JP5780505B1 - 脈波及び圧力検出印加装置、並びに血管脈波測定システム - Google Patents

Abstract

【課題】装置構成が簡単であり装置サイズも大幅に小さい、測定を手動で行う血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置を提供する。【解決手段】血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するＭＥＭＳ圧力センサ部と、圧力印加機構とを備える脈波及び圧力検出印加装置２０であって、圧力印加機構は、両端の一軸関節が固定された５個の第１〜第５の一軸関節と、５個の一軸関節のうちの互いに隣接する一対の一軸関節を連結する４本の第１〜第４のリンクとを備えた５関節リンク機構である。ＭＥＭＳ圧力センサ部は第３の一軸関節に設けられ、使用者により第２及び第４の一軸関節もしくは第１及び第４のリンクを押し下げ又は押し上げて第３の一軸関節の位置を移動させることにより、５関節リンク機構は第３の一軸関節からＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加する。【選択図】図２

Description

本発明は、脈波及び圧力検出印加装置と、それを用いた血管脈波測定システムに関し、特に、血管の脈動波形（以下、脈波という。）を取得して血管脈波測定を手動で行う血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置と、それを用いた血管脈波測定システムに関する。

物質の特性を評価する技術として振動を用いる方法が知られている。特許文献１には、物質特性の相違は振動の周波数の変化よりも位相の変化が大きいが、位相測定技術の精度が必ずしも高くないことを考慮し位相変化を周波数変化に変換する方法が開示されている。この方法を用いた装置は、物質に振動として超音波を入射する振動子と物質からの反射波を検出する振動検出センサと、振動検出センサの信号出力端に入力端が接続された増幅器と、増幅器の出力端と振動子の入力端との間に設けられ、振動子への入力波形と振動検出センサからの出力波形との間に位相差が生じるときは、周波数を変化させて前記位相差をゼロにシフトする位相シフト回路と、位相差をゼロにシフトさせるための周波数変化量を検出する周波数変化量検出手段とを含むことを特徴とする。

特許文献１の装置においては、具体的には、周波数偏差検出回路を利用した硬さ測定器において、軟質の被測定物から硬質の被測定物までの広い範囲において硬さ情報を正確に測定するために、接触要素、振動子、自励発振回路及びゲイン変化補正回路を備え、自励発振回路は振動子の振動情報を帰還し共振状態にし、ゲイン変化補正回路は自励発振回路に設け、ゲイン変化補正回路は、自励発振回路の中心周波数と異なる中心周波数を有し、周波数の変化に対してゲインを上昇させる。

上記装置では、周波数変化量検出手段において、硬さの相違による位相差をゼロにシフトさせてこれを周波数変化量に変換している。この変換は、周波数に対する反射彼の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めておいてこれを用いている。また、振動として超音波振動を用いているが、これを電気回路における電気信号の振動とすることができる。例えば、発光素子を駆動信号で駆動して光を放射し、その光を受光素子で検出し検出信号を発光素子の駆動信号として帰還することで帰還ループを形成するが、この帰還ループを流れる電気信号の振動を用いることができる。

すなわち、発光素子の駆動信号と放射される光信号との間には、発光素子の構造に起因する信号の遅れがあり、同様に受光素子に入射する光信号と受光素子が出力する検出信号との間にも受光素子の構造に起因する信号の遅れがある。従って、発光素子と受光素子とを組み合わせて帰還ループを形成すると、これらの遅れである位相差をゼロにするようにして自励発振が生じる。この帰還ループに特許文献１で開示されている位相シフト回路を設けることで、位相差を周波数差に変換することができる。

そして、発光素子から放射した光を評価対象の物質に当て、その物質から反射した光を受光素子で受けて、上記の帰還ループを形成すると、自励発振回路の周波数は、受光素子と発光素子の構造に起因する遅れと、評価対象の物質の特性に起因する遅れに依存することになる。従って、この帰還ループに位相シフト回路を設け、位相差を周波数毎に変換して周波数差を観察することで、非接触的に、あるいは非侵襲的に、物質特性を測定することができる。

例えば特許文献２には、血圧測定装置として、赤外光を体内に送波し体内における反射波を受波するセンサユニットと、受波した反射波に基づく電気信号を送波部に帰還して自励発振する自励発振回路とを備え、自励発振回路には周波数の変化に対しゲインを変化させ、入力位相と出方位相との間の位相差をゼロに調整して帰還発振を促進するゲイン変化補正回路を含み、このようにして得られる自励発振回路の発振周波数に基づいて血圧を算出することが述べられている。

特許文献２の装置では、血圧の測定を精度良く行いかつ被測定者の負担を軽減するために、送波部は、電気信号を変換して電磁波または超音波例えば赤外光の体内へ送波し、受波部は、体内における反射波を受波して電気信号に変換し、周波数測定部により測定された自励発振回路の周波数は、血圧計算部において呼び出された相関パラメータに基づいて血圧値に変換され、表示部においてこの血圧値あるいは血圧波形の表示が逐次実施される。

このように、位相シフト法の技術によれば、発光素子と受光素子とを用いて血管の脈動波形を精度よく求めることができる。ところが、血管の脈動を測定する対象の生体、例えば被測定者は必ずしも測定中に安定した状態を維持していない。発光素子と受光素子とが取り付けられた腕を動かす等のように姿勢を変化させることがあり、また、発光素子と受光素子の取り付け状態が不完全であると、測定中に取り付け状態が変化することがある。

従って、測定中に脈動波形が次第に変化し例えば測定範囲、演算範囲を外れてしまうことが生じ得る。このように脈動波形が測定範囲に対しずれてゆくと正確な血管脈波測定を行うことができない。当該問題点を解決するために、より正確な測定を可能とする血管脈波測定システムを提供するために、本願出願人らは、特許文献３において、以下の血管脈波測定システムを提案した。

特許文献３の血管脈波測定システムは、被測定者の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子と、光探触子回路を介して光探触子に接続され位相シフト法を用いることで周波数の時間変化として脈動波形を出力する脈動波形出力部と、演算処理部とを備え、演算処理部の浮動中央値設定処理モジュールは周期的な周波数データの最大振幅値が演算範囲に対して予め定めた比率となるように最大振幅値を増幅し、その中央値をその絶対値に関わらず浮動的に演算範囲の中央値に設定する機能を有することを特徴としている。

さらに、特許文献４では、脈波の状態を示す脈波信号に基づいて、脈拍数及び脈拍振幅を求め、これらに基づいて呼吸異常の判定を行う呼吸異常判定手段を備えた呼吸異常検出装置が提案されている。当該装置では、例えば、脈波振幅と単位時間当たりの脈拍数との比に基づいて呼吸異常を検出し、もしくは、呼吸数の変化、脈拍数の変化、血液中の酸素飽和濃度の変化に基づいて呼吸異常を検出することを特徴としている。

しかしながら、上記特許文献１〜３で開示された従来技術に係る各装置では、
（ａ）発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、
（ｂ）例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、
（ｃ）また、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、
（ｄ）さらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、
血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点があった。

