JP2007209374A - 生体情報測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】従来の生体情報測定装置は、生体にセンサ部を押圧する位置によっては、正常に光電容積脈波信号が検出できないという問題があった。
【解決手段】基板と発光手段と受光手段と圧力検出手段と圧力伝達体とを有するセンサ部を備え、センサ部を生体の一部に押圧し、発光手段から生体に光を照射し受光手段で検出される生体からの反射光と圧力検出手段から検出される圧力とを用いて血圧を測定する生体情報測定装置であって、そのセンサ部は、基板と発光手段または受光手段との間に所定の形状を有する圧力伝達体を設け、この圧力伝達体に受圧面を接する圧力センサを備える。このような構成とすることによって、センサ部が皮膚に密着し生体情報を簡便にかつ正確に計測することができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体情報測定装置に関するものであって、生体の一部に現れる振動を用いて血圧の測定を行う装置に関する。特に、測定精度を向上させつつ容易に使用することができる小型の装置に関する。

生体の情報を測定する生体情報測定装置のうち、特に、血管の膨張と収縮とによって生じる生体の振動を用いて血圧を測定する装置は、広く知られるところである。このような装置は、血圧計と称して、医療機関のみならず一般家庭にも普及しており、近年では、測定を電気的に行う電子血圧計が広く知られている。

従来の電子血圧計では、カフ−オシロメトリック法や容積振動法が用いられている。カフ−オシロメトリック法では、上腕もしくは手首に巻いたカフ（腕帯）を加圧して血管を圧迫し、動脈圧に依存する血管壁の振動を反映したカフ圧の変動の挙動から最高血圧（収縮期血圧：ＳＢＰ）と最低血圧（拡張期血圧：ＤＢＰ）とを求めている。

カフのゆっくりとした減圧過程において、この振動波形は最高血圧近辺で増大し平均血圧時に最大になった後、最低血圧近辺以降はほぼ一定の振幅となる。この最高血圧と最低血圧との決定アルゴリズムは、一般には、カフのゆっくりとした減圧過程において得られるカフ圧の微小変動波形の最大振幅に対して高カフ圧側では閾値Ｋ１（例えば、０．５）、低カフ圧側では閾値Ｋ２（例えば、０．７）として、それに対応する圧力センサの値を最高血圧、最低血圧としている。
閾値Ｋ１，Ｋ２は、動脈中に圧力センサを挿入する直接法やコロトコフ音を聞く聴診法の値と一致するように決定しているが、明確かつ厳密な原理に基づくものではない。

さらに、最高血圧に相当する圧力で動脈を押しつぶしたとしても、原理上カフの両端部では動脈が完全には閉塞されないため、そこに伝播する動脈の圧脈波がカフに伝達し、カフ圧の微小変動として圧力センサの信号に現れてしまい、閾値Ｋ１，Ｋ２で最高最低血圧の判定を行うアルゴリズムにおいては、その残留する圧脈波成分のため、正確な血圧決定が行えなかった。

また、上腕もしくは手首全体を加圧するため、骨や腱など解剖学的構造の影響で、過度の加圧を行っても動脈を完全に締め付けることができず、正確な血圧測定の阻害要因となることが多々あった。

一方、光電容積脈波センサを用いる容積振動法は、例えば、被験者の生体指部に巻いたカフの圧を昇圧もしくは減圧していったときに、血圧によって起こる微少な血管の容積変化を、発光素子から照射され生体で反射散乱された光を受光する受光素子で透過率の変化として検出し、この受光素子から出力される受光信号の交流成分である容積脈波信号の振幅変化のカフ圧に対する挙動から血圧値を測定するものである。

また、このような従来の血圧測定装置のうち、カフを使用せずに被験者の生体の一部を局所的に押圧して容積振動法を用いて血圧値を測定する血圧測定装置も知られている（例えば、特許文献１参照。）。

この特許文献１に示した従来技術の構成は、図９に示すようなものである。図９は、特許文献１に示した発明の主旨を逸脱しない範囲で書き直した構成図である。図９において
、１０１は加圧体、１０１ａは把持部である。１０２ａは発光素子、１０２ｂは受光素子であり、これらで光電容積脈波センサ１０２を構成している。１０３は加圧バッグ、１０３ａは開口部、１０４は圧力センサ、１０５は管、１０６と１０７とは増幅器、１０８は発光素子ドライバ、１０９は制御部、１１０は表示部、１１１は生体、１１２は血管である。

