JP6825341B2 - 測定装置、血圧測定装置および測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体情報を測定するための技術に関する。

生体情報を測定する各種の測定技術が従来から提案されている。例えば、特許文献１には、カフ圧と血管径との相関を利用して血管径を推定する構成が開示されている。

特開２００８−２２８９３４号公報

しかし、特許文献１の技術では、血管径の推定にはカフの装着が必須であり、被験者への身体的な負担が大きい。以上の事情を考慮して、本発明は、生体に装着したカフを原理的には利用しなくても、血管径の算出を可能にすることを目的とする。

以上の課題を解決するために、本発明の好適な態様に係る測定装置は、血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から生体の血管径を算出する血管径算出部を具備する。以上の構成では、血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から血管径が算出される。したがって、生体に装着したカフを原理的には利用しなくても、血管径を算出することが可能である。

本発明に係る測定装置の好適例において、血流量の変化量を算出する第１算出部と、血管径の変化量を算出する第２算出部と、伝搬指標を算出する第３算出部とを具備する。

本発明に係る測定装置の好適例において、生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、生体の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号を生成する第２検出部と、生体の表面の変位、光学的に検出された容積脈波、または、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号を生成する第３検出部とを具備し、第１算出部は、第１検出信号から血流量の変化量を算出し、第２算出部は、第２検出信号から血管径の変化量を算出し、第３算出部は、第３検出信号と、第１検出信号または第２検出信号とから伝搬指標を算出する。以上の構成では、血流量の変化量の算出に利用される第１検出信号と血管径の変化量の算出に利用される第２検出信号と伝搬指標の算出に利用される第３検出信号とが別個の検出部から生成される。したがって、血流量の変化量と血管径の変化量と伝搬指標との算出の各々に利用される検出信号の生成に、より適した検出部を使用することが可能である。

本発明に係る測定装置の好適例において、生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、生体の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号を生成する第２検出部とを具備し、第１算出部は、第１検出信号から血流量の変化量を算出し、第２算出部は、第２検出信号から血管径の変化量を算出し、第３算出部は、第１検出信号および第２検出信号から伝搬指標を算出する。以上の構成では、血流量の変化量の算出に利用される第１検出信号と、血管径の変化量の算出に利用される第２検出信号とから伝搬指標が算出される。したがって、第１検出部および第２検出部以外の検出部から生成される検出信号を利用して伝搬指標を算出する構成と比較して、小型化が可能になる。

本発明に係る測定装置の好適例において、生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、生体の表面の変位、光学的に検出された容積脈波、または、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号を生成する第３検出部とを具備し、第１算出部は、第１検出信号から血流量の変化量を算出し、第２算出部は、第１検出信号から血管径の変化量を算出し、第３算出部は、第１検出信号および第３検出信号から伝搬指標を算出する。以上の構成では、血流量の変化量の算出と血管径の変化量の算出とに共通の第１検出信号が利用される。したがって、血流量の変化量の算出と血管径の変化量の算出とに別個の検出信号を利用する構成と比較して、小型化が可能になる。

本発明に係る血圧測定装置は、血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から生体の血管径を算出する血管径算出部と、血管径算出部が算出した血管径から血圧を算出する血圧算出部とを具備する。以上の構成では、血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から算出された血管径を利用して血圧が算出される。したがって、生体に装着したカフを原理的には利用しなくても、血圧を算出することが可能である。

本発明に係る測定方法は、コンピューターが、血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から生体の血管径を算出する。以上の態様によれば、本発明の測定装置と同様の作用および効果が実現される。

本発明の第１実施形態に係る測定装置の側面図である。 最大拡張時における血管の模式図である。 最小収縮時における血管の模式図である。 測定装置の機能に着目した構成図である。 第１検出部の構成図である。 最大拡張時における第２検出部の構成図である。 最小収縮時における第２検出部の構成図である。 第１算出部が算出する血流量の時間変化である。 第２算出部が算出する圧力の時間変化である。 制御装置の処理のフローチャートである。 第２実施形態に係る測定装置の機能に着目した構成図である。 第３実施形態に係る測定装置の機能に着目した構成図である。 変形例に係る第２算出部が算出する赤血球の吸光度の時間変化である。 変形例に係る圧力測定装置の機能に着目した構成図である。

＜第１実施形態＞
図１は、本発明の好適な実施形態に係る測定装置１００の側面図である。第１実施形態の測定装置１００は、被験者の動脈の血管径（半径）を測定する測定機器であり、被験者の身体のうち測定対象となる部位（以下「測定部位」という）Ｍに装着される。第１施形態では、被験者の手首を測定部位Ｍとして例示する。

