JP2008183414A - Apparatus for measuring circulation movement, method for circulation movement, blood pressure measurement method, and sensor for circulation movement - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体中を循環する体液および循環器を構成する組織の測定装置、センサ技術にかかわり、特に抹消部位での血液の状態を把握し健康の評価、疾患の診断、薬品の評価等を行う技術に関する。 The present invention relates to a body fluid circulating in a living body and a tissue measuring device constituting a circulatory organ, sensor technology, and in particular, grasps the blood state at a peripheral site to evaluate health, diagnose a disease, evaluate a drug, etc. It relates to the technology to be performed.
従来、生体の健康の評価、疾患の診断、生体への薬品の影響の把握等を行うために、血液の情報を利用するいろいろな方法が行われている。例えば医療的には、生体から血液を採集し、その血液を成分分析装置にかけて血液中に含まれるいろいろな血液成分の割合から循環情報を求めて健康状態を評価するといった方法等がある。 Conventionally, various methods using blood information have been performed in order to evaluate the health of a living body, diagnose a disease, grasp the influence of a drug on a living body, and the like. For example, medically, there is a method in which blood is collected from a living body, and the blood is applied to a component analyzer to obtain circulation information from the ratio of various blood components contained in the blood to evaluate the health state.
ここで循環動態とは循環器内部を移動し生体の組織や細胞に酸素と栄養を与え、炭酸ガスと老廃物を運びさる血液やリンパ液が時間とともに継続して変動している状態のことを示し、例えば血流速度や血流変化、流動性、脈波動などがこれにあたる。 Here, circulatory dynamics refers to the state in which blood and lymph fluid that moves inside the circulatory organ, gives oxygen and nutrients to living tissues and cells, and carries carbon dioxide and waste products continuously change over time. For example, the blood flow velocity, the blood flow change, the fluidity, the pulse wave, and the like correspond to this.
しかしながら、この方法では採血するときに注射針を生体に刺す必要があるので、一般家庭のような医療機関から離れた場所にいるときに循環動態を測定し健康状態を評価したい場合や、生体に常時装着して循環動態を測定し健康状態を常時評価したいときには適しておらず、非侵襲的に生体表面から波動を入力し、生体を流れる体液、特に血液に反射させて動きや位置から血液状態を解析して循環動態を測定して健康状態を評価する装置が開発されている。 However, with this method, it is necessary to puncture the living body with a needle when collecting blood, so if you want to measure the circulatory dynamics and evaluate the health condition when you are away from a medical institution such as a general household, It is not suitable for always wearing and measuring circulatory dynamics to constantly evaluate the health condition. Non-invasively input waves from the surface of the living body, reflect the body fluid flowing through the living body, especially blood, and the blood state from movement and position. A device has been developed to measure the circulatory dynamics and evaluate the health condition.
一方、医療的に健康評価を行う従来例としては、専門雑誌「食品研究成果情報,NO.11 1999年発行」に菊池佑二氏が「毛細血管モデルを用いた全血流動性の測定」というタイトルで発表した方法、すなわち被験者から血液を採取し、リソグラフィックな手法で製作されたマイクロチャネルアレイを用いて、定圧下の血流の通過時間から血液レオロジーを計測する方法が知られている。この方法を用いることにより、循環情報として血液レオロジーを計測することができ、この値から健康状態を評価することができる。 On the other hand, as a conventional example of medical health assessment, in the specialized magazine “Food Research Result Information, NO.11 1999”, Mr. Shinji Kikuchi titled “Measurement of whole blood fluidity using capillary model” In other words, a method of measuring blood rheology from the passage time of blood flow under a constant pressure using a microchannel array manufactured by a lithographic technique is known. By using this method, blood rheology can be measured as circulation information, and the health condition can be evaluated from this value.
また、家庭等で非侵襲的に健康評価を行う従来例としては、生体の皮膚面から光等の波動を送信して反射してくる光を受信し、血管を流れる血液の流量を検出する形態がある。これは、検出された血流量を微分することにより循環情報の1つである加速度脈波を求め、健康状態を評価する。従来の循環情報測定装置の信号処理部600の内部構成と、信号処理部600と循環センサ部607の接続状態を示すブロック図を図15に示す。
In addition, as a conventional example for non-invasive health evaluation at home, etc., a form in which a wave such as light is transmitted from the skin surface of a living body and reflected light is received and the flow rate of blood flowing through the blood vessel is detected. There is. In this method, an acceleration pulse wave, which is one of circulation information, is obtained by differentiating the detected blood flow volume, and the health state is evaluated. FIG. 15 is a block diagram showing an internal configuration of the
図示するように、信号処理部600は、駆動部(発光)601、受信部(受光)602、信号演算部603、出力部604によって概略構成されている。駆動部(発光)601は循環センサ607に設置された発光素子605を点灯させ、光を血管に向けて照射するための駆動エネルギーを送信する。受信部(受光)602は循環センサ607に設置された受光素子606が光電変換した時に発生する信号を増幅する。信号演算部603は、内部に備えた記憶領域(図示省略)に記憶されている処理プログラムを実行することによって、循環情報の測定に関する各種処理を実行し、その処理結果を出力部604に出力する。そして、信号演算部603は受光信号レベルを血液容積変化量に変換し、その値を2回微分することにより循環情報として加速度脈波を求めている。
As shown in the figure, the
また、図16は従来の血流量を定量的に測定するシステムの例である。流速計測システム702と血管径計測システム701により構成される。超音波プローブ706を血管705に対して直角に当てることで、血管705に超音波ビームを当てて、血管壁のエコーから血管径を測定し、他の2本の超音波プローブ707,708により流速を計測する。2本の超音波ビームを用いることにより、その間の角度から、超音波ビームと血管との角度に無関係に流速が測定でき、測定された血管径と流速をマイクロコンピュータ703により処理し、血流量としてディスプレイ704に表示する。
FIG. 16 shows an example of a conventional system for quantitatively measuring blood flow. A flow
しかしながら、マイクロチャネルアレイを用いた血液レオロジー測定法では、どうしても被験者から血液を採取するために、注射針を用いて肘部に針を刺し、採血を行わなければならず、医療機関等に行く必要がある。また、従来例に示したような生体表面から波動を入力し、生体を流れる体液に反射させて動きや位置から血液状態を解析し、循環情報を求めて健康状態を評価する場合において、生体の血管の緊張及び弛緩(血管径の変化)の影響が生体内の血液の流動状態に影響し、循環情報が変化してしまうため、本来の健康状態を評価すべき循環情報の測定が困難となっている。また、血圧の変動によっても血液の流動状態は変化するため、循環動態の評価に際して血管、血圧の変化を考慮する必要がある。 However, in the blood rheology measurement method using a microchannel array, in order to collect blood from a subject, blood must be collected by inserting a needle into the elbow using an injection needle and going to a medical institution, etc. There is. In addition, when a wave is input from the surface of the living body as shown in the conventional example, the blood state is reflected from the body fluid flowing through the living body, the blood state is analyzed from the movement and position, and the health state is evaluated by obtaining circulation information, Since the influence of blood vessel tension and relaxation (change in blood vessel diameter) affects the blood flow state in the living body and changes the circulation information, it becomes difficult to measure the circulation information for evaluating the original health condition. ing. In addition, since the blood flow state changes depending on blood pressure fluctuations, it is necessary to consider changes in blood vessels and blood pressure when evaluating circulatory dynamics.
