JP6368154B2 - 生体情報測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、脈波伝播速度等の生体情報を測定する生体情報測定装置に関する。

近年、益々の高齢化社会を迎え、動脈硬化性疾患の早期診断、早期治療への対策が急務とされている。動脈硬化を非観血的に定量診断する手法の１つとして大動脈について２点間の脈波伝播速度(PWV : Pulse Wave Velocity)を測定する大動脈脈波伝播速度検査法が知られている。

大動脈脈波伝播速度検査法は、脈波伝播速度は硬い物質中で速く、軟かい物質中では遅いといった性質を利用する。大動脈脈波伝播速度検査法では、先ず、脈波が心臓から見て同一方向の大動脈の２点間を伝搬するのに要する時間を測定し、次いで測定した時間と２点間の距離（動脈長）とから脈波伝播速度を算出する。そして、健康な動脈壁は柔かく弾力性に富み、動脈硬化の血管壁は硬くもろいといった事実から、測定した脈波伝播速度が速いほど動脈硬化が進んでいると診断する。

ここで脈波伝播速度（ＰＷＶ）の種類としては、大動脈ＰＷＶ（例えば、非特許文献１参照）やｂａＰＷＶ（brachial-ankle Pulse Wave Velocity：上腕−足首間ＰＷＶ）（例えば、非特許文献２参照）等がある。

大動脈ＰＷＶの計測方法としては、主に２つの方法がある。

第１の大動脈ＰＷＶ計測方法は、例えば次の式（１）により大動脈ＰＷＶを求める。
ＰＷＶ＝（ｂ＋ｃ−ａ）／ΔＴ ・・・（１）
ここで、ΔＴは頸動脈部での脈波立ち上がり部と大腿動脈部での脈波立ち上がり部との時間差であり、ａは胸骨上窩から頸動脈部までの距離であり、ｂは胸骨上窩から臍部までの距離であり、ｃは臍部から大腿動脈部までの距離である。

第２の大動脈ＰＷＶ計測方法は、例えば次の式（２）により大動脈ＰＷＶを求める。
ＰＷＶ＝Ｄ×１．３／（ΔＴ＋Ｔｃ） ・・・（２）
ここで、ΔＴは頸動脈部での脈波立ち上がり部と大腿動脈部での脈波立ち上がり部との時間差であり、Ｔｃは心II音（大動脈弁閉鎖の際に生じる心音）の開始から頸動脈部での脈波の切痕部（ノッチ）までの時間であり、Ｄは心II音を計測する心音マイクが置かれた第II肋間胸骨右縁から大腿動脈部までの直線距離であり、１．３は解剖学的補正値である。

ｂａＰＷＶは、例えば次の式（３）により求められる。
ｂａＰＷＶ＝（Ｌａ−Ｌｂ）／Ｔｂａ ・・・（３）
ここで、Ｔｂａはカフを用いてそれぞれ計測される、上腕での脈波立ち上がり部と足首での脈波立ち上がり部との時間差であり、Ｌａは大動脈弁口部から足首までの距離であり、Ｌｂは大動脈弁口部から上腕までの距離である。

さらに、ＰＷＶを用いた動脈硬化度の指標として、ＣＡＶＩ（Cardio-Ankle Vascular Index）（例えば、非特許文献３参照）がある。ＣＡＶＩは、上腕と足首（または膝窩）とにカフを装着して血圧及び脈波を計測すると共に、胸骨に心音マイクを装着して心音を計測する。ＣＡＶＩは、例えば次の式（４）により求められる。

ここで、Ｐｓは上腕の収縮期血圧であり、Ｐｄは上腕の拡張期血圧であり、ρは血液密度であり、ΔＰはＰｓ−Ｐｄである。ＰＷＶは例えば次の式（５）により求められる。

ここで、Ｔｂは心II音の開始から上腕での脈波の切痕部までの時間であり、Ｔｂａは上腕での脈波立ち上がり部と足首での脈波立ち上がり部との時間差であり、Ｄは心II音を計測する心音マイクが置かれた胸骨右縁第II肋間から大腿動脈部までの直線距離であり、１．３は解剖学的補正値であり、Ｌ２は大腿動脈部から膝関節中央部までの直線距離であり、Ｌ３は膝関節中央部から足首カフ装着中央部までの直線距離である。

一方で、例えば特許文献１には、胸部を挟むように貼着された一対の電極を用いて胸郭インピーダンス脈波を検出し、この胸郭インピーダンス脈波を用いて脈波伝播速度を計算する技術が開示されている。この技術によれば、動脈が皮膚に近接している頸動脈、橈骨動脈、足背動脈などから脈波センサによって得た脈波だけを用いて脈波伝播速度を計算する場合と比較して、大動脈弁が開いて血液が実際に心臓から駆出されたタイミングを胸郭インピーダンス脈波から検出し、この駆出タイミングを用いて脈波伝播速度を得るようにしているので、精度の良い脈波伝播速度を得ることができる。

