JP6381977B2 - 脈波伝播時間計測用具及び脈波伝播時間計測装置 - Google Patents

Description

本発明は、電極及び脈波センサを用いて脈波伝播時間を計測する脈波伝播時間計測用具及び脈波伝播時間計測装置に関する。

従来、被検者の体表に複数の電極を貼り付け、その電極を介して人体に電流を流し、そのときの電極間の電位差（電圧）を検出し、その電位差に基づいて人体の電気インピーダンス変動を検出することで、呼吸状態や、脈波、血流の状態などの生体情報を測定する装置が開発されている。

例えば、特許文献１には、胸部を挟むように取り付けられた一対の電極を用いてインピーダンス脈波を検出し、この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。

この種の脈波伝播速度計測装置においては、胸部を挟む体表位置に一対の電極を取り付けると共に、橈骨動脈などの心臓の拍動を検出可能な体表位置に脈波センサを取り付ける。電極によって被検者に定電流を流し、そのときの被検者の電圧変化を電極によって検出することにより、生体インピーダンス変動を検出し、このインピーダンス変動に基づいて、心臓から血液が駆出される第１タイミングを検出する。そして、脈波センサが取り付けられた部位に脈が到達する第２タイミングを脈波センサによって検出し、この第２タイミングと上記第１タイミングとの差から脈波伝播時間を算出する。また、脈波伝播速度は、心臓から脈波センサが取り付けられた部位までの距離（動脈長）を脈波伝播時間で割り算することにより算出することができる。

脈波伝播時間及び脈波伝播速度は、例えば動脈硬化を非観血的に定量診断するための指標として用いられる。つまり、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、測定した脈波伝播時間が短いほど（脈波伝播速度が大きいほど）動脈硬化が進んでいると診断できる。

特許第３６９６９７８号公報

ところで、上述したような、一対の電極と、脈波センサとを用いて脈波伝播時間を計測する場合には、電極と脈波センサとを体表の適切な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。

本発明は、以上の点を考慮してなされたものであり、脈波伝播時間を計測するための電極及び脈波センサを、医療従事者が容易かつ適切な体表位置に装着することができる脈波伝播時間計測用具及び脈波伝播時間計測装置を提供する。

本発明の脈波伝播時間計測用具の一つの態様は、
脈波センサと、
第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極と、
前記脈波センサと前記第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持して、前記脈波センサと前記第１のインピーダンス測定用電極とを被検者の所定部位に固定するための第１の固定具と、
前記第２のインピーダンス測定用電極を保持して、被検者の所定部位に固定するための第２の固定具と、
を具備し、
前記第１の固定具は、
前記脈波センサと前記第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持する基材と、
前記第１の生体インピーダンス測定用電極の表面を覆うように設けられた導電性ゲルと、
前記導電性ゲルから剥離可能に前記導電性ゲルを覆う導電性フィルムと、
を有する。

本発明の脈波伝播時間計測装置の一つの態様は、
前記脈波伝播時間計測用具と、
被検者の所定部位に固定された前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用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及び第２の生体インピーダンス測定用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、
前記脈波センサによる検出結果に基づいて、前記脈波センサが固定された部位における脈波を検出する脈波検出部と、
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、前記脈波に基づいて前記脈波センサが固定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、脈波センサと第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持して被検者の所定部位に固定する第１の固定具を設けたことにより、医療従事者が脈波伝播時間を計測するための電極及び脈波センサを容易かつ適切な体表位置に装着することができるようになる。

実施の形態１によ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 実施の形態２による脈波伝播時間計測装置の全体構成を示すブロック図 第１の固定具の平面図（図１４Ａ）及び第２の固定具の平面図（図１４Ｂ） 第１の固定具の断面図

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。

＜実施の形態１＞
図１は、実施の形態１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１１１、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。

＜実施の形態２＞
上述の実施の形態１では、インピーダンス測定用の電極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、本実施の形態では、カフを用いずに、脈波伝播時間を計測するための電極及び脈波センサを、医療従事者が容易かつ適切な体表位置に装着することができる脈波伝播時間計測用具及び脈波伝播時間計測装置を提示する。

図１との対応部分に同一符号を付して示す図１３は、本実施の形態による脈波伝播時間計測装置１０００の構成を示す。脈波伝播時間計測装置１０００は、図１の生体情報測定装置１００と比較して、カフ１１０、１２０に代えて第１の固定具１０１０及び第２の固定具１０２０を有する。