また、従来の血流量測定システムにおいては、血管径測定用、血流量測定用の超音波プローブを使用する必要がある。独立のプローブを使用すると、位置あわせが困難なため、血管内の同一の個所の血管径、血流速を測定することが難しく、また、小型化にも限界があった。さらに、独立のプローブであるため、プローブごとの感度ばらつき調整が難しい、量産に不向きであるなどの問題点があった。 Further, in a conventional blood flow measurement system, it is necessary to use an ultrasonic probe for measuring a blood vessel diameter and measuring a blood flow. If an independent probe is used, it is difficult to align the position, so it is difficult to measure the blood vessel diameter and blood flow velocity at the same location in the blood vessel, and there is a limit to miniaturization. Furthermore, since it is an independent probe, there are problems such as difficulty in adjusting sensitivity variations for each probe and unsuitability for mass production.
生体の抹消部位(例えば指先)の循環動態の測定においては、測定エリアが狭く、また血管径も小さいため、小型化に限界のある従来例のようなシステムでは、生体の抹消部位の循環動態の測定が困難であるという問題点もあった。 In the measurement of the circulatory dynamics of a peripheral part of a living body (for example, a fingertip), the measurement area is small and the blood vessel diameter is small. There was also a problem that measurement was difficult.
さらに、血圧による影響を考慮していないため、循環動態の評価という観点からは、正確な評価が不可能であった。 Furthermore, since the influence of blood pressure is not taken into account, accurate evaluation is impossible from the viewpoint of evaluation of circulatory dynamics.
そこで、本発明が解決しようとする課題は非侵襲的に生体表面から波動を入力し、生体を流れる体液に反射させて動きや位置から血液等の状態を解析し、循環情報を求めて健康状態を評価するときに、生体における測定部位の血管の緊張度にかかわらず、精度良く循環情報を測定することである。 Therefore, the problem to be solved by the present invention is to input wave motion from the surface of the living body non-invasively, reflect it on the body fluid flowing through the living body, analyze the state of blood and the like from the movement and position, and seek circulation information Is to accurately measure circulatory information regardless of the degree of blood vessel tension at the measurement site in the living body.
また、測定エリアが狭く、血管径が小さい測定部位においても、正確に循環動態を測定可能な循環動態センサを提供することにある。 It is another object of the present invention to provide a circulatory dynamic sensor capable of accurately measuring circulatory dynamics even in a measurement site having a narrow measurement area and a small blood vessel diameter.
そこで、本発明の循環動態測定装置、循環動態測定方法、血圧測定方法および循環動態センサにおいては、生体表面から生体内部に波動を送受信する循環センサ部と、受信された波動から循環動態を算出する処理部を有する循環動態測定装置において、循環センサ部は、血流量を測定する手段と血圧を測定する手段を有し、処理部は、測定された血圧及び血流量から血液の粘性に関する情報を算出する構成とする。 Therefore, in the circulatory dynamics measuring device, the circulatory dynamics measuring method, the blood pressure measuring method and the circulatory dynamics sensor of the present invention, the circulatory dynamics are calculated from the circulatory sensor unit that transmits and receives waves from the surface of the living body to the inside of the living body, and the received waves. In the circulatory dynamics measuring apparatus having a processing unit, the circulation sensor unit has means for measuring blood flow and means for measuring blood pressure, and the processing unit calculates information on blood viscosity from the measured blood pressure and blood flow. The configuration is as follows.
また本発明は、生体表面から生体内部に波動を送受信する循環センサ部と、受信された波動から循環動態を算出する処理部を有する循環動態測定装置において、循環センサ部は、血流量を測定する手段と血圧を測定する手段を有し、処理部は、事前に血液を採集して測定された血液の粘性値と測定された血圧と血流量から血管の形状に関する抵抗成分を導出する構成とする。 The present invention also relates to a circulatory dynamics measuring device having a circulatory sensor unit that transmits and receives waves from the surface of the living body to the inside of the living body and a processing unit that calculates the circulatory dynamics from the received waves. And means for measuring blood pressure, and the processing unit derives a resistance component related to the shape of the blood vessel from the blood viscosity value measured by collecting blood in advance and the measured blood pressure and blood flow volume. .