また、上記特許文献４で開示された従来技術に係る呼吸異常検出装置では、上記の問題点に加えて、呼吸異常の検出精度がいまだ低いという問題点があった。

これに対して、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる血管脈波測定システムが特許文献７において開示されている。ここで、特許文献７において開示された血管脈波測定システムは、
皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、
入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、
上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムにおいて、
上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、
上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備えたことを特徴としている。

特開平９−１４５６９１号公報 特開２００１−１８７０３２号公報 国際公開２０１０／０８９８９３号パンフレット 特開２００４−１２１６６８号公報 特開平６−１６９８９２号公報 特開２００５−０２１４７７号公報 国際公開２０１２／１０１９５１号パンフレット

社団法人日本生体医工学会編，「血液のレオロジーと血流」，コロナ社，２００３年４月２５日発行，１２０〜１２１頁

しかしながら、特許文献７において開示された血管脈波測定システムでは、光探触子、駆動回路及び検出回路を含む光探触子回路が比較的大きいという問題点があった。また、当該光探触子回路を用いて血圧測定装置を構成する場合、脈波及び圧力検出印加装置をさらに備える必要があるため、装置構成が複雑になるとともにその装置サイズも大きくなるという問題点があった。

本発明の第１の目的は以上の問題点を解決し、従来技術に比較して装置構成が簡単であって装置サイズも大幅に小さくすることができ、測定を手動で行う血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置及びそれを用いた血管脈波測定システムを提供することにある。

また、本発明の第２の目的は以上の問題点を解決し、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、呼吸異常を検出することができる血管脈波測定システムを提供することにある。

さらに、本発明の第３の目的は、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる血管脈波測定システムを提供することにある。

第１の発明に係る脈波及び圧力検出印加装置は、所定の圧力印加機構によりＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部からの出力電圧の信号を血管脈波信号として測定する測定手段を備える血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置であって、
上記脈波及び圧力検出印加装置は、
血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するＭＥＭＳ圧力センサ部と、
上記圧力印加機構とを備え、
上記圧力印加機構は、両端の一軸関節が固定された５個の第１〜第５の一軸関節と、上記５個の一軸関節のうちの互いに隣接する一対の一軸関節を連結する４本の第１〜第４のリンクとを備えた５関節リンク機構であり、
上記５関節リンク機構は、位置が固定された第１の一軸関節が第１のリンクを介して第２の一軸関節に連結され、第２の一軸関節が第２のリンクを介して第３の一軸関節に連結され、第３の一軸関節が第３のリンクを介して第４の一軸関節に連結され、第４の一軸関節が第４のリンクを介して位置が固定された第５の一軸関節に連結されており、
上記ＭＥＭＳ圧力センサ部は上記第３の一軸関節に設けられ、
使用者により上記第２及び第４の一軸関節もしくは上記第１及び第４のリンクを押し下げ又は押し上げて上記第３の一軸関節の位置を移動させることにより、上記５関節リンク機構は上記第３の一軸関節から上記ＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加することを特徴とする。

上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記第１及び第５の一軸関節にそれぞれ連結された回転ダンパーをさらに備えることを特徴とする。

また、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記第２及び第４の一軸関節もしくは上記第１及び第４のリンクと一体的に形成され、使用者が押し上げ又は押し下げるための応力被印加部材をさらに備えることを特徴とする。

さらに、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記第２及び第４の一軸関節に連結され、上記第１及び第４のリンクが平衡状態で上記第２及び第４の一軸関節が実質的に同一の高さで移動させるコイルバネをさらに備えることを特徴とする。

またさらに、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部と上記測定手段との間に挿入されるホイートストンブリッジ回路であって、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部と３個の抵抗とを、４個の接続点を有するブリッジ形状で接続して構成され、上記４個の接続点のうちの互いに対向する２つの接続点に直流電圧を印加し、他の２つの接続点から出力電圧を出力するホイートストンブリッジ回路をさらに備えることを特徴とする。

また、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記圧力センサ部は、
ダイアフラムの圧力検出面側に第１の空間を有し、上記第１の空間に対面する圧力検出面を用いて圧力の検出を行うダイアフラムを有し、検出した圧力に対応する電気信号を出力するＭＥＭＳ圧力センサと、
上記ＭＥＭＳ圧力センサを支持して被測定部に接触して載置されるパッドであって、上記第１の空間に連通しかつ上記第１の空間よりも大きな、上記圧力検出面に平行な方向のサイズを有する第２の空間を有するパッドとを備え、
上記ＭＥＭＳ圧力センサ部を上記被測定部に載置したときに、上記第１の空間及び上記第２の空間が密閉されて密閉空間となり、上記被測定部の圧力が上記第１の空間及び上記第２の空間を介して上記ＭＥＭＳ圧力センサのダイアフラムに伝達されて上記ＭＥＭＳ圧力センサが圧力の検出を行うことを特徴とする。

さらに、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記第１の空間及び上記第２の空間はそれぞれ、上記ダイアフラムの圧力検出面に実質的に平行な底面を有し、かつ互いに同軸である実質的に円筒形状又は楕円筒形状を有することを特徴とする。

またさらに、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記第２の空間の底面の直径は上記第１の空間の底面の直径よりも大きいことを特徴とする。

またさらに、上記脈波及び圧力検出印加装置において、上記パッドは粘着性シートであることを特徴とする。

第２の発明に係る血管脈波測定システムは、上記脈波及び圧力検出印加装置を備える血管脈波測定システムであって、
上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記圧力印加機構を用いて使用者が上記ＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して押圧した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号よりも前の血管脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部の検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部の検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えることを特徴とする。

上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記測定された所定周期分の血管脈波信号に基づいて、最大血圧値の時間に対する傾きと、最大血圧値の平均値と、最大血圧値と最小血圧値との差である脈圧とを含む複数の判断パラメータを演算し、当該複数の判断パラメータに基づいて、被測定者が覚醒状態であるか、もしくは無呼吸状態であるかを判断することを特徴とする。

また、上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、所定時刻の最大血圧値が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第１のしきい値割合以上減少し、かつ上記脈圧が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第２のしきい値割合以上減少していることが所定周期分連続して発生したときに、上記最大血圧値の時間に対する傾きが所定のしきい値を超えたときに、被測定者が覚醒状態であると判断する一方、上記しきい値以下のときに無呼吸状態であると判断することを特徴とする。

本発明に係る血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置、並びにそれを用いた血管脈波測定システムによれば、以下の特有の作用効果を有する。
（１）本発明は、血管脈波の振動のみならず、従来技術に係る非侵襲的測定方法では取得しえなかった、覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下、並びに、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇などの血圧値のベースライン（電圧信号ＤＣレベル）の変化（脈動波形信号のデータ）をも測定でき、しかも装置構成が簡単でしかもサイズが極めて小さい、ＭＥＭＳ圧力センサを含む脈波及び圧力検出印加装置を用いて、手動測定できる血管脈波測定システムを実現できるという特有の作用効果を有している。
（２）また、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、無呼吸状態などの呼吸異常を検出することができる。
（３）さらに、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。