特許第３６９６９７８号公報

増田善昭、金井寛著、「動脈脈波の基礎と臨床」、共立出版、１５〜１９ページ、２０００年 小澤利男、増田善昭著、「脈波速度」、メジカルビュー社、２８〜２９ページ Kohji Shirai, Junji Utino, Kuniaki Ohtsuka, Masanobu Takada, "A Novel Blood Pressure-independent Arterial Wall Stiffness Parameter; Cardio-Ankle Vascular Index (CAVI)", Journal of Atherosclerosis and Thrombosis, Vol.13, No.2

ところで、特許文献１に記載された脈波伝播速度測定装置は、確かに、測定精度は向上するが、カフとは別にインピーダンス脈波を測定するための電極を被検者の体表の所定位置に貼着する必要がある。このため、医療従事者は、その分だけ検査に手間がかかるようになる。

また、特許文献１の図１、図１０、図１４等からも分かるように、カフとは別に、インピーダンス脈波を測定するための電極６６、心電図を得るための電極６２を設ける必要があるので、装置形態が煩雑化する。装置本体からは、カフに繋がる配管２０及び、電極６６や電極６２に繋がるリード線などが引き出されることになるので、全体の構成が煩雑であり、持ち運びや収納にも不便である。

本発明は、以上の点を考慮してなされたものであり、測定具の装着の手間が少なく、かつ、簡易な構成でありながら、脈波伝播速度等の生体情報を精度良く測定することができる生体情報測定装置を提供する。

本発明の生体情報測定装置の一つの態様は、
少なくとも１つ以上の電極からなる第１電極と、
少なくとも１つ以上の電極からなる第２電極と、
前記第１電極が設けられたカフと、
被検者に装着された前記カフの前記第１電極及び前記被検者に取り付けられた前記第２電極に高周波定電流電源から高周波定電流を供給し、そのときの前記第１電極及び前記第２電極間の電圧に基づいてインピーダンス脈波を計測するインピーダンス脈波計測部と、
前記カフの圧力に基づいて、前記カフが装着された部位における圧脈波を検出する圧脈波検出部と、
前記インピーダンス脈波に基づいて心臓から血液が駆出される第１タイミングを検出すると共に、前記圧脈波に基づいて前記カフが装着された部位に脈が到達する第２タイミングを検出し、前記第２タイミングと前記第１タイミングとの差から脈波伝播時間を算出する演算部と、
を具備し、
前記第１電極及び前記第２電極は、前記高周波定電流電源から前記高周波定電流を供給したときに前記高周波定電流が前記被検者の心臓を通るような位置に配置される。

本発明の生体情報測定装置の一つの態様は、
少なくとも１つ以上の電極からなる第１電極が設けられた第１カフと、
少なくとも１つ以上の電極からなる第２電極が設けられた第２カフと、
被検者の上肢に装着された前記第１カフの前記第１電極及び前記被検者の下肢に装着された前記第２カフの前記第２電極に高周波定電流電源から高周波定電流を供給し、そのときの前記第１電極及び前記第２電極間の電圧に基づいてインピーダンス脈波を計測するインピーダンス脈波計測部と、
前記第１カフ及び又は前記第２カフの圧力に基づいて、前記第１カフ及び又は前記第２カフが装着された部位における圧脈波を検出する圧脈波検出部と、
前記インピーダンス脈波に基づいて心臓から血液が駆出される第１タイミングを検出すると共に、前記圧脈波に基づいて前記第１カフ及び又は前記第２カフが装着された部位に脈が到達する第２タイミングを検出し、前記第２タイミングと前記第１タイミングとの差から脈波伝播時間を算出する演算部と、
を具備する。

本発明によれば、インピーダンス脈波を測定するための第１電極及び第２電極のいずれか一方或いは両方をカフに設けたので、従来と比較して被検者に電極を容易かつ正確に装着できるようになる。この結果、測定具の装着の手間が少なく、かつ、簡易な構成でありながら、脈波伝播速度を精度良く測定できるようになる。さらには、第１電極及び第２電極を用いて、心電図を計測することも可能となる。