第１実施形態の測定装置１００は、測定部位Ｍに巻回されるベルト１４と当該ベルト１４に固定される筐体部１２とを具備する腕時計型の携帯機器であり、測定部位Ｍの例示である手首にベルト１４を巻回することで被験者の手首に装着可能である。第１実施形態の測定装置１００は、被験者の手首の表面に接触する。第１実施形態の測定装置１００は、測定部位Ｍの内部に存在する動脈（例えば橈骨動脈）の血管径を測定する。

ここで、心臓は拡張期と収縮期とを交互に繰り返すことで拍動をしている。拡張期は、心臓が拡張し、静脈中の血液が右心室および左心室に流れ込む期間である。それに対して、収縮期は、心臓が収縮し、右心室および左心室が動脈に血液を送り出す期間である。以下、拡張期において最も心臓が拡張する時を、最大拡張時といい、収縮期において最も心臓が収縮する時を最小収縮時という。最小収縮時に到達すると、拡張期が開始されて所定の時間をかけて最大拡張時に到達する。最大拡張時に到達すると収縮期が開始されて所定の時間をかけて最小収縮時に到達する。収縮期では、拡張期と比較して、血管Ｖ中の血流量Ｑが増加するとともに血管径ｒおよび断面積Ａが増加する。図２は、最大拡張時における血管Ｖの模式図である。最大拡張時における血管径ｒ0、血管断面積Ａ0および血流量Ｑ0は、拡張期において最小である。図３は最小収縮時における血管Ｖの模式図である。最小収縮時における血管径ｒ1、血管断面積Ａ1および血流量Ｑ1は、収縮期において最大である。以下、最大拡張時と最小収縮時との間における血管径ｒ、血管断面積Ａおよび血流量Ｑの変動幅を、それぞれ変化量Δｒ、変化量ΔＡ、および変化量ΔＱという。

最大拡張時における血管径ｒ0は、動脈硬化やストレス等の健康状態を表す指標としても利用され得る。以上の事情を考慮して、第１実施形態の測定装置１００は、最大拡張時における血管径ｒ0を算出する。以下、第１実施形態における血管径ｒ0の算出方法を説明する。ここで、最大拡張時から最小収縮時までにおける血管Ｖの体積の変化量（増加量）は、以下の式（１）で表現される。Ｌは、血管径ｒおよび断面積Ａと血流量Ｑとの増加が発生している区間の区間長であり、Δｔは、収縮期全体の時間長（つまり収縮期の開始から最小収縮時までの時間）である。

区間長Ｌは、脈波伝搬速度ＰＷＶを利用して以下の式（２）で表現される。脈波伝搬速度ＰＷＶは、心臓の拍動（脈波）が動脈内で伝搬する速度である。

式（１）に式（２）を代入すると以下の式（３）が導出される。

断面積Ａの変化量ΔＡは、以下の式（４）で表現される。

式（３）に式（４）を代入すると以下の式（５）が導出される。式（５）から理解される通り、最大拡張時の血管径ｒ0は、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとから算出することが可能である。以上の知見を背景として、第１実施形態の測定装置１００は、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとの各々を算出して、血管径ｒ0を算出する。

図４は、測定装置１００の機能に着目した構成図である。図４に例示される通り、第１実施形態の測定装置１００は、制御装置２２と記憶装置２４と表示装置２６と複数の検出部（第１検出部７１、第２検出部７３および第３検出部７５）とを具備する。制御装置２２および記憶装置２４は、筐体部１２の内部に設置される。図１に例示される通り、表示装置２６（例えば液晶表示パネル）は、筐体部１２の表面（例えば測定部位Ｍとは反対側の表面）に設置され、測定結果を含む各種の画像を制御装置２２による制御のもとで表示する。

複数の検出部の各々は、測定部位Ｍの状態に応じた検出信号を生成するセンサモジュールであり、例えば筐体部１２のうち測定部位Ｍとの対向面（以下「検出面」という）２８の相異なる位置に設置される。検出面１８は、平面または曲面である。

第１検出部７１は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号Ｚ1を生成する。具体的には、第１検出部７１は、図５に例示される通り、発光部Ｅと受光部Ｒとを具備する。発光部Ｅと受光部Ｒとは、測定部位Ｍに対向する検出面１８に設置される。

図５の発光部Ｅは、干渉性が高いコヒーレントな光（すなわちレーザー光）を出射する発光素子である。レーザーを発光する発光素子としては、面発光レーザー（ＶＣＳＥＬ、Vertical Cavity Surface Emitting LASER）、フォトニック結晶レーザー、半導体レーザー等が適用可能である。

発光部Ｅから出射した光は、測定部位Ｍに入射するとともに測定部位Ｍの内部で反射および散乱を繰り返したうえで検出面１８側に出射して受光部Ｒに到達する。すなわち、発光部Ｅと受光部Ｒとで反射型の光学センサとして機能する。

