(guān)系下面，討論上述(19)式和(20)式的各常數(shù)中已確定的α和ω以外的常數(shù)。
首先，若將上述(17)式和(19)式代入上述微分方程(3)式，則可得到下述(21)式，即E0+Em(1-ttp1)=(1+RcRp)(Emin+B)-Btb(RcC+LRp)t]]>+{LC(α2-ω2)Dm1-αDm1(RcC+LRp)+Dm1(1+RcRp)}e-αtsin(ωt+θ1)]]>+{ωDm1(RcC+LRp)-2LCαωDm1}e-αtcos(ωt+θ1)----(21)]]>欲使(21)式成立，必須滿足以下條件E0+Em=(1+RcRp)(Emin+B)----(22)]]>=E0+A3B-BtbA2]]>Emtp1=Btb(1+RcRp)----(23)]]>=BA3tb]]>LC(α2-ω2)-α(RcC+LRp)+(1+RcRp)=0----(24)]]>RcC+LRp=2LCα----(25)]]>在上述諸式中，(24)式和(25)式是約束α和ω的公式，但是，由上述(15)式和(16)式得到的α和ω當(dāng)然滿足這兩個公式。
另一方面，若將上述(18)式和(20)式代入上這微分方程(3)式，則可得到下述(26)式
E0=(1+RcRp)Emin]]>+{LC(α2-ω2)Dm2-αDm2(RcC+LRp)+(1+RcRp)}e-α(t-tp1)sin{ω(t-tp1)+θ2}]]>+{ωDm2(RcC+LRp)-2LCαωDm2}e-α(t-tp1)cos{ω(t-tp1)+θ2}----(26)]]>欲使(26)式成立，除了必須上述(23)式和(24)式成立外，還必須使下述(27)式成立。
E0=(1+RcRp)Emin----(27)]]>=A3Emin]]>根據(jù)這樣得到的使微分方程(3)式成立的條件(22)～(25)式、(27)式，計算(19)式和(20)式中的各常數(shù)。
首先，由上述(27)式可得Emin為Emin=E0A3----(28)]]>由(23)式可得B為B=EmtbA3tp1----(29)]]>然后，將上述(29)式代入上述(22)式求解tb，則得tb=A3tp1+A2A3----(30)]]>
并且，其余的常數(shù)D1m、D2m、θ1和θ2可以選擇在t＝0，tp1，tp使橈骨動脈波形Vp維持連續(xù)性的值，即滿足下述條件(a)～(d)的值。
(a)使(19)式的Vp(tp1)與(20)式的Vp(tp1一致；(b)使(20)式的Vp(tp)與(19)式的Vp(O)一致；(c)使(19)式和(20)式在t＝tp1的微分系數(shù)一致；(d)使(19)式在t＝0的微分系數(shù)和(20)式在t＝tp的微分系數(shù)一致。
即，選擇D1m和θ1的值為D1m=D112+D122ω----(31)]]>θ1=tan-1D11D12----(32)]]>但是，在上述各式中D11＝(v01-B-Emin)ω(33)D12=(v01-B-Emin)α+Btb+i01C----(34)]]>是V01和i01在t＝0時Vp和ip的初始值。
另外，選擇D2m和θ2的值為D2m=D212+D222ω----(35)]]>θ2=tan-1D21D22----(36)]]>但是，在上述各式中，
D21＝(v02-Emin)ω (37)D22=(v02-Emin)α+i02C----(38)]]>V02和i02是t＝tp1時的Vp和ic的初始值。這樣，便可得到(19)式和(20)式的各定數(shù)。
通過根據(jù)(16)式的角頻率ω反過來進行計算可得中樞部的血管電阻Rc為Rc=L-2RpLC(1-ω2LC)CRp----(39)]]>這里，Rc為實數(shù)且為正值的條件為4Rp2C1+(2ωRpC)2≤L≤1ω2C----(40)]]>通常，Rp的數(shù)量級為103(dyn·s/cm5)，C為10-4(dm5/dyn)，另外，ω是與脈波重疊的振動成分的角頻率，所以，可以認(rèn)為大于10(rad/s)。于是，(40)式的下限基本上可以視為1/ω2C。因此，為了使L簡化，若近似地取L=1ω2C----(41)]]>則Rc可以表為Rc=LCRp----(42)]]>
另外，根據(jù)(41)式和(42)式的關(guān)系，可得(15)式的衰減常數(shù)α為α=1CRp----(43)]]>如果利用(41)式～(43)式的關(guān)系使用α、ω及四個元件值的任何1個例如血液的慣性L表示其余元件的值，則有Rc＝αL (44)Rp=ω2Lα----(45)]]>C=1ω2L----(46)]]>顯然，由上式(44)～(46)可知，通過得到α、ω和L，便可確定電模式的元件值Rc、Rp和C。
這里，α和ω可以根據(jù)橈骨動脈波的實測波形得到，L可以根據(jù)1次搏動擠出量SV進行計算。下面，說明根據(jù)1次搏動擠出量SV計算L的順序。首先，根據(jù)(47)式可以得到大動脈起始部的壓力波的平均值E01。即E01=E0tp+Emtp12tp----(47)]]>另一方面，Rc、Rp、α、ω和L之間，下述(48)式成立Rc+Rp=αL+ω2Lα=(α2+ω2)Lα----(48).]]>并且，由于流過電模型的平均電流即用(Rc+Rp)除上述E01得到的值與由于搏動而流過動脈的血流的平均值(SV/tp)相當(dāng)，所以，下述(49)式成立
SVtp=1333.22·α(E0tp+Emtp12)(α2+ω2)Ltp----(49)]]>上述(49)式中的1333.22是將壓力值的單位從mmHg換算為dyn/cm2的比例常數(shù)。
通過解這樣得到的(49)式，求L，則可得到根據(jù)1次搏動擠出量SV求L的如下(50)式L=1333.22·α(E0tp+Emtp12)(α2+ω2)SV----(50)]]>另外，通過測量血流量，求與上述(49)式中的平均電流(1/tp)[E0tp+(tp1Em/2)]相當(dāng)?shù)闹?，根?jù)該結(jié)果也可計算出電感L。作為測量血流量的裝置，熟知的有阻抗法和多普勒法。另外，利用多普勒法的血流量測量裝置有利用超聲波的和利用激光的等。
(4)電模型的發(fā)展形下面，將圖12所示的電模型加以發(fā)展，考慮在寸、關(guān)、尺各位置處的壓力變化，可以得到圖26所示的模型。
圖中，大動脈起始部、尺、關(guān)、寸位置處的壓力分別用電壓e0(t)、e1(t)、e2(t)和e3(t)表示，在各電壓檢測端之間，連接著表示血液的慣性的電感L1～L3、表示血管各部分的柔度的電容C1～C3和表示血管各部分的阻力的電阻Rc1～Rc3。
圖12中的電阻Rp表示比測量對象的動脈系統(tǒng)末梢部更末梢的血管阻力。因此，在圖26所示的模型中，位于各檢測端后級的電路的合成阻抗與圖12中的電阻Rp相當(dāng)。例如，在圖26中，若將虛線A-A′右邊部分的合成阻抗近似地取為電阻Rp，則圖26的發(fā)展模型就和圖12的模型一樣。
因此，在圖26的模型中，按照和圖12所示的模型同樣的方法，可以求出各元件的值。即，開始時，將虛線A-A′右邊部分的合成阻抗近似地設(shè)為電阻Rp，利用上述方法，根據(jù)e0(t)和e1(t)的波形可以求出各參量Rc1、L1和C1。然后，根據(jù)e1(t)和e2(t)的波形可以求出各參量Rc2、L2和C2，根據(jù)e2(t)和e3(t)的波形可以求出各參量Rc3、L3、Rp3和C3。
在上述說明中，假定與電壓e1(t)～e3(t)相當(dāng)?shù)母鞑糠值膲毫Σㄐ慰梢灾苯訖z測。但是，實際上在被驗者的血管中發(fā)生的壓力波形在由應(yīng)變儀252～254(參見圖24)檢測之前，通過被驗者的肌肉、脂肪、皮膚等傳播的過程中已發(fā)生了變形。
因此，如果進行更嚴(yán)密的測量，就必須考慮壓力波形的變形。這時，最好設(shè)置圖26所示的壓力波變形電路270～272。在電路270中，273是電壓跟隨電路，274，275是電阻，276是電容。其中，電阻274，275模擬從相當(dāng)被驗者的動脈的“尺”位置的部分到應(yīng)變儀254的壓力損失，電阻275和電容276模擬頻率特征即高頻區(qū)的衰減。另外，電壓跟隨電路273是為了減小肌肉、脂肪、皮膚等的狀態(tài)對動脈本身的影響而設(shè)在電阻274的前段。
在這一模型中，電壓e1(t)經(jīng)壓力波變形電路270變形后，作為電壓e′1(t)被檢測。所以，為了正確地求電壓e1(t)的波形，必須求出壓力波變形電路270中各元件的常數(shù)。這可以通過將具有各種頻率及波形的聲波加到被驗者的手腕上，通過檢測該聲波的損失及變形而很容易地求得。即，由于壓力波變形電路270的電路結(jié)構(gòu)與圖12的模型相同，所以，利用同樣的方法可以求得各元件的值。壓力波變形電路270中的各值不是固定的，隨診斷者進行診斷時手指的按壓力而變化，所以，將聲波加到被驗者的手腕上時，最好預(yù)先施加各種按壓力，對應(yīng)地記錄按壓力與各常數(shù)。
以上，說明了橈骨動脈波和1次搏動擠出量與電模型的各元件值的關(guān)系。本實施例中的微機204(參見圖10)根據(jù)以上說明的關(guān)系，進行電模型的各元件值的計算。
§2-2第2實施例的動作圖15～圖19是表示該脈波分析裝置的動作的流程圖。另外，圖20是由均衡化處理得到的橈骨動脈波形的波形圖，圖21是將通過參量計算處理得到的橈骨動脈波形W2與由均衡化處理得到的橈骨動脈波形W1進行對比的波形圖。下面，參照這些圖說明本實施例的動作。
§2-2-1通常的計算處理(1)脈波讀取處理計算循環(huán)動態(tài)參量時，診斷者如圖11所示的那樣將羅口帶S2給被驗者戴上，將脈波傳感器S1戴到診斷者的手上，按下開關(guān)266a(參見圖25)，從鍵盤205輸入測量指令。微機204根據(jù)該指令，先將測量指令傳送給脈波檢測裝置201。結(jié)果，由脈波檢測裝置201通過應(yīng)變儀252～254檢測橈骨動脈波，從A/D變換器203輸出表示該橈骨動脈波的時間序列數(shù)字信號，經(jīng)過一定時間(約1分鐘)后讀入微機204。這樣，多個脈搏的橈骨動脈波形的時間序列數(shù)字信號便讀入微機204。
(2)均衡化處理然后，微機204將這樣讀入的多個脈搏對應(yīng)的橈骨動脈波形按每1脈搏進行重疊組合后，求1分鐘當(dāng)中每1脈搏的平均波形，并將該平均波形作為橈骨動脈波形的典型波形存儲到內(nèi)部存儲器內(nèi)(以上為步驟S1)。另外，與此同時，通過減法器267(參見圖25)檢測的按壓力也預(yù)先進行均衡化處理。圖20中示出了這樣存儲在存儲器中的橈骨動脈波形的典型波形W1。