実施の形態に係る生体情報測定装置の全体構成を示すブロック図 インピーダンス脈波と圧脈波とを用いた脈波伝播速度の算出手順を示すフローチャート インピーダンス脈波と圧脈波とから脈波の伝播時間を求めるための説明に供する図 第１カフ及び第２カフを内面（装着面）方向から見た平面図 図４のＡ−Ａ’断面図 各電極の電気的接続及び作用の説明に供する図 各カフに１つの電極を設けた場合の構成を示す図 絶縁物がある場合に対処するための構成を示す図 絶縁物がある場合に対処するための構成を示す図 電極を腕帯（足帯）の内部に配置した状態を示す断面図 電極を布で覆った状態を示す断面図 他の実施の形態における電極の配置を示す平面図

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。

図１は、本発明の実施の形態に係る生体情報測定装置の全体構成を示す概略図である。

生体情報測定装置１００は、第１カフ１１０と第２カフ１２０とを有する。第１カフ１１０及び第２カフ１２０のそれぞれには第１電極１１１及び第２電極１２１が設けられている。第１カフ１１０は被検者の上肢に装着され、第２カフ１２０は被検者の下肢に装着される。本実施の形態では、第１カフ１１０は左上腕に装着され、第２カフ１２０は右足首に装着される。

さらに、生体情報測定装置１００は、血圧脈波計測部１３０、インピーダンス脈波計測部１４０、心電図計測部１５０、制御・演算部１６０、記憶部１７１、入力部１７２、表示部１７３、音声部１７４及び印字部１７５を有する。

制御・演算部１６０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）及びメモリ等を有し、メモリに記憶された生体情報測定プログラムをＣＰＵで実行することにより、装置内各部の動作を制御するほか、各種の生体情報を得るために必要な演算を行う。

記憶部１７１は、ハードディスク等の記憶装置であり、制御・演算部１６０の制御に従って測定結果等を記憶する。入力部１７２は、キーボード、マウス或いはボタン等の入力装置から構成されており、ユーザの操作に応じた操作信号を制御・演算部１６０に出力する。制御・演算部１６０は操作信号に応じた制御及び演算を行う。表示部１７３は、液晶ディスプレイ等のディスプレイ装置であり、制御・演算部１６０の制御に従って設定画面、操作ガイダンス或いは生体情報検査結果レポート等を表示する。なお、表示部１７３をタッチパネルにより構成して、表示機能に加えて入力機能も備えたものとしてもよい。音声部１７４は、スピーカ装置であり、制御・演算部１６０の制御に従って操作ガイダンス或いはアラーム音等を出力する。印字部１７５は、サーマルプリンタ等のプリンタ装置であり、制御・演算処理部１６０の制御に従って生体情報検査結果レポート等を印字する。

血圧脈波計測部１３０は、各カフ１１０、１２０に対する給排気を行うポンプ及び排気弁、各カフ１１０、１２０の圧力を検出する圧力センサ、及び、圧力センサによる検出信号に対して増幅等の所定の信号処理を施す信号処理回路等から構成されている。血圧脈波計測部１３０は、ホースを介してカフ１１０、１２０の空気袋に空気を導入することでカフ１１０、１２０の内圧（以下、カフの内圧を「カフ圧」という）を加圧すると共に、空気袋から空気を排出することでカフ１１０、１２０のカフ圧を減圧する。加圧後のカフ圧の目標値は、圧脈波計測の場合と血圧計測の場合とで異なり、それぞれ個別に設定可能である。

本実施の形態の場合には、圧脈波の計測とインピーダンス脈波の計測とが同時に行われる。

圧脈波の計測は、第１カフ１１０及び第２カフ１２０の両方、或いは、第１カフ１１０又は第２カフ１２０のいずれかを用いて行うことができるが、本実施の形態の場合には、心臓２００から遠い部位に装着された第２カフ１２０を用いて圧脈波を測定する。これにより、脈波の伝播経路が長くなるので、ＰＷＶの測定精度が向上する。

圧脈波及びインピーダンス脈波を計測する場合、血圧脈波計測部１３０は、先ず、カフ１１０、１２０のカフ圧が所定値になるまで加圧する。ここで、圧脈波を計測しない方のカフ１１０も加圧するのは、カフ１１０に設けられた電極１１１をインピーダンス脈波の測定のために被検者にできるだけ密着させるためである。本実施の形態では、圧脈波及びインピーダンス脈波を計測する場合のカフ圧を、３０〜４０ｍＨｇに制御する。

血圧脈波計測部１３０は、加圧後のカフ１２０のカフ圧の変動を圧脈波信号として圧力センサで検出し、検出した圧脈波信号を制御・演算部１６０に出力する。

一方、血圧計測の場合、血圧脈波計測部１３０は、減圧中にカフ１１０及び又は１２０のカフ圧の振動を圧力センサにより検出しながら、振幅の増大が始まる時点のカフ圧を収縮期血圧として検出すると共に、振動の減少が最も顕著なカフ圧を拡張期血圧として検出する。そして、血圧脈波計測部１３０は、検出した収縮期血圧及び拡張期血圧をそれぞれ示す血圧信号を制御・演算部１６０に出力する。