受光部Ｒは、測定部位Ｍから到達する光の受光レベルに応じた第１検出信号Ｚ1を生成する。例えば、測定部位Ｍに対向する受光面で光を受光するフォトダイオード（ＰＤ：Photo Diode）等の光電変換素子が受光部Ｒとして好適に利用される。なお、第１検出部７１は、例えば、駆動電流の供給により発光部Ｅを駆動する駆動回路と、受光部Ｒの出力信号を増幅およびＡ/Ｄ変換する出力回路（例えば増幅回路とＡ/Ｄ変換器）を包含するが、図４では各回路の図示を省略した。

測定部位Ｍの血管Ｖは、拍動と同等の周期で反復的に拡張および収縮する。拡張時と収縮時とで血管Ｖ内の血流量Ｑは相違するから、測定部位Ｍからの受光レベルに応じて受光部Ｒが生成する第１検出信号Ｚ1は、測定部位Ｍの血管Ｖの血流量Ｑの変動に対応した周期的な変動成分を含む脈波信号である。

図４の第２検出部７３は、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を生成する。第１実施形態の第２検出部７３は、図６に例示される通り、気圧センサ５０とチューブ５２とを具備し、測定部位Ｍに対向する検出面１８おいて第１検出部７１とは異なる位置に設置される。例えば絶対圧センサが気圧センサ５０として好適に利用される。図６に例示される通り、チューブ５２の一方の端部は気圧センサ５０に接続され、他方の端部は測定部位Ｍに接触する。シリコンチューブがチューブ５２として好適に利用される。気圧センサ５０は、チューブ５２内の圧力に応じた第２検出信号Ｚ2を生成する圧電素子（図示略）を具備する。なお、気圧センサ５０は、例えば、出力信号を増幅およびＡ/Ｄ変換する出力回路（例えば増幅回路とＡ/Ｄ変換器）を包含するが、図６では各回路の図示を省略した。

拍動と同等の周期で反復的に拡張および収縮する血管Ｖに応じて、測定部位Ｍの表面も変位する。収縮期では、血管径ｒの増加に応じて表面が気圧センサ５０に近づく。したがって、測定部位Ｍの表面に接触しているチューブ５２内の空間は、測定部位Ｍの表面により押圧される。チューブ５２内の圧力は、測定部位Ｍの表面による押圧に応じて変化する。例えば、図７における収縮期のチューブ５２内の圧力Ｐ1は、図６における拡張期のチューブ５２内の圧力Ｐ0よりも大きい。以上の説明から理解される通り、測定部位Ｍと接触するチューブ５２内の圧力に応じて気圧センサ５０が生成する第２検出信号Ｚ2は、測定部位Ｍの表面の変位に対応した周期的な変動成分を含む脈波信号である。

図４の第３検出部７５は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第３検出信号Ｚ3を生成する。第３検出部７５は、図５の第１検出部７１と同様の発光部Ｅおよび受光部Ｒを含み、測定部位Ｍに対向する検出面１８において第１検出部７１および第２検出部７３とは異なる位置に設置される。第３検出信号Ｚ3は、測定部位Ｍの血管Ｖの血流量Ｑの変動に対応した周期的な変動成分を含む第１検出信号Ｚ1と同様の脈波信号である。

ただし、第３検出部７５の発光部Ｅとしては、インコヒーレントな光を出射するＬＥＤ（Light Emitting Diode）を発光素子として利用することも可能である。ＬＥＤを発光素子として利用した場合は、測定部位Ｍを透過したインコヒーレントな光の受光強度を表す第３検出信号Ｚ3が生成される。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の第３検出部７５は、光学的に検出された容積脈波を表す第３検出信号Ｚ3を生成する要素として包括的に表現され、光学的に検出された容積脈波は、コヒーレント光の受光強度とインコヒーレントな光の受光強度との双方を含む。

図４の制御装置２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置であり、測定装置１００の全体を制御する。記憶装置２４は、例えば不揮発性の半導体メモリーで構成され、制御装置２２が実行するプログラムや制御装置２２が使用する各種のデータを記憶する。第１実施形態の制御装置２２は、記憶装置２４に記憶されたプログラムを実行することで、被験者の血管径ｒ0を測定するための複数の機能を実現する。なお、制御装置２２の機能を複数の集積回路に分散した構成や、制御装置２２の一部または全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。また、図４では制御装置２２と記憶装置２４とを別体の要素として図示したが、記憶装置２４を内包する制御装置２２を例えばＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等により実現することも可能である。