また本発明は、事前に測定された血液の粘性値と血圧と血流量から血管の形状に関する抵抗成分を導出する手順と、血圧及び血流量により、血液の粘性に関する情報を算出する手順を含む。 The present invention also includes a procedure for deriving a resistance component related to the shape of a blood vessel from blood viscosity values, blood pressure, and blood flow measured in advance, and a procedure for calculating information related to blood viscosity from the blood pressure and blood flow.
また本発明は、血流量を測定する手順と、血流量と事前に測定された血圧値から被験者の血管抵抗を算出する手順と、血管抵抗と血流量によって被験者の血圧値を算出する手順を含む。 The present invention also includes a procedure for measuring a blood flow, a procedure for calculating the blood vessel resistance of the subject from the blood flow and the blood pressure value measured in advance, and a procedure for calculating the blood pressure value of the subject from the blood vessel resistance and the blood flow. .
また本発明は、超音波を送受信する少なくとも2枚の圧電素子を有し、圧電素子の少なくとも一枚で血流速を測定し、他方の少なくとも一枚の圧電素子で血管径を測定する循環動態センサにおいて、血流速を測定する圧電素子と血管径を測定する圧電素子は同一基板上に配置された構成とする。 The present invention also includes at least two piezoelectric elements that transmit and receive ultrasonic waves, measures blood flow velocity with at least one piezoelectric element, and measures blood vessel diameter with at least one other piezoelectric element. In the sensor, the piezoelectric element for measuring the blood flow velocity and the piezoelectric element for measuring the blood vessel diameter are arranged on the same substrate.
また本発明は、血管径測定用の圧電素子を複数枚有する構成とする。また本発明は、血管径測定用の圧電素子と血流速測定用の圧電素子の駆動周波数が異なる構成とする。 In the present invention, a plurality of piezoelectric elements for measuring a blood vessel diameter are provided. In the present invention, the driving frequency of the blood vessel diameter measurement piezoelectric element and the blood flow velocity measurement piezoelectric element are different.
また本発明は、圧電素子は長方形形状をしており、血流速測定用の圧電素子と血管径測定用の圧電素子とは長手方向の延長線が直交するように配置した構成とする。 In the present invention, the piezoelectric element has a rectangular shape, and the piezoelectric element for blood flow velocity measurement and the piezoelectric element for blood vessel diameter measurement are arranged so that the extension lines in the longitudinal direction are orthogonal to each other.
また本発明は、基板の圧電素子を配置した面の裏面に、圧電素子が配置した構成とする。また本発明は、循環動態センサを有し、圧電素子を駆動する駆動回路を有し、圧電素子から受信された波動を処理する処理部を有する循環動態測定装置において、血管径測定用の圧電素子と血流速測定用の圧電素子の動作タイミングをずらして駆動させる。 In the present invention, the piezoelectric element is disposed on the back surface of the substrate on which the piezoelectric element is disposed. The present invention also provides a circulatory dynamics measuring device having a circulatory dynamics sensor, a drive circuit for driving a piezoelectric element, and a processing unit for processing a wave received from the piezoelectric element. And the operation timing of the piezoelectric element for measuring blood flow velocity are shifted.
詳細を、以下の発明の実施の形態で説明する。 Details will be described in the following embodiments of the present invention.
以上のように、本発明の循環動態測定装置によれば、血液の採取などが必要とされず、循環動態の測定が可能となる。また、血流量と血圧を同時に測定、あるいは両方の循環情報を測定することが可能であるため、測定される循環動態の精度を向上させることが可能となる。 As described above, according to the circulatory dynamics measuring apparatus of the present invention, blood collection or the like is not required, and circulatory dynamics can be measured. Moreover, since blood flow volume and blood pressure can be measured simultaneously or both circulation information can be measured, the accuracy of the measured circulation dynamics can be improved.
さらに、本発明の循環センサによれば、小型で高精度な血管径と血流速の同時計測が可能であるセンサを提供することができるため、抹消循環など、循環動態の評価で重要な部位の情報を測定することが可能となる。 Furthermore, according to the circulation sensor of the present invention, a small and highly accurate sensor capable of simultaneously measuring the blood vessel diameter and the blood flow velocity can be provided. It becomes possible to measure the information.
本発明の循環動態測定装置の測定原理は、脈拍の拍動時にあらわれる循環成分、例えば血液の流れる速度や血圧及び血管径の時間変化から循環情報を求めるものである。そして、本発明の循環動態測定装置は、生体表面から生体内部に波動を送受信する循環センサ部と、受信された波動から循環動態を算出する処理部を有する循環動態測定装置において、循環センサ部は、血圧及び血流量を測定する手段を有する構成を基本構成とし、これら循環情報から生体の健康状態を評価することである。 The measurement principle of the circulatory dynamics measuring apparatus of the present invention is to obtain circulatory information from time-dependent changes in circulation components such as blood flow velocity, blood pressure and blood vessel diameter that appear during the pulsation of a pulse. And the circulatory dynamics measuring device of the present invention is a circulatory dynamics measuring device having a circulatory sensor part that transmits and receives a wave from the surface of the living body to the inside of the living body and a processing part that calculates the circulatory dynamics from the received wave. The basic structure is a structure having means for measuring blood pressure and blood flow, and the health condition of the living body is evaluated from the circulation information.