心電図計測部１５０は、各カフ１１０、１２０内に設けられた電極１１１、１２１に接続されている。心電図計測部１５０は、電極１１１、１２１により検出された検出信号に対して増幅等の所定の信号処理を施す信号処理回路を有する。心電図計測部１５０は、信号処理後の検出信号を心電図信号として制御・演算部１６０に出力する。

インピーダンス脈波計測部１４０は、電極１１１、１２１に高周波定電流を供給する高周波定電流電源と、高周波定電流を供給したときの電極１１１、１２１間の電圧を計測する電圧計と、計測された電圧に基づいてインピーダンス脈波を得るインピーダンス脈波形成部と、を有する。

インピーダンス脈波の計測原理は、既に知られているように、心臓２００を通る経路でのインピーダンスは、血流量と血液の赤血球の配列とに応じて変化するといった事実に基づく。具体的には、インピーダンスは、血流量が多いほど、血液の赤血球が整列するほど、小さくなる。ここで、大動脈弁開放前には、大動脈血流はほとんどなく血液の配列もランダムなので、インピーダンスは大きくなる。これに対して、大動脈弁開放後には、大動脈拍動流が生じて血流量が多くなり、大動脈弁を通過する時の血液の赤血球も整列するので、インピーダンスは小さくなる。インピーダンス脈波は、このような大動脈弁からの拍動流によって変動するインピーダンスを計測したものである。インピーダンス脈波を観察することで、大動脈弁から血液が駆出されたタイミングを検出できる。インピーダンス脈波を用いて心臓からの血液の駆出タイミングを検出すれば、血流を直接検出しているので心臓からの血液の駆出タイミングを高精度で検出できる。これに対して、圧電センサ等を用いて心臓の動きを検出することで心臓からの血液の駆出タイミングを検出する方法では、心臓疾患の有無や血圧等に応じて心臓が動き始めてから血液が駆出されるまでの時間間隔が異なるため、心臓の動きから血液の駆出タイミングを正確に推測することは困難である。

ここで、一般にインピーダンス脈波を計測するために用いる高周波定電流の周波数は５０ｋＨｚ前後であり、一方、心電図の成分は高くとも１００Ｈｚ程度であり、周波数帯域が大きく離れている。よって、これらが混ざり合ったとしても、インピーダンス脈波の成分と心電図の成分はフィルタリングなどでの手法で容易に分離可能なので、インピーダンス脈波測定部１４０による計測と心電図計測部１５０による計測は同時に行うことができる。

次に、図２及び図３を用いて、インピーダンス脈波と圧脈波とを用いたＰＷＶの算出の方法について説明する。なお、このインピーダンス脈波と圧脈波とを用いたＰＷＶの算出については、例えば特許文献１でも開示された既知の方法なので、ここでは簡単に説明する。

ＰＷＶを算出するにあたって、制御・演算部１６０は、図２に示す処理手順を実行する。制御・演算部１６０は、ステップＳ０でＰＷＶ算出処理を開始すると、ステップＳ１において血圧脈波計測部１３０が加圧するカフ１１０、１２０のカフ圧を設定する。本実施の形態の場合には、カフ圧を３０〜４０ｍＨｇに設定する。続く、ステップＳ２においてインピーダンス脈波計測部１４０で計測されたインピーダンス脈波を読み込み、ステップＳ３において血圧脈波計測部１３０で計測された圧脈波を読み込む。

ステップＳ２及びＳ３で読み込まれるインピーダンス脈波及び圧脈波の様子を、図３に示す。図３では、インピーダンス脈波と圧脈波の時間軸を同一時間軸に合わせて示してある。また、インピーダンス脈波の縦軸は、インピーダンスが小さくなる方向が上方向となるように示してある。

ステップＳ４において、制御・演算部１６０は、インピーダンス脈波のインピーダンスが小さくなる変化点、及び、圧脈波の圧力が大きくなる変化点を検出する。この変換点を検出するにあたっては、例えば微分法等を用いることができる。図３の例では、インピーダンス脈波は時点ｔ１の点が上述の変化点となっており、圧脈波は時刻ｔ２の点が上述の変化点となっている。

制御・演算部１６０は、ステップＳ５において、ｔ２−ｔ１を計算することで、心臓２００から第２カフ１２０の装着部位までの脈波の伝播時間Ｔを算出する。次に、制御・演算部１６０は、ステップＳ６において、予め設定された心臓２００から第２カフ１２０の装着部位までの距離Ｌを用いて、Ｔ／Ｌを計算することで、ＰＷＶを算出する。