本発明の一実施形態に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。 図１の脈波及び圧力検出印加装置２０の詳細構成を示す側面図である。 図２の圧力センサ部３０Ａを構成する複数Ｎ個の単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎの配置構成を示す平面図である。 図３の圧力センサ部３０Ａの回路構成を示す回路図である。 図２の脈波及び圧力検出印加装置２０を被測定者の手首の橈骨動脈部７に取り付けた場合の一例を示す正面図である。 図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値の最大電圧値Ｖｍａｘ及び最小電圧値Ｖｍｉｎを示すグラフである。 図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最大血圧値Ｐｍａｘ及び最小血圧値Ｐｍｉｎを示すグラフである。 図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。 図１の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。 図１の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。 （ａ）は図１の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、（ｂ）は図１の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。 （ａ）は覚醒時の最大血圧値Ｐｍａｘの変化をモデル化して示す図であり、（ｂ）は無呼吸時の最大血圧値Ｐｍａｘの変化をモデル化して示す図である。 図１の装置コントローラ５０の血圧値校正処理モジュール５２により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。 図１の装置コントローラ５０の血管脈波測定処理モジュール５１により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。 図１の装置コントローラ５０の睡眠状態判別処理モジュール５３により実行される睡眠状態判別処理を示すフローチャートである。 図２の圧力センサ部４０の具体的構成を示す縦断面図である。 図１４Ａの圧力センサ部４０の底面図である。

以下、本発明に係る実施形態について図面を参照して説明する。なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。以下では、測定対象として人間の血管の脈波について説明するが、生体の血管の脈波であればよく、人間以外の動物等を対象とすることができる。また、以下では、血管脈波測定として、脈拍、最大血圧、最小血圧の測定について説明するが、これ以外に、血管の脈動波形を用いて測定するものであればよい。例えば、脈拍波形の積分値から血流量に対応する量の測定を行い、脈動波形の微分値から血管の柔軟性を評価する測定を行うものであってもよい。以下で説明する材料、形状等は例示であって、使用目的に応じこれらの内容を適宜変更してもよい、

図１は本発明の一実施形態に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。また、図２は図１の脈波及び圧力検出印加装置２０の詳細構成を示す側面図である。

図１において、血管脈波測定システム１０の構成要素ではないが、血圧等を測定する対象の被測定者６が示されている。なお、以下の図において、被測定者６の皮膚については図示を省略する。本実施形態に係る血管脈波測定システム１０は、従来用いられているコロトコフ音を測定する圧迫カフ法、あるいは、動脈内に、圧力センサが連結されたカテーテルを挿入侵襲させて血管内の圧力を直接測定する観血法に代えて、図１及び図２に示すように、脈波及び圧力検出印加装置２０内のＭＥＭＳ(Micro Electro Mechanical Systems)圧力センサ１０１を用いた圧力センサ部３０Ａ（図４、図１４Ａ、図１４Ｂ）及びホイートストンブリッジ回路１５（図４）を用いて血管の脈動波形を収得して脈波測定を行うシステムであり、特に、圧力測定を行う圧力センサ部３０Ａ、ホイートストンブリッジ回路１５（図４）及び手動の圧力印加機構である５関節リンク機構２１を備えた脈波及び圧力検出印加装置２０を用いた血圧測定を行うことを特徴としている。

血管脈波測定システム１０は、図１及び図２に示すように、
（ａ）被測定者６の血管の脈動取得に適した部位に取り付けられる圧力センサ部３０Ａ及び手動の圧力印加機構である５関節リンク機構２１を備えた脈波及び圧力検出印加装置２０と、
（ｂ）脈波及び圧力検出印加装置２０の圧力センサ部３０Ａからの出力電圧Ｖｏｕｔを電圧増幅する電圧増幅器３２と、
（ｃ）電圧増幅器３２からの出力電圧をディジタルデータにＡ／Ｄ変換して装置コントローラ５０に出力するＡ／Ｄ変換器３３と、
（ｄ）内部メモリ５０ｍを含む例えばディジタル計算機などの制御装置であって、血管脈波測定処理モジュール５１と、血圧値校正処理モジュール５２と、睡眠状態判別処理モジュール５３とを備え、Ａ／Ｄ変換器３３からのディジタルデータを処理して血管脈波データを発生し、血管脈波データに対して血圧値校正処理（図１１）、血管脈波測定処理（図１２）及び睡眠状態判別処理（図１３）を実行する装置コントローラ５０と、
（ｅ）例えばディスプレイ又はプリンタであって、装置コントローラ５０からの出力データに基づいて、脈動波形表示（移動平均処理後の脈動波形表示６１及びローパスフィルタ処理後の脈動波形表示６２）及び各血管脈波測定値表示６３（脈拍、最大血圧値Ｐｍａｘ及び最小血圧値Ｐｍｉｎ）、並びに、ユーザに対して指当部２４ａ，２４ｂを用いた圧力センサ部３０Ａの押し下げを指示する押下ランプ６４、ユーザに対して指当部２４ａ，２４ｂを用いた圧力センサ部３０Ａの押し上げを指示する押上ランプ６５、ユーザに対して脈波検出を示す脈波検出ランプ６６を表示する表示部６０と、
を備えて構成される。

図１に示すように、脈波及び圧力検出印加装置２０の圧力センサ部３０Ａからの出力電圧信号（交流）は増幅器３２及びＡ／Ｄ変換器３３を介して装置コントローラ５０に出力される。ここで、血管が脈動により変化すると、圧力センサ部３０Ａからの交流の出力電圧Ｖｏｕｔが変化し、すなわち、出力電圧Ｖｏｕｔは脈動の変化に対応して変化する。なお、図１１の血圧値校正処理における血管への圧力測定については、圧力センサ部３０Ａからの出力電圧Ｖｏｕｔの時間平均値（時間積分値）を測定することで、血管への印加圧力を測定する。

特許文献１〜３などの従来技術では、大きな出力電圧の変化を得ることができなかったために、その周波数変化を電圧変化に変換して、脈動の変化を検出していたが、本実施形態では、図１及び図２に示すように、圧力センサ部３０Ａからの出力電圧Ｖｏｕｔを測定することで、脈動波形をきわめて簡単に得ることができる。また、同じ圧力センサ部３０Ａを用いて、上述のように、血管への印加圧力を測定できる。従って、脈波及び圧力検出印加装置２０は、図２に示すように、例えば集積化された圧力センサ部３０Ａと、５関節リンク機構２１とを従来技術に比較して簡単な構成でしかも小型化して構成できる。なお、脈波測定のみで血圧測定をしないときは、５関節リンク機構２１が不要であって、さらに極めて小さくなる。

次いで、図２を参照して、脈波及び圧力検出印加装置２０の５関節リンク機構２１の構成及び動作について以下に説明する。図２は図１の脈波及び圧力検出印加装置２０の詳細構成を示す側面図である。

図２において、脈波及び圧力検出印加装置２０は、５関節リンク機構２１と、その関節Ｊ３の先端に取り付けられた圧力センサ部３０Ａと、脈波及び圧力検出印加装置２０を被測定者の手首の橈骨動脈部７に巻回して支持するためのカフ布２７とを備えて構成される。５関節リンク機構２１は、５個の一軸関節Ｊ１〜Ｊ５と、当該関節Ｊ１〜Ｊ５の互いに隣接する各一対の関節を連結する直線バー形状のリンクＬ１〜Ｌ４とを備えて構成される。ここで、位置が固定された関節Ｊ１はリンクＬ１を介して関節Ｊ２に連結され、関節Ｊ２はリンクＬ２を介して関節Ｊ３に連結される。関節Ｊ３はリンクＬ３を介して関節Ｊ４に連結され、関節Ｊ４はリンクＬ４を介して位置が固定された関節Ｊ５に連結される。リンクＬ１〜Ｌ４はより好ましくは互いに同一の長さを有し、もしくは、好ましくはリンクＬ１とＬ４とが互いに同一の長さを有しかつリンクＬ２とＬ３とが互いに同一の長さを有する。

