JP2020089605A - 血管径センサおよび血管径測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】位置ずれによる測定精度の低下を抑制できる血管径センサおよび血管径測定装置を提供すること。【解決手段】基板と、基板上に横方向に一列に配置された複数の超音波素子と、を備える血管径センサにおいて、複数の超音波素子は、超音波を送信し、測定対象からの反射信号を受信するものとし、複数の超音波素子により形成される超音波の送受信面が凹となるよう構成した。【選択図】図２

Description

本発明は、超音波を用いた血管径センサおよび血管径測定装置に関するものである。

従来、超音波を用いて動脈血管などの血管径を測定する血管径センサが知られている（例えば特許文献１）。超音波を用いた測定は、ＣＴのように放射線被ばくがなく、妊婦または胎児に対しても使用可能であること、およびリアルタイム測定が可能であること、などの多くの利点を有する。

特開２０１４−１１１２０９号公報

血管径センサを用いて血管径を測定する際には、頸部または前腕などに血管径センサが貼りつけられる。このとき、測定者の熟練度または被測定者の個人差によって、血管径センサの貼り付けの位置がずれることがある。また、血管径センサで用いられる超音波素子は、圧電セラミックスなどの硬い材料で構成され、平面状の基板に配置される。これに対し、測定対象である血管の断面は円形であるため、血管径センサの位置が測定対象からずれるほど、超音波の入射角が大きくなる。その結果、反射信号を受信できなくなり、血管径の測定精度が低下してしまう。

そこで、本発明は、位置ずれによる測定精度の低下を抑制できる血管径センサおよび血管径測定装置を提供することを目的とする。

本発明に係る血管径センサは、基板と、基板上に横方向に一列に配置された複数の超音波素子と、を備え、複数の超音波素子は、超音波を送信し、測定対象からの反射信号を受信するものであり、複数の超音波素子により形成される超音波の送受信面が凹である。

以上のように、本発明によれば、複数の超音波素子により形成される超音波の送受信面を凹とすることで、血管径センサの貼りつける際に位置ずれが生じた場合にも、血管に対する超音波の入射角が大きくなることを抑制し、血管径の測定精度の低下を抑制することができる。

実施の形態１における血管径測定装置の概略構成図である。 実施の形態１における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態１における血管径センサの駆動を説明する図である。 実施の形態１の変形例１における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態１の変形例２における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態１の変形例３における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態１の変形例４における超音波素子の外観斜視図である。 実施の形態１の変形例５における超音波素子の外観斜視図である。 実施の形態１の変形例６における血管径センサの駆動を説明する図である。 実施の形態１の変形例７における血管径センサの駆動を説明する図である。 実施の形態２における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態２における血管の位置の推定方法を説明する図である。 実施の形態２の変形例１における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態２の変形例２における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態２の変形例３における血管径センサの概略構成図である。 実施の形態２の変形例４における血管径測定装置の概略構成図である。 実施の形態３における血管径センサの概略構成図である。

実施の形態１．
以下、本発明の実施の形態１に係る血管径センサ１および血管径測定装置１００について説明する。図１は、実施の形態１における血管径測定装置１００の概略構成図である。図１に示すように、血管径測定装置１００は、血管径センサ１と、パルサーレシーバ２と、制御装置３と、表示器４とを備える。

図１に示すように、パルサーレシーバ２は、血管径センサ１に駆動信号（パルス電圧）を送信し、血管径センサ１からの反射信号を受信する。血管径センサ１は、超音波ゲルまたは超音波ゲルシートを介して人体の表皮に貼り付けられるものであり、パルサーレシーバ２により駆動されることで、超音波を人体の表皮に送信する。そして、血管径センサ１は、血管前壁の内側からの反射信号と血管後壁の内側（血液と血管内壁の境界）からの反射信号とを受信し、パルサーレシーバ２へ送信する。パルサーレシーバ２は、受信した反射信号を制御装置３に送信する。