生体の抹消部位の循環動態の指標として、抹消部位の血管の血流速、血流量が挙げられるが、前述の通り、緊張状態、温度によって血管径が変化すること、また血圧の値によっても血流量は変化すること、を考慮すること、これらの指標だけでは不十分である。抹消部位での血管を電気回路に置き換えると、血流量Qが電流、血管内の異なる2点間の血圧値が電圧Vに相当する。なお、血流量Qとは、血管のある点を単位時間に通過する血液量である。前述の血流速、血流量とも、このQの一部、あるいはQそのものの測定結果であるため、測定情報としては不十分なのである。 As an indicator of the circulation dynamics of the peripheral site of the living body, blood flow velocity and blood flow volume of the blood vessel of the peripheral site can be mentioned, but as described above, the blood vessel diameter changes depending on the tension state and temperature, and the blood pressure also determines Considering that the flow rate changes, these indicators alone are not sufficient. When the blood vessel at the peripheral site is replaced with an electric circuit, the blood flow rate Q corresponds to the current, and the blood pressure value between two different points in the blood vessel corresponds to the voltage V. The blood flow rate Q is the amount of blood that passes through a certain point in the blood vessel per unit time. Both the blood flow velocity and the blood flow described above are measurement results of a part of Q or the Q itself, and thus are insufficient as measurement information.
ここで、血管抵抗RをこのVとQの比と考えると、
血管抵抗R = 血圧差V / 血流量Q 式1
このRは電気回路の抵抗成分と考えることができる。
Here, considering the vascular resistance R as the ratio of V and Q,
Vascular resistance R = Blood pressure difference V / Blood flow
This R can be considered as a resistance component of the electric circuit.
なお、血管抵抗Rには、血管の太さなどの形状的な要因と、血液の粘性の要因が加算されており、rを形状的な要因(血管形状抵抗成分)、ρを血液の粘性の要因とすると、
R = r × ρ = 血圧差V / 血流量Q 式1’
となる。
The vascular resistance R includes a shape factor such as the thickness of the blood vessel and a factor of blood viscosity. R is a shape factor (blood vessel shape resistance component), and ρ is a blood viscosity. As a factor,
R = r × ρ = blood pressure difference V / blood flow
It becomes.
同じ被験者においては、rが日々大きく変化することは考えにくいため、Rは血液の粘性の影響を大きく受けると考えられる。そのため、比較的短い期間(数日)においては、Rの変動は血液粘性ρの変化とみなすことができる。そのため、血管抵抗Rを日々測定したり、特定の食品を摂取する前後で血管抵抗Rを測定したりすることで、血液の粘性ρの変化を知ることができる。 In the same subject, it is unlikely that r changes greatly every day, so R is considered to be greatly affected by the viscosity of blood. Therefore, in a relatively short period (several days), the change in R can be regarded as a change in blood viscosity ρ. Therefore, by measuring the vascular resistance R every day or measuring the vascular resistance R before and after ingesting a specific food, it is possible to know the change in the blood viscosity ρ.
血圧Vは血流の駆動力であるから、血管内の2点間の血圧差は血流の推進力として作用する。これに対して、血管抵抗Rは血管内の血流を妨げる物理要因となる。粘性を持った血液が限られた直径の血管を移動するために抵抗が生じ、エネルギーの一部が熱となって失われる。 Since blood pressure V is a driving force for blood flow, a blood pressure difference between two points in the blood vessel acts as a driving force for blood flow. On the other hand, the vascular resistance R is a physical factor that hinders blood flow in the blood vessel. Resistance occurs because viscous blood moves through blood vessels of a limited diameter, and part of the energy is lost as heat.
この血管抵抗Rは血管径、血流量、血圧の影響をすべて網羅しており循環動態の指標として有効であると考えられる。このRを抹消部位の循環動態の指標に利用することが本発明の基本原理である。 This vascular resistance R covers all the effects of blood vessel diameter, blood flow, and blood pressure, and is considered to be effective as an index of circulatory dynamics. The basic principle of the present invention is to use this R as an indicator of the circulation dynamics of the peripheral site.
また、rは年齢、性別による影響が大きいと考えられるため、各年齢、各性別ごとのR値の平均値をデータベースとして保存しておき、測定したR値がこの平均値より大きければ血液の粘性が大きい、小さければ血液の粘性が低い、という指標にすることも可能である。 Since r is considered to be greatly influenced by age and sex, the average value of R values for each age and sex is stored as a database, and if the measured R value is larger than this average value, the viscosity of blood It is also possible to use an indicator that the viscosity of blood is low if the value is large or small.
なお、血圧を事前に測定しておき、被験者に入力してもらったり、血管が拡張している状態を保つため、測定部を加熱、保温などすることにより、血流速の測定のみでも循環動態の指標として利用できると考えられる。なお、流速検出に用いる波動には超音波が使用されるのが一般的であるが、レーザ等他の波動を用いることも可能である。 In addition, in order to keep blood pressure measured in advance and have the subject input it, or to keep the blood vessel dilated, the measurement part is heated, kept warm, etc. It can be used as an indicator of Note that an ultrasonic wave is generally used for the wave used for detecting the flow velocity, but other waves such as a laser can also be used.
以下、添付図面を参照して、本発明の実施の形態に係る循環情報測定装置について説明する。
(実施の形態1)
本発明の循環動態測定装置の一実施の形態について図1から図5を用いて説明する。本実施の形態において本発明の循環動態測定装置の基本構成を説明する。
Hereinafter, a circulating information measuring apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
(Embodiment 1)
An embodiment of a circulatory dynamics measuring apparatus according to the present invention will be described with reference to FIGS. In this embodiment, the basic configuration of the circulatory dynamics measuring apparatus of the present invention will be described.