第１算出部６１は、血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する。血流量Ｑの変化量ΔＱの算出には、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1を利用する。まず、第１算出部６１は、以下の式(６)を利用して、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から、図８に例示される、血流量Ｑの時間変化を算出する。ｆdは、静止した組織からの散乱光と動いている血球からの散乱光との干渉によって生じるうなり信号の周波数である。Φ(ｆd)は第１検出信号Ｚ1のパワースペクトルであり、Ｉは受光部Ｒの受光強度である。パワースペクトルΦ(ｆd)の算出には、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）等の公知の技術が任意に採用され得る。

第１算出部６１は、算出した血流量Ｑの時間変化から、血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する。具体的には、特定部は、血流量Ｑの時間変化の振幅の最大値(つまり血流量Ｑ1)と最小値(つまり血流量Ｑ0)との差を変化量ΔＱとして算出する。血流量Ｑ1は、複数周期にわたる最大値の平均であり、血流量Ｑ0は、複数周期にわたる最小値の平均である。

図４の第２算出部６３は、血管径ｒの変化量Δｒを算出する。血管径ｒの変化量Δｒの算出には、第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2を利用する。まず、第２算出部６３は、第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2から、図９に例示される、チューブ５２内の圧力の時間変化を算出する。チューブ５２内の圧力の算出には、公知の任意の技術が採用され得る。次に、第２算出部６３は、以下の式(７)を利用して、変化量Δｒの時間変化を算出する。Ｐ0は、図９における複数周期にわたる最小値（つまり最大拡張時の圧力）の平均である。Ｐ1は、図９における複数周期にわたる最大値（つまり最小収縮時の圧力）の平均である。ｙ0は、図６のチューブ５２の長さである。

図４の第３算出部６５は、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。脈波伝搬速度ＰＷＶの算出には、第３検出部７５が生成した第３検出信号Ｚ3と、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1とが利用される。第３算出部６５は、第１検出信号Ｚ1と第３検出信号Ｚ3との波形立ち上がり時刻のズレ量ΔＴで２点間距離Ｌを除算することで脈波伝搬速度ＰＷＶ（＝Ｌ/ΔＴ）を算出することが可能である。距離Ｌは、第１検出部７１から第３検出部７５までの距離であり、既知の所定値である。実際には、第１実施形態の第３算出部６５は、複数周期におけるズレ量ΔＴの平均値を利用して脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。

血管径算出部６７は、血管径ｒ0を算出する。具体的には、血管径算出部６７は、第１算出部６１が算出した血流量Ｑの変化量ΔＱと、第２算出部６３が算出した血管径ｒの変化量Δｒと、第３算出部６５が算出した脈波伝搬速度ＰＷＶとから、式(５)を利用して血管径ｒ0を算出する。血管径算出部６７は、算出した血管径ｒ0を表示装置２６に表示させる。

図１０は、制御装置２２が実行する処理のフローチャートである。被験者からの測定開始の指示（プログラムの起動）を契機として図１０の処理が開始される。第１算出部６１は、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する（Ｓ1）。第２算出部６３は、第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2から血管径ｒの変化量Δｒを算出する（Ｓ2）。第３算出部６５は、第３検出部７５が生成した第３検出信号Ｚ3と、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1とから脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する（Ｓ3）。血管径算出部６７は、第１算出部６１が算出した血流量Ｑの変化量ΔＱと、第２算出部６３が算出した血管径ｒの変化量Δｒと、第３算出部６５が算出した脈波伝搬速度ＰＷＶとから血管径ｒ0を算出する（Ｓ4）。血管径算出部６７は、算出した血管径ｒ0を表示装置２６に表示させる（Ｓ5）。血流量Ｑの変化量ΔＱの算出（Ｓ1）と、血管径ｒの変化量Δｒの算出（Ｓ2）と、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出（Ｓ3）との順序は任意に変更され得る。ステップＳ1からステップＳ5までの処理は、所定の間隔で反復して実行される。

以上の説明から理解される通り、第１実施形態では、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとから血管径ｒ0を算出することが可能である。第１実施形態では特に、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとの各々の算出に利用する検出信号を、例えば生体に装着するカフを利用しなくても生成することが可能である。したがって、装置の小型化および被験者への負担の低減が可能である。ひいては、血管径ｒ0の常時計測も可能になる。

＜第２実施形態＞
本発明の第２実施形態を説明する。なお、以下に例示する各構成において作用や機能が第１実施形態と同様である要素については、第１実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。

第１実施形態の第３算出部６５は、第３検出部７５が生成した第３検出信号Ｚ3と第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1とから脈波伝搬速度ＰＷＶを算出した。一方、第２実施形態の第３算出部６５は、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1と第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2とから脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。