また、リンクＬ１と一体的に、使用者がリンクＬ１を手動で押し下げ又は押し上げるための指当部２４ａを備える応力被印加部材（使用者により応力を印加されて連結されたリンクに応力を伝達する部材をいう。）２６ａが形成され、リンクＬ４と一体的に、使用者が手動でリンクＬ４を押し下げ又は押し上げるための指当部２４ｂを備える応力被印加部材２６ｂが形成される。応力被印加部材２６ａ，２６ｂを設けることで、使用者が容易に押し下げ又は押し上げすることができる。なお、ここで応力被印加部材２６ａ，２６ｂを設けず、使用者がリンクＬ１，Ｌ４又は関節Ｊ２，Ｊ４を直接に手動で押し下げ又は押し上げてもよい。また、応力被印加部材２６ａ，２６ｂはそれぞれリンクＬ１，Ｌ４に一体的に形成することに代えて、少なくとも関節Ｊ２，Ｊ４に一体的に形成してもよい。

筐体２２は所定の間隔だけ離隔されて互いに平行な軸受け孔２２ａ，２２ｂを有し、軸受け孔２２ａには関節Ｊ１の軸がＸＹ平面と垂直なＺに平行な軸の周りで回転可能に挿入され、軸受け孔２２ｂには関節Ｊ５の軸がＸＹ平面と垂直なＺに平行な軸の周りで回転可能に挿入される。また、関節Ｊ１の軸は回転ダンパー２３ａの回転軸と連結され、関節Ｊ５の軸は回転ダンパー２３ｂの回転軸と連結される。回転ダンパー２３ａ，２３ｂは手動での押し下げ又は押し上げのときに緩やかに回転させるために設けられる。回転ダンパー２３ａ，２３ｂを設けることにより、使用者が急激に押し下げ又は押し上げても、緩やかに圧力センサ部３０Ａが移動し、被測定部への応力印加を緩和できる。さらに、リンクＬ１，Ｌ４が平衡状態でバランスよく関節Ｊ２，Ｊ４が実質的にほぼ同一の高さで移動させるために、関節Ｊ２，Ｊ４の間であって、リンクＬ２，Ｌ３に対して対向するように、コイルバネ２５が連結されている。なお、５関節リンク機構２１、筐体２２及び圧力センサ部３０Ａを例えば柔軟性のある樹脂などの装置カバーケース（図示せず）で被覆される。

使用者による指当部２４ａ，２４ｂを用いて手動の押し下げ（矢印２０１，２０２の方向）又は押し上げ（矢印２０１，２０２とは逆方向）により、位置が固定された関節Ｊ１，Ｊ５の各軸をそれぞれ正転（図２の時計周り方向の回転）又は逆転（図２の反時計回り方向の回転）で回転させるとき、関節Ｊ１〜Ｊ５の各軸とは互いに平行となり、各リンクＬ１〜Ｌ４は実質的に１つの平面上で移動し、関節Ｊ２〜Ｊ４は当該平面上で移動するが、関節Ｊ３はＸ方向又は−Ｘ方向、Ｙ方向又は−Ｙ方向、もしくはそれらの組合せ方向で移動させることができる。本実施形態では、図２に示すように、関節Ｊ３を圧力センサ部３０Ａを介して被測定者の手首の橈骨動脈部７の血管８の直上に移動させかつ応力２１ｆを印加するために、使用者による上述の押し下げ又は押し上げの手動により５関節リンク機構２１を制御する。

なお、圧力センサ部３０Ａを被測定者の手首の橈骨動脈部７に固定する方法としては、カフを用いて固定してもよいし、粘着シートを介して、もしくは粘着テープを用いて固定してもよい。

次いで、図３及び図４を参照して、脈波及び圧力検出印加装置２０の圧力センサ部３０Ａの構成及び動作について以下に説明する。図３は図２の圧力センサ部３０Ａを構成する複数Ｎ個の単位センサ３１−１〜３１−Ｎの配置構成を示す平面図であり、図４は図３の圧力センサ部３０Ａの回路構成を示す回路図である。

図３において、圧力センサ部３０Ａは、以下に示すように、機械要素部品、圧力センサ、アクチュエータ、電子回路を、例えばシリコン基板、ガラス基板、有機材料基板などの基板上に集積化したデバイスであって、図３に示すように、複数Ｎ個の単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎを例えば８×８など複数×複数の２次元配置形状で配置されて、より好ましくは集積化されて構成される。図４において、単位センサ回路３１−１は、直流電圧Ｖｉｎを有する直流電圧源１１と、抵抗Ｒ１〜Ｒ３及び抵抗値ＲｘのＭＥＭＳ圧力センサ抵抗１２からなるホイートストンブリッジ回路１５とを備えて構成される。ここで、直流電圧源１１からの直流電圧Ｖｉｎはホイートストンブリッジ回路１５の互いに対向する所定の２つの接続端子に印加される一方、他の２つの接続端子から出力電圧Ｖｏを得る。ここで、ホイートストンブリッジ回路１５の抵抗Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒｘにおいて、好ましくは、次式のときに平衡状態となるように各抵抗値が設定される。

Ｒ２／Ｒ１＝Ｒｘ／Ｒ３ （１）

また、他の単位センサ回路３１−２〜３１−Ｎは、単位センサ回路３１−１と同様に構成される。ここで、各単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎからの出力電圧をそれぞれＶｏ１〜ＶｏＮとし、各単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎからの出力電圧Ｖｏ１〜ＶｏＮを直列接続して出力電圧Ｖｏｕｔを得る。本実施形態では、圧力センサ部３０ＡのＭＥＭＳ圧力センサ抵抗１２の抵抗値Ｒｘは印加圧力により変化し、その変化量（抵抗値変化）をホイートストンブリッジ回路１５により検出して、圧力変化量に対応して変化する出力電圧Ｖｏｕｔを得る。

なお、図４の実施形態では、各単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎからの出力電圧Ｖｏ１〜ＶｏＮを直列接続して出力電圧Ｖｏｕｔを得ているが、本発明はこれに限らず、並列接続して出力電圧Ｖｏｕｔを得てもよいし、各出力電圧Ｖｏ１〜ＶｏＮの平均値などの所定の計算値を計算して出力電圧Ｖｏｕｔを得てもよい。また、本実施形態では、複数Ｎ個の単位センサ回路３１−１〜３１−Ｎを用いているが、本発明はこれに限らず、１つの単位センサ回路を用いて構成してもよい。さらに、ホイートストンブリッジ回路１５を用いず、センサ出力電圧をそのまま出力してもよい。

図５は図２の脈波及び圧力検出印加装置２０を被測定者の手首の橈骨動脈部７に取り付けた場合の一例を示す正面図である。図５に示すように、図２の脈波及び圧力検出印加装置２０を被測定者の手首の橈骨動脈部７に取り付けて脈波測定及び血圧測定等を行うことができる。