(3)1次搏動擠出量數(shù)據(jù)讀入處理上述均衡化處理結(jié)束后，微機204向1次搏動擠出量測量器202傳送測量指令。結(jié)果，便由1次搏動擠出量測量器202測量被驗者的1次搏動擠出量，并將表示該結(jié)果的1次搏動擠出量數(shù)據(jù)讀入微機204(步驟S2)。
(4)參量計算處理然后，微機204的處理進入步驟S3，執(zhí)行圖16和圖17所示流程的參量計算處理程序。另外，在執(zhí)行該程序的同時，對寸、關(guān)、尺各部分的每個波形執(zhí)行圖18所示流程的α、ω計算程序(步驟S109，S117)。并且，在執(zhí)行α、ω計算程序的同時，執(zhí)行圖19所示流程的ω計算程序(S203)。為了說明簡便，對于這些程序，假定與圖26的模型中的電壓e1(t)～e3(t)相當(dāng)?shù)膲毫Σㄐ问怯蓱?yīng)變儀252～254直接得到的。
下面，說明這些程序的處理內(nèi)容。
首先，微機204對讀入存儲器內(nèi)的1個脈搏的橈骨動脈波形求與血壓成為最大值的第1點P1對應(yīng)的時間t1及血壓值y1、與第1點之后血壓一旦下落的第2點P2對應(yīng)的時間t2及血壓值y2和與作為第2個峰值點的第3點P3對應(yīng)的時間t3及血壓值y3。另外，對于讀入存儲器內(nèi)的橈骨動脈波形，求1個脈搏的時間tp、最低血壓值Emin(相當(dāng)于(3)式和(4)式的第1項)(步驟S101)。通過以上的處理，作為參量計算處理所需要的各種數(shù)據(jù)。可以得到第1點t1＝0.104(S)、y1＝123.4(mmHg)第2點t2＝0.264(S)、y2＝93.8(mmHg)第3點t3＝0.38(S)、y3＝103.1(mmHg)1個脈搏的時間tp＝0.784(S)最低血壓Emin＝87.7(mmHg)1次搏動擠出量數(shù)據(jù)SV＝103.19(cc/beat)當(dāng)出現(xiàn)難于區(qū)別第2點P2與第3點P3的平緩的脈波時，令第2點和第3點的時間為t2＝2t1，t3＝3t1后，決定該點的血壓值。
并且，為了計算簡便，使用圖22所示的A點的血壓值y0對y1～y3進行標(biāo)準(zhǔn)化處理(步驟S102，S103)，設(shè)定B值的初始值為(y0/2)-0.1(步驟S104)。
并且，按照如下順序求B、tb、α、ω的最佳值。
(a)首先，使B在y0/2～y0的范圍內(nèi)變化，同時使tb在tp/2～tp的范圍內(nèi)變化(以+0.1的間隔)，對各B和tb求使
Vp(t1)-y1，Vp(t2)-y2，Vp(t3)-y3成為最小值的α、ω。
(b)然后，對在(a)的處理中求出的B、tb、α、ω中求使Vp(t1)-y1，Vp(t2)-y2，Vp(t3)-y3成為最小值的B、tb、α、ω。
(c)在(b)的處理中，以求出的B、tb為基準(zhǔn)，在B±0.05，tb±0.05的范圍內(nèi)再次進行上述(a)和(b)的處理。
(d)進行上述(a)～(c)的處理時，使α以0.1的間隔在3～10的范圍內(nèi)變化，對各α計算最佳的ω。對各α利用二分法求dVp(t2)/dt＝0點的ω(參見圖19)。在上述各項處理中計算Vp值時令(33)式的初始值V01為0。
通過上述處理可以決定各數(shù)據(jù)，以下是計算示例α＝4.2(S-1)、ω＝24.325(rad/s)B＝27.2(mmHg)、tb＝0.602(s)(e)然后，根據(jù)(28)～(30)式和(44)～(46)式計算tp1、Em、Eo(步驟S123、S124)?？傻靡韵陆Y(jié)果tp1＝0.588(s)Em＝27.4(mmHg)Eo＝90.3(mmHg)(f)最后，使用(50)式，根據(jù)1次搏動擠出量計算L值(步驟S125)，由(44)～(46)式求其余的參量值(步驟S126)。結(jié)果，可以得到以下所示的參量值L＝7.021(dyn·s2/cm5)C＝2.407×10-4(cm5/dyn)Rc＝29.5(dyn·s/cm5)Rp＝989.2(dyn·s/cm5)另外，按以下公式計算直流的(平均的)總末梢血管阻力TPR。即TPR＝Rc+Rp＝1018.7(dyn·s/cm5)(5)輸出處理當(dāng)以上說明的參量計算處理結(jié)束時，微機204便從輸出裝置輸出L、C、Rc、Rp(步驟S4)，即，通過對寸、關(guān)、尺各部分的每個波形分別進行上述處理，可以得到圖26所示的各參量L1～L3、C1～C3、Rc1～Rc3和Rp3。
為了確認(rèn)，用計算出的參量計算(40)式，可得6.969≤L≤7.021可以說(41)式的近似是合適的。另外，如圖21所示，可以說使用計算出的參量計算的橈骨動脈波形與實測波形(1分鐘內(nèi)的平均波形)是非常一致的。
§2-2-2連續(xù)計算本實施例的裝置具有定時器(圖中未示出)，通過使用該定時器，可以長時間連續(xù)地測量循環(huán)動態(tài)參量。進行連續(xù)測量時，診斷者從鍵盤205輸入連續(xù)測量的指令。結(jié)果，在圖15的步驟S4(輸出處理)結(jié)束之后，設(shè)定定時器，利用定時器計時一定時間后，再次從步驟S1開始執(zhí)行，計算循環(huán)動態(tài)參量(步驟S3)，并記錄在記錄紙或存儲媒體上(步驟S4)。這樣，便可每隔一定時間間隔進行循環(huán)動態(tài)參量的連續(xù)計算。
另外，診斷者也可以在定時器每計時一定時間時適當(dāng)?shù)馗淖兪种傅陌磯毫?。即，在通常的診斷中，診斷者是適當(dāng)?shù)馗淖兪种傅陌磯毫M行診斷、捕捉各種信息的，所以，也可以操作本實施例的裝置進行這樣的診斷。這樣，便可收集與各按壓力對應(yīng)的數(shù)據(jù)。
§2-3變形例上述第2實施例不限于上述結(jié)構(gòu)的脈波分析裝置，例如，可以是如下各種變形。
變形例(I)不進行1次搏動擠出量SV的測量，而假定L為指定的值，只利用橈骨動脈波形求循環(huán)動態(tài)參量。為了彌補計算精度的減小，可以如圖21所示的那樣，設(shè)置顯示通過計算得到的橈骨動脈波形與通過測量得到的橈骨動脈波形重疊的監(jiān)視器，同時，診斷者也可以設(shè)定L值。用這樣構(gòu)成裝置時，診斷者參照試行錯誤，可以將L設(shè)定為最佳值，從而使實測的橈骨動脈波形與計算的橈骨動脈波形一致。
變形例(II)作為大動脈起始部的壓力波形的模型，不是三角波，而使用圖23所示的梯形波。這時，與三角波相比，接近于實際的壓力波形，所以，可以更準(zhǔn)確地求出循環(huán)動態(tài)參量。
變形例(III)在上述第2實施例中，是通過使用數(shù)學(xué)式的運算來求循環(huán)動態(tài)參量的。但是，也可以利用電路模擬器等模擬使各循環(huán)動態(tài)參量在指定范圍內(nèi)變化時的模型的各響應(yīng)波形，從中選擇與實例的橈骨動脈波形最一致的循環(huán)動態(tài)參量而輸出。這時，作為動脈系統(tǒng)的電模型和大動脈起始部的壓力波形的模型，可以使用更接近實際的復(fù)雜的模型，從而可以進一步提高測量精度。
變形例(IV)橈骨動脈波形和1次搏動擠出量的測量位置不限于圖11所示的位置。例如，也可以將血壓傳感器裝在橡膠手套251上，在手腕處同時測量橈骨動脈波形和1次搏動擠出量。這時，被驗者可以不卷起衣袖，從而可以減輕被驗者的負(fù)擔(dān)。
同樣，1次搏動擠出量測量器也可以設(shè)在與進行脈診的手腕不同的另一個手腕或手及手指上。
變形例(V)在上述實施例中，為了說明方便，假定與圖26所示的電模型的電壓e1(t)～e3(t)相當(dāng)?shù)膲毫Σㄐ问侵苯訌膽?yīng)變儀252～254得到的。但是，當(dāng)然也可以使用含有壓力波變形電路270～272的模型進行診斷。
第3章利用脈波波形的畸變進行診斷的診斷裝置下面，說明本發(fā)明第3實施例的裝置。該裝置首先求出從活體檢測的脈波波形的畸變。
脈波波形的畸變當(dāng)然與脈波波形的形態(tài)有密切的關(guān)系。脈波波形的形態(tài)與活體的狀態(tài)有后面所述的關(guān)系，所以，通過計算脈波波形的畸變可以診斷活體的狀態(tài)。
另外，脈波波形的畸變對于在第2章詳細(xì)介紹的各循環(huán)動態(tài)參量也有后面所述的相關(guān)關(guān)系。所以，通過計算畸變，也可以求出各個循環(huán)動態(tài)參量，并可據(jù)此進行診斷。
下面，在本章中說明脈波波形的畸變與脈波的形態(tài)及循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系，然后，說明利用這些關(guān)系進行診斷的第3實施例及其變形例。
§3-0畸變與脈波的形態(tài)及循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系在具體說明本裝置之前，根據(jù)發(fā)明者得到的結(jié)果，參照

脈波波形的畸變與脈波波形的形態(tài)及循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系。
在第3實施例中，按如下方法決定畸變系數(shù)d。設(shè)對脈波進行付立葉分析時得到的基波的振幅為Q1，二次諧波的振幅為Q2，…，n次諧波的振幅為Qn。這時，畸變系數(shù)d為d=(Q22+Q32+···+Qn2)/Q1]]>§3-0-1畸變與形態(tài)的關(guān)系首先說明脈波波形的形態(tài)。作為脈波的形態(tài)除了平脈、滑脈、弦脈外，還有很多形態(tài)。圖31示出了其中典型的平脈、滑脈、弦脈的形態(tài)。
平脈是“普通人”即正常的健康人的脈波波形的形態(tài)，波形例子示于圖31(A)。該波形例是34歲男性的脈波。平脈的特征是舒展而緩和的，節(jié)律一定，紊亂很少。
滑脈是血流狀態(tài)異常而引起的，由于咯痰、食滯、實熱等病引起脈搏的往來非常流利、圓滑?；}的典型波形示于圖31(B)。該波形例是28歲男性的脈波。滑脈波形的特征是急劇地上升后立刻下降，缺口很深，同時其后的第2個峰比通常高很多。