図４は、本実施の形態の第１カフ１１０及び第２カフ１２０を内面（装着面）方向から見た平面図であり、図５は、図４のＡ−Ａ’断面を示す断面図である。

第１カフ１１０は腕に巻回させる腕帯１１２と、腕帯１１２内に設けられた空気袋１１３と、腕帯１１２の表面に固定して設けられた電極１１１と、を有する。電極１１１は、第１カフ１１０の幅方向に所定間隔だけ隔てられて設けられた２つの電極１１１ａ、１１１ｂからなる。

各電極１１１ａ、１１１ｂは、第１カフ１１０の長手方向に延在するように設けられている。電極１１１ａ、１１１ｂは銅などの金属箔により構成されている。なお、電極１１１ａ、１１１ｂを導電性の布により形成すれば、肌触りが良くなるので好適である。導電性の布は導電性の高い繊維から作成すればよい。

空気袋１１３には、血圧脈波計測部１３０へと繋がるホース１１４が取り付けられている。また、各電極１１１ａ、１１１ｂには、リード線（図示せず）が取り付けられている。各電極１１１ａ、１１１ｂに取り付けられたリード線は両方ともインピーダンス脈波計測部１４０に接続されていると共に、各電極１１１ａ、１１１ｂに取り付けられたリード線のうちいずれか一つは心電図計測部１５０に接続されている。

同様に、第２カフ１２０は足首に巻回させる足帯１２２と、足帯１２２内に設けられた空気袋１２３と、足帯１２２の表面に固定して設けられた電極１２１と、を有する。電極１２１は、第２カフ１２０の幅方向に所定間隔だけ隔てられて設けられた２つの電極１２１ａ、１２１ｂからなる。各電極１２１ａ、１２１ｂは、第２カフ１２０の長手方向に延在するように設けられている。電極１２１ａ、１２１ｂは銅などの金属箔により構成されている。なお、電極１２１ａ、１２１ｂを導電性の布により形成すれば、肌触りが良くなるので好適である。空気袋１２３には、血圧脈波計測部１３０へと繋がるホース１２４が取り付けられている。また、各電極１２１ａ、１２１ｂには、リード線（図示せず）が取り付けられている。各電極１２１ａ、１２１ｂに取り付けられたリード線は両方ともインピーダンス脈波計測部１４０に接続されていると共に、各電極１２１ａ、１２１ｂに取り付けられたリード線のうちいずれか一つは心電図計測部１５０に接続されている。

図６は、各電極１１１ａ、１１１ｂ、１２１ａ、１２１ｂの電気的接続及び作用の説明に供する図である。

高周波定電流電源１４１及び電圧計１４２は、インピーダンス脈波計算部１４０に設けられている。高周波定電流電源１４１には電極１１１ｂ、１２１ｂが接続され、これにより電極１１１ｂ、１２１ｂ間に高周波定電流が供給される。電極１１１ｂ、１２１ｂよりも内側（心臓２００に近い方）に配置された電極１１１ａ、１２１ａ間の電圧が電圧計１４２により測定され、インピーダンス脈波計測部１４０は測定された電圧に基づいてインピーダンス脈波（つまり心臓２００を通る経路でのインピーダンス）を計測する。なお、インピーダンス脈波の求め方は、特許文献１でも開示されたように既知の技術なのでここでの説明は省略する。例えば、インピーダンス脈波は、測定されたインピーダンスから心拍同期性成分を基本波とする成分をフィルタリングにより抽出することで検出することができる。

このように、電極１１１ｂ、１２１ｂに高周波定電流を供給すると、電極１１１ｂ、１２１ｂ間に電流が流れる。電極１１１ｂ、１２１ｂに流れる電流値は、一定電流であるので、電圧値は上述したように心臓から駆出される血液によって変化する。インピーダンス脈波計測部１４０は、この電圧値の変化を電圧計によって検出し、それを基にインピーダンス脈波を得る。

以上説明したように、本実施の形態によれば、第１カフ１１０及び第２カフ１２０にそれぞれ電極１１１、１２１を設け、この電極１１１、１２１を用いてインピーダンス脈波を測定するようにしたので、第１カフ１１０及び第２カフ１２０を被検者の所定部位に装着するだけで、インピーダンス脈波及び圧脈波を計測でき、それに基づいて精度の良い脈波伝播速度を算出できる。この結果、測定具の装着の手間が少なく、かつ、簡易な構成でありながら、脈波伝播速度を精度良く測定できるようになる。すなわち、従来のようにカフと別体にインピーダンス脈波測定用の電極を設ける場合と比較して、カフ１１０、１２０を所定部位に取り付けさえすれば、高周波定電流供給用の電極１１１ｂ、１２１ｂと、電圧検出用の電極１１１ａ、１２１ａとの位置関係も自ずと決まるので、医療従事者が電極の取り付け位置に気を遣わなくても、良好なインピーダンス脈波を得ることができるようになる。