図１１は、第２実施形態における測定装置１００の機能に着目した構成図である。第２実施形態の測定装置１００は、第１実施形態の測定装置１００における第３検出部７５を具備しない構成である。第１検出部７１および第２検出部７３は、第１実施形態と同様である。具体的には、第１検出部７１は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号Ｚ1を第１実施形態と同様に生成し、第２検出部７３は、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を第１実施形態と同様に生成する。

第２実施形態の第１算出部６１は、第１実施形態と同様に、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する。第２実施形態の第２算出部６３は、第１実施形態と同様に、第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2から血管径ｒの変化量Δｒを算出する。

第２実施形態の第３算出部６５は、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1と第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2とから脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。具体的には、第３算出部６５は、第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2との波形立ち上がり時刻のズレ量ΔＴで２点間距離Ｌを除算することで（ＰＷＶ＝Ｌ/ΔＴ）算出することが可能である。距離Ｌは、第１検出部７１から第２検出部７３までの距離である。

血管径算出部６７は、第１実施形態と同様に、第１算出部６１が算出した血流量Ｑの変化量ΔＱと、第２算出部６３が算出した血管径ｒの変化量Δｒと、第３算出部６５が算出した脈波伝搬速度ＰＷＶとから、式(５)を利用して血管径ｒ0を算出する。血管径算出部６７は、算出した血管径ｒ0を表示装置２６に表示させる。

第２実施形態においても第１実施形態と同様の効果が実現される。第２実施形態では特に、血流量Ｑの変化量ΔＱの算出に利用される第１検出信号Ｚ1と、血管径ｒの変化量Δｒの算出に利用される第２検出信号Ｚ2とから脈波伝搬速度ＰＷＶが算出される。したがって、第１検出部７１および第２検出部７３とは別個の第３検出部７５を利用して脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する第１実施形態の構成と比較して、小型化が可能になる。ただし、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとの各々の算出に利用される検出信号を別個の検出部から生成する第１実施形態の構成によれば、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出に好適な特性の第３検出部７５を使用できるという利点がある。

＜第３実施形態＞
第１実施形態の第２算出部６３は、第２検出部７３が生成した第２検出信号Ｚ2から血管径ｒの変化量Δｒを算出した。一方、第３実施形態の第２算出部６３は、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から血管径ｒの変化量Δｒを算出する。

図１２は、第３実施形態における測定装置１００の機能に着目した構成図である。第３実施形態の測定装置１００は、第１実施形態の測定装置１００における第２検出部７３を具備しない構成である。第１検出部７１および第３検出部７５は、第１実施形態と同様である。具体的には、第１検出部７１は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号Ｚ1を第１実施形態と同様に生成し、第３検出部７５は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第３検出信号Ｚ3を第１実施形態と同様に生成する。

第３実施形態の第１算出部６１は、第１実施形態と同様に、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する。第３実施形態の第３算出部６５は、第１実施形態と同様に、第３検出部７５が生成した第３検出信号Ｚ3と第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1とから脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。

第３実施形態の第２検出部７３は、第１検出部７１が生成した第１検出信号Ｚ1から血管径ｒの変化量Δｒを算出する。ここで、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度は、測定部位Ｍの内部にある赤血球の吸光度Ａｂｓに対応する。したがって、受光強度を表す第１検出信号Ｚ1の振幅（例えば複数周期にわたる振幅の平均）は、図１３に例示される通り、最大拡張時と最小収縮時との間における赤血球の吸光度Ａｂｓの変化量ΔＡｂｓを表わしているとも言える。赤血球の吸光度Ａｂｓは、以下の式(８)で表現される。εはモル吸光係数であり、ｃは赤血球濃度であり、ｌは光路長である。

ここで、図５の第１検出部７１において光路長ｌは、レーザー光が通過する血管Ｖの直径（＝２×血管径ｒ）により変動するので、最大拡張時の吸光度Ａｂｓは以下の式(９)として表現され、最小収縮時の吸光度Ａｂｓは以下の式(１０)として表現される。

式(９)および式(１０)から、最大拡張時と最小収縮時との間における変化量ΔＡｂｓは、以下の式(１１)で表現される。モル吸光係数εおよび赤血球濃度ｃは、短期間の拍動においては一定と仮定できる。式（１１）から理解される通り、Δｒは、ΔＡｂｓと相関がある。以上の知見を背景として、第３実施形態の第２検出部７３は、ΔＡｂｓを利用して血管径ｒの変化量Δｒを算出する。ΔＡｂｓの算出には、上述した通り、第１検出信号Ｚ1の振幅を利用する。