制御装置３は、ＣＰＵおよびメモリを備えたＰＣなどで構成される。制御装置３は、パルサーレシーバ２による血管径センサ１の駆動を制御するとともに、パルサーレシーバ２が受信した反射信号に基づいて血管径ｄを求める。なお、血管径ｄは血管の内径である。詳しくは、制御装置３は、血管前壁の内側からの反射信号と血管後壁の内側からの反射信号との受信時間を計測する。そして、その時間差を、下記の式（１）のように音速を用いて距離に換算し、血管径ｄを算出する。

なお、式（１）の「Ｃ」は音速であり、「ｔ１」は血管前壁の内側からの反射信号を受信した時間であり、「ｔ２」は血管後壁の内側からの反射信号を受信した時間である。

パルサーレシーバ２が受信した反射信号は、オシロスコープなどで構成される表示器４に表示してもよい。なお、パルサーレシーバ２が制御装置３を兼ねる構成としてもよい。また、制御装置３が表示器４を兼ねる構成としてもよい。

図２は、実施の形態１における血管径センサ１の概略構成図である。図２に示すように、本実施の形態の血管径センサ１は、基板１１と、基板１１に配置される複数の超音波素子１２とを備える。基板１１は、ポリイミドまたは塩化ビニルなどの可撓性を有する材質で構成される。なお、基板１１は、可撓性を有しつつ、伸縮しないものであることが望ましい。

超音波素子１２は、圧電セラミックスなどで構成され、測定対象に対して超音波を送信し、測定対象からの反射信号を受信する。複数の超音波素子１２は、直方体形状を有し、空隙を挟んで横方向に一列に配置される。図２の例では、超音波素子１２は、縦長形状を有し、隣り合う超音波素子１２の長辺が対向するように配置される。超音波素子１２の縦の長さＬは、例えば０．２〜２．０ｍｍである。また、超音波素子１２の横方向のピッチＰは、０．０４ｍｍ〜４．０ｍｍである。ピッチＰは、超音波素子１２の横方向の幅と、空隙の幅とを足したものとする。超音波素子１２の厚さは、印加されるパルス電圧の周波数に応じて設定される。超音波素子１２の数は、図２の例に限定されるものではなく、２個以上であればよい。

図２に示すように、複数の超音波素子１２は、可撓性を有する基板１１に配置されるため、複数の超音波素子１２により形成される超音波の送受信面を凹とすることができる。より詳しくは、複数の超音波素子１２により形成される超音波の送受信面の横方向の断面形状を、基板側に凹とする、例えば湾曲させることができる。これにより、複数の超音波素子１２により形成される送受信面が平面の場合と比べて、超音波素子１２の位置に依らず、血管からの反射信号を受信することができる。

血管径センサ１は、例えばフォトリソグラフィおよびパターニングなどの技術を用いて製造される。なお、基板１１と超音波素子１２との間には、図示しない接地電極が配置される。また、各超音波素子１２は、パルサーレシーバ２と個別に配線接続される。これにより、各超音波素子１２が個別に駆動される。

図３は、実施の形態１における血管径センサ１の駆動を説明する図である。図３に示すように、本実施の形態では、複数の超音波素子１２ａ〜１２ｇのうち、隣り合う複数個の超音波素子１２が同時に駆動される。図３の例では、３つの超音波素子１２ｃ、１２ｄおよび１２ｅが同時に駆動される。これにより、超音波素子１２が小型の場合にも、超音波ビームを生成し、測定対象の深いところまで測定することができる。駆動する超音波素子１２の数および位置は、図３の例に限定されるものではなく、測定対象に応じて設定される。

上記のように、本実施の形態によれば、可撓性を有する基板１１を備えることで、複数の超音波素子１２により形成される超音波の送受信面を凹とすることができる。これにより、血管径センサ１の貼りつける際に位置ずれが生じた場合にも、血管に対する超音波の入射角が大きくなることを抑制し、血管径の測定精度の低下を抑制することができる。また、人体などの平面でない箇所に取り付けられた場合も、血管径センサ１の送受信面を密着させることができる。