加圧体１０１の端部には光電容積脈波センサ１０２があり、さらにその先端部には加圧バッグ１０３がある。加圧体１０１には把持部１０１ａがあり、この部分を把持し被験者に押圧する。このようにすることで、加圧バッグ１０３には圧力が発生する。この圧力は、管１０５を通して圧力センサ１０４で検出される。圧力センサ１０４から出力される圧力信号を増幅器１０６で増幅し、制御部１０９に入力する。
制御部１０９は、発光素子ドライバ１０８を制御し、発光素子１０２ａを発光させる。被験者の生体１１１内の血管１１２を透過した光を受光素子１０２ｂが受光するが、この透過光には、血管１１２に現れる脈波信号が含まれており、この脈波信号を増幅器１０７で増幅して制御部１０９に入力する。
光電容積脈波センサ１０２から出力される脈波信号（増幅器１０７の出力信号）と圧力センサ１０４から出力される圧力信号（増幅器１０６の出力信号）とを用いて制御部１０９で血圧を計測する。その結果を表示部１１０に表示する。

このような構成とすることによって、生体の任意の部位を押圧して血圧値を測定でき、測定作業が極めて容易になるとともに、カフによる測定のように測定部位に対する制限を受けることなく被験者が痛みを感じたり、鬱血等の負担がなく測定することができるという特徴がある。

特開平６−３１１９７２号公報（第２−３頁、第１図）

特許文献１に示した従来技術では、加圧体１０１の端部に光電容積脈波センサ１０２を備え、さらにその先端部に加圧バッグ１０３を設けている。すなわち、光電容積脈波センサ１０２と生体１１１との間に加圧バッグ１０３がある。
このような構成においては、加圧体１０１を生体１１１に押圧する際に、加圧バッグ１０３中に封入された液体または気体を媒介として血管の脈動が加圧体１０１に伝わり、加圧体１０１が脈動に応じて上下してしまう。その結果、光電容積脈波センサ１０２と生体１１１の皮膚との距離が変化し、血管１１２を通って受光素子１０２ｂで検出される光強度には、この光電容積脈波センサ１０２と皮膚との距離の変化に伴う信号成分が血管１１２の容積変化に依存する本来の光電容積脈波に重畳されて検出されてしまうことになる。

さらには、光電容積脈波センサ１０２と皮膚との位置関係が加圧により変化するため、その位置変動分も容積脈波信号に低周波成分として重畳され、容積脈波波形の変形を引き起こしていた。

容積振動法では、最低血圧は、最高血圧と平均血圧と容積脈波波形とから算出するが、余分な信号成分の重畳や容積脈波波形の変形からは、正しい最低血圧の決定が行えないという大きな問題があった。

また、加圧体１０１を押圧していき、最高血圧以上の圧力を印加しても、局所加圧であるから、一般の弾性理論によれば、加圧体１０１下の外周辺部は圧力が加圧体１０１の中心より低い領域となり、必ず圧閉されない血管が残る。その血管は、心臓側から伝達される圧力（血圧）によって脈動を起こす。加圧体１０１は、この脈動によっても上下するか
ら、受光素子１０２ｂは加圧体１０１の上下運動を脈動として検出してしまう。
すなわち、最高血圧以上に加圧した場合に、加圧体１０１の中心付近の光電容積脈波センサ１０２の検出光路領域の血管が外部印加圧力により圧閉され血流が止まっていても、みかけ上、光電容積脈波が信号として検出されてしまい、真の容積脈波の消失が観測されないという問題があった。

さらにまた、皮膚表面からの反射光が皮膚の変位に依存して変調された光信号も検出され、脈動に伴う皮膚の表面変位としての信号も検出されることになる。
このため、本来の光電容積脈波と皮膚の上下変位による皮膚表面からの反射光の位相、強度の関係に依存して、受光素子１０２ｂで検出される光電容積脈波信号が本来検出されなければならない場合であっても、信号の消失或いは信号波形の正負の逆転が起きていた。

したがって、生体１１１に加圧体１０１を押し当てる位置によっては、正常に光電容積脈波信号が検出できないという問題があった。

以上説明した如く、特許文献１に示した従来技術では、容積振動法に基づく血圧決定を実施するに際し、光電容積脈波の取得状況に応じた複雑なアルゴリズムで処理しているにも関わらず正確な血圧を決定できなかった。