第１の固定具１０１０は、脈波センサ１０１２とインピーダンス測定用の電極１０１１とを一体に保持して、脈波センサ１０１２とインピーダンス測定用の電極１０１１とを被検者の所定部位に固定する。第２の固定具１０２０は、インピーダンス測定用の電極１０２１を保持して、インピーダンス測定用の電極１０２１を被検者の所定部位に固定する。

このように、第１の固定具１０１０によって、脈波センサ１０１２とインピーダンス測定用の電極１０１１とを一体に保持して、脈波センサ１０１２とインピーダンス測定用の電極１０１１とを被検者の所定部位に固定するようにしたことにより、医療従事者は、脈波伝播時間を計測するための電極１０１１及び脈波センサ１０１２を容易かつ適切な体表位置に装着することができるようになる。ここで、計測の感度を向上させるためには、電極１０１１及び脈波センサ１０１２は共に動脈上に配置されることが好ましい。本実施の形態では、脈波センサ１０１２とインピーダンス測定用の電極１０１１とを一体に保持した第１の固定具１０１０を用いることにより、医療従事者は電極１０１１及び脈波センサ１０１２を共に動脈上に配置することを比較的容易に行うことができるようになり、生体インピーダンスの測定感度及び脈波の測定感度を一挙に高めることができる。

なお、本実施の形態では、このような配置をさらに容易かつ適切に行うことができるようにするための、さらなる工夫もなされている。このさらなる工夫については後述する。

本実施の形態の場合、第１及び第２の固定具１０１０、１０２０として、表面に接着層を有するフィルムを用いている。しかし、第１及び第２の固定具１０１０、１０２０はこれに限らず、例えばベルトなどでもよい。

図１３の場合、第１の固定具１０１０は大腿動脈上に装着（固定）されており、第２の固定具１０２０は橈骨動脈上に装着（固定）されている。なお、第１及び第２の固定具１０１０、１０２０の装着位置はこれに限らず、要は心臓２００を挟んだ位置に装着すればよい。ただし、計測の感度及び精度を向上させるためには、動脈上に装着することが好ましく、特に第１の固定具１０１０には脈波センサ１０１２が設けられているので、動脈上に装着することが必要となる。

脈波伝播時間計測装置１０００のインピーダンス脈波計測部１４０は、実施の形態１で説明したのと同様に、電極１０１１、１０２１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１０１１、１０２１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。

脈波計測部１１３０は、脈波センサ１０１２からの検出信号に基づいて脈波波形を得る。脈波センサ１０１２としては、トノメトリ法による圧力センサや、光電脈波センサ、ドップラーセンサなど種々の脈波センサを用いることができる。本実施の形態の場合には、脈波センサ１０１２として圧電素子から構成された圧力センサを用いている。

制御・演算部１６０は、図２で説明したのと同様の処理手順を実行することにより、脈波伝播時間及びＰＷＶを算出する。ただし、本実施の形態の場合には、ステップＳ１は行わない。

さらに、脈波伝播時間計測装置１０００は、電極１０１１、１０２１に高周波定電流を供給したときに計測される生体インピーダンスレベルを表示するインジケータ１７６を有する。ここで、電極１０１１、１０２１が動脈上に近い位置に配置されるほど、計測されるインピーダンスのレベルは小さくなる（つまり測定される電圧も小さくなる）。よって、インピーダンスレベルの変化（測定電圧の変化と言ってもよい）をインジケータ１７６を介して医療従事者に提示すれば、医療従事者はインジケータ１７６を見ながら動脈上又は動脈に非常に近い位置に電極１０１１、１０２１を配置できるようになる。例えばインジケータとして、赤色、黄色、緑色に発光する発光部を設け、インピーダンスレベルが小さくなるにつれて、赤色→黄色→緑色の順で発光させれば、医療従事者はインジケータ１７６が緑色になったときに電極１０１１、１０２１が動脈上に配置できていると認識できる。

なお、本実施の形態では、表示部１７３とは別にインジケータ１７６を設けた場合について述べたが、インジケータ１７６を設けずに、インピーダンスレベルの変化を表示部１７３に表示してもよい。つまり、表示部１７３がインジケータの機能を有していてもよい。

図１４は、第１の固定具１０１０（図１４Ａ）及び第２の固定具１０２０（図１４Ｂ）の平面図である。なお、図１４及び図１５においては、図中の各部材の配置を分かり易くするために、各部材のサイズを実際のサイズとは異なるサイズで示してある。また、図１４及び図１５においては、電極及び脈波センサ以外のリード線などの構成は省略してある。