なお、血管径センサ１の構成は、図２の例に限定されるものではなく、様々な変形が可能である。図４は、実施の形態１の変形例１における血管径センサ１Ａの概略構成図である。図４に示すように、隣り合う超音波素子１２間の空隙を、柔軟性を有する物質１３によって埋めてもよい。柔軟性を有する物質１３は、例えばシリコーン樹脂またはポリウレタンである。これにより、血管径センサ１をコンポジット構造（この場合は２−２コンポジット構造）として柔軟性を持たせることができ、生体に対する超音波の送信および受信の効率を向上させることができる。

また、隣り合う超音波素子１２間の空隙を、硬い物質によって埋めてもよい。この場合は、複数の超音波素子１２により形成される超音波の送受信面が、所望の凹形状となるように設定された状態で、複数の超音波素子１２を固定すればよい。この場合も、実施の形態１と同様の効果を奏することができる。

図５は、実施の形態１の変形例２における血管径センサ１Ｂの概略構成図である。図５に示すように、超音波素子１２の送受信面を覆う可撓性膜１４を設けてもよい。可撓性膜１４は、例えばポリイミドで構成される。可撓性膜１４を設けることにより、音響整合層としての機能を備えることができ、超音波の送信および受信を効率よく行うことができる。また、可撓性膜１４にて超音波素子１２の送受信面を覆うことで、超音波素子１２の劣化を抑制するとともに、送受信面を拭きやすくなり、衛生面も改善されるといった効果を有する。

図６は、実施の形態１の変形例３における血管径センサ１Ｃの概略構成図である。図６に示すように、超音波素子１２と基板１１との間、詳しくは図示しない電極と基板１１との間にバッキング１５を設けてもよい。バッキング１５は、図６（ａ）に示すように、超音波素子１２の各々に対応して設けてもよいし、図６（ｂ）に示すように、複数の超音波素子１２に対して１つのバッキング１５を設けてもよい。なお、複数の超音波素子１２に対して１つのバッキング１５を設ける場合は、バッキング１５にも可撓性を持たせる必要がある。バッキング１５は、制振材であり、例えばエポキシ樹脂とタングステン粉末を混合したものから構成される。バッキング１５を備えることで、超音波素子１２の不要な振動を減衰させ、超音波のパルス幅を短くすることができる。また、バッキング１５により、基板１１側からの超音波の戻りを抑制することができる。

また、血管径センサ１における超音波素子１２の形状は、図２の例に限定されるものではなく、様々な変形が可能である。図７は、実施の形態１の変形例４における超音波素子１２Ａの外観斜視図である。図７に示すように、超音波素子１２の送受信面を形成する面を、縦方向の断面形状が基板１１側に凹となるよう構成してもよい。

図８は、実施の形態１の変形例５における超音波素子１２Ｂの外観斜視図である。図８に示すように、超音波素子１２の送受信面を形成する面に、音響レンズ１２０を設けてもよい。音響レンズ１２０は、ポリフッ化ビニリデン等の超音波発振面の表面に適当な音響インピーダンスを持つ素材で構成され、超音波の送信方向に対して凸の形状を有する。

変形例４または変形例５の構成とすることで、送信される超音波の広がりを抑制し、測定対象からより強い反射信号を得ることができる。なお、音響レンズ１２０は、超音波素子１２をそれぞれ覆うものであってもよいし、隣り合う複数個の超音波素子１２を覆うものであってもよい。

また、血管径センサ１の駆動は、図３の例に限定されるものではなく、様々な変形が可能である。図９は、実施の形態１の変形例６における血管径センサ１の駆動を説明する図である。図３では、隣り合う複数個の超音波素子１２が、同時に駆動される構成としたが、図９に示すように、複数個の超音波素子１２を、時間差をつけて駆動してもよい。

例えば、図９（ａ）に示すように、まず、外側から２番目に位置する超音波素子１２ｂおよび１２ｆを駆動し、所定時間経過後に、外側から３番目に位置する超音波素子１２ｃおよび１２ｅを駆動し、所定時間経過後に、中央の超音波素子１２ｄを駆動してもよい。これにより、直線状の超音波を送信することができ、表皮近傍の送信幅を大きくとることができる。