血管径算出部６７は、第１実施形態と同様に、第１算出部６１が算出した血流量Ｑの変化量ΔＱと、第２算出部６３が算出した血管径ｒの変化量Δｒと、第３算出部６５が算出した脈波伝搬速度ＰＷＶとから、式(５)を利用して血管径ｒ0を算出する。血管径算出部６７は、算出した血管径ｒ0を表示装置２６に表示させる。

第３実施形態では特に、血流量Ｑの変化量ΔＱの算出に利用される第１検出信号Ｚ1から血管径ｒの変化量Δｒが算出される。したがって、第１検出部７１とは別個の第２検出部７３を利用して血管径ｒの変化量Δｒを算出する第１実施形態の構成と比較して、小型化が可能になる。

＜変形例＞
以上に例示した形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された２以上の態様を適宜に併合することも可能である。

（１）前述の各形態では、測定装置１００は血管径ｒ0を算出したが、血管径ｒ0以外の指標を算出することも可能である。例えば、血管断面積Ａ0を算出する構成も採用され得る。具体的には、測定装置１００は、血管径算出部６７が算定した血管径ｒ0から血管断面積Ａ0を算出（Ａ0＝ｒ0²×π）する。

また、本発明の好適な態様は、血圧を測定する血圧測定装置１０としても特定され得る。具体的には、血圧測定装置１０の制御装置２２は、図１４に例示される通り、前述の各形態と同様の機能（第１算出部６１、第２算出部６３、第３算出部６５および血管径算出部６７）に加えて、血圧を測定する血圧算出部６９として機能する。血圧算出部６９は、血管径算出部６７が算出した血管径ｒ0から血圧を算出する。具体的には、血圧算出部６９は、血管径算出部６７が算定した血管径ｒ0から、以下の式(１２)を利用して血管径ｒ(ｔ)の時間変化を算出する。Δｒ(ｔ)は、任意の時間ｔについて前述の式(７)で算出された血管径ｒの変化量である。血管径ｒ(ｔ)の時間変化と血圧との間には相関がある。以上の相関を利用して、血圧算出部６９は、血管径算出部６７が算出した血管径ｒ0から血圧を算出する。以上に説明した血圧測定装置１０によれば、体に装着したカフを原理的には利用しなくても、血圧を算出することが可能である。

（２）前述の各形態では、第３算出部６５は、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出したが、例えば脈波伝搬時間を算出することも可能である。脈波伝搬時間は、動脈内で脈波が所定距離だけ伝搬するのに必要な時間である。第３算出部６５は、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標を算出する要素として包括的に表現され、脈波伝搬速度ＰＷＶおよび脈波伝搬時間は伝搬指標の例示である。

（３）第１実施形態および第２実施形態では、第２検出部７３の気圧センサ５０として絶対圧センサを利用したが、ゲージ圧センサを気圧センサ５０として利用することも可能である。以上の構成では、第２検出部７３は気圧センサ５０とチューブ５２とに加えて大気圧計が必要になる。絶対圧センサを利用する構成によれば、大気圧計が不要であるという利点がある。

（４）第１実施形態および第２実施形態の第２検出部７３は、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2として、気圧センサ５０と気圧センサ５０に接続されるチューブ５２とを利用して生成したが、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を生成する方法は以上の例示に限定されない。例えば、測定部位Ｍの表面にレーザーを照射するレーザー変位計を利用して、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を生成することも可能である。以上の構成によれば、気圧センサ５０と気圧センサ５０に接続されるチューブ５２とを利用する構成と比較して、第２検出信号Ｚ2を非接触で生成できるという利点がある。

（５）第３実施形態の第２算出部６３は、赤血球の吸光度Ａｂｓの変化量ΔＡｂｓを利用して血管径ｒの変化量Δｒを算出したが、血管径ｒの変化量Δｒを算出する方法は以上の例示に限定されない。例えば、光路領域における赤血球数の指標（以下「赤血球指標」という）ＭＡＳＳの変化量ΔＭＡＳＳと血管径ｒの変化量Δｒとは相関がある。したがって、第２算出部６３は、最大拡張時と最小収縮時との間における赤血球指標ＭＡＳＳの変化量ΔＭＡＳＳを利用して血管径ｒの変化量Δｒを算出することも可能である。具体的には、第２算出部６３は、第２検出信号Ｚ2から赤血球指標ＭＡＳＳの時間変化を算出し、当該赤血球指標ＭＡＳＳの時間変化から血流量Ｑの変化量ΔＱを算出する。赤血球指標ＭＡＳＳの算出には、以下の式(１３)が利用される。