図1は、本発明の実施の形態にかかわる循環動態測定装置の実施の形態外観上の構成を示す図であり、図2は図1の断面図、図3は指輪部1の断面図、図4は信号処理部、図5は測定された血圧、血流速、血管径の波形を示す説明図である。図1に示すように、循環動態測定装置は、指輪部1、信号処理部2、血圧測定部8の3つに分けられて構成されている。
FIG. 1 is a diagram showing an external configuration of an embodiment of a circulatory dynamics measuring apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a sectional view of FIG. 1, FIG. 3 is a sectional view of a
図2は、図1上のA−A’断面を図示したものである。図2に示すように、指輪部1の内側に循環センサ101が存在する。図2に示すB方向からみた指輪内部の透過図を図3に示す。循環センサ101には、血流速測定用圧電素子102と血流速測定用圧電素子103、血管径測定用圧電素子104が指6の腹の部分に取りつけられている。また、血圧測定部8には血圧センサ105が取り付けられている。
FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line A-A ′ of FIG. As shown in FIG. 2, a
本実施の形態では血流速測定用圧電素子102、103、血管径測定用圧電素子104はともに圧電素子(PZT)を用いた。また、血圧測定部8は圧迫帯(カフ)で構成され、所定の圧力で指6を締め付けることが可能であり、血流が流れだすときの圧力などから血圧を測定する。血圧センサ105は血流、脈波などを測定すればよく、本実施の形態では脈波を測定している。なお、指輪部1自体が圧迫帯で構成され、循環センサ101から測定された血流情報から血圧を測定することも可能である。
In this embodiment, piezoelectric elements (PZT) are used as the blood flow velocity measuring
そして、指6の中にある動脈5は指6の腹部の両脇を通って指先に伸びているので、この動脈の血液の流れを計測するために、血流速測定用圧電素子102,103は動脈の近傍で正確に超音波が入射できるように、図2に示すように指6の腹の中心から左にずれた部分に取りつけられている。これによって、確実に動脈からの反射を捕らえることができ、血流の測定精度があがる。なお、実施の形態1では左にずれて取りつけているが、右側の動脈の近傍で、右にずれて取りつけても効果は同じである。
Since the
なお、超音波は生体内部に侵入しても強度を低く設定すれば無害であり、また光などと比較すると、皮膚の色や、外乱光の影響を受けにくいため、循環動態測定装置に適している。 Ultrasound is harmless if it is set to a low intensity even if it enters the living body, and it is less affected by skin color and ambient light compared to light, etc. Yes.
また、外乱光を遮断する保持の仕方などの構造を工夫することで、光などを利用したセンサを使用することも可能である。 In addition, it is possible to use a sensor using light or the like by devising a structure such as a holding method for blocking disturbance light.
実施の形態1の循環動態測定装置は、例えば指輪部1を指6に装着し、信号処理部2、血圧測定部8を腕に携帯することにより、常時携帯が可能である。また、例えば信号処理部2も指輪部1と同様に指6に装着してもよい。信号処理部2と、指輪部1に設置された血流速測定用圧電素子102、103、血管径測定用圧電素子104は、導線により接続されており、この導線を介して信号処理部2から駆動用電圧信号が血流速測定用圧電素子102に入力され、血流速測定用圧電素子103から計測された電圧信号が信号処理部2に入力される。
The circulatory dynamics measuring apparatus according to the first embodiment can be always carried by, for example, wearing the
実施の形態1の循環動態測定装置の信号処理部2の内部構成と、信号処理部2と循環センサ部101、及び血圧センサ105の接続状態を示すブロック図を図4に示す。図示するように、信号処理部2は、駆動部302、305、受信部301,303、信号演算部304、出力部306によって概略構成されている。
FIG. 4 is a block diagram showing an internal configuration of the
実施の形態1の駆動部302,305は循環センサ101に設置された血流速測定用圧電素子102、血管径測定用圧電素子104を振動させ、超音波を血管5に向けて入射するための駆動電圧を送信する。受信部303,301は循環センサ101に設置された血流速測定用圧電素子103、血管径測定用圧電素子104が超音波を受信した時に発生する電圧を受信する。
The
信号演算部304は、内部に備えた記憶領域(図示省略)に記憶されている処理プログラムを実行することによって、循環動態の測定に関する各種処理を実行し、その処理結果を出力部306に出力する。また、信号演算部304は、血流速測定用圧電素子102から発せられた超音波の周波数と、血流速測定用圧電素子103で受信された超音波の周波数を比較する事により、血流のドップラ効果を算出する。そして、周波数の変化より血管5を流れる血流速度を算出し、その速度の時間変化を求める。
The
次に、実施の形態1の循環動態測定方法について説明する。図5に血流速度v、血管径d、血圧Vの脈拍拍動に伴う時間変化のグラフを示した。ここで血流量をQとすると、
Q=1/2×π×(d/2)2×v = 1/8×πd2v 式2
となり、血管抵抗Rは式1’を参照して、
R=ρ×r=V/Q=8V/πd2v 式3
となる。
Next, the method for measuring circulatory dynamics according to
Q = 1/2 * [pi] * (d / 2) 2 * v = 1/8 * [pi]
And the vascular resistance R can be determined by referring to
R = ρ × r = V / Q = 8V / πd2v Equation 3
It becomes.
ここでVは、血管5内の異なる2点間(図3では指輪部1を挟んで左右の部位)の血圧差を測定することが望ましいが、静脈の内圧は5〜15mmHgと低く、これに比べて動脈の内圧は100mmHg程度と高いため、今回は片側の血圧値は0mmHgとみなし、動脈側の片側のみの血圧を測定することとした。また、式2において血流量は血管径dと血流速vで導出することとしたが、光電容積脈波波形を利用することも可能であり、この場合、脈波の振幅が血流量に対応する。この場合、生体によって光の減衰量が異なるため、血流量の絶対値を求めることは難しいが、その被験者における相対的な変化を導出することは可能である。
Here, it is desirable to measure the blood pressure difference between two different points in the blood vessel 5 (the left and right parts across the
図5の各脈拍における血流が最高血流速vmaxとなる時間における直径d、血圧Vについて式3を用いて計算したRと前述の血液レオロジーとは相関関係が見られ、循環動態の指標として利用することが可能であることが確認された。そのため、血流速v、血管径d、血圧Vを測定することで、循環の状態を正確に把握することが可能である。 There is a correlation between R calculated by using Equation 3 for the diameter d and blood pressure V at the time when the blood flow at each pulse becomes the maximum blood flow velocity vmax in FIG. It was confirmed that it can be used. Therefore, by measuring the blood flow velocity v, the blood vessel diameter d, and the blood pressure V, it is possible to accurately grasp the circulation state.