本発明は、上述した従来技術による問題点を解消するため、血圧の測定精度を向上させることができる生体情報測定装置を提供することを目的とする。本発明によれば、不快感を伴わせずに容易に血圧を測定することができる電子血圧計を提供することもできる。

上記目的を達成するため本発明の生体情報測定装置では下記記載の構成を採用する。

基板と発光手段と受光手段と圧力検出手段と圧力伝達体とを有するセンサ部を備え、センサ部を生体の一部に押圧し、発光手段から生体に光を照射し受光手段で検出される生体からの反射散乱光と、圧力検出手段から検出される圧力伝達体に加わる圧力とを用いて生体情報を測定する生体情報測定装置において、
圧力伝達体は、所定の形状を有するとともに基板に接してなり、
圧力検出手段は、その受圧面が圧力伝達体と接するように設け、
発光手段と受光手段とは、互いに離間して設けるとともに発光手段の発光面に対する反対面または受光手段の受光面に対する反対面と基板との間に圧力伝達体を挟み込むように配設していることを特徴とする。

圧力伝達体は、一様な弾性力を有する弾性体または弾性体とその一部を覆う被覆体とからなる構造体であることを特徴とする。

発光手段または受光手段は、基板に可撓性を有する取付部材で固定されていることを特徴とする。

発光手段または受光手段は、圧力伝達体に接続手段を介して接することを特徴とする。

接続手段は、フィルム状の薄膜または接着剤であることを特徴とする。

接続手段は、発光手段の発光面の発光光路または受光手段の受光面の受光光路には設けられていないことを特徴とする。

本発明によれば、光電容積脈波を検出するセンサ部が皮膚に密着し、このセンサ部近傍の動脈血管の動きだけを検出することができるため、光電容積脈波信号の反転現象がなくなり、加えて、最高血圧を決定するための光電容積脈波の消失点が明確となり、正しい最高血圧が得られる。
また、光電容積脈波のみを検出できるため、位置による検出不安定性がなくなり加圧位置の決定が容易となる。
さらにまた、加圧力変化による検出光信号の低周波成分がなくなるため、光電容積脈波波形の変形がなくなり、最低血圧を正しく算出できる。
総じて、光電容積脈波の取得状況に応じた複雑なアルゴリズムが不要となる。
本発明によれば、誰でも血圧を簡便にかつ正確に計測することができるという効果を有する。

以下に添付図面を参照して、本発明にかかる生体情報測定装置の好適な実施の形態を詳細に説明する。なお、以下の実施の形態の説明および添付図面において、同様の構成には同一の符号を附す。

図１は本発明の生体情報測定装置の第１の実施の形態を示すセンサ部１８の構造を説明するために模式的に示す断面図である。１３は基板、１０は発光手段としての発光素子、１２は受光手段としての受光素子、１１は圧力検出手段としての圧力センサ、１５は圧力伝達体、５０はコネクタである。基板１３は、コネクタ５０の配設のみならず、圧力伝達体１５，圧力センサ１１，発光素子１０，受光素子１２を固定する基台の役割も有している。
コネクタ５０は、図示しない制御系との接続を行う。各センサからの電気信号は、ＦＰＣ（Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：フレキシブルプリント基板）や電気配線などの知られている配線接続手段を介して他の要素（基板１３やコネクタ５０など）に接続しているが、図１ではそれらは省略している。

本発明の生体情報測定装置は、図１に示すセンサ部１８を生体に押圧し、光電容積脈波と圧力とを検出し、生体の血圧を測定する。

[センサ部１８の第１の実施の形態の説明：図１]
図１に示すように、本発明の生体情報測定装置のセンサ部１８は、基板１３に圧力伝達体１５が所定の形状（例えば、ドーム形状）を有して接している。また、圧力伝達体１５は、発光素子１０および受光素子１２と基板１３との間に挟まれている。圧力センサ１１は、圧力伝達体１５の内部に設けている。
図１において、図面下側、つまり発光素子１０や受光素子１２が配設している側が生体に接する側であるから、これらと生体との間には余分なものがなく、センサ部１８を生体に押圧すると、発光素子１０および受光素子１２は生体の皮膚と密着することができる。