弦脈是由于血管壁的拉伸度上升而造成的，有肝膽病、各種疼痛、咯痰等病癥時出現(xiàn)。一般認(rèn)為是由于自律神經(jīng)系統(tǒng)緊張使血管壁拉伸彈性減小，難于影響擠出的血液的搏動而造成的。典型的波形例示于圖31(C)。該波形例是36歲男性的脈波。弦脈的波形特征是急劇地上升后不立刻下降，高壓狀態(tài)持續(xù)一定時間。圖31的曲線圖，縱軸為血壓BP(mmHg)，橫軸為時間(秒)。
根據(jù)上述脈波的形狀，可以予測大概的情況。
下面，說明畸變與形態(tài)的關(guān)系?；兣c平脈、滑脈、弦脈的關(guān)系示于圖32。該圖是對平脈35例、滑脈21例、弦脈22例分析的結(jié)果。
在圖32中，平脈的畸變平均為0.907，上下偏差約0.053。
滑脈的畸變比平脈的畸變大，平均為1.013，上下偏差約為0.148。
弦脈的畸變是三者中最小的，平均為0.734，上下偏差約為0.064。
另外，平脈、滑脈和弦脈的畸變大小關(guān)系利用t檢測的結(jié)果，可確認(rèn)危險系數(shù)小于0.05時，有明顯誤差。
§3-0-2畸變與循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系下面，說明脈波波形的畸變與在§2-1-1詳細(xì)說明的循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系。
畸變系數(shù)d與各循環(huán)動態(tài)參量的關(guān)系分別示于圖33～圖36。這些關(guān)系，是通過對120個病例求出的。
圖33是中樞部血管阻力Rc與畸變系數(shù)d的關(guān)系，若求兩者的關(guān)系式，可以表為Rc＝58.68d-0.394相關(guān)系數(shù)r為
r＝-0.807圖34是末梢部血管阻力Rp與畸變系數(shù)d的關(guān)系，若求兩者的關(guān)系式，可以表為Rp＝2321.3e-0.615d相關(guān)系數(shù)r為r＝-0.418圖35是慣性L與畸變系數(shù)d的關(guān)系，若求兩者的關(guān)系式，可以表為L＝162.8e-2,585d相關(guān)系數(shù)r為r＝-0.774圖36是柔度C與畸變d的關(guān)系，若求兩者的關(guān)系式，可以表為C＝(-1.607+3.342d)×10-4相關(guān)系數(shù)r為r＝0.764§3-0-3循環(huán)動態(tài)參量與脈波波形的形態(tài)的關(guān)系為了參考，先確認(rèn)循環(huán)動態(tài)參量與脈波波形的形態(tài)的關(guān)系。
各循環(huán)動態(tài)參量與滑脈、平脈、弦脈的關(guān)系分別示于圖37～圖40。
圖37是中樞部血管阻力Rc與三種脈的關(guān)系?；}的血管阻力最小(47.048±18.170dyn·s/cm5)，平脈的血管阻力次之(92.037±36.494dyn·s/cm5)，弦脈的血管阻力最大(226.093±61.135dyn·s/cm5)。
圖38是末梢部血管阻力Rp與三種脈的關(guān)系，滑脈的血管阻力最小(1182.1±176.7dyn·s/cm5)、平脈的血管阻力次之(1386.5±228.3dyn·s/cm5)、弦脈的血管阻力最大(1583.0±251.0dyn·s/cm5)。
圖39是血液的慣性L與三種脈的關(guān)系，滑脈的慣性最小(10.337±2.609dyn·s/cm5)、平脈的慣性次之(16.414±4.604dyn·s/cm5)、弦脈的慣性最大(27.550±5.393dyn·s/cm5)。
圖40是柔度C與三種脈的關(guān)系?；}的柔度最大((2.030±0.554)×10-4cm5/dyn)、平脈的柔度次之((1.387±0.311)×10-4cm5/dyn)、弦脈的柔度最小((0.819±0.207)×10-4cm5/dyn)。
只有柔度的大小關(guān)系的順序是反的，但是，如果取柔度的倒數(shù)，則對所有的動態(tài)參量，大小關(guān)系為同一順序。另外，對于上述動態(tài)參量與三種脈的大小關(guān)系，利用大檢驗，危險系數(shù)小于0.05，可以確認(rèn)有顯著誤差。
§3-1利用畸變求脈波的形態(tài)并利用該形態(tài)進行診斷的裝置下面，說明第3實施例的診斷裝置(I)，該診斷裝置(I)根據(jù)檢測的脈波求該脈波的畸變，然后根據(jù)該畸變求脈波的形態(tài)，利用該形態(tài)進行診斷。
圖27是本實施例的結(jié)構(gòu)框圖。在圖27中，311是脈波檢測器，關(guān)于其檢測方法示于圖28。
在圖28中，S1是套在手腕上的壓力傳感器，用于檢測橈骨動脈波形。S2是套在上臂上的羅口帶，用于檢測血壓。脈波檢測裝置311利用血壓校正橈骨動脈波形，將脈波以模擬電信號輸出。
現(xiàn)在再回到圖27，其中，313是A/D變換器，用于將從脈波檢測器311輸出的模擬電信號變換為數(shù)字信號。314是畸變計算器，由付立葉分析器315和畸變運算器317構(gòu)成。付立葉分析器315由微處理器等構(gòu)成，付立葉分析用的程序存儲在ROM等存儲器內(nèi)。另外，付立葉分析器315對從A/D變換器313輸出的數(shù)字信號進行付立葉分析，輸出基波的振幅Q1、二次諧波的振幅Q2、…、n次諧波的振幅Qn?！皀”值是考慮高次諧波的大小后適當(dāng)?shù)卮_定的。
畸變運算器317根據(jù)從付立葉分析器315輸出的振幅Q1、Q2、…、Qn算出畸變系數(shù)d。根據(jù)下式求畸變系數(shù)d。即，d=(Q22+Q32+···+Qn2)/Q1]]>319是形態(tài)判斷器，根據(jù)由畸變計算器314計算出的畸變系數(shù)d進行形態(tài)的判斷。形態(tài)的判斷，例如如果1.161＞d＞0.960則判斷為滑脈；如果0.960＞d＞0.854則判斷為平脈；如果0.798＞d＞0.670則判斷為弦脈。形態(tài)判斷器319輸出上述判斷結(jié)果或不能判斷。321是輸出裝置，用于顯示形態(tài)判斷器319的輸出結(jié)果，并進行打印輸出。
這時，如果使在第1章說明的診斷裝置與脈波波形的形態(tài)對應(yīng)地將表示活體的狀態(tài)的數(shù)據(jù)預(yù)先存儲到數(shù)據(jù)庫26內(nèi)，讀取與第3實施例的形態(tài)判斷器319的判斷結(jié)果對應(yīng)的數(shù)據(jù)，也可以根據(jù)脈波的畸變進行診斷。
§3-2利用畸變求循環(huán)動態(tài)參量并根據(jù)這些參量進行診斷的裝置下面，說明第3實施例的診斷裝置(II)。該診斷裝置(II)根據(jù)檢測的脈波求該脈波的畸變，然后由該畸變求循環(huán)動態(tài)參量，并根據(jù)這些參量進行診斷。
圖29是該變形例的結(jié)構(gòu)框圖。在圖29中，對于與在圖27中說明的相同的結(jié)構(gòu)部分標(biāo)以相號的序號，并省略其說明。
圖中，323是循環(huán)動態(tài)參量計算器，根據(jù)由畸變計算器314計算出的畸變系數(shù)d計算中樞部血管阻力Rc、末梢部血管阻力Rp、血液的慣性L和血管壁的柔度C。循環(huán)動態(tài)參量計算器323按照下列關(guān)系式進行參量計算。即，中樞部血管阻力Rc為Rc＝58.68d-0.394未梢部血管阻力Rp為Rp＝2321.3e-0.615d慣性L為L＝162.8e-2.585d柔度C為C＝(-1.607+3.342d)×10-4各參量值的單位和在§2-1-1說明的一樣。
這樣，只要利用各關(guān)系式，不使用在第2章說明的脈波分析裝置就可以計算出循環(huán)動態(tài)參量。不言而喻，利用這些關(guān)系式計算出的循環(huán)動態(tài)參量也可以適用于第1實施例。
另外，循環(huán)動態(tài)計算器323也可以根據(jù)利用這些關(guān)系式計算出的循環(huán)動態(tài)參量判斷脈波形態(tài)。例如，當(dāng)中樞部血管阻力Rc為28.878～65.218；末梢部血管阻力Rp為1005.4～1358.5；血液的慣性L為7.647～12.994；并且血管壁的柔度C為(1.476～2.584)×10-4時，則判斷為滑脈；當(dāng)中樞部血管阻力Rc為55.543～128.531；末梢部血管阻力Rp為1158.2～1614.8；血液的慣性L為11.810～21.018；并且血管壁的柔度C為(1.076～1.698)×10-4時，則判斷為平脈；當(dāng)中樞部血管阻力Rc為164.958～287.228；末梢部血管阻力Rp為1332.0～1834.0；血液的慣性L為22.157～32.943；并且血管壁的柔度C為(0.612～1.026)×10-4時，則判斷為弦脈。
321是輸出裝置，輸出循環(huán)動態(tài)參量計算器323計算的循環(huán)動態(tài)參量的值和判斷結(jié)果。
不言而喻，這樣判斷的脈波波形的形態(tài)，也可以適用于上述第1實施例的診斷裝置。
§3-3利用畸變求脈波形態(tài)和循環(huán)動態(tài)參量并據(jù)此進行診斷的裝置下面，說明第3實施例的診斷裝置(III)。該診斷裝置(III)根據(jù)檢測的脈波求該脈波的畸變，然后由該畸變求脈波形態(tài)和循環(huán)動態(tài)參量，并據(jù)此進行診斷。
圖30是該診斷裝置(III)的結(jié)構(gòu)框圖。在圖30中，對于在診斷裝置(I)(參見圖27)及診斷裝置(II)(參見圖29)中說明的相同的結(jié)構(gòu)部分標(biāo)以相同的序號，并省略其說明。
325是綜合判斷器，它根據(jù)形態(tài)判斷器319的判斷結(jié)果和由循環(huán)動態(tài)參量計算器323計算的循環(huán)動態(tài)參量的計算結(jié)果所作的判斷結(jié)果，進行綜合判斷，并輸出脈波波形的形態(tài)。
綜合判斷器325也可以例如將形態(tài)判斷器319的判斷結(jié)果和由循環(huán)動態(tài)參量計算器323計算的循環(huán)動態(tài)參量制表預(yù)先存儲到存儲器內(nèi)，并參考該表。