図６Ａは図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値（例えば、電圧増幅器３２の出力電圧値）の最大電圧値Ｖｍａｘ及び最小電圧値Ｖｍｉｎを示すグラフである。図６Ａから明らかなように、脈波電圧値は、脈動の変化に応じて周期的に変化し、最大電圧値Ｖｍａｘと最小電圧値Ｖｍｉｎをとり、互いに隣接する２つの最小電圧値Ｖｍｉｎ間の時間期間を時間期間Ｔｉｎｔと定義する。

図６Ｂは図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最大血圧値Ｐｍａｘ及び最小血圧値Ｐｍｉｎを示すグラフである。図６Ｂから明らかなように、血圧値は、脈動の変化に応じて図６Ａの脈波電圧値と同様に周期的に変化し、最大血圧値Ｐｍａｘと最小血圧値Ｐｍｉｎをとる。

図６Ｃは図１の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。公知の通り、被測定者が異なれば、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なるので、予め被測定者ごとに相関関係を求めておく必要がある。また、同じ被測定者であっても、安静状態と運動状態等で、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なることがあるので、予め測定状態を設定してそれぞれ相関関係を求めておく必要がある。図１の血管脈波測定システムで得られる脈波電圧値と血圧値との間の相関関係は、被測定者ごとに、測定条件ごとに関連付けられて変換式（又は変換テーブル）の形式で装置コントローラ５０の内部メモリ５０ｍに格納される。図６Ｃは、被測定者より変換式Ｑ１，Ｑ２で異なることを示すものである。このようにして、脈波電圧値から血圧値への変換を行うと、これに基づいて、脈拍数、最大血圧Ｐｍａｘ、最小血圧Ｐｍｉｎ等の血管脈波測定を行うことができる。

図７は、図１の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。図７から明らかなように、出力電圧波形を血圧波形に変換することで図９の脈波波形の表示を得ることができる。

図８は図１の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。図８において、血管脈波測定システムにより得られた脈波電圧の生データから移動平均法を用いて滑らかな脈動波形を生成する様子を示す図である。図８（ａ）は、横軸が時間で、縦軸は脈波電圧であり、各サンプリングタイムにおける脈波電圧の変化の様子が示されている。図８（ｂ）は、横軸が時間で、その原点位置等は図８（ａ）と揃えてある。縦軸は、図８（ａ）の各サンプリングタイムにおけるデータの移動平均値ｂである。移動平均値は、例えば５つのデータについて行うものとした。この場合、サンプリングタイムｉのとぎの脈波電圧の生データをａｉとすると、サンプリングタイムｉのときの移動平均値ｂｉは次式（２）を用いて計算できる。

ｂ＝（ａｉ−４＋ａｉ−３＋ａｉ−２＋ａｉ−１＋ａｉ）／５ （２）

すなわち、サンブリングデータａｉが取得されると直ちに移動平均値ｂｉが算出できるのでリアルタイム処理が可能である。なお、移動平均に用いるデータ数は５でなくてもよい。

図９（ａ）は図１の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、図９（ｂ）は図１の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。

図９（ａ）において、覚醒時の各測定波形は以下の通りである。
（ａ）Ｒ−ＥＯＧ Ａ１：公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
（ｂ）Ｃｈｉｎ−Ｒｅｆ：公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
（ｃ）心電図：公知の心電計により測定された心電波形である。
（ｄ）筋電図：公知の筋電計により測定された筋電波形である。
（ｅ）いびき：小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
（ｆ）呼吸波形：被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸波形である。
（ｇ）ＳｐＯ２：公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
（ｈ）本システム：本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。

図９（ｂ）において、無呼吸時の各測定波形は以下の通りである。
（ａ）Ｒ−ＥＯＧ Ａ１：公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。
（ｂ）Ｃｈｉｎ−Ｒｅｆ：公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。
（ｃ）心電図：公知の心電計により測定された心電波形である。
（ｄ）筋電図：公知の筋電計により測定された筋電波形である。
（ｅ）いびき：小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。
（ｆ）呼吸温度センサ：口元に設けられた温度センサにより測定された呼吸温度である。
（ｇ）呼吸圧：被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸圧波形である。
（ｈ）胸郭変動：被測定者の胸郭の変化を測定する応力センサにより測定された胸郭変動量である。
（ｉ）腹部変動：被測定者の腹部の変化を測定する応力センサにより測定された腹部変動量である。
（ｊ）ＳｐＯ２：公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。
（ｋ）本システム：本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。

本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された図９のデータには、いままでの測定装置ではわからなかった多くの情報が含まれている。図９（ａ）においては、正常レム睡眠中であるが、当該記録１２０秒間に２回の覚醒反応があり、その２回とも覚醒反応開始とともに脈圧はやや上昇しその後、急激な低下を示している。覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下が観察され、正常睡眠において脈圧の変化が、脳波上の覚醒反応と同期していると考えられる。これは脳波を測定しない小型の血管脈波測定システムで睡眠評価が可能となると考えられる。

図９（ｂ）では、典型的な無呼吸、努力性呼吸〜覚醒反応、過呼吸という一連の中で、無呼吸中の努力性呼吸に同期する小さな周期の変動がみられながら（変動が小さいため実測定数から周波数解析をする必要があると考えられる）無呼吸終了まで、脈圧が徐々に上昇していくことがわかる。その後、覚醒反応、呼吸再開〜過呼吸とともに脈圧は急激に降下する。おそらくこの患者の昼の安静時の血圧はこの降下した後、安定したレベルであり、無呼吸中の血圧上昇は、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇によるもので、過去に本発明者らが調べた中では、ピークが収縮期血圧２２８という患者もいた。従って、無呼吸症候群の患者の場合は合併頻度が問題となる、循環器系疾患の発症に関わる、睡眠中の特殊な循環動態を評価できると考えられる。

図９（ａ）及び図９（ｂ）の脈波波形のグラフから、レム覚醒時は、最大血圧値Ｐｍａｘが無呼吸時に比較して緩やかに上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。また、無呼吸時は、最大血圧値Ｐｍａｘがレム覚醒時に比較して早く上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。

図１０（ａ）は覚醒時の最大血圧値Ｐｍａｘの変化をモデル化して示す図であり、図１０（ｂ）は無呼吸時の最大血圧値Ｐｍａｘの変化をモデル化して示す図である。図１０（ａ）及び図１０（ｂ）の最大血圧値Ｐｍａｘのモデル図から明らかなように、レム覚醒時の最大血圧値Ｐａｍｘの変化周期Ｔａｒは無呼吸時のそれに比較して長く、原点Ｓから見た、レム覚醒時の最大血圧値Ｐｍａｘの上昇傾斜角度αａｒは無呼吸時のそれに比較して小さいことがわかる。これらの知見及び治験に基づいて、図１３の睡眠状態判別処理のフローチャートを作成した。

図１１は、従来技術に係るカフ圧迫法と同様の原理を用いて、最大血圧値と最小血圧値を校正するための、図１の装置コントローラ５０の血圧値校正処理モジュール５２により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。

