JP4754597B2 - 循環動態測定装置、循環動態センサ - Google Patents

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

詳細を、以下の発明の実施の形態で説明する。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

実施の形態１に係る指輪部、信号処理部、血圧測定部の構成を示す説明図である。 図１におけるＡ―Ａ‘ 断面の説明図である。 図２におけるＢ方向からみた断面図である。 実施の形態１に係る処理部の説明図である。 血流速度、血圧、血管径の変動を示した説明図である。 実施の形態２に係る循環センサ１０１と血管の位置関係を示した図である。 実施の形態２の循環センサ１０１の説明図である。 超音波の放射状態の模式図である。 超音波の放射状態の模式図である。 実施の形態３の循環センサの説明図である。 実施の形態３の循環センサと血管の位置関係を示す説明図である。 実施の形態４の循環センサの説明図である。 保持部、循環センサと指との関係を示した説明図である。 実施の形態５の循環センサの説明図である。 従来の循環動態測定装置の駆動回路のブロック図である。 従来の血流量測定装置の構成図である。

符号の説明

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

Claims (5)

1. 超音波を送受信する少なくとも２枚の圧電素子を有し、
   前記圧電素子の少なくとも一枚は、血流速測定用の圧電素子であり、
   他方の少なくとも一枚の前記圧電素子は、血管径測定用の圧電素子である循環動態センサにおいて、
   前記血流速測定用の圧電素子と前記血管径測定用の圧電素子とは同一基板上に配置され、
   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との駆動周波数が異なり、
   前記基板は、前記血流速測定用の圧電素子が備えられる一の面と、前記一の面に対し傾斜し前記血管径測定用の圧電素子が備えられる二の面を有することを特徴とする循環動態センサ。
2. 前記血管径測定用の圧電素子を複数枚有することを特徴とする請求項１に記載の循環動態センサ。
3. 前記血流速測定用の圧電素子と前記血管径測定用の圧電素子は長方形形状をしており、前記血流速測定用の圧電素子と前記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されていることを特徴とする請求項１または２のいずれかに記載の循環動態センサ。
4. 前記基板の前記血流速測定用の圧電素子と前記血管径測定用の圧電素子を配置した面の裏面に、圧脈波測定用の圧電素子が配置されていることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の循環動態センサ。
5. 請求項１から４のいずれかに記載の循環動態センサを有し、前記圧電素子を駆動する駆動回路を有し、前記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、
   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。

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