另外，作為輸出結(jié)果，也可以輸出脈波波形的形態(tài)。輸出裝置321將形態(tài)判斷器319的判斷結(jié)果、循環(huán)動態(tài)參量計算器323的計算結(jié)果和綜合判斷器325的判斷結(jié)果等進行印刷和顯示。這樣，醫(yī)師等該裝置的使用者便可知道被驗者的脈波或關(guān)于脈波的的數(shù)據(jù)。
或者，也可以將由形態(tài)判斷器319判定形態(tài)和由循環(huán)動態(tài)參量計算器323計算出的循環(huán)動態(tài)參量作為第1實施例中的波形參量使用而進行診斷。
作為畸變的定義，既可以使用(Q2+Q3+…+Qn)/Q1，也可以用別的形式定義，都可以獲得同樣的結(jié)果。例如，利用圖41所示的結(jié)構(gòu)，也可以求出畸變系數(shù)d。即，將脈波輸入低通濾波器351、高通濾波器354，輸出低頻信號成分V1和高頻信號成分V2。利用整流電路352、355對上述各輸出信號V1、V2進行整流，并由平滑電路353、356進行平滑后得到直流信號W1，W2。利用除法電路357對上述直流信號W1，W2進行除法運算，也可以得到用d＝W2/W1表示的畸變系數(shù)d。
在第3實施例中，畸變不限于上述定義，還可以用別的形式定義畸變。
第4章緊張程度和生理年歲診斷裝置最近，緊張及疲勞作為成人病及所謂的過度勞累而死亡等原因引起了人們的注意。如果能捕捉到緊張及疲勞的狀態(tài)，通過早期實施適當(dāng)?shù)念A(yù)防措施，就可以將成人病的發(fā)展及突然死亡防患于未然。
但是，以往，能檢測緊張及疲勞等的檢查方法很少，并且這為數(shù)極少的檢查方法也不能方便地進行實施。例如，有作為生理緊張的指標(biāo)而測量血液及尿中所含的兒茶酚胺及氫化考的松等的含量的方法，但是，這種方法必須進行采血以及特殊的化驗方法，不是每天都能進行的簡便的檢查方法。另外，還有作為緊張的指標(biāo)而測量付腎皮質(zhì)激素代謝產(chǎn)物在尿中的濃度的方法，但是，這種方法必須取尿樣，也不能說是簡便的方法，另外，作為檢查方法的可靠性也還沒有確定。作為已確立的心理緊張的測量方法，B&M公司的基拉利斯系統(tǒng)問診表，但是，該問診表的問題有81個項目之多，問診時被驗者和診斷者的負(fù)擔(dān)都很大。另外，人們期望除了緊張程度以外還能簡便地診斷自己的生理年齡為多大的裝置。
因此，鑒于上述問題，本發(fā)明者選擇關(guān)于脈波波形的峰點的信息作為診斷使用的波形參量，發(fā)明了進行各種緊張程度和生理年齡的診斷的診斷裝置。
當(dāng)然，本發(fā)明的診斷裝置的診斷項目不限于緊張程度和生理年齡，并且診斷所使用的波形參量也不限于上述所述的參量。對于其他診斷項目，按照和以下說明的完全相同的近似法，也可以構(gòu)成適當(dāng)?shù)脑\斷裝置。
另外，由本裝置得到的脈波波形的峰點的信息，可以作為在第1章說明的診斷裝置的波形參量而使用。
下面，在本章內(nèi)說明本發(fā)明的第4實施例的診斷裝置。
§4-0事前研究本發(fā)明者在設(shè)計診斷緊張程度等的裝置時，進行了以下事前研究。
§4-0-1代用特性的采用為了在不加重被驗者和診斷者的負(fù)擔(dān)的情況下診斷緊張程度，必須得到取代反映緊張程度的參量即血漿兒茶酚胺值等的參量。本發(fā)明者著眼于脈波波形的形狀隨生理緊張及生理年齡或心理緊張的變化，選擇脈波的形態(tài)作為緊張診斷所使用的候選參量。并且，對53名被驗者測量了橈骨動脈，采用如下信息即脈波波形的峰點(拐點)的信息作為特別指定脈波形狀的波形參量。
(1)從與1次脈搏對應(yīng)的脈波開始上升(以下，稱此上升時刻為脈波開始時刻)到與下一個脈搏對應(yīng)的脈波開始上升的時間t6；(2)脈波內(nèi)順序出現(xiàn)的極大點P1、極小點P2、極大點P3、極小點P4和極大點P5的血壓值y1～y5；(3)脈波開始時刻以后到出現(xiàn)上述各點P1～P5經(jīng)過的時間t1～t5；
(以上，參見圖42)另外，當(dāng)緊張程度提高時，本發(fā)明者著眼于自我感覺癥狀出現(xiàn)的情況，利用圖43所示的身心疲勞度問診表，測量身心疲勞程度。該身心疲勞度問診表的各個問題，是問被驗者在緊張程度提高時變得顯著的各種癥狀是否作為自我感覺癥狀認(rèn)識到了。被驗者對于這些問題，只在“沒有”、“有時”、“大體上”、“經(jīng)?！敝羞x擇1個回答。這里，對于各個回答，規(guī)定回答“沒有”的得0分；回答“有時”的得1分；回答“大體上”的得2分；回答“經(jīng)?！钡牡?分；對問題作肯定回答的，即自我感覺與癥狀符合程度越高，得分?jǐn)?shù)越高。被驗者選擇的各個回答的得分總和就是身心疲勞度M。
§4-0-2緊張程度的基準(zhǔn)值的采用關(guān)于生理緊張程度以往將血漿兒茶酚胺值作為應(yīng)力指標(biāo)已有定論。因此，對53名被驗者測量了血液中的血漿腎上腺素濃度AD(ng/ml)和血漿去甲腎上腺素濃度NA(ng/ml)，作為各受驗者的生理緊張程度的基準(zhǔn)值。
另外，關(guān)于心理緊張程度，利用由81個項目構(gòu)成的問診表(B&M公司基拉利斯系統(tǒng))對各被驗者進行問診，將其結(jié)果作為各被驗者的心理緊張程度的基準(zhǔn)值MS。
§4-0-3相關(guān)分析本發(fā)明者對在§4-0-1從各被驗者得到的波形參量和在§4-0-2得到的生理緊張程度和心理緊張程度的相關(guān)關(guān)系進行了分析。
(1)生理緊張首先，進行血漿兒茶酚胺值與波形參量的相關(guān)分析時，作為相關(guān)系數(shù)r大的關(guān)系式，可以得到以下所示公式NA(ng/ml)＝-0.44(t5-t1)+1.07 (51)主相關(guān)系數(shù)r＝0.44(概率P＜0.000001，F(xiàn)值F＝25.42)這樣，就確認(rèn)了根據(jù)波形參量t1和t5可以推算作為生理緊張程度的指標(biāo)而確立的血漿去甲腎上腺素值。在本實施例中，通過計算上述(51)式的右邊，計算生理緊張程度。
另外，不僅對波形參量，而且也將身心疲勞度M包含在內(nèi)進行相關(guān)分析時，可以得到以下關(guān)系式NA(ng/ml)＝0.46M+0.24(y1/t1) (52)r＝0.51(P＜0.000001，F(xiàn)＝12.47)這樣，就確認(rèn)了若將身心疲勞度M也包括在參量內(nèi)，便可使生理緊張程度的推算值更正確。在本實施例中，當(dāng)?shù)玫缴硇钠诙葧r，就可以通過計算上述(52)式的右邊而計算出生理緊張程度。
(2)心理緊張進行心理緊張程度的基準(zhǔn)值MS和波形參量及身心疲勞度M的相關(guān)分析時，作為相關(guān)系數(shù)大的關(guān)系式，可以得到以下關(guān)系式MS＝0.45M+0.29((t4-t1)/t6)-14.83 (53)r＝0.56(P＜0.000001，F(xiàn)＝21.61)在本實施例中，通過進行上述(53)式右邊的運算，可以計算出心理緊張程度。
(3)心理年齡進一步調(diào)查被驗者的年齡y與波形參量之間的相關(guān)關(guān)系時，知道兩者之間也有相關(guān)關(guān)系y＝-33.74(t5-t4)+61.64t1/t6-8.0678(t5-t4)/t6+33.324r＝0.56(P＜0.000001，F(xiàn)＝12.609)(54)這樣，由于脈波波形的拐點的信息與被檢測脈波的被驗者的緊張程度及生理年齡有相關(guān)關(guān)系，所以，可將這一信息作為在第1章說明過的診斷裝置的波形參量使用。
§4-1診斷裝置(I)以下對第4實施例的診斷裝置(I)的具體結(jié)構(gòu)加以說明。此診斷裝置是通過輸入?yún)⒘窟M行生理緊張程度、心理緊張程度及生理年齡的診斷的。
§4-1-1診斷裝置(I)的結(jié)構(gòu)該診斷裝置的結(jié)構(gòu)示于圖44。圖中，401是微機，在控制構(gòu)成本裝置的各部分的動作的同時，根據(jù)上述(52)、(53)和(54)式進行生理緊張程度、心理緊張程度和生理年齡的診斷。402是鍵盤，作為向微機401輸出指令和用于診斷的參量。403是FDD(軟盤驅(qū)動裝置)，是考慮被驗者人數(shù)多時而設(shè)置的參量輸入裝置。診斷者通過向該FDD裝入存儲各被驗者的參量的FD(軟盤)，便可將所有被驗者的參量一起輸入微機401。存儲輸入本裝置的參量的存儲裝置不限于FD等磁盤，例如也可以使用光盤。
404是由CRT等構(gòu)成的顯示裝置，用于顯示由微機401向診斷者輸出的信息、緊張程度的診斷結(jié)果等。405是大容量存儲裝置，是為了對每個被驗者按時間序列(年月日、時刻等)存儲緊張程度等的診斷結(jié)果和診斷所使用的參量而設(shè)置的。406是用于輸出緊張程度等診斷結(jié)果的印刷裝置。
§4-1-2診斷裝置(I)的動作將該診斷裝置接通電源時，微機401進行初始化處理，顯示裝置404上顯示出催促選擇用鍵盤402或FDD403進行參量輸入的菜單畫面。診斷者便利用從鍵盤402的指令輸入，選擇所希望的輸入形式。
(1)參量輸入選擇前一種輸入形式時，診斷者利用鍵盤401順序輸入被驗者的識別信息、診斷所需要的參量即波形參量和利用上述疲勞度問診表得到的身心疲勞度以及獲得這些參量的年月日。這些信息被順序讀入微機401內(nèi)的緩沖存儲器內(nèi)。
另外，選擇后一種輸入形式時，診斷者將存儲著緊張程度等診斷所需要的參量和獲得這些參量的年月日的FD(軟盤)裝入FDD403內(nèi)，從鍵盤402輸入指示FD進行參量輸入的指令。結(jié)果，F(xiàn)D內(nèi)的與各被驗者對應(yīng)的信息就通過FDD403被順序讀入微機401內(nèi)的緩沖存儲器內(nèi)。
(2)緊張程度等診斷當(dāng)上述參量輸入結(jié)束時，便將緩沖存儲器內(nèi)的用于各被驗者的緊張診斷的參量代入上述計算式(52)、(53)和(54)，求各被驗者的生理緊張程度、心理緊張程度和生理年齡。將這樣求出的各被驗者的生理緊張程度、心理緊張程度和生理年齡暫時存儲到緩沖存儲器內(nèi)。另外，各被驗者的緊張程度和計算這些緊張程度所使用的參量按各被驗者分別在顯示裝置404上進行顯示。