例えば、このRが大きい場合には、血液レオロジーが高く、血液の粘度が高い状態であるといえる。 For example, when this R is large, it can be said that the blood rheology is high and the viscosity of the blood is high.
なお、血圧Vについては、最高血圧値―最低血圧値を使用することが望ましいが、測定が困難な場合などでは、最高血圧値のみでもある程度の指標として利用可能なことが確認される。 As for blood pressure V, it is desirable to use the highest blood pressure value minus the lowest blood pressure value. However, when measurement is difficult, it is confirmed that only the highest blood pressure value can be used as a certain index.
また、血管抵抗Rは血液の粘度によって変化するが、被験者ごとにほぼ一定とみなすと、一度式3によって血管抵抗Rを算出すれば、以降は血管径dと血流速度vを測定することによって、血圧Vを概算することも可能である。 The vascular resistance R changes depending on the viscosity of the blood. If it is assumed that it is almost constant for each subject, once the vascular resistance R is calculated by Equation 3, the vascular diameter d and the blood flow velocity v are measured thereafter. It is also possible to estimate the blood pressure V.
さらに、一度血液を採集して血液の粘性ρを測定し、被験者の血管形状抵抗成分rを導出すれば、rは日々大きく変動することは考えにくいため、以降は血管径dと血流速度v、及び血圧Vの測定によって血液粘性成分ρをより正確に測定することが可能となる。また、rの値は血管の形状抵抗成分であるため、動脈硬化の程度などの指標にも利用することが可能となる。
(実施の形態2)
実施の形態2は、本発明の循環動態測定装置に使用される循環センサ101の構造を変形した場合についての実施の形態である。
Furthermore, once blood is collected and the viscosity ρ of the blood is measured and the blood vessel shape resistance component r of the subject is derived, r is unlikely to fluctuate greatly every day. The blood viscosity component ρ can be measured more accurately by measuring the blood pressure V. Moreover, since the value of r is a blood vessel shape resistance component, it can also be used as an index such as the degree of arteriosclerosis.
(Embodiment 2)
The second embodiment is an embodiment in which the structure of the
図6は、指6、血管5と循環センサ101の配置を示す説明図であり、図7は循環センサ101の構成の説明図、図8,9は循環センサ101により超音波が送信された状態の説明図である。
6 is an explanatory view showing the arrangement of the
循環センサ101は図7に示すように、血流速測定用圧電素子102、103、血管径測定用圧電素子104、基板200から構成される。なお、圧電素子102,103,104を振動させるための駆動回路へ接続するための配線、圧電素子に設けられた電極、および超音波を生体内部へ効率的に伝播させやすくするため及び圧電素子の電極を保護する目的に設けられる音響整合層は図示していない。
As shown in FIG. 7, the
図8に示すように、血流測定用圧電素子102により、生体内部へ超音波が送信される。この超音波のビーム110は、生体内部の組織である、血管5、腱15、静脈16、骨17によって反射され、血流測定用圧電素子103によって受信される。このとき、送信超音波は血管5に流れる血液(赤血球)によって反射される。赤血球は移動しているため、この移動速度に応じたドップラ効果によって、受信される超音波は周波数が変化している。このドップラシフト周波数によって血流速が測定できる。
As shown in FIG. 8, ultrasonic waves are transmitted into the living body by the blood flow
他の組織は移動していないため、この場合には超音波ビーム110の範囲が広くても測定結果に大きな影響を及ぼさず、逆に超音波ビーム110が広いほど、血管5との位置あわせが容易になり、測定しやすくなる。
Since other tissues have not moved, in this case, even if the range of the
一方、血管径測定の場合には、図8のように超音波ビームが広いと、骨17、腱15、静脈16から不要な反射が生じてしまい、測定結果に悪影響を及ぼしてしまう。
On the other hand, in the case of blood vessel diameter measurement, if the ultrasonic beam is wide as shown in FIG. 8, unnecessary reflection occurs from the
そのため、図9のように、血管径測定用圧電素子104の超音波ビーム110の範囲を狭くし、血管5以外の組織には照射しないことが望ましい。なお、血管径の測定は、血管の内壁によって反射してくる超音波の時間差を測定することで測定できる。
Therefore, as shown in FIG. 9, it is desirable to narrow the range of the
この際、超音波ビーム110の広がりが狭いため、血管5との位置あわせが困難となるが、図7に示すように複数枚設け、血管5からの反射強度を測定して、最大の強度が得られる位置の血管径測定用圧電素子104を選択して使用することで対応可能である。
At this time, since the spread of the
本実施の形態の場合では、血流速測定用圧電素子102,103はともに外形0.5×8mm、厚さ0.2mm、駆動周波数9.6MHzのPZTを使用し、血管径測定用圧電素子104として、外形2×2mm、厚さ0.2mm、駆動周波数9.6MHzのPZTを使用した。
In the case of the present embodiment, the blood flow velocity measuring
なお、駆動周波数についても、血流速測定用圧電素子102,103と血管径測定用圧電素子104に適した周波数は異なる。
As for the driving frequency, the frequencies suitable for the blood flow velocity measuring
血流速vによるドップラシフト周波数Δfは、cを生体内の音速、θを超音波入射角度、fを駆動周波数とすると、周波数変化Δfは
Δf=2vf・cosθ/c 式4
となるため、駆動周波数fが高いほどΔfが大きくなり、後の信号処理などで大きな利点がある。しかし、駆動周波数fと生体内部での超音波の減衰係数の関係は、
H=H0e-2αlf
l:血管までの距離 α:減衰率 H0:距離0での振幅 式5となり、周波数fが大きいほど超音波の強度が低下するため、周波数が高ければ良いわけではない。
The Doppler shift frequency Δf due to the blood flow velocity v is expressed by Δf = 2vf · cos θ / c Equation 4 where c is the sound velocity in the living body, θ is the ultrasonic incident angle, and f is the drive frequency.