または、図９（ｂ）に示すように、超音波素子１２ｂから超音波素子１２ｆまでを時間差をつけて順番に駆動してもよい。これにより、超音波ビームの入射角度を調整することができ、深部での広角の測定が可能となる。

さらに、血管径の測定に用いる複数個の超音波素子１２を、血管との位置関係に応じて自動的に決定する構成としてもよい。図１０は、実施の形態１の変形例７における血管径センサ１の駆動を説明する図である。本変形例では、パルサーレシーバ２は、複数の超音波素子１２ａ〜１２ｇのうち、隣り合った複数個の超音波素子からなるグループを順番に駆動させる。具体的には、まず超音波素子１２ａ、１２ｂ、１２ｃを駆動させ、次に超音波素子１２ｂ、１２ｃ、１２ｄを駆動させる。そして、次に超音波素子１２ｃ、１２ｄ、１２ｅ、その次に超音波素子１２ｄ、１２ｅ、１２ｆ、と一つずつ超音波素子をずらしながら、グループ毎に駆動させる。１グループにおける超音波素子の数は、３つに限定されるものではない。そして、制御装置３によって、最も強い反射信号を受信したグループを決定し、当該グループに含まれる超音波素子１２を用いて血管径を測定するよう、パルサーレシーバ２を制御する。

例えば、図１０（ａ）では、超音波素子１２ｃ、１２ｄおよび１２ｅを含むグループＧ１が駆動される。図１０（ｂ）では、超音波素子１２ｄ、１２ｅおよび１２ｆを含むグループＧ２が駆動される。ここで、グループＧ２は、血管の上に位置するため、グループＧ１よりも強い反射信号を受信する。そのため、グループＧ２に含まれる超音波素子１２ｄ、１２ｅおよび１２ｆが血管径の測定に用いられる。

変形例７によれば、血管径センサの貼り付け位置が血管からずれてしまった場合、または貼りつけ後に位置がずれてしまった場合にも、血管の上に位置する超音波素子１２を用いて血管径を測定できる。これにより、位置ずれが発生した場合でも、血管径測定装置１００の測定精度の低下を抑制することができる。

実施の形態２．
次に、本発明の実施の形態２について説明する。本実施の形態の血管径センサ２０は、２つの血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂからなる点において、実施の形態１と相違する。血管径測定装置１００のその他の構成は、実施の形態１と同様である。

図１１は、実施の形態２における血管径センサ２０の概略構成図である。図１１に示すように、血管径センサ２０は、可撓性シート１６と、可撓性シート１６上に所定の距離をあけて一列に配置される血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂからなる。血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂは、それぞれ実施の形態１における血管径センサ１と同じ構成を有する。

本実施の形態では、制御装置３において、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂが受信した反射信号から、血管の位置を推定する。図１２は、実施の形態２における血管の位置の推定方法を説明する図である。血管の位置を推定するために、まず、制御装置３によって、血管径センサ１０Ａにおいて最も強い反射信号を受信する位置、および血管径センサ１０Ｂにおいて最も強い反射信号を受信する位置が決定される。ここでは、実施の形態１の変形例７で説明したように、超音波素子１２を順番に駆動させ、最も強い反射信号を受信した位置を決定する。図１２の例では、血管径センサ１０Ａの超音波素子１２ｇの位置、および血管径センサ１０Ｂの超音波素子１２ｄの位置が、最も強い反射信号を受信したものとする。

そして、制御装置３は、血管径センサ１０Ａの超音波素子１２ｇと血管径センサ１０Ｂの超音波素子１２ｄとを結んだ線Ｌ１に沿って、血管が走行していると推定する。そして、血管径センサ１０Ａの中心と血管径センサ１０Ｂの中心とを結んだ線Ｌ２に対する超音波素子１２ｇと超音波素子１２ｄとを結んだ線Ｌ１の角度を、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂに対する血管の走行との角度θとする。言い換えると、角度θは、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂにおける超音波素子１２の縦方向に対する血管の走行の傾きである。制御装置３は、角度θを表示器４に表示してもよい。また、制御装置３は、角度θが閾値を超える場合には、測定者に血管径センサ２０の位置ずれを報知する、または角度θに基づいて測定した血管径を補正してもよい。