(3)診斷結(jié)果的存儲在診斷結(jié)束時，診斷者從鍵盤402輸入存儲診斷結(jié)果的指令時，緩沖存儲器內(nèi)的與各被驗者對應(yīng)的信息就順序讀入大容量存儲裝置405內(nèi)。詳細(xì)說來，在本實施例中，將緊張程度等診斷結(jié)果和診斷所使用的信息按各被驗者區(qū)分進行存儲，從緩沖存儲器內(nèi)讀取的各被驗者的信息追加到大容量存儲裝置405內(nèi)已存儲了與各被驗者對應(yīng)的信息后面。
(4)診斷結(jié)果的印刷診斷者從鍵盤402輸入應(yīng)輸出診斷結(jié)果的指令時，緩沖存儲器內(nèi)的各被檢者的識別信息和緊張程度就通過微機401傳送給印刷裝置406，進行印刷。另外，診斷者輸入特定的被驗者的識別信息，同時輸入應(yīng)表示緊張程度的時間序列的指令時，通過微機401，從大容量存儲裝置405內(nèi)讀出利用與該被驗者對應(yīng)的過去指定次數(shù)的診斷得到的緊張程度和獲得緊張程度診斷用的參量的年月日，由微機401生成表示緊張程度隨時間變化的曲線的印刷數(shù)據(jù)，并傳送給印刷裝置406。最后，由印刷裝置406印刷該被驗者的緊張程度隨時間變化的情況。
§4-2診斷裝置(II)該緊張診斷裝置(II)是將測量被驗者的脈波的手段和根據(jù)該脈波檢測波形參量的手段附加到診斷裝置(I)上，是可以同時從被驗者獲取波形參量和進行緊張診斷的裝置。
§4-2-1診斷裝置(II)的結(jié)構(gòu)圖45是本診斷裝置的結(jié)構(gòu)框圖。圖中，對于與圖44所示的結(jié)構(gòu)對應(yīng)的部分標(biāo)以同相的符號，并省略其說明。
在圖45中，411是脈波檢測裝置，通過套在被驗者的手腕上的壓力傳感器(圖中未示出)檢測橈骨動脈波形，作為脈波信號(模擬信號)輸出。412是參量采樣器，在微機401的控制下，從脈波檢測裝置411的脈波信號中抽取緊張程度診斷所需要的波形參量的信號，并進行處理。
另外，413是鼠標(biāo)器，是不用參量采樣器412而通過手動操作指定波形參量時的指定裝置，并與微機401連接。
下面，參照圖46說明參量采樣器412的詳細(xì)結(jié)構(gòu)。
在圖46中，501是A/D(模/數(shù))變換器，用于按照一定周期的采樣時鐘φ將脈波檢測裝置411輸出的脈波信號變換為數(shù)字信號并輸出。
502是低通濾波器，對從A/D變換器501順序輸出的數(shù)字信號進行濾掉指定的截止頻率以上的成分，并將其結(jié)果作為波形值W順序輸出。503是由RAM(隨機存取存儲器)構(gòu)成的波形存儲器，順序存儲通過低通濾波器502供給的波形值W。
511是波形值地址計數(shù)器，在從微機401輸出波形獲取指示START期間，計數(shù)采樣時鐘φ，并將其計數(shù)結(jié)果作為應(yīng)寫入波形值W的波形值地址ADR1而輸出。
512是選擇器，在未輸出手控方式信號MAN時，選擇波形值地址計數(shù)器511輸出的波形值地址ADR1，并傳送給波形存儲器503的地址輸入端，在輸出手控方式信號MAN時，選擇微機401輸出的讀取地址ADR4，并傳送給波形存儲器503的地址輸入端。
521是微分電路，對從低通濾波器502順序輸出的波形值W進行時間微分運算并輸出。522是零交叉檢測電路，通過波形值W成為極大值或極小值而使波形值W的時間微分成為0時輸出零交叉檢測脈沖Z。523是峰值地址計數(shù)器，在從微機401輸出波形獲取指示START的期間，計數(shù)零交叉檢測脈沖Z，并且將其計數(shù)結(jié)果作為峰值地址ADR2而輸出，524是移動平均計算電路，計算到現(xiàn)在為止從微分電路521輸出的過去指定個數(shù)的波形值W的時間微分值的平均值，并將其結(jié)果作為表示到現(xiàn)在為止的脈波的斜率作為斜率信息SLP而輸出。525是為了存儲后面所述的峰值信息而設(shè)置的峰值信息存儲器。
微機401根據(jù)以上說明的各元件的輸出信息進行如下控制(1)峰值信息的編集每當(dāng)由參量采樣器412內(nèi)的微分電路521和零交叉檢測電路522檢測到脈波的峰值點時，求以下列舉的信息，并作為峰值信息寫入峰值信息存儲器525內(nèi)。
(1)-1波形值地址ADR1在從低通濾波器502輸出的波形值W成為極大值或極小值時，從波形值地址計數(shù)器511輸出的寫入地址ADR1，即與極大值或極小值對應(yīng)的波形值W在波形存儲器505內(nèi)的寫入地址。
(1)-2峰值種類B/T是表示寫入上述波形值地址ADR1內(nèi)的波形值為極大值T(Top)還是極小值B(Bottom)的信息。
(1)-3波形值W是與上述極大值或極小值對應(yīng)的波形值。
(1)-4沖擊STRK是從前一個峰值到該峰值的波形值的變化量。
(1)-5斜率信息SLP是到該峰值為止的過去指定個數(shù)的波形值的時間微分的平均值。
另外，在進行緊張程度診斷時，微機401成為下面所述的動作模式。
(a)自動診斷模式讀取峰值信息存儲器525的存儲內(nèi)容，生成波形參量，進行和上述第1實施例一樣的緊張程度的診斷。
(b)手控指定模式將波形存儲器503存儲的脈波在顯示裝置404上進行顯示，使用者利用鼠標(biāo)器操作檢測出指定的脈波的峰值點，并根據(jù)該結(jié)果計算波形參量和進行緊張程度的診斷。
§4-2-2診斷裝置(II)的動作下面，分為上述動作模式說明該診斷裝置(II)的動作。
(a)自動診斷模式(a)-1波形及其峰值信息的獲取首先，當(dāng)通過鍵盤402輸入應(yīng)求緊張程度的指令時，微機401輸出波形獲取指示START，使參量采樣器412內(nèi)的波形值地址計數(shù)器511和峰值地址計數(shù)器523的復(fù)位解除。
結(jié)果，波形值地址計數(shù)器511開始計數(shù)采樣時鐘φ，該計數(shù)值作為波形值地址ADR1通過選擇器512輸給波形存儲器503。并且，脈波檢測裝置411檢測的橈骨動脈波形輸入A/D變換器501，按照采樣時鐘φ順序變換為數(shù)字信號，通過低通濾波器502作為波形值順序輸出。這樣輸出的波形值W順序輸給波形存儲器503，并在該時刻寫入由波形值地址ADR1指定的存儲區(qū)域。
通過上述動作，與圖48所示的橈骨動脈波形對應(yīng)地，一系列波形值W存儲到波形存儲器503內(nèi)。
另一方面，如下面所說明的那樣，與上述動作并行地進行峰值信息的檢測和向峰值信息存儲器525內(nèi)寫入。
首先，由微分電路521對從低通濾波器502輸出的波形值W進行時間微分運算，并將該時間微分輸入零交叉檢測電路522和平均移動計算電路524。每當(dāng)這樣輸入波形值W的時間微分值時，平均移動計算電路524就計算預(yù)定個數(shù)的在先時間微分值的平均值(即，平均移動值)，并將運算結(jié)果作為斜率信息SLP而輸出。這里，當(dāng)波形值W處在上升過程中或者上升結(jié)束成為極大狀態(tài)時，作為斜率信息SLP輸出正值，當(dāng)波形值W處于下降過程中或者下降結(jié)束成為極小狀態(tài)時，作為斜率信息SLP輸出負(fù)值。
并且，例如，當(dāng)與極大點P1對應(yīng)的波形值W從低通濾波器502輸出時，作為時間微分從微分電路521輸出“0”，從零交叉檢測電路522輸出零交叉檢測脈沖Z。
結(jié)果，微機401便讀入該時刻波形值地址計數(shù)器511的計數(shù)值即波形值地址ADR1、波形值W、峰值地址計數(shù)器523的計數(shù)值即峰值地址ADR2(這時，ADR2＝0)和斜率信息SLP。另外，通過輸出零交叉檢測信號Z，峰值地址計數(shù)器523的計數(shù)值A(chǔ)DR2成為“2”。
并且，微機401根據(jù)讀入的斜率信息SLP的符號作成峰值種類B/T。這時，輸出極大點P1的波形值W時，由于在該時刻輸出正的斜率信息，所以，微機401假定峰值信息B/T的值是與極大值對應(yīng)的數(shù)值。并且，微機401將從峰值地址計數(shù)器523讀入的峰值地址ADR2(這時，ADR2＝0)直接指定為寫入地址ADR3，將波形值W、與該波形值對應(yīng)的波形值地址ADR1、峰值種類B/T和斜率信息SLP作為第1次的峰值信息寫入峰值信息存儲器525內(nèi)。寫入第1次的峰值信息時，由于沒有這以前的峰值信息，所以，不進行作成和寫入沖擊信息。
然后，當(dāng)從低通濾波器502輸出與圖48所示的極小點P2對應(yīng)的波形值W時，和上述一樣，輸出零交叉檢測脈沖Z，微機401讀入寫入地址ADR1、波形值W、峰值地址ADR2(＝1)和斜率信息SLP(＜0)。并且，和上述一樣，微機401根據(jù)斜率信息SLP確定峰值種類B/T(這時為波谷B)。另外，微機401讀取只比峰值地址ADR2小“1”的地址，作為地址ADR3輸給峰值信息存儲器525，讀取第1次寫入的波形值W。并且，微機401計算本次從低通濾波器502讀入的波形值W與從峰值信息存儲器525讀取的第1次的波形值W之差，求出沖擊信息STRK。然后，將這樣求出的峰值種類B/T、沖擊信息STRK與其他信息ADR1、W、SLP一起作為第2次的峰值信息寫入峰值存儲器525內(nèi)與峰值地址ADR3＝1對應(yīng)的存儲區(qū)域。以后，當(dāng)檢測到峰值點P3、P4…時，也進行同樣的動作。
并且，當(dāng)經(jīng)過指定的時間時，微機401便停止輸出波形獲取指示START，波形值W和峰值信息的獲取即告結(jié)束。
(a)-2波形參量采樣在進行波形參量采樣之前，微機401進行從峰值信息存儲器525存儲的各種信息中特別指定與獲取波形參量的1個波長的波形對應(yīng)的信息的處理。
首先，從峰值信息存儲器525內(nèi)順序讀取與各峰值點P1、P2、…對應(yīng)的斜率信息SLP和沖擊信息STRK。然后，從各沖擊信息STRK中選擇與正的斜率對應(yīng)的沖擊信息(即，對應(yīng)的斜率信息SLP為正值的沖擊信息)，進而從這些沖擊信息中選擇數(shù)值大的高位指定個數(shù)。并且，從所選擇的沖擊信息STRK中選擇相當(dāng)于中間值的沖擊信息，求出應(yīng)抽取波形參量的1個波長的脈波的上升部分的沖擊信息STRK，例如在圖48中用符號STRKM所示的上升部分的沖擊信息STRK。并且，求出該沖擊信息的峰值地址的前1個峰值地址，即應(yīng)抽出波形參量的1個波長的脈波的開始點P6的峰值地址。