Therefore, Δf increases as the drive frequency f increases, and there is a great advantage in later signal processing. However, the relationship between the driving frequency f and the attenuation coefficient of the ultrasonic wave inside the living body is
H = H0e-2αlf
l: Distance to blood vessel α: Attenuation rate H0: Amplitude at distance 0
さらに、静脈16にも血流が流れ、その速度を考慮する(分離できることが望ましい)場合、静脈16に流れる血液の速度は動脈より遅いため、この血流速の差によるドップラシフト周波数の差を大きくすれば分離可能であり、そのためには駆動周波数を大きくする必要がある。
Furthermore, when the blood flow also flows into the
以上を考慮すると、血流速測定用圧電素子102,103の駆動周波数は5〜10MHz程度が最適である。
Considering the above, the driving frequency of the blood flow velocity measuring
一方、血管径測定用圧電素子104の場合は、超音波の波長が距離方向の分解能となる。例えば、駆動周波数が10MHz、生体の音速が1500m/sの場合、波長は150μmとなる。この波長が分解能となる。
On the other hand, in the case of the blood vessel diameter measuring
指先の動脈の血管径が1mm程度で、その変化が200μm程度と仮定すると、超音波の減衰が小さいほど望ましいことをあわせて考慮し、最適な駆動周波数は、7.5MHz程度となる。 Assuming that the blood vessel diameter of the artery at the fingertip is about 1 mm and the change is about 200 μm, considering that it is desirable that the attenuation of the ultrasonic wave is small, the optimum driving frequency is about 7.5 MHz.
なお、動脈の血管径、血流速は測定部位(橈骨動脈、頚動脈、毛細動脈)によって異なるため、上記駆動周波数は異なることとなる。 In addition, since the blood vessel diameter and blood flow velocity of the artery differ depending on the measurement site (radial artery, carotid artery, capillary artery), the driving frequency is different.
また、本実施の形態では血流速測定用圧電素子102,103は超音波送信用、受信用に分けて使用したが、これを一枚で行っても良い。
In the present embodiment, the blood flow velocity measuring
さらに、図7のような循環センサ101において、血流速測定用圧電素子102を送信用とすると、血流速測定用圧電素子102を駆動するタイミングと血管径測定用圧電素子104の駆動タイミングが同じ場合、基板200を伝わって相互に超音波が影響してしまい、ノイズの原因となる。そのため、駆動タイミングをずらす必要がある。本実施の形態の場合、基板200の音速が2500m/s、血流速測定用圧電素子102と血管径測定用圧電素子104の距離を5mmとしたので、血流速測定用圧電素子102から送信された超音波が血管径測定用圧電素子104に伝播する時間は、2μsとなる。そのため、この時間差以上駆動タイミングをずらす必要がある。
Further, in the
なお、血管5によって反射してきた超音波については、血流速測定用圧電素子102、血管径測定用圧電素子104の距離を5mmほど離してあるため、この反射エリアが重なることはなく、この反射波の相互干渉を考慮する必要がなかったが、上記両圧電素子の距離を近づけた場合などでは、この影響も考慮する必要がある。
(実施の形態3)
実施の形態3は、本発明の循環動態測定装置に使用する循環センサを変形した場合についての実施の形態である。
For the ultrasonic waves reflected by the
(Embodiment 3)
The third embodiment is an embodiment in which the circulation sensor used in the circulatory dynamics measuring device of the present invention is modified.
図10に循環センサ101の例を示す。図11は循環センサ101と血管との位置関係の説明図である。血圧測定部、処理部については図示していない。
FIG. 10 shows an example of the
一般的にPZTはその面積が小さいほど球面波に近くなるため、超音波ビームの広がる角度が広くなる。(指向性が低い)そのため、あまり面積を小さくすると、血管以外の生体組織からの反射が大き
くなり、測定精度が著しく低下する。また、超音波ビームが広くなると、反射して同じ圧電素子によって受信される超音波の強度も低下するため、圧電素子に関しては、なるべく面積を広く、しかも血管以外には超音波が照射されにくい形状が望ましい。
In general, the smaller the area of PZT, the closer it is to a spherical wave, so the angle at which the ultrasonic beam spreads becomes wider. (Low directivity) Therefore, if the area is made too small, reflection from living tissue other than blood vessels increases, and the measurement accuracy decreases significantly. In addition, when the ultrasonic beam becomes wider, the intensity of the ultrasonic wave reflected and received by the same piezoelectric element also decreases, so the piezoelectric element has a shape that is as wide as possible and that is not easily irradiated with ultrasonic waves other than blood vessels. Is desirable.
さらに、図10における圧電素子の幅w、長さLを小さくすると、圧電素子の長さ方向の振動モードが厚さ方向の振動モードと近くなり、厚さ方向に所望の周波数で効果的に振動させることが出来なくなる。そのため、長さ方向、幅方向に関しては、ある程度の長さが必要となってくる。 Furthermore, when the width w and length L of the piezoelectric element in FIG. 10 are reduced, the vibration mode in the length direction of the piezoelectric element becomes close to the vibration mode in the thickness direction, and the vibration is effectively vibrated at a desired frequency in the thickness direction. Can not be made. Therefore, a certain length is required in the length direction and the width direction.