発光素子１０と受光素子１２と生体との間に圧力伝達体１５が挟み込まれていても構わないが、その量（膜厚）は少ない方が好ましい。この場合は、圧力伝達体１５は、発光素子１０から発射する光（受光素子１２に入射する光）を妨げないような透明か半透明の導圧媒体で構成することが好ましい。圧力伝達体１５の詳細な説明は後述する。

圧力センサ１１は、印加圧力を電気信号に変換するものであって、特に限定しないが、ピエゾブリッジ抵抗式半導体センサや静電容量変化検出型圧力センサを用いることができる。

発光素子１０は、生体透過性が良くヘモグロビンに対しては吸収のある近赤外線領域の波長を発光する赤外ＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ：発光ダイオード）を用いることができる。発光波長は、概ね８００〜９５０ｎｍが好適である。

受光素子１２は、発光素子１０から生体内に入射されて生体内で散乱吸収され、反射してきた光を受光し、電気信号に変換する。受光波長は、発光素子１０の発光波長に合わせて概ね８００〜９５０ｎｍに感度を持つものがよい。例えば、この波長領域に最大受光感度を持つシリコンフォトダイオードが好適である。

発光素子１０と受光素子１２とは、互いに離間して設ける。発光素子１０または受光素子１２は、皮膚に密着させるために圧力伝達体１５の生体に接する面側に設けている。また、発光素子１０と受光素子１２とは、血管方向に対してほぼ垂直となるように配置する。
人体の橈骨動脈の直径は、身長，体重，体表面積などの体格因子に依存するが、一般に日本人男性で２．５〜３．５ｍｍ、女性では２．２〜３．０ｍｍである。したがって、発光素子１０からの光路が橈骨動脈を横切るようにするために、発光素子１０と受光素子１２との間隔は、８ｍｍ以上１６ｍｍ以下が好適である。この配置は、血管圧閉部を光路が経由するように自由に設定できる。
発光素子１０および受光素子１２は、皮膚に密着して自由に動けるように直径が３ｍｍ以下が好適である。

圧力伝達体１５は、特に限定しないが、ゲル状の導圧媒体によって構成している。本発明の生体情報測定装置のセンサ部１８を生体に押圧した際に、生体組織の形状に応じて容易に変形し、その接触圧力（加圧力）を正確に圧力センサ１１に伝達するようになっている。圧力センサ１１に伝達される圧力が偏ってはならないので、圧力伝達体１５は、一様な弾性力を有する弾性体で構成する。
圧力伝達体１５は、可視光に対して吸収のあることが外光等の光バックグランドノイズを低減するために望ましい。また、圧力伝達体１５内での迷光を低減させるために、発光素子１０の発光波長に対しても吸収のあることが望ましい。

圧力伝達体１５は、ゲル状の導圧媒体とは異なるものを用いてもよいが、ゲル状の導圧媒体は、耐久性がよく好ましい媒体である。なお、ゲル状の導圧媒体は、例えば、ＪＩＳ規格によるゴム硬度が０．５以下のものを用いるとよい。

圧力センサ１１は、圧力伝達体１５に覆われており、圧力センサ１１の受圧面は、圧力伝達体１５に接している。この受圧面は、図１に示す例では図面下側（生体側）となっている。
生体組織の形状に応じて圧力伝達体１５は容易に変形し、その接触圧力（加圧力）を正確に圧力センサ１１に伝達する。この目的を達成するために、圧力センサ１１全体を圧力伝達体１５の内部に設けてもよい。このため、図１に示す例では、圧力センサ１１は圧力伝達体１５の中に設け、圧力センサ１１の周りを圧力伝達体１５が覆う構成を示している。以後の説明でもこの構成を例にして説明する。

［センサ部１８の第２の実施の形態の説明：図２］
次に、本発明の生体情報測定装置の第２の実施の形態を示すセンサ部１８の構造を説明する。図２は、センサ部１８を説明するために模式的に示す断面図である。１４は被覆体である。
本発明の生体情報測定装置の第１の実施の形態との違いは、ゲル状の導圧媒体である圧力伝達体１５を被覆体１４で覆っている点である。