図１１において、まず、ステップＳ１１で圧力センサ部３０Ａを用いて脈波信号を検出し、脈波信号の時間的に互いに隣接する２つの最小電圧値の時間期間Ｔｉｎｔ（図６Ａ参照）を演算し、ステップＳ１２において時間期間Ｔｉｎｔは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され（すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され）、ＹＥＳのときはステップＳ１３に進む一方、ＮＯのときはステップＳ１１に戻る。ここで、時間期間Ｔｉｎｔの所定のしきい値範囲は、脈波信号を検出したか否かの判断範囲であり、上記しきい値範囲は経験値として、例えば０．２秒≦Ｔｉｎｔ≦２秒である。当該しきい値範囲に時間期間Ｔｉｎｔが入っておれば、脈波を検出したと判断する。ステップＳ１３Ａにおいて、被測定者６の脈波を検出したと判断し、押下ランプ６４を点灯させ、ステップＳ１３Ｂにおいて使用者（被測定者６又は他の測定者等をいい、以下同様である。）は指当部２４ａ，２４ｂを用いて圧力センサ部３０Ａを押し下げる。ステップＳ１４において、時間期間Ｔｉｎｔは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され（すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され）、ＮＯのときはステップＳ１５に進む一方、ＹＥＳのときはステップＳ１３Ｂに戻る。

ステップＳ１５では、被測定者６の脈波を検出しなくなったと判断し、押下ランプ６４を消灯させた後、検出しなくなったサンプリングタイミングよりも１つ前のサンプリングタイミングよりも前の脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最大血圧値電圧として内部メモリ５０ｍに格納するとともに、圧力センサ部３０Ａの検出圧力値を最大血圧値として内部メモリ５０ｍに格納する。そして、ステップＳ１６Ａにおいて、押上ランプ６５を点灯させ、ステップＳ１６Ｂにおいて、使用者は指当部２４ａ，２４ｂを用いて圧力センサ部３０Ａを押し上げる。次いで、ステップＳ１７において、時間期間Ｔｉｎｔは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断され（すなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され）、ＹＥＳのときはステップＳ１８に進む一方、ＮＯのときはステップＳ１６Ｂに戻る。

ステップＳ１８では、被測定者６の脈波を検出したと判断し、押上ランプ６５を消灯させ、脈波検出ランプ６６を点灯させる。これに基づいて使用者は押し上げを停止する。検出したサンプリングタイミングからその直後の脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最小血圧値電圧として内部メモリ５０ｍに格納するとともに、圧力センサ部３０Ａの検出圧力値を最小血圧値として内部メモリ５０ｍに格納する。また、ステップＳ１９において、内部メモリ５０ｍに格納された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値及び最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、図６Ｃを参照して説明したように、直線近似法を用いて電圧値から血圧値への変換を示す変換式（又は血圧変換テーブル）を生成して内部メモリ５０ｍに格納し、当該処理を終了する。

以上で説明した図２の脈波及び圧力検出印加装置２０又は圧力センサ部３０Ａのみの装置と、図１１の血圧値校正処理を用いることにより、当該血管脈波測定システムにおいて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。

図１２は図１の装置コントローラ５０の血管脈波測定処理モジュール５１により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。

図１２において、ステップＳ２１で例えば直近の５周期分の脈波波形データ（Ａ／Ｄ変換器３３からの電圧値データをいう。）をバッファメモリに格納し、ステップＳ２２において脈波波形データのデータ値は演算範囲以内であるか否かが判断され、ＹＥＳのときはステップＳ２３に進む一方、ＮＯのときはステップＳ２１に戻る。ステップＳ２３において、上記５周期分の脈波波形データに対して高周波ノイズ除去のためのローパスフィルタ処理を実行し、ステップＳ２４において、ローパスフィルタ処理後の脈動波形データに対して、図８を参照して説明した移動平均法を用いた移動平均処理を実行し、さらに、ステップＳ２５において変換式を用いた電圧値から血圧値への変換による血圧測定処理を実行する。さらに、ステップＳ２６において、変換された血圧値を用いて脈波表示データを作成して脈波（リアルタイム）を表示部６０に表示し、脈拍及び最大血圧値及び最小血圧値を演算して表示部６０に表示する。ステップＳ２７では、測定終了か否かが判断され、ＹＥＳのときは当該処理を終了する一方、ＮＯのときはステップＳ２１に戻る。

図１３は図１の装置コントローラ５０の睡眠状態判別処理モジュール５３により実行される睡眠状態判別処理を示すフローチャートである。

図１３において、ステップＳ３１で例えば直近の２１周期分の脈波波形データをバッファメモリに格納し、ステップＳ３２において格納された２１周期分の脈波波形データに基づいて上記変換された最大血圧値及び最小血圧値を用いて、２１周期分の最大血圧値Ｐｍａｘ（１）〜Ｐｍａｘ（２１）及び２１周期分の最小血圧値Ｐｍｉｎ（１）〜Ｐｍｉｎ（２１）を演算し、時刻ｔ（１）〜ｔ（２１）をバッファメモリに格納する。次いで、ステップＳ３３において、２１周期分（ｎ＝１，２，…，２１）について以下のパラメータを演算する。

最大血圧値Ｐｍａｘの時間に対する傾き（２０周期の期間）
Ｐ’＝（Ｐｍａｘ（２１）−Ｐｍａｘ（１））／（ｔ（２１）―ｔ（１）） （３）

Ｐｍａｘａｖｅ＝平均値（Ｐｍａｘ（１）〜Ｐｍａｘ（２０）） （４）

脈圧Ｐｐ＝Ｐｍａｘ（２０）−Ｐｍｉｎ（２０） （５）

次いで、ステップＳ３４において、Ｐｍａｘ（２１）がＰｍａｘａｖｅに対して２０％以上減少している（以下、条件１という。）か否かが判断され、ＹＥＳのときはステップＳ３５に進む一方、ＮＯのときはステップＳ３１に戻る。次いで、ステップＳ３５において、脈圧Ｐｐが平均値Ｐｍａｘａｖｅに対して２０％以上減少している（以下、条件２という。）か否かが判断され、ＹＥＳのときはステップＳ３６に進む一方、ＮＯのときはステップＳ３１に戻る。そして、ステップＳ３６において、ステップＳ２１〜Ｓ２５を３周期分についてそれぞれ１周期ごと移動シフトして実行し、条件１及び条件２の判定を行って３周期分以上連続して満足するか否かが判断され、ＹＥＳのときはステップＳ３７に進む一方、ＮＯのときはステップＳ３１に戻る。ステップＳ３７において、傾きＰ’＞Ｐ’ｔｈ（所定のしきい値であって、図１０の傾斜角度αａｒと傾斜角度αｓａとを識別するためのしきい値である。）であるか否かが判断され、ＹＥＳのときはステップＳ３８に進む一方、ＮＯのときはステップＳ３９に進む。ステップＳ３８では、被測定者は「無呼吸状態」であると判断して表示部６０に表示し、ステップＳ４０に進む。一方、ステップＳ３９では被測定者は「覚醒状態」であると判断して表示部６０に表示し、ステップＳ４０に進む。ステップＳ４０では、測定終了か否かが判断され、ＹＥＳのときは当該処理を終了する一方、ＮＯのときはステップＳ３１に戻る。