（６）第１実施形態および第２実施形態の第２検出部７３は、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を生成したが、第２検出部７３が生成する第２出信号Ｚ2の種類は以上の例示に限定されない。例えば、第２検出部７３は、光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号Ｚ2を生成することも可能である。以上の構成によれば、第２検出部７３は、第１実施形態および第３実施形態の第３検出部７５と同様に発光部Ｅと受光部Ｒとを具備する。発光部Ｅが出射する光は、第１実施形態および第３実施形態の第３検出部７５と同様に、コヒーレント光でもインコヒーレントな光でもよい。ただし、測定部位Ｍの表面の変位を表す第２検出信号Ｚ2を生成する構成によれば、容積脈波を表す第２検出信号Ｚ2を生成する構成と比較して、毛細血管の影響が少ない第２検出信号Ｚ2を生成することが可能である。以上の説明から理解される通り、第２検出部７３は、生体（測定部位Ｍ）の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号Ｚ2を生成する要素として包括的に表現される。

（７）第１実施形態の第３検出部７５は、光学的に検出された容積脈波を表す第３検出信号Ｚ3を生成したが、第３検出部７５が生成する第３検出信号Ｚ3の種類は以上の例示に限定されない。例えば、生体の表面の変位を表す第３検出信号Ｚ3を生成することも可能である。生体の表面の変位を表す第３検出信号Ｚ3を生成する構成によれば、第３検出部７５は、第１実施形態および第２実施形態の第２検出部７３と同様に、気圧センサ５０とチューブ５２とを利用して第３検出信号Ｚ3を生成する。また、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号Ｚ3を生成することも可能である。心電波形を表す第３検出信号Ｚ3を生成する構成では、心電計（ＥＣＧ）が第３検出部７５として好適に利用され得る。心電計（ＥＣＧ）を第３検出部７５として利用する構成では、心臓を挟んで異なる位置に２個の電極を装着する必要がある。したがって、測定装置１００の小型化の観点からは、生体の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第３検出信号Ｚ3を生成する構成が好適である。以上の説明から理解される通り、第３検出部７５は、生体の表面の変位、光学的に検出された容積脈波、または、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号Ｚ3を生成する要素として包括的に表現される。

（８）第１実施形態の第１検出部７１は、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号Ｚ1を生成したが、第１検出部７１が生成する第１検出信号Ｚ1の種類は以上の例示に限定されない。例えば、第１検出部７１は、測定部位Ｍを透過した超音波の受信強度を示す第１検出信号Ｚ1を生成することも可能である。ただし、測定部位Ｍを透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号Ｚ1を生成する第１実施形態の形態によれば、測定部位Ｍを透過した超音波の受信強度を示す第１検出信号Ｚ1を生成する構成と比較して小型化が可能である。

（９）前述の各形態において、測定装置１００は、算出した血管径ｒ0を利用して血管Ｖの収縮を利用者に報知する構成も採用され得る。例えば、急激な温度差によるヒートショック等が原因で血管Ｖが収縮すると、血管径ｒ0は減少する。血管径算出部６７は、所定の間隔で（例えば数時間毎に）計測された血管径ｒ0の変化量（低下量）と所定の閾値との比較結果に応じて、変化量が所定の閾値を上回る場合に表示装置２６に血管Ｖの収縮の発生を報知させる。

（１０）前述の各形態では、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとを複数周期にわたる振幅を利用して算出したが、１周期の振幅（つまり１拍分の振幅）から血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとを脈拍毎に算出することも可能である。ただし、複数周期にわたる振幅を利用して算出する構成によれば、平滑化された血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶとを算出することが可能である。ひいては、平滑化された血管径ｒ0が算出される。

（１１）前述の各形態では、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶの算出に利用する検出信号の生成と、血管径ｒ0の算出とを単体の測定装置１００で実行したが、前述の各形態で例示した測定装置１００の機能を複数の装置で実現することも可能である。例えば、検出信号を生成する各検出部（第１検出部７１，第２検出部７３，第３検出部７５）を具備する検出装置と通信可能な端末装置を測定装置１００として利用して血管径ｒ0の算出と表示とを実現することも可能である。具体的には、検出装置が生成した検出信号が端末装置に送信される。端末装置は、検出装置から受信した検出信号を利用して、血流量Ｑの変化量ΔＱと血管径ｒの変化量Δｒと脈波伝搬速度ＰＷＶの算出と、血管径ｒ0の算出および表示とをする。以上の例示から理解される通り、各検出部と制御装置２２とを相互に別体で構成してもよい。

また、第１算出部６１と第２算出部６３と第３算出部６５と血管径算出部６７とのうちの１つまたは複数を端末装置に設けた構成（例えば端末装置で実行されるアプリケーションで実現される構成）であってもよい。以上の説明から理解される通り、測定装置１００は、相互に別体で構成された複数の装置でも実現され得る。