図２に示す例では、圧力伝達体１５の直径は２０〜２５ｍｍ、その厚さは６〜１０ｍｍであり、基板１３に接する面を除き、表面を被覆体１４で覆っている。
被覆体１４は、ポリウレタンが好適であるが、ポリエチレン，ポリプロピレン，ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）やポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）を用いてもよい。また、ポリイミド（ＰＩ）やポリオレフィン（ＰＯ）などを用いても構わない。被覆体１４の厚さは、特に限定しないが３０〜６０μｍが好適である。

圧力伝達体１５を構成するゲル状の導圧媒体の硬さや材質を自由に選ぶことができる。このような構成とすることにより、圧力伝達体１５にその形状を保てないほど軟らかい導圧媒体を用いても、被覆体１４で覆われているために、図２に示すような所定の形状（例えば、ドーム形状）にすることができるのである。この場合、あらかじめ被覆体１４の形状を所定の形状にしておいても構わない。

また、発光素子１０と受光素子１２との表面を被覆体１４が覆うことで、本発明の生体情報測定装置を使用者が扱うときに、センサ部１８に設ける発光素子１０と受光素子１２との表面（素子面）を不必要に触ってしまい、誤って傷つけることが低減されるという効果もある。

［センサ部１８の第３の実施の形態の説明：図３］
次に、本発明の生体情報測定装置の第３の実施の形態を示すセンサ部１８の構造を説明する。図３は、センサ部１８を説明するために模式的に示す断面図である。１６は可撓性部材で構成する取付部材である。
本発明の生体情報測定装置の第１の実施の形態との違いは、取付部材１６を用いて基板１３に発光素子１０や受光素子１２を固定している点である。

図３に示す例では、圧力伝達体１５に沿う形状の可撓性を有する取付部材１６の一端が基板１３に接続されており、その他端に発光素子１０や受光素子１２が接続されている。
取付部材１６を構成する可撓性部材は、樹脂製の部材、またはＦＰＣを用いることができる。また、形状記憶素材で構成することもできる。特に、正常記憶素材で構成すると、本発明の生体情報測定装置を使用する上で、センサ部１８に不測の力が加わり取付部材１６を変形させてしまっても、所定の温度を付与することにより、所定の形状に復帰させることができる。

このような構成とすることにより、発光素子１０や受光素子１２を圧力伝達体１５に対して所定の位置に配設することができる。例えば、発光素子１０と受光素子１２との距離をより正確に決めることができる。
取付部材１６は、可撓性を有するので容易に変形し、センサ部１８を生体に押圧しても圧力伝達体１５の形状変化を妨げることはない。

［接続手段の説明：図４］
次に、図１から図３に示す本発明の生体情報測定装置のセンサ部１８の発光素子１０と受光素子１２とを圧力伝達体１５などに固定する形態を説明する。図４はセンサ部１８の一部を表す図であって、図４（ａ）は、圧力伝達体１５としてゲル状の導圧媒体を用い、その導圧媒体に発光素子１０と受光素子１２とを接続手段１７を介して接続する例を示すものである。図４（ｂ）は、発光素子１０と受光素子１２との一部のみ接続手段１７を介して接続する例を示すものである。

接続手段１７を用いることにより、発光素子１０と受光素子１２とは、圧力伝達体１５に固定されるため、互いの位置関係や基板１３との位置関係を任意に決めることができる。
接続手段１７は、粘着性を有する光透過性を有するシートや同様の接着剤を用いることができる。

発光素子１０の発光面から発射する光の道筋を発光光路、同様に受光手段の受光面に入射するの光の道筋を受光光路と呼ぶ。図４（ａ）においては、図示はしないが、発光光路と受光光路とは、接続手段１７を通ることになる。したがって、多少の光の吸収や減衰はあるが、そもそも接続手段１７は光透過性を有しているため、問題はない。
一方、図４（ｂ）においては、発光素子１０の赤外ＬＥＤチップ１０ａの光発射部分の表面（発光面）の発光光路と受光素子１２のシリコンフォトダイオード１２ａの光受光部分の表面（受光面）の受光光路とには、接続手段１７を設けていない。すなわち、光路上には接続手段１７を設けていないのである。つまり、発光素子１０と受光素子１２との光の送受を接続手段１７が妨げることがないのである。

一般に、光路に光の通過を阻害する要因がないほど検出感度は向上するが、接続手段１７を光路上に設けない場合において、受光光路に空気層がある場合は、その空気層による散光などによって受光感度が低下する場合もある。しかしながら、圧力伝達体１５や接続手段１７の材質などによっては、検出感度が向上する場合もある。