図１３の睡眠状態判別処理において、処理データ数や判断分岐などの「２０周期」「２１周期」「２０％」「３周期分」などは一例であって、本発明はこれに限られない。例えば、「２０％」は判断するための所定のしきい値割合である。

以上の実施形態において、上記の各処理をソフトウエアで実現してもよいし、それらの一部をハードウエア回路で実現してもよい。

以上の実施形態において、カフ圧迫法により最大血圧値と最小血圧値の校正を行っているが、本発明はこれに限らず、その他の校正方法を用いてもよい。

図１４Ａは図２の圧力センサ部４０の具体的構成を示す縦断面図であり、図１４Ｂは図１４Ａの圧力センサ部４０の底面図である。なお、図１４Ａ及び図１４Ｂの圧力センサ部４０のときは図２のカフ布２７を用いず、例えば下記の粘着シートであるパッド１１１を用いる。

図１４Ａ及び図１４Ｂにおいて、例えばガラス又はエポキシなどの誘電体にてなり、厚さｔ１及び幅ｄ４の四角平板形状の誘電体基板（半導体基板であってもよい）１１０の下側中央部に、ＭＥＭＳ圧力センサ１０１が複数の半田ボール１３１を用いて固定される。半田ボール１３１の厚さ分だけの空間１３０が形成される。ＭＥＭＳ圧力センサ１０１は例えば幅ｄ３の四角平板形状を有し、その中央部に例えば円形又は楕円形状を有する圧力検出面１０２ａであるダイアフラム１０２を有する。ダイアフラム１０２の圧力検出面１０２ａに対向する面１０２ｂ側に上記空間１３０が形成される。ダイアフラム１０２はＭＥＭＳ圧力センサ１０１の最上部の近傍においてＭＥＭＳ圧力センサ１０１の厚さｔ２よりも薄い厚さｔ３を有し、当該ダイアフラム１０２の下側に例えば円筒形状又は楕円筒形状の孔である空間１２１が形成される。空間１２１はダイアフラム１０２に対して密閉されているが、下側方向は開放されており、空間１２１と空間１３０とは連通されていない。ＭＥＭＳ圧力センサ１０１は、ダイアフラム１０２の圧力検出面１０２ａ側に高さｔ２の空間１２１を有し、空間１２１に対面する圧力検出面１０２ａを用いて圧力の検出を行い、検出した圧力に対応する電気信号を、誘電体基板１１０を貫通して挿入されたケーブル１４１を介して出力する。

誘電体基板１１０の下面の一部１１０ａ及びＭＥＭＳ圧力センサ１０１の側面１０１ａ及び下面１０１ｂの一部に接触して例えば両面の粘着性シートである厚さｔ３のパッド１１１が貼付され、パッド１１１はＭＥＭＳ圧力センサ１０１及び誘電体基板１１０を支持する。ここで、パッド１１１はその上部の厚さ（ｔ３−ｔ４）の中央部の空間の底面１１１ｂ（中央部に後述する下方向の空間１２２の孔を有する）で支持する。そして、パッド１１１はその底面１１１ａが例えば被測定者の橈骨動脈部７（図５参照）である被測定部に接触して載置され、パッド１１１の中央部において空間１２１に連通しかつ空間１２１よりも大きな、圧力検出面１０２ａに平行な方向のサイズを有する貫通孔である空間１２２を有する。ここで、空間１２１及び空間１２２はそれぞれ、例えばダイアフラム１０２の圧力検出面１０２ａに実質的に平行な底面を有し、かつ例えば互いに同軸である実質的に円筒形状又は楕円筒形状を有する。実施形態では、空間１２２の底面の直径ｄ２は空間１２１の底面の直径ｄ１よりも大きくなるように構成されている。

以上のように構成された圧力センサ部４０を、例えば被測定者の橈骨動脈部７（図５参照）である被測定部に接触して載置したときに、空間１２１及び空間１２２が密閉されて密閉空間となり、被測定部の圧力が空間１２１及び空間１２２を介してＭＥＭＳ圧力センサ１０１のダイアフラム１０２に伝達されてＭＥＭＳ圧力センサ１０１が圧力の検出を行う。ＭＥＭＳ圧力センサ１０１の圧力検出信号はケーブル１４１を介して出力される。

発明者らは、本発明の実施形態に係る圧力センサ部４０及び圧力計測システムを試作した。圧力センサ部４０のＭＥＭＳ圧力センサ１０１のダイアフラム２（空間１２１）の直径ｄ１は１ｍｍ程度が最も好ましいという設計結果を得た。ここで、誘電体基板１１０及びパッド１１１の１辺の長さｄ４は３〜４ｍｍとし、空間１２２の直径ｄ２は２〜３ｍｍとした。なお、ＭＥＭＳ圧力センサ１０１の厚さｔ２は４００μｍであり、パッド１１１の下部の厚さは０．５〜１ｍｍであった。すなわち、従来技術のごとく空間１２２がないときは、ＭＥＭＳ圧力センサ１０１のダイアフラム２の直径ｄ１の１ｍｍの範囲で血管の位置決めをする必要があり、その位置がずれたときは脈圧を検出できなかった。しかし、本実施形態では、空間１２２を備えることにより、ＭＥＭＳ圧力センサ１０１のダイアフラム１０２が１〜１．５ｍｍ程度ずれても空間１２２の範囲にあれば、脈圧を確実に検出することができる。また、本実施形態のＭＥＭＳ圧力センサ装置では、圧力を印加することなく、脈圧を検出できるので、長時間にわたって非観血的血圧脈波の測定を行うことができる。

以上のように構成された本実施形態に係る圧力センサ部４０を被測定部に載置したときに、空間１２１及び空間１２２が密閉されて密閉空間となり、被測定部の圧力が空間１２１及び空間１２２を介してＭＥＭＳ圧力センサ１０１のダイアフラム１０２に伝達されてＭＥＭＳ圧力センサ１０１が圧力の検出を行う。従って、ＭＥＭＳ圧力センサ１０１の位置が測定位置に対してずれていても、被測定部の圧力を正確に測定することができる。また、被測定部に対して圧力を印加する必要がないので、長時間にわたって、例えば非観血的血圧脈波の測定を行うことができる。

以上の本実施形態においては、血管脈波測定システム又は脈圧計測システムについて説明しているが、本発明はこれに限らず、人間以外の動物の脈圧、及び一般的な圧力を計測する圧力計測システムに適用することができる。また、圧力センサ部４０は圧力センサ装置として用いることができ、血管の脈圧のみならず、人間以外の動物の脈圧、及び一般的な圧力を検出することができる。

以上詳述したように、本発明に係る血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置、並びにそれを用いた血管脈波測定システムによれば、以下の特有の作用効果を有する。
（１）本発明は、血管脈波の振動のみならず、従来技術に係る非侵襲的測定方法では取得しえなかった、覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下、並びに、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇などの血圧値のベースライン（電圧信号ＤＣレベル）の変化（脈動波形信号のデータ）をも測定でき、しかも装置構成が簡単でしかもサイズが極めて小さい、ＭＥＭＳ圧力センサを含む脈波及び圧力検出印加装置を用いて、手動測定できる血管脈波測定システムを実現できるという特有の作用効果を有している。
（２）また、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、無呼吸状態などの呼吸異常を検出することができる。
（３）さらに、上記脈波波形信号のデータを用いて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。