然后，微機401參照與峰值信息存儲器525內(nèi)存儲的上述1個波長的脈波對應(yīng)的各峰值信息，計算應(yīng)代入上述計算公式(51)～(54)的各參量。例如，進行如下計算y1設(shè)與峰值點P7對應(yīng)的波形值為y1；t1從與峰值點P7對應(yīng)的波形值地址減去與峰值點P6對應(yīng)的波形值地址，對其結(jié)果乘以采樣時鐘φ，計算t1。
t4～t6與上述t1一樣，根據(jù)對應(yīng)的各峰值點間的波形值地址之差進行計算。
并且，將這樣得到的各參量存儲到緩沖存儲器內(nèi)。
(b)手控指定模式該診斷裝置(II)除了上述(a)自動診斷模式外，還可以利用鍵盤402的操作設(shè)定手控指定模式。設(shè)定該手控指定模式時，診斷者利用鼠標(biāo)器操作可以指定計算波形參量所需要的脈波的峰值點。即，按照如下方式進行。
在手控指定模式中，在微機401按指定時間輸出波形獲取指示START后，輸出手控模式信號MAN。并且，微機401輸出從“0”開始順序增加的讀取地址ADR4，通過選擇器512輸給波形存儲器503。這樣，便讀取存儲在波形存儲器503內(nèi)的橈骨動脈波形，并在顯示裝置404上進行顯示。
診斷者通過操作鼠標(biāo)器413，移動顯示裝置404上的光標(biāo)顯示位置，使光標(biāo)順序指示顯示裝置404上顯示的脈波的始點、終點、脈波的各極大點、各極小點，進行噪音輸入。微機401通過這樣的鼠標(biāo)器檢測操作，從波形存儲器503內(nèi)讀取與由診斷者指定的脈波的始點、終點、脈波的各極大點、各極小點的座標(biāo)值對應(yīng)的數(shù)字信號，從讀出的信息中抽取所需要的波形參量(參見上述(52)式和(53)式)，并存儲到緩沖存儲器內(nèi)。
(c)輸入身心疲勞度通過上述(a)或(b)的模式處理，完成波形參量的獲取時，微機401應(yīng)答診斷者通過鍵盤或鼠標(biāo)器操作而輸入的指示，在顯示裝置404上顯示出圖43所示的身心疲勞度問診表。然后，診斷者按照顯示的問診表向被驗者進行問診，通過操作鼠標(biāo)器413將被驗者的回答輸入微機401。這里，問診也可以采用對話形式輸入，即，逐一顯示問診表中的各個問題或者以聲音形式輸出，被驗者對此作出回答并利用鍵盤等輸入微機401。微機401根據(jù)這樣輸入的回答計算身心疲勞度，并將其結(jié)果寫入緩沖存儲器內(nèi)。
這樣，緊張診斷所需要的所有信息已存儲在緩沖存儲器內(nèi)。于是微機401便根據(jù)緩沖存儲器存儲的信息進行緊張診斷，以后，和在第1章所述的診斷裝置(I)一樣，根據(jù)診斷者的指示，進行該結(jié)果的輸出和存儲等。
使用該診斷裝置不僅可以進行緊張診斷，而且，通過連續(xù)檢測脈波，將脈波的波形參量與其獲取的年月日一起存儲，還可以求出脈波隨時間的節(jié)奏性變化。
§4-3診斷裝置(III)下面，說明第3實施例的診斷裝置(III)。該診斷裝置(III)是在§4-2說明的診斷裝置(II)加上作為緊張程度的顯示裝置的彩色顯示器(圖中未示出)而構(gòu)成的。本裝置(III)中的微機401在計算生理緊張程度和心理緊張程度后，根據(jù)圖49所示的表決定顯示顏色，并將該顯示顏色顯示在彩色顯示器上。
另外，還可以求生理緊張程度、心理緊張程度和生理年齡，并進行彩色顯示。這時，就不是圖49所示的二維表，而是使用定義與生理緊張程度、心理緊張程度和生理年齡的組合對應(yīng)的顏色的三維表來確定顯示顏色。
按照本實施例，是利用彩色顯示器的顯示顏色來表示將生理緊張程度和心理緊張程度綜合后的緊張程度的，所以，即使是沒有對緊張程度的數(shù)值的判斷標(biāo)準(zhǔn)，也可以通過視覺很容易地確認(rèn)自己的緊張程度。
本裝置(III)作為不必麻煩醫(yī)師等診斷者，被驗者本身診斷自己的緊張程度的無人診斷系統(tǒng)是很有用的。
§4-4變形例第4實施例除了以上說明的診斷裝置(I)～(III)外，還可以利用以下列舉的變形例進行實施。
變形例(IV)在上述各診斷裝置(I)～(III)中，是將波形參量和身心疲勞度都作為參量使用來診斷生理緊張程度和心理緊張程度的，但是，也可以采用按照上述(51)式或(54)式只根據(jù)波形參量只診斷生理緊張程度或心理緊張程度方式。這時，由于省去了輸入身心疫勞度的麻煩，所以，作為診斷裝置更容易使用。
變形例(V)在上述各診斷裝置(I)～(III)中，是根據(jù)被驗者的橈骨動脈波形來診斷緊張程度的，但是，也可以測量從橈骨部到指間部位置的動脈波，并根據(jù)該動脈波診斷緊張程度。
變形例(VI)在§4-3所述的診斷裝置(III)中，采用了利用顯示顏色通過視覺確認(rèn)緊張程度的結(jié)構(gòu)，但是，緊張程度的顯示方法不限于此。
例如，通過視覺使被驗者認(rèn)識緊張程度時，既可以利用顯示顏色的濃淡表現(xiàn)緊張程度等，也可以顯示說明緊張程度的文字信息。另外，也可以不限于視覺而采用利用聽覺表現(xiàn)緊張程度等的方法。例如，可以根據(jù)緊張程度等改變聲音的高低、大小及音色，讓被驗者聽聲音。另外，既可以輸出說明緊張程度等診斷結(jié)果的聲音，也可以輸出與緊張程度等對應(yīng)的音樂，緊張程度低時輸出明快的樂曲；緊張程度高時，輸出深重的樂曲。
以上，在第4章中說明了診斷緊張程度和生理年齡的裝置，但是，通過進行和構(gòu)成本實施例的各裝置時進行的完全一樣的研究，可以構(gòu)成對其他診斷項目進行診斷的裝置。
這時，波形參量可以使用脈波所具有的參量中對診斷項目具有最強的相關(guān)關(guān)系的參量。
例如，可以使用在第2章討論過的循環(huán)動態(tài)參量和在第1章討論過的用于診斷脈波的頻譜等的波形參量。
另外，取得診斷所使用的波形參量的方法，不限于第1～第4實施例所述的方法，可以選擇能得到所需要的波形參量的適當(dāng)?shù)姆椒ā?br> 例如，求循環(huán)動態(tài)參量的方法，有像在第2章中說明的那樣利用電路模擬求出的方法和像在第3章中說明的那樣根據(jù)脈波的畸變而求出的方法，但是，究竟采用哪種方法，可以在考慮所需要的處理速度和計算精度后適當(dāng)?shù)剡x擇。
另外，如上所述，在緊張程度的診斷中，考慮身心疲勞度可以進行精度更高的診斷。同樣，隨診斷項目而不同，有時考慮被驗者的自覺癥狀進行診斷更好。對于這樣的診斷項目，可以將用以輸入自覺癥狀的手段設(shè)置到診斷裝置上，根據(jù)這樣的手段輸入的自覺癥狀和脈波的波形參量進行診斷。
另外，隨診斷項目而不同，有時不僅希望只輸出疾病名等，還希望定量地求出癥狀嚴(yán)重到什么程度并予以輸出。這時，和上述緊張程度的診斷一樣，可以利用顏色、濃度、文字等可視信息或者音樂、聲音等可聽信息表現(xiàn)癥狀的程度(在第4實施例中是緊張程度)并輸出。
另外，隨診斷項目而不同，還可以每隔一定時間反復(fù)進行診斷。
第5章檢測脈波的頻譜的脈波分析裝置近年來，脈診受到人們的重視，與此同時，根據(jù)脈波探討人體的健康狀態(tài)的研究也方興未艾。作為一般的波形的分析方法，有FFT等頻率分析，人們已研究過利用這種頻率分析技術(shù)的脈波的頻率分析。
然而，構(gòu)成脈波的脈波波形的每1個波形狀都不相同，時時刻刻都在變化，并且各波的波長也不一定。因此，人們考慮了將這種雜亂無章的脈波視為周期非常長的波形進行付立葉變等方法。這種方法可以詳細(xì)地求出脈波的頻譜，但是計算量十分龐大，所以，不適于迅速地求時時刻刻發(fā)生的脈波的頻譜。如果能夠連續(xù)地求出表示構(gòu)成脈波的1個波1個波的特征的波形參量，就可以得到人體的很多信息，但是，迄今還沒有符合這一要求的裝置。
因此，下面所述的本發(fā)明第5實施例的脈波分析裝置就是鑒于上述情況而提出的，該脈波分析裝置可以迅速地進行脈波的分析，并且可以對構(gòu)成脈波的每1個波分析波形參量。此外，按照第5實施例，利用該裝置可以使迄今在第1章～第4章說明的各裝置性能更加提高。
下面，說明本發(fā)明第5實施例的脈波分析裝置。
§5-1脈波分析裝置(I)該脈波分析裝置(I)按脈搏單位計算脈波的頻譜。
§5-1-1脈波分析裝置(I)的結(jié)構(gòu)圖50是本發(fā)明第5實施例的脈波分析裝置(I)的結(jié)構(gòu)框圖。如圖所示，脈波分析裝置(I)由脈波檢測器601、輸入部分602、輸出部分603、波形采樣存儲器604、頻率分析器605和對它們進行控制的微機606構(gòu)成。
脈波檢測器601由應(yīng)變儀等構(gòu)成，按壓在患者的橈骨動脈部等處，檢測其壓力，并作為脈波信號(模擬信號)而輸出。輸入裝置602是為了向微機606輸入指令而設(shè)的，例如由鍵盤等構(gòu)成。輸出部分603由打印機、顯示裝置等構(gòu)成，這些裝置在微機606的控制下，進行從患者得到的脈波的頻譜的記錄和顯示等。波形采樣存儲器604在微機606的控制下順序存儲從脈波檢測器601輸出的脈波信號，同時，抽取表示該脈波信號中的切換點即從與某一搏動對應(yīng)的脈波向與下一個搏動對應(yīng)的脈波的切換點的信息并進行存儲，可以使用圖46所示的參量采樣器412。
頻率分析器605按各脈動單位反復(fù)高速再生波形采樣存儲器604存儲的脈波信號，對每一脈搏求構(gòu)成脈波的頻譜并輸出，其詳細(xì)結(jié)構(gòu)示于圖51。由頻率分析器605求出的各脈搏的脈波的頻譜由微機606讀入，從輸出裝置603輸出。
§5-1-1-1波形采樣存儲器604的結(jié)構(gòu)波形采樣存儲器604可以使用圖46所示的參量采樣器412，該參量采樣器412的各種信號也可以直接使用。為了避免重復(fù)說明，省略對波形采樣存儲器604的說明。但是，為了說明方便，此處將圖46中的手控模式信號MAN稱為選擇信號S12，將微機401的符號改為606。
§5-1-1-2頻率分析器605的結(jié)構(gòu)下面，參照圖51說明頻率分析器605的詳細(xì)結(jié)構(gòu)。該頻率分析器605通過微機606從波形采樣存儲器604的波形存儲器503按搏動單位接收脈波的波形值WD，反復(fù)高速再生所接收的波形值WD，對每1搏動進行頻率分析，計算構(gòu)成脈波的頻譜。另外，該頻率分析器605按時間分隔先計算構(gòu)成脈波的基波頻譜，然后計算構(gòu)成二次諧波的頻譜等的順序。計算構(gòu)成脈波的各個頻譜。