このように、本実施の形態では、血管径センサ２０が位置ずれして貼りつけられた場合にも、位置ずれを検知するとともに、血管の位置を推定し、測定者に報知することまたは測定値を補正することができる。これにより、測定者が位置ずれを適切に修正することができ、血管径の測定精度の低下を抑制することができる。

なお、血管径センサ２０の構成は、図１１の例に限定されるものではなく、様々な変形が可能である。図１３は、実施の形態２の変形例１における血管径センサ２０Ａの概略構成図である。図１３に示すように、血管径センサ１０Ａと、血管径センサ１０Ｂとをそれぞれ可撓性シート１６に配置し、これらをケーブルなどの接続部１７にて接続する構成としてもよい。

また、実施の形態２の血管径センサ２０における可撓性シート１６の裏面に、推定した血管の位置を表示するＬＥＤアレイなどの表示装置をさらに設けてもよい。可撓性シート１６の裏面とは、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂが配置されない面をいう。これにより、測定者が血管径センサ２０と血管との位置ずれを容易に把握することができる。

または、血管径センサ２０が貼りつけられる皮膚上に、推定される血管の位置を表示してもよい。図１４は、実施の形態２の変形例２における血管径センサ２０Ｂの概略構成図である。図１４に示すように、本変形例の血管径センサ２０Ｂの可撓性シート１６Ａは、血管径センサ１０Ａと、血管径センサ１０Ｂとの間に開口１８を有する。また、可撓性シート１６Ａの裏面の開口１８の近傍には、表示装置１９を備える。表示装置１９は、例えば光源およびマイクロスキャナから構成され、制御装置３により制御される。表示装置１９は、開口１８の皮膚上に、光を照射することで、血管の走行を表示する。これにより、測定者が血管の走行を把握することができ、採血を行う際の目印とすることができる。

図１５は、実施の形態２の変形例３における血管径センサ２０Ｃの概略構成図である。本変形例は、実施の形態２の変形例１に実施の形態２の変形例２を適用したものである。この場合は、接続部１７が可撓性シート１６の中央からずらして配置される。これにより、血管径センサ１０Ａと血管径センサ１０Ｂとの間に血管の走行を表示する空間を確保できる。

さらに、実施の形態２の変形例４として、制御装置３は、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂが受信した反射信号に基づき、血管壁の硬さおよび血管内圧を測定してもよい。図１６は、実施の形態２の変形例４における血管径測定装置１００Ａの概略構成図である。

具体的には、血管径センサ１０Ａおよび血管径センサ１０Ｂにおいて測定される血管径の変化から、心臓の収縮に伴う脈波を測定することができる。そして、血管径センサ１０Ａと血管径センサ１０Ｂとの距離、および血管径センサ１０Ａと血管径センサ１０Ｂとにおける脈波の伝播時間の差から、脈波伝播速度Ｔが求められる。

そして、下記の脈波伝播速度と動脈壁の（血圧上昇時の）増分弾性係数との関係を示すメーンズ・コルテベークの式（２）により、血管の硬さが求められる。

ここで、Ｅｉｎｃは増分弾性係数（血管壁の材質としての硬さ、ヤング率に相当）、ｈは壁の厚さ、ρは血液の密度、Ｔは脈波伝播速度、ｄは血管径（血管内径）である。図１６に示すように、深さ方向の分解能（距離分解能）が高い場合、血管径センサ２０によって、血管前壁と血管周囲組織の間の反射波、および血管後壁と血管周囲組織の間の反射波を計測することができ、血管の外径Ｄを測定することができる。そして、血管径（内径）ｄと外径Ｄとから、壁の厚さｈを計測できる。血管密度ρは文献値を用いることができる。または、血管径センサ２０装着時に一般的な血圧計であるカフ式の血圧計を一時的に用いて、血管径センサ２０装着時の最高血圧と最低血圧を計測する。そして、血管径センサ２０によって同時に計測した最大血管径と最小血管径の値を用いて、下記の式（３）からＥｉｎｃを求め、本センサにより測定したＴ、ｄ、ｈの値を用いてρを算出しても良い。