赤外ＬＥＤチップ１０ａは、もちろん安全な範囲の電流値で定電流駆動されているが、予期せぬ事態によって、過電流が流れて異常に加熱しても、図４（ｂ）に示すように、接続手段１７によって、皮膚と赤外ＬＥＤチップ１０ａとが離間しており、これらの間に空気層を含むため、皮膚に熱が直接伝達することなく、不快な思いや火傷を引き起こすといった不測の事態を招くことはない。

もちろん、赤外ＬＥＤチップ１０ａの発光波長やシリコンフォトダイオード１２ａの受光感度は自由に選べるから、接続手段１７は、赤外ＬＥＤチップ１０ａ側とシリコンフォトダイオード１２ａ側とでその膜厚を自由に選ぶことができる。発光波長や光透過性を鑑みて、図示はしないが、例えば、シリコンフォトダイオード１２ａ側のみ接続手段１７を設けない構成であってもかまわないのである。

［製造方法の簡単な説明］
特に限定しないが、センサ部１８の製造方法の一部を図２に示す本発明の生体情報測定装置の第２の実施の形態を例にして説明する。
被覆体１４は所定の形状、例えばドーム状に加工されている。もちろん、所望の圧力伝達体１５の形状に応じて被覆体１４の形状を決めてもよい。被覆体１４に発光素子１０と受光素子１２とを、例えば、光透過性を有する接着剤で接着する。しかるべき硬化工程を経た後、熱硬化性のゲルを被覆体１４の内側に流し込む。基板１３とこれらとの配線を施した後、所定の熱条件で加熱してゲルを固形化させる。ゲルは圧力伝達体１５となるのである。

ところで、すでに説明した実施の形態のセンサ部１８の形状は、それに限定されるものではない。図３に示す構成に、図２に示す被覆体１４を用いてもよい。すなわち、取付部材１６の表面を覆うように被覆体１４を設けてもよいのである。このような構成にすることで、センサ部１８の素子表面に設ける発光素子１０と受光素子１２との位置決めとこれらの素子表面の保護とを両立することができる。

また、圧力伝達体１５の全体的な形状は、センサ部１８を生体の皮膚に押圧していない無負荷時には、生体と接触する面が図１から図３に示すように平面となるようにすることが好適であるが、それに限定されるものではない。
圧力伝達体１５の皮膚接触面と外周側面とが交わる縁には極端な角のない緩やかな湾曲
形状であることが望ましい。その縁部分は、２〜３ｍｍの曲率半径を有するとよい。また、圧力伝達体１５の皮膚接触面の形状は、無負荷時に図４に示すような曲率半径を３０〜４０ｍｍとするドーム型でもよい。

既に説明した実施の形態に示す例では、発光素子１０と受光素子１２とは、圧力伝達体１５の最下部（生体側）に配設し、生体からの距離が互いに同じ距離になるように配置しているが、図５に示すように、センサ部１８と生体とが接する部分を円弧状にしてもよいのである。
図５に示す例では、生体と接する最初の点をＰ点とし、このＰ点と発光素子１０までの距離Ｌ１とＰ点と受光素子１２までの距離Ｌ２とをそれぞれ同じにする場合を示しているが、もちろんこれら距離Ｌ１，Ｌ２は、生体の形状に応じて自由に選ぶことができる。
距離Ｌ１と距離Ｌ２とを同じにすると、センサ部１８を生体、特に腕のようなセンサ部１８の円弧形状とは対向する円弧状の断面を持つ部分に押圧する際には、圧力伝達体１５の押圧力による圧力センサ１１に向かう方向の変形により、発光素子１０と受光素子１２とは、互いに生体内部の血管に対してフラットに位置することができるのである。
いずれの例においても、重要なことは、発光素子１０および受光素子１２が皮膚と密着することである。