図10は血管径測定用圧電素子104を長方形とし、血流速測定用の圧電素子102,103と直交するように配置した循環センサ101である。
FIG. 10 shows a
圧電素子の幅Wを血管径よりやや細くすることで、超音波放射エリアと血管の幅をほぼ等しくすることができ、測定感度を上げることができる。本実施の形態では、指先の血管を対象としたため、幅Wを0.8mm程度とした。 By making the width W of the piezoelectric element slightly narrower than the diameter of the blood vessel, the width of the ultrasonic radiation area and the blood vessel can be made substantially equal, and the measurement sensitivity can be increased. In this embodiment, since the finger blood vessel is targeted, the width W is set to about 0.8 mm.
また、圧電素子の幅Lについては、6mm程度であれば、超音波が広がりすぎず、効果的に血管に超音波を照射させることが可能である。 Further, if the width L of the piezoelectric element is about 6 mm, the ultrasonic wave does not spread too much, and the blood vessel can be effectively irradiated with the ultrasonic wave.
なお、血管径測定用圧電素子104上に超音波を収束させるためのレンズを設けることも可能であり、この場合、上記の圧電素子のような形状よりやや拘束条件が緩やかになる。
(実施の形態4)
実施の形態4は、本発明の循環動態測定装置に使用する循環センサ101を変形した場合についての実施の形態である。
It is also possible to provide a lens for converging the ultrasonic wave on the blood vessel diameter measuring
(Embodiment 4)
The fourth embodiment is an embodiment in which the
図12は循環センサ101の一例を示す説明図であり、図13はこの循環センサ101を指先6に保持した状態の説明図である。血圧測定部、処理部については図示していない。
FIG. 12 is an explanatory diagram showing an example of the
図12の循環センサ101は血流速測定用圧電素子102,103、血管径測定用圧電素子104、基板200、及び基板200の背面に圧脈波測定用の圧電素子150を設けた構成である。
The
図13のように、循環センサ101を支持部111によって支持することで、圧脈波測定用圧電素子150によって、血管の収縮による圧変動を圧脈波として測定することができる。このような構成とすることで、一度図示しない血圧測定部によって血圧を測定しておけば、以降はこの圧脈波の測定によって血圧変動を概算することが可能となり、カフによる指の締め付けを毎測定時に行う必要がなくなり、使いやすくすることが可能である。
(実施の形態5)
実施の形態5は、本発明の循環動態測定装置に使用する循環センサを変形した場合についての実施の形態である。
As shown in FIG. 13, by supporting the
(Embodiment 5)
The fifth embodiment is an embodiment in which the circulation sensor used in the circulatory dynamics measuring device of the present invention is modified.
図14は循環センサ101の一例を示す説明図である。
血流速測定用圧電素子102,103は、式4に示すように、血管に対する角度θが小さいいほどドップラ効果による周波数変化が大きくなる。そのため、図14に示すように、血流速測定用圧電素子102,103については所定の角度(π/2−θ)を設けた基板201の斜面に設ける。一方血管径測定用圧電素子104は、血管に対して垂直に超音波を入射しないと正確な血管径の測定ができない。そのため、図14に示すように血管径測定用圧電素子104については基板201の平坦部に設けた。さらに、センサ表面に凹凸があると、皮膚との間に空隙を生じてしまい、空隙によって超音波が大幅に減衰する恐れがある。このため、音響整合層202をセンサ表面にもうけ、凹凸を無くすことで、皮膚との接触状態を良好に保つことができる。
FIG. 14 is an explanatory diagram showing an example of the
As shown in Expression 4, the blood flow velocity measuring
また、1枚の圧電素子で送信受信を行うことや、基板201の傾斜を2段にし、各傾斜に1枚づつ配置し、そのドップラシフト周波数の差から、絶対流速を測定することも可能である。
It is also possible to perform transmission / reception with one piezoelectric element, and to arrange the
1 指輪部
2 信号処理部
8 血圧測定部
101 循環センサ
102、103 血流速測定用圧電素子
104 血管径測定用圧電素子
105 血圧センサ
110 超音波ビーム
111 支持部
150 圧脈波測定用圧電素子
5 血管
6 指先
301 受信部
302 駆動部
303 受信部
304 信号演算部
305 駆動部
306 出力部
600 処理部
601 駆動部
602 受信部
603 信号演算部
604 出力部
605 発光素子
606 受光素子
701 血管径計測システム
702 流速計測システム
703 マイクロコンピュータ
704 ディスプレイ
705 血管
706、707、708 超音波プローブ
709 体表
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記血流速を測定する圧電素子と前記血管径を測定する圧電素子は同一基板上に配置されていることを特徴とする循環動態センサ。 In a circulatory dynamic sensor having at least two piezoelectric elements for transmitting and receiving ultrasonic waves, measuring a blood flow velocity with at least one of the piezoelectric elements, and measuring a blood vessel diameter with at least one other piezoelectric element,
A circulatory dynamic sensor, wherein the piezoelectric element for measuring the blood flow velocity and the piezoelectric element for measuring the blood vessel diameter are arranged on the same substrate.
前記血管径測定用の圧電素子と前記血流速測定用の圧電素子の動作タイミングをずらして駆動させることを特徴とする循環動態測定装置。 A circulatory dynamics measuring apparatus comprising the circulatory dynamic sensor according to any one of claims 1 to 5, a driving circuit that drives the piezoelectric element, and a processing unit that processes a wave received from the piezoelectric element. ,
An apparatus for measuring circulatory dynamics, wherein the operation timing of the piezoelectric element for measuring blood vessel diameter and the piezoelectric element for measuring blood flow velocity are shifted.
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