ここで、ΔＰは最高血圧−最低血圧、ΔＲｏは最大血管外半径−最小血管外半径、Ｒｉは最小血管内半径、Ｒｏは最小血管外半径、νはポアソン比で、値を０．５とする。その後は、カフ式の血圧計を外した後、求めたρの値を一定として血管径センサ２０により適宜計測したＴ、ｄ、ｈの値からＥｉｎｃを求めることができる。さらに求めたＥｉｎｃと計測した最小血管内半径、最小血管外半径および最大血管外半径の値を用いて式（３）からΔＰ（最高血圧−最低血圧）を求めることができる。

血管の硬さを示す指標として上記Ｅｉｎｃを用いる他、血管の硬さを示す簡便な方法として、血管径センサ２０の装着時に一般的な血圧計であるカフ式の血圧計を一時的に用いて、血管径センサ２０装着時の最高血圧と最低血圧を計測する。そして、血管径センサ２０によって同時に計測した最大血管径と最小血管径の値を用いて式（４）からスティフネス（管としてみた場合の膨らみ難さ）Ｅｐを血管硬さの指標として提示してもよい。
Ｅｐ＝（最高血圧−最低血圧）／{（最大血管径−最小血管径）／最小血管径}・・・（４）

さらに、（４）を変形して得られる式（５）を用いても良い。
Ｅｐ・最小血管径＝（最高血圧−最低血圧）／（最大血管径−最小血管径）・・・（５）
このとき、横軸が血管径、縦軸が血圧のグラフに最高血圧・最大血管径の点と、最低血圧・最小血管径の点を結ぶ傾き一定の線を描く。そして、脈波伝播速度から計算される血圧と血管径センサ２０によって計測される血管径を上記のグラフにプロットする。その際に、上記傾き一定の線より上にプロットされた場合は交感神経優位、線より下にプロットされた場合は副交感神経優位としてもよい。そして、最低血圧・最小血管径の点と上記プロットした点を結んだ傾きを、Ｅｐ・最小血管径として血管硬さの値として提示しても良い。

本変形例によると、血管径に加えて血管の硬さおよび血圧を求めることができる。血管の硬さは、交感神経の活動に伴う緊張を反映するものと考えられる。そのため、血管径センサ２０を用いて、ストレス反応、または循環血液量の異常などを知ることができる。

実施の形態３．
次に、本発明の実施の形態３について説明する。本実施の形態の血管径センサ３０は、２つの血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄが、血管に対して傾きを持って配置される点において、実施の形態２と相違する。血管径測定装置１００のその他の構成は、実施の形態１と同様である。なお、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄは、それぞれ実施の形態１における血管径センサ１と同じ構成を有する。

図１７は、実施の形態３における血管径センサ３０の概略構成図である。なお、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄにおける超音波素子１２は、紙面上、奥行方向に配置される。図１７に示すように、本実施の形態では、可撓性シート１６上において、２つの血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄの送受信面が、血管および可撓性シート１６に対して４５°傾いた状態となるよう配置される。また、血管径センサ１０Ｃと血管径センサ１０Ｄとは、互いに対向する方向へ傾くよう配置される。

そして、本実施の形態では、一方の血管径センサ１０Ｃが超音波を送信し、他方の血管径センサ１０Ｄが反射信号を受信するよう駆動される。制御装置３は、血管内を移動する赤血球からの反射信号のドップラ周波数偏移から、血管内の血流速度を測定することができる。

また、本実施の形態の血管径センサ３０においても、血管径を測定することができる。この場合は、血管径センサ１０Ｃまたは血管径センサ１０Ｄの何れか一方を用いて、血管径が測定される。具体的には、実施の形態１と同様に、血管径センサ１０Ｃにて超音波の送信および反射信号の受信を行う。そして、制御装置３において、血管径センサ１０Ｃの傾き（４５°）を用いて測定された血管径を補正し、血管径が求められる。また、制御装置３は、血流速度と血管径とから、血流量を求めることができる。