６…被測定者、
７…橈骨動脈部、
１０…血管脈波測定システム、
１１…直流電圧源、
１２…ＭＥＭＳ圧力センサ抵抗、
１５…ホイートストンブリッジ回路、
２０…脈波及び圧力検出印加装置、
２１…５関節リンク機構、
２２…筐体、
２２ａ，２２ｂ…軸受け孔、
２３ａ，２３ｂ…回転ダンパー、
２４ａ，２４ｂ…指当部、
２５…コイルバネ、
２６ａ，２６ｂ…応力被印加部材、
２７…カフ布、
３０Ａ…圧力センサ部、
３１−１〜３１−Ｎ…単位センサ回路、
３２…電圧増幅器、
３３…Ａ／Ｄ変換器、
５０…装置コントローラ、
５０ｍ…内部メモリ、
５１…血管脈波測定処理モジュール、
５２…血圧値校正処理モジュール、
５３…睡眠状態判別処理モジュール、
６０…表示部、
６１，６２…脈動波形表示、
６３…血管脈波測定値表示、
６４…押下ランプ、
６５…押上ランプ、
６６…脈波検出ランプ、
１０１…ＭＥＭＳ圧力センサ、
１０２…ダイアフラム、
１１０…誘電体基板、
１１１…パッド、
１２１，１２２，１３０…空間、
１３１…半田ボール、
Ｊ１〜Ｊ５…関節、
Ｌ１〜Ｌ４…リンク。

Claims (12)

1. 所定の圧力印加機構によりＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部からの出力電圧の信号を血管脈波信号として測定する測定手段を備える血管脈波測定システムのための脈波及び圧力検出印加装置であって、
   上記脈波及び圧力検出印加装置は、
   血管上の皮膚を介して設けられ当該血管に流れる脈波の圧力変化を抵抗値変化として検出するＭＥＭＳ圧力センサ部と、
   上記圧力印加機構とを備え、
   上記圧力印加機構は、両端の一軸関節が固定された５個の第１〜第５の一軸関節と、上記５個の一軸関節のうちの互いに隣接する一対の一軸関節を連結する４本の第１〜第４のリンクとを備えた５関節リンク機構であり、
   上記５関節リンク機構は、位置が固定された第１の一軸関節が第１のリンクを介して第２の一軸関節に連結され、第２の一軸関節が第２のリンクを介して第３の一軸関節に連結され、第３の一軸関節が第３のリンクを介して第４の一軸関節に連結され、第４の一軸関節が第４のリンクを介して位置が固定された第５の一軸関節に連結されており、
   上記ＭＥＭＳ圧力センサ部は上記第３の一軸関節に設けられ、
   使用者により上記第２及び第４の一軸関節もしくは上記第１及び第４のリンクを押し下げ又は押し上げて上記第３の一軸関節の位置を移動させることにより、上記５関節リンク機構は上記第３の一軸関節から上記ＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して所定の圧力を印加することを特徴とする脈波及び圧力検出印加装置。
2. 上記第１及び第５の一軸関節にそれぞれ連結された回転ダンパーをさらに備えることを特徴とする請求項１記載の脈波及び圧力検出印加装置。
3. 上記第２及び第４の一軸関節もしくは上記第１及び第４のリンクと一体的に形成され、使用者が押し上げ又は押し下げるための応力被印加部材をさらに備えることを特徴とする請求項１又は２記載の脈波及び圧力検出印加装置。
4. 上記第２及び第４の一軸関節に連結され、上記第１及び第４のリンクが平衡状態で上記第２及び第４の一軸関節が実質的に同一の高さで移動させるコイルバネをさらに備えることを特徴とする請求項１〜３のうちのいずれか１つに記載の脈波及び圧力検出印加装置。
5. 上記ＭＥＭＳ圧力センサ部と上記測定手段との間に挿入されるホイートストンブリッジ回路であって、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部と３個の抵抗とを、４個の接続点を有するブリッジ形状で接続して構成され、上記４個の接続点のうちの互いに対向する２つの接続点に直流電圧を印加し、他の２つの接続点から出力電圧を出力するホイートストンブリッジ回路をさらに備えることを特徴とする請求項１〜４のうちのいずれか１つに記載の脈波及び圧力検出印加装置。
6. 上記圧力センサ部は、
   ダイアフラムの圧力検出面側に第１の空間を有し、上記第１の空間に対面する圧力検出面を用いて圧力の検出を行うダイアフラムを有し、検出した圧力に対応する電気信号を出力するＭＥＭＳ圧力センサと、
   上記ＭＥＭＳ圧力センサを支持して被測定部に接触して載置されるパッドであって、上記第１の空間に連通しかつ上記第１の空間よりも大きな、上記圧力検出面に平行な方向のサイズを有する第２の空間を有するパッドとを備え、
   上記ＭＥＭＳ圧力センサ部を上記被測定部に載置したときに、上記第１の空間及び上記第２の空間が密閉されて密閉空間となり、上記被測定部の圧力が上記第１の空間及び上記第２の空間を介して上記ＭＥＭＳ圧力センサのダイアフラムに伝達されて上記ＭＥＭＳ圧力センサが圧力の検出を行うことを特徴とする請求項１〜５のうちのいずれか１つに記載の脈波及び圧力検出印加装置。
7. 上記第１の空間及び上記第２の空間はそれぞれ、上記ダイアフラムの圧力検出面に実質的に平行な底面を有し、かつ互いに同軸である実質的に円筒形状又は楕円筒形状を有することを特徴とする請求項６記載の脈波及び圧力検出印加装置。
8. 上記第２の空間の底面の直径は上記第１の空間の底面の直径よりも大きいことを特徴とする請求項７記載の脈波及び圧力検出印加装置。
9. 上記パッドは粘着性シートであることを特徴とする請求項６〜８のうちのいずれか１つに記載の脈波及び圧力検出印加装置。
10. 請求項１〜９のうちのいずれか１つに記載の脈波及び圧力検出印加装置を備える血管脈波測定システムであって、
    上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記圧力印加機構を用いて使用者が上記ＭＥＭＳ圧力センサ部及び皮膚を介して血管に対して応力を印加して押圧した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号よりも前の血管脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部の検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記ＭＥＭＳ圧力センサ部の検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えることを特徴とする血管脈波測定システム。
11. 上記測定手段は、上記測定された所定周期分の血管脈波信号に基づいて、最大血圧値の時間に対する傾きと、最大血圧値の平均値と、最大血圧値と最小血圧値との差である脈圧とを含む複数の判断パラメータを演算し、当該複数の判断パラメータに基づいて、被測定者が覚醒状態であるか、もしくは無呼吸状態であるかを判断することを特徴とする請求項１０記載の血管脈波測定システム。
12. 上記測定手段は、所定時刻の最大血圧値が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第１のしきい値割合以上減少し、かつ上記脈圧が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第２のしきい値割合以上減少していることが所定周期分連続して発生したときに、上記最大血圧値の時間に対する傾きが所定のしきい値を超えたときに、被測定者が覚醒状態であると判断する一方、上記しきい値以下のときに無呼吸状態であると判断することを特徴とする請求項１１記載の血管脈波測定システム。

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