（１２）各検出部（第１検出部７１，第２検出部７３，第３検出部７５）と各算出部（第１算出部６１，第２算出部６３，第３算出部６５）とを、測定装置１００とは別体の外部機器に搭載し、第１算出部６１が算出した第１検出信号Ｚ1と第２算出部６３が算出した第２検出信号Ｚ2と第３算出部６５が算出した第３検出信号Ｚ3とを外部機器から有線または無線により測定装置１００に送信することも可能である。測定装置１００の血管径算出部６７は、外部機器から受信した各数値から血管径ｒ0を算出する。以上の説明から理解される通り、各検出部と各算出部とは測定装置１００から省略され得る。

（１３）前述の各形態では、ベルト１４と筐体部１２とから構成される測定装置１００を例示したが、測定装置１００の具体的な形態は任意である。例えば、被験者の身体に貼付可能なパッチ型，被験者の耳介に装着可能なイヤリング型，被験者の指先に装着可能な指装着型（例えば着爪型または指輪型），被験者の頭部に装着可能なヘッドマウント型等、任意の形態の測定装置１００が採用され得る。なお、ベルト１４と測定装置１００とを一体とする構成も採用され得る。ただし、例えば指装着型等の測定装置１００を装着した状態では日常生活に支障がある可能性が想定されるから、日常生活に支障なく常時的に検出信号を生成するという観点からは、被験者の手首にベルト１４により装着可能な前述の形態の測定装置１００が特に好適である。なお、腕時計等の各種の電子機器に装着（例えば外付け）される形態の測定装置１００も実現され得る。

（１４）本発明は、測定装置１００の動作方法（測定方法）としても特定され得る。具体的には、本発明の好適な態様の測定方法は、コンピューターが、血流量Ｑの変化量ΔＱ、血管径ｒの変化量Δｒ、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から生体の血管径ｒ0を算出する。

１００…測定装置、１２…筐体部、１４…ベルト、１８…検出面、２２…制御装置、２４…記憶装置、２６…表示装置、７１…第１検出部、７３…第２検出部、７５…第３検出部、５０…気圧センサ、５２…チューブ、６１…第１算出部、６３…第２算出部、６５…第３算出部、６７…血管径算出部、６９…血圧算出部、１０…血圧測定装置。

Claims (7)

1. 生体の心臓の最大拡張時と最小収縮時との間における血流量の変化量、前記最大拡張時と前記最小収縮時との間における血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から、前記最大拡張時における前記生体の血管径を算出する血管径算出部
   を具備する測定装置。
2. 前記血流量の変化量を算出する第１算出部と、
   前記血管径の変化量を算出する第２算出部と、
   前記伝搬指標を算出する第３算出部と
   を具備する請求項１の測定装置。
3. 生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、
   前記生体の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号を生成する第２検出部と、
   前記生体の表面の変位、光学的に検出された容積脈波、または、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号を生成する第３検出部とを具備し、
   前記第１算出部は、前記第１検出信号から前記血流量の変化量を算出し、
   前記第２算出部は、前記第２検出信号から前記血管径の変化量を算出し、
   前記第３算出部は、前記第３検出信号と、前記第１検出信号または前記第２検出信号とから前記伝搬指標を算出する
   請求項２の測定装置。
4. 生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、
   前記生体の表面の変位または光学的に検出された容積脈波を表す第２検出信号を生成する第２検出部とを具備し、
   前記第１算出部は、前記第１検出信号から前記血流量の変化量を算出し、
   前記第２算出部は、前記第２検出信号から前記血管径の変化量を算出し、
   前記第３算出部は、前記第１検出信号および前記第２検出信号から前記伝搬指標を算出する
   請求項２の測定装置。
5. 生体を透過したレーザー光の受光強度を表す第１検出信号を生成する第１検出部と、
   前記生体の表面の変位、光学的に検出された容積脈波、または、心臓の拍動に応じて電気的に検出された心電波形を表す第３検出信号を生成する第３検出部とを具備し、
   前記第１算出部は、前記第１検出信号から前記血流量の変化量を算出し、
   前記第２算出部は、前記第１検出信号から前記血管径の変化量を算出し、
   前記第３算出部は、前記第１検出信号および前記第３検出信号から前記伝搬指標を算出する
   請求項２の測定装置。
6. 血流量の変化量、血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から生体の血管径を算出する血管径算出部と、
   前記血管径算出部が算出した血管径から血圧を算出する血圧算出部と
   を具備する血圧測定装置。
7. コンピューターが、
   生体の心臓の最大拡張時と最小収縮時との間における血流量の変化量、前記最大拡張時と前記最小収縮時との間における血管径の変化量、および、脈波が伝搬する速度に関する伝搬指標から、前記最大拡張時における前記生体の血管径を算出する
   測定方法。
   

Images