また、実施の形態３の変形例１として、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄを傾けて配置するのではなく、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄの超音波素子１２の縦方向の断面形状を三角形とし、送受信面を４５°傾斜させてもよい。これにより、図１７に示す状態（血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄの送受信面が可撓性シート１６に対して４５°傾いた状態）と、同じ状態とすることができる。

さらに、実施の形態３の変形例２として、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄに加え、血管径を測定するための血管径センサ追加で設けてもよい。追加の血管径センサは、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄの上流または下流に、血管径センサ１０Ｃおよび血管径センサ１０Ｄから所定の距離をおいて配置される。追加の血管径センサを設けることで、血管径および血流量に加え、実施の形態２と同様に血管の位置および走行を求めることができる。この場合は、追加の血管径センサを実施の形態２の血管径センサ１０Ａとし、血管径センサ１０Ｃまたは血管径センサ１０Ｄを血管径センサ１０Ｂとみなして、血管の位置および走行を求めればよい。

以上が本発明の実施の形態の説明であるが、本発明は、上記実施の形態の構成に限定されるものではなく、その技術的思想の範囲内で様々な変形または組み合わせが可能である。例えば、実施の形態１〜３および各変形例は、それぞれ組み合わせることが可能である。

１、１Ａ、１Ｂ、１Ｃ、１０Ａ、１０Ｂ、１０Ｃ、１０Ｄ、２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ、３０ 血管径センサ、２ パルサーレシーバ、３ 制御装置、４ 表示器、１１ 基板、１２、１２Ａ、１２Ｂ、１２ａ、１２ｂ、１２ｃ、１２ｄ、１２ｅ、１２ｆ、１２ｇ 超音波素子、１３ 物質、１４ 可撓性膜、１５ バッキング、１６、１６Ａ 可撓性シート、１７ 接続部、１８ 開口、１９ 表示装置、１００、１００Ａ 血管径測定装置、１２０ 音響レンズ。

血管径センサを用いて血管径を測定する際には、頸部または前腕などに血管径センサが貼りつけられる。このとき、測定者の熟練度または被測定者の個人差によって、血管径センサの貼り付けの位置がずれることがある。また、血管径センサで用いられる超音波素子は、圧電セラミックスなどの硬い材料で構成され、平面状の基板に配置される。これに対し、測定対象である血管の断面は円形であるため、血管径センサの位置が測定対象からずれるほど、超音波の入射角が大きくなる。貼りつける際の位置ずれの他、頸部または前腕など貼り付けた身体の部位が回転した場合にも体表に貼り付けた血管径センサと体内の測定対象がずれ、超音波の入射角が大きくなる。その結果、反射信号を受信できなくなること、または血管径の測定精度の低下が生じてしまう。

以上のように、本発明によれば、複数の超音波素子により形成される超音波の送受信面を凹とすることで、血管径センサの貼りつける際に位置ずれが生じた場合、または貼り付けた身体の部位が回転した場合にも、血管に対する超音波の入射角が大きくなることを抑制し、反射信号を受信できなくなること、および血管径の測定精度の低下を抑制することができる。

さらに、（４）を変形して得られる式（５）を用いても良い。
Ｅｐ／最小血管径＝（最高血圧−最低血圧）／（最大血管径−最小血管径）・・・（５）
このとき、横軸が血管径、縦軸が血圧のグラフに最高血圧・最大血管径の点と、最低血圧・最小血管径の点を結ぶ傾き一定の線を描く。そして、脈波伝播速度から計算される血圧と血管径センサ２０によって計測される血管径を上記のグラフにプロットする。その際に、上記傾き一定の線より上にプロットされた場合は交感神経優位、線より下にプロットされた場合は副交感神経優位としてもよい。そして、最低血圧・最小血管径の点と上記プロットした点を結んだ傾きを、Ｅｐ／最小血管径として血管硬さの値として提示しても良い。

Claims (17)