さらには、第１カフ１１０及び第２カフ１２０を用いて、心電図及び血圧を計測することも可能となる。

また、カフ１１０、１２０の圧力を用いて、電極１１１、１２１を人体に押し付けることができるので、電極を皮膚に貼着させるなどの手間がかからない。なお、発明者らは、実験により、圧脈波を検出するのに好適な３０〜４０ｍＨｇのカフ圧の条件下で、電極１１１、１２１により良好なインピーダンス脈波を得ることができることを確認している。

さらに、本実施の形態の生体情報測定装置１００は、カフ１１０、１２０を装着するだけで、ＰＷＶと、心臓から血液が駆出されるタイミングと、血圧とを測定できるので、上述したＣＡＶＩ（Cardio-Ankle Vascular Index）を容易に得ることができるようになる。

なお、上述の実施の形態では、各カフ１１０及び１２０に２つの電極１１１ａ、１１１ｂ及び１２１ａ、１２１ｂを設けた場合について述べたが、各カフ１１０、１２０に１つの電極を設け、その電極間に高周波定電流を供給し、その電極間の電圧を検出することで、インピーダンス脈波を検出することもできる。図７は、そのときの各電極１１１、１２１の電気的接続及び作用の説明に供する図である。電圧計１４２を高周波定電流電源１４１に並列に接続し、電極１１１、１２１間に高周波定電流を供給したときの電圧降下を電圧計１４２で測定することで、電極１１１、１２１間のインピーダンスの変化を測定すればよい。但し、測定の安定度の点では、実施の形態のように各カフ１１０及び１２０に２つの電極１１１ａ、１１１ｂ及び１２１ａ、１２１ｂを設ける方が好ましい。測定の安定度とは、測定対象である心臓から駆出される血液によるインピーダンスの変化以外の、呼吸や体動などのような動きによる測定値への影響の受けにくさのことを意味する。つまり、実施の形態のように、高周波定電流供給用の電極１１１ｂ、１２１ｂと電圧測定用の電極１１１ａ、１２１ａとを分けた方が、図７のように高周波定電流供給用の電極と電圧測定用の電極とを共用するよりも、測定の安定度が高くなり、呼吸や体動などによる測定値への影響が小さいＳＮの良い測定値を得ることができるようになる。

また、図６との対応部分に同一符号を付した図８に示すように、高周波定電流電源１４１と直列にコイル３００を接続することで、直列共振回路を構成すれば、電極１１１と皮膚の間に布や着衣などの絶縁物３０１、３０２が介在した場合でも、インピーダンス脈波を測定できるようになる。なお、図８では、高周波定電流電源１４１と第１電極１１１との間にコイル３００を接続しているが、高周波定電流電源１４１と第２電極１２１との間にコイルを接続してもよい。図９の回路は、図８の回路に関する等価回路を示すものである（電圧計１４２は省略してある）。第１電極１１１及び第２電極１２１は、被検者とその他の布や着衣などを挟んだコンデンサ４００と見なすことができる。そして、被検者の人体及びその他の物質（布や着衣など）はコンデンサ４００の誘電体と見なすことができる。このとき、コイル３００のインダクタンスを、コイル３００とコンデンサ４００とによる直列ＬＣ回路の共振周波数が供給する高周波定電流の周波数に一致するように設定するか、あるいは、高周波定電流電源の周波数をコイル３００とコンデンサ４００とによる直列ＬＣ回路の共振周波数に一致するように設定する。このようにすることで、電極１１１、１２１と人体（被検者）との間に、布や着衣などが介在した場合でも、人体にインピーダンス脈波の計測に必要な高周波定電流を流すことができるようになるので、インピーダンス脈波を測定可能となる。

また、このような共振構成を採用すれば、図５との対応部分に同一符号を付した図１０に示すように、電極１１１ａ（１１１ｂ、１２１ａ、１２１ｂ）を、カフ１１０（１２０）の腕帯１１２（足帯１２２）の内部に配置しても、インピーダンス脈波を測定できるようになる。同様に、図１１に示すように、電極１１１ａ（１１１ｂ、１２１ａ、１２１ｂ）を布５００などで覆ってもインピーダンス脈波を測定できるようになる。このようにすれば、電極を被検者の肌に直接触れさせずにインピーダンス脈波を測定できるようになるので、被検者に不快感をもたせずに測定を行うことができるようになる。また電極の損傷を防止することもできる。ただし、測定感度の点からは、電極のうち、電圧を測定する電極（実施の形態の場合、電極１１１ａ、１２１ａ）は被検者の肌に直接触れていた方がよい。つまり、高周波定電流が供給される一対の電極１１１ｂ、１２１ｂは布などを介在させ、電圧を測定する電極１１１ａ、１２１ａは被検者の肌に直接触れるようにすれば、測定感度を維持しつつ、被検者の肌に触れる電極の面積を小さくすることができ、被検者の不快感を低減できる。上述の共振構成を採用すれば、空気袋１１３、１２３を導電材料によって形成して、空気袋１１３、１２３を電極として用いることができるようになる。