［全体ブロック図の説明：図６］
図６は、本発明の生体情報測定装置の全体ブロック図を示すものである。図６において、１は圧力検出部、２は容積脈波検出部、３はＡ／Ｄコンバータ、４は表示手段、５はＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：小型処理装置）、６は報知手段、７は操作部、６１は筐体である。
表示手段４は、例えば、液晶表示装置であり、本発明の生体情報測定装置で測定された結果を文字やアイコン、または画像で表示することができる。報知手段６は、例えば、圧電ブザーであり、本発明の生体情報測定装置の動作に基づく情報を音や音声で報知することができる。
センサ部１８には、圧力センサ１１から受信した圧力信号を受信する圧力検出部１と、受光素子１２から受信した容積脈波信号を受信する容積脈波検出部２とを有している。
圧力検出部１と容積脈波検出部２との信号をＡ／Ｄコンバータ３が受信し、デジタル信号に変換した後、ＭＰＵ５に出力する。
本発明の生体情報測定装置の制御はＭＰＵ５が行う。ＭＰＵ５は、図示はしないがその内部にプログラムなどを記憶するＲＯＭ、データや途中の処理結果などを記憶するＲＡＭなどの記憶手段を有しており、ＲＯＭに記憶しているプログラムの指示に従って演算処理を行う一般的なマイクロプロセッサである。

［血圧測定方法の説明：図６〜図８］
次に、本発明の生体情報測定装置を用いて血圧を測定する方法について図６，７，８を参照して説明する。図７は、人体の手首の断面を模式的に示す断面図である。２１は橈骨動脈、２２は皮膚、２３は腱、２４は尺骨動脈、２５は尺骨、２６は橈骨、２７は静脈、７１０は平坦領域である。図８は、外部印加圧力と容積脈波の検出とを説明するためのグラフである。横軸にはセンサ部１８を生体に押圧するときの時間を示し、縦軸左には圧力センサ１１で検出される圧力を示し、縦軸右には検出される容積脈波信号を示している。８００は外部印加圧力波形、８０１は容積脈波波形である。

橈骨動脈２１が橈骨２６の上に位置している。橈骨動脈２１は通常、脈拍数などを調べるときに最も認識しやすい動脈であり、皮膚２２を指で触れることによってその位置が容易に確認することができる。したがって、センサ部１８の手首への押圧は、この位置で行うことが好ましい。この位置は、橈骨末端部平坦領域の平坦領域７１０の上部である。

橈骨末端部平坦領域とは、手首を手の平が見える向きに見たときに橈骨２６が平坦となる部分であり、図７は、その部分での断面を示している。この橈骨末端部平坦領域は、血管方向に７〜８ｍｍ程度しかなく、上流側はすぐに深くなる。平坦領域７１０は、橈骨末端部平坦領域において橈骨動脈２１がその上部（皮膚２２側）にある部分である。
このような事情から、平坦領域７１０の上部の皮膚２２を押圧するセンサ部１８の圧力伝達体１５がこの平坦領域７１０から上流側に大きくはみ出さないようにその直径は２０〜２５ｍｍ程度が好ましいのである。

動脈管に加わる圧力（内外圧差）と血管の内容積との関係は、一般に知られている管法則に従う形状となる。血管の内容積の変化を光学的な手段で検出したものが容積脈波であり、容積振動法によれば、容積脈波が最大振幅となるのは血管内平均血圧と血管外圧の差が０になったときであり、このときの外部印加圧力が平均血圧となる。さらに外部印加圧力を大きくしていき、血管が閉塞され、血液の流れが停止し、容積脈波が消失するときの外部印加圧力が最高血圧となる。
容積振動法では動脈を直接加圧し、加圧された部位の血管壁の容積振動を光学的に直接検出し、血管の変位挙動から血圧を決定するため、血圧測定の精度が向上する。通常は加圧バッグの圧力上昇時あるいは減少時のいずれか一方により、血圧値を検出する。

外部印加圧力と容積脈波との検出は、圧力センサ１１と発光素子１０および受光素子１２とを有するセンサ部１８を用いて行なわれる。センサ部１８を手首橈骨動脈２１へ向けて２０秒程度かけて時間的に均一にゆっくり押していく。このようにすることにより、図８のような良好な容積脈波波形８０１とそれに対応する外部印加圧力波形８００とが得られる。
容積脈波波形データと印加圧力波形データとの時系列データは、Ａ／Ｄコンバータ３で逐次的にＡ／Ｄ変換されＭＰＵ５の中の図示しない記憶手段に記録される。Ａ／Ｄコンバータ３のサンプリング時間間隔は１０ｍｓ程度が好ましい。