1. 基板と、
   前記基板上に横方向に一列に配置された複数の超音波素子と、を備え、
   前記複数の超音波素子は、超音波を送信し、測定対象からの反射信号を受信するものであり、
   前記複数の超音波素子により形成される前記超音波の送受信面が凹であることを特徴とする血管径センサ。
2. 前記送受信面の前記横方向の断面形状が、前記基板側に凹であることを特徴とする請求項１に記載の血管径センサ。
3. 前記基板は可撓性を有することを特徴とする請求項１または２に記載の血管径センサ。
4. 前記複数の超音波素子は、空隙を挟んで配置されることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の血管径センサ。
5. 前記空隙は、柔軟性を有する物質にて埋められていることを特徴とする請求項４に記載の血管径センサ。
6. 前記送受信面上に配置される可撓性膜をさらに備える請求項１〜５の何れか一項に記載の血管径センサ。
7. 前記基板と、前記複数の超音波素子との間に配置されるバッキングをさらに備えることを特徴とする請求項１〜６の何れか一項に記載の血管径センサ。
8. 前記複数の超音波素子の前記送受信面を形成する面は、縦方向の断面形状が前記基板側に凹となっていることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の血管径センサ。
9. 前記送受信面に配置される音響レンズをさらに備えることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の血管径センサ。
10. 前記複数の超音波素子の縦の長さが０．２〜２．０ｍｍであり、前記複数の超音波素子の前記横方向におけるピッチが０．０４〜４．０ｍｍであることを特徴とする請求項１〜９の何れか一項に記載の血管径センサ。
11. 複数の前記基板と、
    複数の前記基板の各々に配置される前記複数の超音波素子と、
    複数の前記基板が一列に配置される可撓性シートまたは複数の前記基板を接続する接続部の何れかと、を備えることを特徴とする請求項１〜１０の何れか一項に記載の血管径センサ。
12. 請求項１〜１０の何れか一項に記載の血管径センサと、
    前記血管径センサに駆動信号を送信し、前記血管径センサから反射信号を受信するパルサーレシーバと、
    前記パルサーレシーバによる前記血管径センサの駆動を制御し、前記パルサーレシーバが受信した反射信号に基づいて血管径を求める制御装置と、を備え
    前記パルサーレシーバは、前記複数の超音波素子のうち、隣り合う複数個の超音波素子を同時に、または時間差をつけて駆動することを特徴とする血管径測定装置。
13. 前記制御装置は、前記複数の超音波素子のうち、隣り合った複数個の超音波素子からなるグループを順番に駆動させ、最も強い反射信号を受信した前記グループを決定し、
    決定した前記グループに含まれる複数個の前記超音波素子を駆動させることを特徴とする請求項１２に記載の血管径測定装置。
14. 一列に配置された２つの前記血管径センサを備え、
    前記制御装置は、
    ２つの前記血管径センサの一方において最も強い反射信号を受信した位置と、２つの前記血管径センサの他方において最も強い反射信号を受信した位置とに基づき、血管の位置を推定し、
    ２つの前記血管径センサに対する前記血管の走行の角度を求めることを特徴とする請求項１３に記載の血管径測定装置。
15. 推定した前記血管の位置を表示する表示装置をさらに備えることを特徴とする請求項１４に記載の血管径測定装置。
16. 一列に配置された２つの前記血管径センサを備え、
    前記制御装置は、
    ２つの前記血管径センサにより測定された前記血管径の変化から２つの前記血管径センサの各々における脈波の伝播時間を求め、
    ２つの前記血管径センサにおける前記脈波の伝播時間の差、および２つの前記血管径センサの距離から血管の硬さおよび血圧を求めることを特徴とする請求項１２または１３に記載の血管径測定装置。
17. 一列に配置された２つの前記血管径センサを備え、
    ２つの前記血管径センサは、血管に対して傾いて配置され、一方が前記超音波を送信し、他方が前記反射信号を受信するものであり、
    前記制御装置は、前記血管内を移動する赤血球からの反射信号のドップラ周波数偏移から前記血管内における血流速度を測定することを特徴とする請求項１２または１３に記載の血管径測定装置。

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