なお、図８及び図９では、高周波定電流の供給側を共振回路構成とした場合を示したが、電圧計１４２と電極１１１ａとの間、或いは、電圧計１４２と電極１２１ａとの間にコイルを接続することで、電圧の測定側を共振回路構成としてもよい。このようにすれば、電極１１１、１２１と人体（被検者）との間に、布や着衣などが介在した場合でも、電圧計１４２によって電圧を検知することができるようになるので、インピーダンス脈波を測定可能となる。この場合には、電圧計１４２に対してコイルを並列に接続することで並列ＬＣ共振回路としてもよい。

また、上述の実施の形態では、電極１１１及び１２１を、それぞれ、カフ１１０、１２０の幅方向に所定間隔だけ隔てられ、カフ１１０、１２０の長手方向に延在するように設けられた２つの電極１１１ａ、１１１ｂ及び１２１ａ、１２１ｂにより構成した場合について述べたが、電極１１１及び１２１の配置はこれに限らない。例えば、図４との対応部分に同一符号を付した図１２に示すように、電極１１１及び１２１を、それぞれ、カフ１１０、１２０の長手方向に所定間隔だけ隔てられ、カフ１１０、１２０の幅方向に延在するように設けられた２つの電極１１１ａ、１１１ｂ及び１２１ａ、１２１ｂにより構成してもよい。但し、図４に示したように、電極１１１、１２１は、カフ１１０、１２０の長手方向に延在するように設けると、人体に密着又は対向する面積が大きくなるので、より良好なインピーダンス脈波を計測できるようになる。

因みに、インピーダンス脈波を測定する観点からは、高周波定電流が供給される一対の電極１１１ｂ、１２１ｂは、電圧が測定される一対の電極１１１ａ、１２１ａよりも、心臓から離れた位置に配置されることが好ましい。よって、カフ１１０、１２０の装着時に医療従事者が各電極がそのような位置関係となるようにカフ１１０、１２０を装着できるように、カフ１１０、１２０を装着させる向きをカフ１１０、１２０に明示しておくとよい。

さらに、上述の実施の形態では、カフ１１０が左腕に装着されるものでありかつカフ１２０が右足に装着されるものである場合について述べたが、カフ１１０が右腕に装着されるものでありかつカフ１２０が左足に装着されるものであってもよい。要は、一方のカフ１１０を被検者の上肢に装着し、他方のカフ１２０を被検者の下肢に装着すればよい。換言すれば、カフ１１０、１２０は、人体を介してカフ１１０とカフ１２０に電流を流したときに、その電流が心臓２００を通過するような位置に装着すればよい。

さらに、上述の実施の形態では、インピーダンス脈波を測定する２つの電極１１１、１２１をそれぞれカフ１１０、１２０に設けた場合について述べたが、インピーダンス脈波を測定する一方の電極のみをカフに設け、もう一方の電極はカフに設けずに被検者に取り付けるようにしてもよい。例えば図１において、電極１２１は実施の形態で説明したようにカフ１２０に設けてカフ１２０と共に被検者に下肢に装着するのに対して、電極１１１はカフ１１０に設けずに、被検者の頭部や頸部、上肢などにカフ１１０に依らず取り付ける。この電極１１１の被検者への取り付けは、例えば従来と同様に粘着テープなどを用いて被検者の体表に貼着すればよい。電極１１１を取り付ける位置は、人体を介して電極１２１と電極１１１との間に電流を流したときに、その電流が心臓２００を通過するような位置であればよい。換言すれば、電極１２１と電極１１１が心臓２００を挟んだ位置に配置されるように、電極１１１を取り付ければよい。

このように、一方の電極をカフに設けない場合には、両方の電極をカフに設ける場合と比較すると、装着の自由度が増すといった利点がある。

上述の実施の形態は、本発明を実施するにあたっての具体化の一例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。すなわち、本発明はその要旨、またはその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形で実施することができる。

本発明は、脈波伝播速度等の生体情報を測定する生体情報測定装置に適用し得る。

１００ 生体情報測定装置
１１０、１２０ カフ
１１１、１２１ 電極
１１２ 腕帯
１１３、１２３ 空気袋
１２２ 足帯
１３０ 血圧脈波計測部
１４０ インピーダンス脈波計測部
１５０ 心電図計測部
１６０ 制御・演算部
２００ 心臓