加圧終了後、ＭＰＵ５の中の記憶手段に記録された容積脈波波形データおよび圧力波形データを用いて前述した公知の容積振動法に従って最高血圧と平均血圧を決定する。最低血圧は、容積脈波波形と圧脈波形とが相似形となることを利用して最高血圧（Ｐｍ）、平均血圧（Ｐａ）とから推定することができる。求まった最高血圧と平均血圧および最低血圧を表示手段４に表示する。

以上説明したように、本発明の生体情報測定装置によれば、誰でも血圧を簡便にかつ正確に計測することができる。光電容積脈波センサであるセンサ部１８が皮膚に密着し、発光素子１０と受光素子１２とは生体系の所定の座標に固定されることになり、センサ部１８近傍の動脈血管の動きだけを検出することができるため、光電容積脈波信号の反転現象がなくなり、また、最高血圧を決定するための光電容積脈波の消失点が明確となり、正しい最高血圧が得られる。さらに、光電容積脈波のみを検出できるため、生体の位置による検出不安定性がなくなり、生体を押圧する位置の決定が容易となる。また、加圧力変化による検出光信号の低周波成分がなくなるため、光電容積脈波波形の変形がなくなり、最低血圧も正しく算出できる。

本発明の生体情報測定装置は簡便に正しい血圧が測定できることから、病院や介護施設などの場において電子血圧計として使用することができる。カフなど被験者の体を圧迫することがないから、生体に負荷をかけられない被験者への使用に好適である。もちろん、カフなどが不必要であるから、装置全体を小型軽量にすることができるため、一般家庭用としても適している。

本発明の生体情報測定装置のセンサ部を説明する図である。 本発明の生体情報測定装置の異なるセンサ部を説明する図である。 本発明の生体情報測定装置のさらに異なるセンサ部を説明する図である。 本発明の生体情報測定装置のセンサ部における接続手段による発光素子と受光素子との接続を説明する図である。 本発明の生体情報測定装置のセンサ部の形状を説明する図である。 本発明の生体情報測定装置のブロック図である。 手首の動脈の位置を説明する断面図である。 本発明の生体情報測定装置により得られる容積脈波波形と圧力波形を説明するグラフである。 従来技術を説明する図である。

符号の説明

１ 圧力検出部
２ 容積脈波検出部
３ Ａ／Ｄコンバータ
４ 表示手段
５ ＭＰＵ
６ 報知手段
７ 操作部
１０ 発光素子
１０ａ 赤外ＬＥＤチップ
１１ 圧力センサ
１２ 受光素子
１２ａ シリコンフォトダイオード
１３ 基板
１４ 被覆体
１５ 圧力伝達体
１６ 取付部材
１７ 接続手段
２１ 橈骨動脈
２２ 皮膚
２３ 腱
２４ 尺骨動脈
２５ 尺骨
２６ 橈骨
２７ 静脈
５０ コネクタ

Claims (6)

1. 基板と発光手段と受光手段と圧力検出手段と圧力伝達体とを有するセンサ部を備え、該センサ部を生体の一部に押圧し、前記発光手段から生体に光を照射し前記受光手段で検出される生体からの反射散乱光と、前記圧力検出手段から検出される前記圧力伝達体に加わる圧力とを用いて生体情報を測定する生体情報測定装置において、
   前記圧力伝達体は、所定の形状を有するとともに前記基板に接してなり、
   前記圧力検出手段は、その受圧面が前記圧力伝達体と接するように設け、
   前記発光手段と前記受光手段とは、互いに離間して設けるとともに前記発光手段の発光面に対する反対面または前記受光手段の受光面に対する反対面と前記基板との間に前記圧力伝達体を挟み込むように配設していることを特徴とする生体情報測定装置。
2. 前記圧力伝達体は、一様な弾性力を有する弾性体または該弾性体とその一部を覆う被覆体とからなる構造体であることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
3. 前記発光手段または前記受光手段は、前記基板に可撓性を有する取付部材で固定されていることを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報測定装置。
4. 前記発光手段または前記受光手段は、前記圧力伝達体に接続手段を介して接することを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報測定装置。
5. 前記接続手段は、フィルム状の薄膜または接着剤であることを特徴とする請求項４に記載の生体情報測定装置。
6. 前記接続手段は、前記発光手段の発光面の発光光路または前記受光手段の受光面の受光光路には設けられていないことを特徴とする請求項４または５に記載の生体情報測定装置。

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