微機606再向該頻率分析器605輸出1個搏動的脈波的最初的波形值WD時，輸出同步信號SYNC和該搏動所包含的波形值WD的個數(shù)N，同時切換選擇信號S12。另外，微機606在輸出1個搏動的波形值WD期間，與各波形值WD的傳遞同步地順序輸出“0”～“N-1”變化的寫入地址ADR5。
緩沖存儲器701和702是為了存儲這樣從微機606輸出的波形值WD而設(shè)置的存儲器。分配器721用于利用選擇信號S12將通過微機606從波形采樣存儲器604供給的脈波的波形值WD指定向緩沖存儲器701或702輸出。
另外，選擇器722用于選擇由選擇信號S12從緩沖存儲器701和702中指定的緩沖存儲器，并將從該緩沖存儲器讀取的波形值WH輸出到后面所述的高速再生器730。選擇器711和712根據(jù)選擇信號S12選擇寫入地址ADR5或高速再生器730發(fā)生的讀取地址ADR6(后面說明)，并且分別輸給緩沖存儲器701和702。
以上說明的分配器721、選擇器722、701和702通過根據(jù)選擇信號S12進行切換控制，在向緩沖存儲器701進行數(shù)據(jù)寫入期間，從緩沖存儲器702讀取數(shù)據(jù)，并輸給高速再生器730；在向緩沖存儲器702進行數(shù)據(jù)寫入期間，從緩沖存儲器701讀取數(shù)據(jù)，并輸給高速再生器730。
高速再生器730是用于從緩沖存儲器701和702讀取與各搏動對應(yīng)的波形值的裝置，使讀取地址ADR6在“0”～“N-1”(其中，“N”是應(yīng)讀取的波形值的個數(shù))范圍內(nèi)變化并輸出。詳細(xì)地說，該高速再生器730在與某一搏動對應(yīng)的各波形值WD向1個緩沖存儲器內(nèi)寫入期間，發(fā)生上述讀取地址ADR6，從另1個緩沖存儲器內(nèi)多次反復(fù)讀取與該搏動之前的1個搏動對應(yīng)的全部波形值WD。這時，控制讀取地址ADR6的發(fā)生，以使與1個搏動對應(yīng)的全部波形值WD在一定的時間內(nèi)全部讀出。在讀取與1個搏動對應(yīng)的全部波形值期間，與想檢測的頻譜的次數(shù)對應(yīng)地進行如下切換檢測基波頻譜時切換為T；
檢測二次諧波頻譜時切換為2T；檢測三次諧波頻譜時切換為3T；……另外，高速再生器730內(nèi)部裝有內(nèi)插器，用于插入從緩沖存儲器701或702讀取的波形值WH，作為指定的采樣頻率m/T(m為指定的整數(shù))的波形值而輸出。
帶通濾波器750是通過頻帶的中心頻率為指定值1/T的帶通濾波器。正弦波發(fā)生器740是頻率可變的波形發(fā)生器，在微機606的控制下，與應(yīng)檢測的頻譜的次數(shù)對應(yīng)地順序輸出周期為T、2T、3T、4T、5T、6T的各正弦波。頻譜檢測器760根據(jù)帶通濾波器750的輸出信號電平檢測脈波的各頻譜的振幅H1～H6，同時根據(jù)帶通濾波器750的輸出信號的相位與正弦波發(fā)生器740輸出的正弦波的相位之差，檢測各頻譜的相位θ1～θ6。
§5-1-2脈波分析裝置(I)的動作下面，說明圖50～圖51(包括圖46)所示的脈波分析裝置(I)的動作。
首先，當(dāng)從輸入裝置602輸入開始頻率分析的指令時，微機606便輸出波形獲取指示START，將波形采樣存儲器604內(nèi)的波形值地址計數(shù)器511和峰值地址計數(shù)器523的復(fù)位解除。
(a)波形分割然后，由波形值地址計數(shù)器511開始計數(shù)采樣時鐘φ，波形抽出存儲器604進行與在§4-2-2的(a)-1項所述的參量采樣器412同樣的動作。
即，波形抽出存儲器604將與圖48所示的橈骨動脈波形對應(yīng)的一系列波形值W存儲進波形存儲器503內(nèi)，同時，與上述動作并行地進行峰值點P1、P2、P3的峰值信息的檢測和向峰值信息存儲器525內(nèi)寫入。
這里，當(dāng)沖擊信息STRK大于指定值時，具體地說就是可以視為與脈波的上升部分(例如圖48中的STRKM)相當(dāng)大的沖擊時，微機606從峰值信息存儲器525內(nèi)讀取該沖擊的始點即極小值的波形值地址(例如，圖48中的STRKM的始點P6)，并寫入內(nèi)部的移位寄存器內(nèi)。
(b)波形傳遞與上述動作并行地，微機606從波形采樣存儲器604內(nèi)的波形存儲器503內(nèi)順序讀取波形值，作為波形數(shù)據(jù)WD向頻率分析器5傳遞。
下面，參照圖52和圖53說明其動作。
如圖53所示，選擇信號S12與時鐘φ同步地切換，另外，與其同步地進行波形存儲器503的寫入模式/讀取模式的模式切換。
在圖52中，當(dāng)與某一搏動對應(yīng)的1個搏動的脈波Wn的波形值輸入波形存儲器503內(nèi)時，首先在與該搏動對應(yīng)的脈波的最初的極小值輸入的時刻發(fā)生零交叉檢測信號Z，并將該波形值地址ADR1＝A0寫入峰值信息存儲器525內(nèi)(參見圖53)。然后，當(dāng)極大值(地址A1)輸入波形采樣存儲器604內(nèi)時，再次發(fā)生零交叉檢測信號Z(參見圖53)，當(dāng)該極大值與其之前的極小值(地址A0)之間的沖擊大于指定值時，將極小值的地址A0寫入微機606內(nèi)的移位寄存器(圖中未示出)內(nèi)。這樣寫入的波形值地址在其后延遲2個搏動后從移位寄存器內(nèi)輸出，作為應(yīng)傳遞給頻率分析器605的1個搏動的波形值WD的開始地址寫入微機606內(nèi)。
即，在圖52中，當(dāng)與某一搏動對應(yīng)的脈波Wn的極大值的地址Wn寫入移位寄存器時，就從該移位寄存器內(nèi)讀取在此之前寫入該移位寄存器的2個搏動前的脈波Wn-2的開始地址(最初的極小值的地址)，并由微機606進行檢測。
在該時刻，微機606參照上述移位寄存器的內(nèi)容，求脈波Wn-2的最初的極小值的波形值地址與下一個脈波Wn-1的最初的極小值的波形值地址之差，即1個搏動的脈波Wn-1中所包含的波形值的個數(shù)N，并與同步信號SYNC一起向頻率分析器605輸出。另外，與同步信號SYNC同步地切換選擇信號S12，使分配器721、選擇器711和712以及選擇器722的內(nèi)部連接狀態(tài)成為例如圖51中用實線所示的狀態(tài)。
然后，微機606使讀取地址ADR4從脈波Wn-2的最初的極小值的波形值地址開始順序增加，通過選擇器512輸給波形存儲器503。這里，使讀取地址ADR4以比寫入地址ADR1快的速度(例如2倍的速度)變化。這是為了在脈波Wn的下一個搏動的脈波Wn+1的極大值輸入波形采樣存儲器604之前，將與脈波Wn-1之前的脈波Wn-2對應(yīng)的全部波形值讀出。這樣，與波形存儲器503內(nèi)存儲的脈波Wn并行，微機606從波形存儲器503內(nèi)讀取其2個搏動之前的脈波Wn-2的波形值WD，并向頻率分析器605傳遞，通過分配器721順序輸給緩沖存儲器701。
這樣，與波形值WD順序輸給緩沖存儲器701同步地使寫入地址ADR5在“0”～“N-1”的范圍內(nèi)順序增加，該寫入地址ADR5通過選擇器711輸給緩沖存儲器701。結(jié)果，與脈波Wn-2對應(yīng)的各波形值WD就存儲到了緩沖存儲器701的地址為“0”～“N-1”的各存儲區(qū)域。
(c)高速再生另一方面，與上述動作并行地，由高速再生器730輸出讀取地址ADR6，并通過選擇器712輸給緩沖存儲器702。結(jié)果，從緩沖存儲器702讀取與脈波Wn-2的1個搏動之前的脈波Wn-3的各波形值WD，并通過選擇器722輸入高速再生器730。
這里，緩沖存儲器702內(nèi)的脈波Wn-3對應(yīng)的各波形值WD，以比與脈波Wn-2對應(yīng)的各波形值向緩沖存儲器701內(nèi)存儲的速度高的高速度多次反復(fù)被讀取。這時，控制讀取地址ADR6的增加速度，以使與脈波Wn-3對應(yīng)的波形值WD在一定的時間T內(nèi)全部讀出。即，高速再生器730在應(yīng)從緩沖存儲器702讀取的波形值WD的個數(shù)像圖54所示的那樣為很大數(shù)值“N1”時以高速度使讀取地址ADR6增加，相反，如圖55所示的那樣為較小數(shù)值“N2”時，以低速度使讀取地址ADR6增加，從而使讀取地址ADR6在一定時間T內(nèi)在“0”～“N1-1”或“0”～“N2-1”的區(qū)間變化。
并且，這樣順序讀取的波形值WD在高速再生器730內(nèi)進行內(nèi)插計算，形成一定的采樣的頻率m/T的波形值WH，并輸給帶通濾波器750。
(d)頻譜檢測帶通濾波器750從波形值WH的時間序列數(shù)據(jù)中選擇頻率為1/T的信號使之通過，并輸給頻譜檢測器760。另一方面，正弦波發(fā)生器740如圖56所示的那樣，發(fā)生周期為T的正弦波，并輸給頻譜檢測器760。
頻譜檢測器760對數(shù)個波檢測帶通濾波器750的輸出信號電平，將其典型值作為脈波Wn-3的基波頻譜的振幅H1輸出，對數(shù)個波檢測帶通濾波器750的輸出信號的相位與正弦波發(fā)生器740輸出的正弦波的相位之間的相位差，并將其典型值作為脈波Wn-3的基波頻譜的相位θ1輸出。由各典型值計算出例如與輸出基波頻譜之前的對應(yīng)各波的輸出信號電平和相位差的移動平均值。
然后，高速再生器730使讀取地址ADR6的增加速度成為檢測上述基波頻譜時的1/2，以使在一定時間2T內(nèi)脈波Wn-3的全部波形值讀出，反復(fù)讀取與脈波Wn-3對應(yīng)的波形值WH，并輸給帶通濾波器750(參見圖56)。
并且，使由波形值WH構(gòu)成的時間序列數(shù)據(jù)中頻率為1/2T的信號即與脈波Wn-3的二次諧波對應(yīng)的信號通過帶通濾波器750，并輸給頻譜檢測器760。結(jié)果，便由頻譜檢測器760檢測并輸出脈波Wn-3的二次諧波頻譜的振幅H2。
另一方面，正弦波發(fā)生器740發(fā)生周期為2T的正弦波，并輸給頻譜檢測器760(參見圖56)。結(jié)果，頻譜檢測器760便輸出脈波Wn-3的二次諧波頻譜的相位θ2。
以后，將讀取地址ADR6的增加速度順序切換為基波頻譜時的1/3、1/4、1/5、1/6，同時，與此相應(yīng)地將正弦波發(fā)生器740發(fā)生的正弦波的周期順序切換為3T、4T、5T、6T，進行與上述相同的動作，便可從頻譜檢測器760輸出三次諧波～六次諧波頻譜的振幅H3～H6和相位θ3～θ6。