Claims (11)

1. 少なくとも１つ以上の電極からなる第１電極と、
   少なくとも１つ以上の電極からなる第２電極と、
   前記第１電極が設けられたカフと、
   被検者に装着された前記カフの前記第１電極及び前記被検者に取り付けられた前記第２電極に高周波定電流電源から高周波定電流を供給し、そのときの前記第１電極及び前記第２電極間の電圧に基づいてインピーダンス脈波を計測するインピーダンス脈波計測部と、
   前記カフの圧力に基づいて、前記カフが装着された部位における圧脈波を検出する圧脈波検出部と、
   前記インピーダンス脈波に基づいて心臓から血液が駆出される第１タイミングを検出すると共に、前記圧脈波に基づいて前記カフが装着された部位に脈が到達する第２タイミングを検出し、前記第２タイミングと前記第１タイミングとの差から脈波伝播時間を算出する演算部と、
   を具備し、
   前記第１電極及び前記第２電極は、前記高周波定電流電源から前記高周波定電流を供給したときに前記高周波定電流が前記被検者の心臓を通るような位置に配置される、
   生体情報測定装置。
2. 少なくとも１つ以上の電極からなる第１電極が設けられた第１カフと、
   少なくとも１つ以上の電極からなる第２電極が設けられた第２カフと、
   被検者の上肢に装着された前記第１カフの前記第１電極及び前記被検者の下肢に装着された前記第２カフの前記第２電極に高周波定電流電源から高周波定電流を供給し、そのときの前記第１電極及び前記第２電極間の電圧に基づいてインピーダンス脈波を計測するインピーダンス脈波計測部と、
   前記第１カフ及び又は前記第２カフの圧力に基づいて、前記第１カフ及び又は前記第２カフが装着された部位における圧脈波を検出する圧脈波検出部と、
   前記インピーダンス脈波に基づいて心臓から血液が駆出される第１タイミングを検出すると共に、前記圧脈波に基づいて前記第１カフ及び又は前記第２カフが装着された部位に脈が到達する第２タイミングを検出し、前記第２タイミングと前記第１タイミングとの差から脈波伝播時間を算出する演算部と、
   を具備する生体情報測定装置。
3. 前記第１電極及び前記第２電極は、それぞれ、２つの電極からなり、
   前記インピーダンス脈波計測部は、前記第１電極のうちの一方の電極と前記第２電極のうちの一方の電極に前記高周波定電流を供給し、前記第１電極のうちの他方の電極と前記第２電極のうちの他方の電極との間の電圧を測定し、この測定電圧に基づいて前記インピーダンス脈波を計測する、
   請求項１又は請求項２に記載の生体情報測定装置。
4. 前記高周波定電流が供給される一対の電極は、前記電圧が測定される一対の電極よりも、心臓から離れた位置に配置される、
   請求項３に記載の生体情報測定装置。
5. 前記高周波定電流を供給する回路、又は、前記電圧を検出する回路にはコイルが設けられ、
   前記第１電極及び前記第２電極によって電気的に挟まれる被検者の人体及びその他の物質を、前記第１電極及び前記第２電極からなるコンデンサの誘電体と見なしたときに、前記コイルのインダクタンスを、前記コイルと前記コンデンサとによるＬＣ回路の共振周波数が前記高周波定電流の周波数に一致するように設定する、
   請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
6. 前記高周波定電流を供給する回路、又は、前記電圧を検出する回路にはコイルが設けられ、
   前記第１電極及び前記第２電極によって電気的に挟まれる被検者の人体及びその他の物質を、前記第１電極及び前記第２電極からなるコンデンサの誘電体と見なしたときに、前記高周波定電流の周波数を、前記コイルと前記コンデンサとによるＬＣ回路の共振周波数に一致するように設定する、
   請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
7. 前記第１電極又は前記第２電極の少なくとも一部分は、前記カフの腕帯、足帯又はその他の物質によって覆われている、
   請求項５又は請求項６に記載の生体情報測定装置。
8. 前記第１電極及び前記第２電極のうち、前記高周波定電流が供給される部分は、前記カフの腕帯、足帯又はその他の物質によって覆われている、
   請求項５又は請求項６に記載の生体情報測定装置。
9. 前記第１電極及び前記第２電極は、導電性の布である、
   請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
10. 前記第１電極及び前記第２電極を用いて心電図を計測する心電図計測部を、さらに具備する、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。
11. 前記カフを用いて血圧を計測する血圧計測部を、さらに具備する、
    請求項１から請求項１０のいずれか一項に記載の生体情報測定装置。

Images