第１の固定具１０１０は、基材１０１３と、高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極１０１１ａと、供給用電極１０１１ａによって高周波定電流を供給したときの被検者の電圧を検出するための検出用電極１０１１ｂと、を有する。第２の固定具１０２０は、基材１０２３と、高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極１０２１ａと、供給用電極１０２１ａによって高周波定電流を供給したときの被検者の電圧を検出するための検出用電極１０２１ｂと、を有する。

第１の固定具１０１０においては、脈波センサ１０１２と、供給用電極１０１１ａと、検出用電極１０１１ｂとが直線上に配置されている。これにより、動脈上に脈波センサ１０１２と供給用電極１０１１ａと検出用電極１０１１ｂとを配置可能となる。よって、脈波及び生体インピーダンスの両方を精度良く測定できるようになる。

また、第１の固定具１０１０においては、供給用電極１０１１ａと検出用電極１０１１ｂとの間に脈波センサ１０１２が配置されている。これにより、上述したようなインピーダンスに基づく動脈上への位置合わせを行うにあたって、つまり、電極１０１１ａ、１０１１ｂを基準とした位置合わせを行うにあたって、脈波センサ１０１２の位置が電極１０１１ａ、１０１１ｂの間に定まっているので、脈波センサ１０１２を確実に動脈上に配置することができるようになる。ただし、電極１０１１ａ、１０１１ｂを隣接させ、脈波センサ１０１２を端に配置しても測定は可能である。しかし、図１４Ａのような配置にした方が、電極１０１１ａ、１０１１ｂ及び脈波センサ１０１２の動脈上への位置合わせを一挙に行い易くなるので便利である。

また、図１４Ａでは、脈波センサ１０１２と、電極１０１１ａ、１０１１ｂとの間に間隔を設けたが、脈波センサ１０１２が、供給用電極１０１１ａ及び検出用電極１０１１ｂと互いに隣接するように配置すれば、動脈上への位置合わせがより容易になる。

図１５は、図１４Ａの第１の固定具のＡ−Ａ’断面図を示す。図の下側が体表の側である。絶縁性を有するフィルム状の基材１０１３の下面に、脈波センサ１０１２と供給用電極１０１１ａと検出用電極１０１１ｂが固定されている。電極１０１１ａ、１０１１ｂの表面を覆うように導電性ゲル１０１４が設けられている。導電性ゲル１０１４は、電極１０１１ａ、１０１１ｂと体表との間の電気的抵抗を低減する機能と、接着剤としての機能とを有する。また、導電性ゲル１０１４から剥離可能に導電性ゲル１０１４を覆う導電性フィルム１０１５が設けられている。

第１の固定具１０１０を被検者の体表に装着する場合には、医療従事者は、導電性フィルム１０１５を付けたままで、インジケータ１７６を見ながら電極１０１１ａ、１０１１ｂ、脈波センサ１０１２を動脈上に位置合わせする。医療従事者は、位置合わせが終わると、導電性フィルム１０１５を剥離させることで第１の固定具１０１０を体表に貼着する。このとき、位置合わせした位置で第１の固定具１０１０を体表に押さえ付けながら、端部を折り曲げるようにして導電性フィルム１０１５を順次剥離させれば、位置合わせした位置から第１の固定具１０１０をずらすことなく第１の固定具１０１０を貼着することができる。

なお、第２の固定具１０２０の構成は、脈波センサ１０１２を有しないことを除いて、第１の固定具１０１０の構成と同様である。

上述の実施の形態１と実施の形態２は、適宜組み合わせて実施することができる。例えば、実施の形態２の構成に実施の形態１で説明した共振回路の構成を適用してもよい。また、例えば実施の形態１の構成に実施の形態２で説明したインピーダンスレベルを表示するインジケータを加えてもよい。

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、電極を用いて脈波伝播時間を計測する脈波伝播時間計測装置に適用し得る。

１００ 生体情報測定装置
１１０、１２０ カフ
１１１、１２１、１０１１、１０２１ 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
１７６ インジケータ
２００ 心臓
１０００ 脈波伝播時間計測装置
１０１０ 第１の固定具
１０１２ 脈波センサ
１０１３ 基材
１０１４ 導電性ゲル
１０１５ 導電性フィルム
１０２０ 第２の固定具
１１３０ 脈波計測部

Claims (14)