這樣求出的脈波Wn-3的各頻譜輸入微機606。并且，微機606利用與脈波Wn-3對應(yīng)的波形值WD的個數(shù)N和時鐘φ的周期τ計算基波的頻率f＝1/(N·τ)，并且與上述頻譜一起從輸出裝置603輸出。
然后，脈波Wn之后的1個搏動的脈波Wn+1上升，當(dāng)最初的極大值輸入波形采樣存儲器604內(nèi)時，通過微機606發(fā)生同步信號SYNC，同時，輸出脈波Wn-2內(nèi)包含的波形值WD的個數(shù)N。另外，選擇信號S12發(fā)生反轉(zhuǎn)，使分配器721、選擇器711和712以及選擇器722的內(nèi)部連接狀態(tài)成為圖51中虛線所示的狀態(tài)。并且，與波形存儲器503內(nèi)存儲脈波Wn+1并行，微機606從波形存儲器503內(nèi)讀取其2個搏動之前的脈波Wn-1的波形值WD，并向頻率分析器605傳遞，通過分配器721順序輸給緩沖存儲器702。
另一方面，與上述動作并行地，用高速再生器730從緩沖存儲器701內(nèi)讀取與脈波Wn-1之前1個搏動的脈波Wn-2對應(yīng)的各波形值WD，由高速再生器730進行內(nèi)插運算后作為波形值WH輸出。并且，對于與該脈波Wn-2對應(yīng)的波形值WH進行與脈波Wn-3一樣的處理，便可求出其頻譜。
以后，對于順序傳過來的各脈波進行與上述一樣的處理，便可連續(xù)地求出各脈波的頻譜，并作為與各個搏動對應(yīng)的波形參量從輸出裝置603輸出。
§5-2脈沖分析裝置(II)在§5-1所述的脈波分析裝置(I)是按搏動為單位再生波形存儲器503內(nèi)存儲的波形數(shù)據(jù)，并按各搏動為單位計算脈波的頻譜的。與此相反，脈波分析裝置(II)是使用本發(fā)明人在第2章中提出的方法、根據(jù)從患者得到的脈波求出模擬患者的循環(huán)動態(tài)的電模型各元件的值，將此結(jié)果作為狀態(tài)顯示參量使用的。
這里，電模型在決定活體循環(huán)系統(tǒng)的行為的要素中著眼于動脈系統(tǒng)中樞部的血液的慣性、中樞部血液粘滯性引起的血管阻力(粘滯性阻力)、中樞部血管的柔度和末梢部的血管阻力(粘滯性阻力)等4個參量，并且以電路形式進行模擬。詳細(xì)情況如§2-1所述。
在脈波分析裝置(II)中，微機606將與各搏動對應(yīng)的波形數(shù)據(jù)順序?qū)懭刖彌_存儲器701或702，同時，從未進行寫入的緩沖存儲器內(nèi)通過選擇器722讀取與1個搏動對應(yīng)的波形數(shù)據(jù)。并且，模擬輸入與大動脈起始部的壓力波對應(yīng)的電信號時上述電模型的動作，計算可以得到與從緩沖存儲器701或702讀取的波形數(shù)據(jù)對應(yīng)的輸出波形的電模各元件的值，并將該計算結(jié)果作為波形參量而輸出。然后通過反復(fù)改變各元件的值進行動作的模擬，便可在試驗錯誤的基礎(chǔ)上求出電模型各元件的值。但是，既可以使用在第2章說明過的方法，也可以像在第3章中說明的那樣根據(jù)脈波的畸變而求出。
§5-3變形例第5實施例除了以上說明的脈波分析裝置(I)～(III)外，還可以利用以下列舉的變形例進行實施。
變形例(III)§5-1所述的脈波分析裝置(I)是利用硬件進行脈波的頻率分析的，但是，并不限于此，也可以利用微機606執(zhí)行的軟件進行頻率分析。另外，關(guān)于頻率分析方法，DFT(離散付立葉變換)、FFT(高速付立葉變換)等各種方法都可以使用。
變形例(IV)§5-1和§5-2所述的脈波分析裝置(I)，(II)是在得到與各搏動對應(yīng)的波形參量的時刻而輸出的，但是，波形參量的輸出方式不限于此。例如，也可以由微機606計算指定的搏動個數(shù)的波形參量的算數(shù)平均值后而輸出。
另外，也可以由微機606計算過去的指定搏動個數(shù)的波形參量的算數(shù)平均值即波形參量的移動平均值，實時地進行輸出。
變形例(V)各脈波分析裝置(I)，(II)都是對橈骨動脈進行分析的，但是，分析對象不限于橈骨動脈，也可以應(yīng)用于例如指尖脈波等其他動脈脈波的分析。
變形例(VI)作為脈波的波形參量，除了各脈波分析裝置(I)、(II)所列舉的以外，還可以考慮各種各樣的參量，但是，為了診斷而使用時，可以采用對診斷最適用的波形參量。
例如，在這些參量中，有前面在第4章所述的脈波中出現(xiàn)的峰值點的振幅值和相位。根據(jù)與各搏動對應(yīng)的脈波求出這引起峰值點的信息，也可以使用于緊張程度的診斷。
本發(fā)明中所謂“活體”，是指作為診斷對象或分析對象的被驗者的人體，但是，不限于人類，也可以是動物體。
另外，本發(fā)明不限于上述第1～第5實施例，只要不脫離本發(fā)明思想的范圍，可以用適當(dāng)?shù)淖冃芜M行實施。
權(quán)利要求
1.一種脈波分析設(shè)備，包括脈波輸入裝置，用于輸入表示一個活體的橈骨動脈波形的信息；和分析裝置，用于1)在所述活體的鄰近部分建立一個血壓波形的波形模型；2)利用一個電模型模擬從該活體的鄰近部分到末梢部分的動脈系統(tǒng)；3)計算所述電模型的單元的值，使得響應(yīng)所述波形模型的輸入從所述電模型輸出類似于所述橈骨動脈波形的輸出波形；和4)輸出作為循環(huán)動態(tài)參數(shù)的所計算的值。
2.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述分析裝置根據(jù)從所述活體的一部分而不是所述鄰近部分獲得的實際的血壓波形建立所述波形模型。
3.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述波形模型是一種模擬所述血壓波形的三角波。
4.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述波形模型是一種模擬所述血壓波形的階梯斜波波形。
5.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，來自所述分析裝置的循環(huán)動態(tài)參數(shù)被寫到存儲介質(zhì)。
6.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述脈波輸入裝置在一個時間周期上連續(xù)輸入所述信息。
7.如權(quán)利要求1所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述電模型是一個四個參數(shù)的模型，包括1)第一電阻器，模擬由于所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中血流粘度影響的脈管阻力；2)感應(yīng)器，模擬所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中的血流沖力；3)電容器，模擬所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中的脈管彈性；和4)第二電阻器，模擬由于所述電路的所述末梢部分中血流粘度影響的脈管阻力；其中，具有串聯(lián)的所述第一電阻器和所述感應(yīng)器的串聯(lián)電路，和具有并聯(lián)的所述電容器和所述第二電阻器的并聯(lián)電路，連續(xù)串聯(lián)設(shè)置在所述四個參數(shù)模型的一對輸入端子之間。
8.如權(quán)利要求7所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述設(shè)備還包括用于測量活體心搏量的裝置，所述分析裝置還包括用于根據(jù)所述心搏量估計所述感應(yīng)值的裝置。
9.如權(quán)利要求7所述的脈波分析設(shè)備，其特征在于，所述設(shè)備還包括用于測量活體血流率的裝置，所述分析裝置還包括用于根據(jù)所述血流率估計所述感應(yīng)值的裝置。
10.一種診斷設(shè)備，包括分析裝置，用于從表示活體的脈波的信息建立波形參數(shù)；和診斷裝置，用于根據(jù)所述波形參數(shù)來對所述活體的狀況進行診斷；其中，所述分析裝置用于1)在所述活體的鄰近部分建立一個血壓波形的波形模型；2)利用一個電模型模擬從該活體的鄰近部分到末梢部分的動脈系統(tǒng)；3)計算所述電模型的單元的值，使得響應(yīng)所述波形模型的輸入從所述電模型輸出類似于所述橈骨動脈波形的輸出波形；和4)輸出作為波形參數(shù)的所計算的值。
11.如權(quán)利要求10所述的診斷設(shè)備，其特征在于，所述電模型是一個四個參數(shù)的模型，包括1)第一電阻器，模擬由于所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中血流粘度影響的脈管阻力；2)感應(yīng)器，模擬所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中的血流沖力；3)電容器，模擬所述動脈系統(tǒng)的所述鄰近部分中的動脈彈性；和4)第二電阻器，模擬由于所述電路的所述末梢部分中血流粘度影響的脈管阻力；其中，具有串聯(lián)的所述第一電阻器和所述感應(yīng)器的串聯(lián)電路，和具有并聯(lián)的所述電容器和所述第二電阻器的并聯(lián)電路，連續(xù)串聯(lián)設(shè)置在所述四個參數(shù)模型的一對輸入端子之間。
全文摘要
本發(fā)明涉及分析動脈脈波的診斷裝置，包括數(shù)據(jù)庫和微機，數(shù)據(jù)庫用于存儲表示活體的脈波的數(shù)據(jù)與上述活體的狀態(tài)的教學(xué)數(shù)據(jù)之間的關(guān)系的數(shù)據(jù)；微機根據(jù)從活體得到的脈波和上述數(shù)據(jù)庫內(nèi)的數(shù)據(jù)，輸出上述教學(xué)數(shù)據(jù)中與從上述活體得到的脈波對應(yīng)的數(shù)據(jù)。
文檔編號G06F19/00GK1494868SQ031249
公開日2004年5月12日 申請日期1994年1月7日 優(yōu)先權(quán)日1993年1月7日
發(fā)明者天野和彥, 夫, 笠原宏, 石山仁, 児玉和夫 申請人:精工愛普生株式會社