1. 脈波センサと、
   第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極と、
   前記脈波センサと前記第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持して、前記脈波センサと前記第１のインピーダンス測定用電極とを被検者の所定部位に固定するための第１の固定具と、
   前記第２のインピーダンス測定用電極を保持して、被検者の所定部位に固定するための第２の固定具と、
   を具備し、
   前記第１の固定具は、
   前記脈波センサと前記第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持する基材と、
   前記第１の生体インピーダンス測定用電極の表面を覆うように設けられた導電性ゲルと、
   前記導電性ゲルから剥離可能に前記導電性ゲルを覆う導電性フィルムと、
   を有する、
   脈波伝播時間計測用具。
2. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極は、それぞれ、
   高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極と、
   前記供給用電極によって前記高周波定電流を供給したときの、前記被検者の電圧を検出するための検出用電極と、
   を有し、
   前記第１の固定具は、前記脈波センサと、前記供給用電極と、前記検出用電極とが直線上に配置されるように、前記脈波センサと、前記供給用電極と、前記検出用電極とを一体に保持する、
   請求項１に記載の脈波伝播時間計測用具。
3. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極は、それぞれ、
   高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極と、
   前記供給用電極によって前記高周波定電流を供給したときの、前記被検者の電圧を検出するための検出用電極と、
   を有し、
   前記第１の固定具は、前記脈波センサと、前記供給用電極と、前記検出用電極とが互いに隣接して配置されるように、前記脈波センサと、前記供給用電極と、前記検出用電極とを一体に保持する、
   請求項１に記載の脈波伝播時間計測用具。
4. 前記第１の固定具は、前記脈波センサと、前記第１の生体インピーダンス測定用電極とが互いに隣接して配置されるように、前記脈波センサと、前記第１の生体インピーダンス測定用電極とを一体に保持する、
   請求項１に記載の脈波伝播時間計測用具。
5. 前記供給用電極と前記検出用電極との間に前記脈波センサが配置されている、
   請求項２又は請求項３に記載の脈波伝播時間計測用具。
6. 第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極と、
   前記第１の生体インピーダンス測定用電極を保持し、前記第１のインピーダンス測定用電極を被検者の所定部位に押圧する、第１の血圧測定用カフと、
   前記第２のインピーダンス測定用電極を保持し、前記第２のインピーダンス測定用電極を被検者の所定部位に押圧する、第２の血圧測定用カフと、
   を具備する脈波伝播時間計測用具。
7. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極は、それぞれ、
   高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極と、
   前記供給用電極によって前記高周波定電流を供給したときの、前記被検者の電圧を検出するための検出用電極と、
   を有する、
   請求項６に記載の脈波伝播時間計測用具。
8. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極は、それぞれ、
   高周波定電流を被検者に供給するための供給用電極と、
   前記供給用電極によって前記高周波定電流を供給したときの、前記被検者の電圧を検出するための検出用電極と、
   を有する、
   請求項６に記載の脈波伝播時間計測用具。
9. 請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の脈波伝播時間計測用具と、
   被検者の所定部位に固定された前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用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及び第２の生体インピーダンス測定用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、
   前記脈波センサによる検出結果に基づいて、前記脈波センサが固定された部位における脈波を検出する脈波検出部と、
   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、前記脈波に基づいて前記脈波センサが固定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、
   を具備する脈波伝播時間計測装置。
10. 請求項６から請求項８のいずれか一項に記載の脈波伝播時間計測用具と、
    被検者の所定部位に固定された前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用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及び第２の生体インピーダンス測定用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及び又は第２の血圧測定用カフによる血圧の検出結果に基づいて、前記第１及び又は第２の血圧測定用カフが固定された部位における血圧脈波を検出する脈波検出部と、
    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、前記血圧脈波に基づいて前記第１及び又は第２の血圧測定用カフが固定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、
    を具備する脈波伝播時間計測装置。
11. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用電極に高周波定電流を供給して計測される生体インピーダンスレベルを表示するインジケータを、さらに具備する、
    請求項９又は請求項１０に記載の脈波伝播時間計測装置。
12. 前記高周波定電流電源と、前記第１の生体インピーダンス測定用電極及び又は前記第２の生体インピーダンス測定用電極との間にはコイルが設けられ、
    前記第１の生体インピーダンス測定用電極及び前記第２の生体インピーダンス測定用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の生体インピーダンス測定用電極及び前記第２の生体インピーダンス測定用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９又は請求項１０に記載の脈波伝播時間計測装置。
13. 前記高周波定電流電源と、前記第１の生体インピーダンス測定用電極及び又は前記第２の生体インピーダンス測定用電極との間にはコイルが設けられ、
    前記第１の生体インピーダンス測定用電極及び前記第２の生体インピーダンス測定用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の生体インピーダンス測定用電極及び前記第２の生体インピーダンス測定用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９又は請求項１０に記載の脈波伝播時間計測装置。
14. 前記第１及び第２の生体インピーダンス測定用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９から請求項１３のいずれか一項に記載の脈波伝播時間計測装置。

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