(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の血管へ所定波長の光を照射可能な投光部とこの照射光による透過光あるいは反射光の光量変化を光電容積脈波として検出可能な受光部を備えた光電センサが少なくとも含まれて構成される測定手段と、
前記測定手段により測定された測定結果が入力されるとともに、これに基づいて演算処理を行う演算手段と、
前記光電容積脈波の波形を心拍毎に積分する事で得られる脈波面積を絶対値である血圧値に変換するために前記脈波面積と前記血圧値との対応付けを行った血圧変換データ及び、前記脈波面積を絶対値である流速値に変換するために前記脈波面積と流速値との対応付けを行った流速変換データとが少なくとも記憶されたメモリ領域と、
算出された結果を表示する表示手段とからなる生体データ観測装置であって、
前記血圧・流速変換データを算出するために標準体型をしたサンプリング対象者の安静状態を擬似的に再現した擬似人体測定モデルは、
血液、或いはその均等物が移送可能とされるとともに、その内径が前記サンプリング対象者における前記光電センサによって実際に測定がなされる測定部位の血管の内径とほぼ同一に形成された移送管と、
前記サンプリング対象者の安静時の心拍時間毎に前記血液等を圧送するとともに、圧送する際の圧力設定が調整可能とされた液体給送手段と、
前記移送管内の血液等の圧力が実測可能とされた圧力測定部と、
前記心拍時間毎に前記血液等の流量を測定可能な流量測定部とから構成されるとともに、
前記演算手段は、測定の開始に先立って一時的に安静な測定基準状態とされた被験者より得られる光電容積脈波に基づいて脈波面積Ｓｏを算出し、更に、算出された脈波面積Ｓｏ及び前記血圧変換データ、流速変換データに基づいて基準となる血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏを算出する一方、
この基準となる血圧値Ｐｏ及び流速値Ｖｏが算出された以降の任意時期においては、測定基準時の流速値Ｖｏ、光電容積脈波の波高値Ｄｏ及び任意時期の光電容積脈波の波高値Ｄｔ、及び定数ｋを（ａ）式に代入することにより任意時期の流速Ｖｔを算出し、更に、流速値Ｖｏ、Ｖｔ及び血液の密度ρを（ｂ）の右辺に代入して測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを算出し、
Ｖｔ＝（Ｄｏ／ｋＤｔ）2×Ｖｏ・・・・・・・・・・・・（ａ）
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・（ｂ）
算出された血圧変動量ΔＰと測定基準時の血圧値Ｐｏから任意時期の血圧値Ｐｔを算出する演算処理を行う構成であることを特徴とする生体データ観測装置。
【請求項２】
前記移送管は前記被験者の個体間のばらつきに対応して径サイズの異なる複数個が設けられるとともに、各移送管毎に前記血圧・流速変換データの算出がなされ、
前記メモリ領域には複数のデータテーブルが設けられるとともに、各データテーブルにはそれぞれ移送管の径ごとに前記血圧・流速変換データが書き込まれる一方、
前記測定手段は前記光電センサに加えて、前記被験者の血管径の測定が可能とされた血管径測定部を有し、
前記演算手段は、前記血管測定部から得られる前記被験者の安静状態の血管径測定結果に基づいて前記データテーブルの中からその血管径のサイズに近似した移送管の血圧変換データが記憶されたデータテーブルを選択可能な構成であるところを特徴とする請求項１記載の生体データ観測装置。
【請求項３】
被験者の血管へ所定波長の光を照射可能な投光部とこの照射光による透過光あるいは反射光の光量変化を光電容積脈波として検出可能な投光部をそれぞれ備えた第１、第２の光電センサが少なくとも含まれて構成される測定手段と、
前記測定手段により測定された測定結果が入力されるとともに、これに基づいて演算処理を行う演算手段と、
前記第１の光電センサより得られる光電容積脈波の波形を心拍毎に積分する事で得られる脈波面積を絶対値である血圧値に変換するために前記脈波面積と前記血圧値との対応付けを行った血圧変換データが少なくとも記憶されたメモリ領域と、
算出された結果を表示する表示手段とからなる生体データ観測装置であって、
前記血圧変換データを算出するために標準体型をしたサンプリング対象者の安静状態を擬似的に再現した擬似人体測定モデルは、
血液、或いはその均等物が移送可能とされるとともに、その内径が前記サンプリング対象者における前記光電センサによって実際に測定がなされる測定部位の血管の内径とほぼ同一に形成された移送管と、
前記サンプリング対象者の安静時の心拍時間毎に前記血液等を圧送するとともに、圧送する際の圧力設定が調整可能とされた液体給送手段と、
前記移送管内の血液等の圧力が実測可能とされた圧力測定部とから構成されるとともに、
前記第２の光電センサは単数の投光部に対して複数個の受光部を備え、かつ、これら各受光部は前記被験者の同一血管の長さ方向に沿ってそれぞれが離間して配置される一方、
前記演算手段は測定の開始に先立って一時的に安静な測定基準状態とされた被験者より得られる第１の光電センサの光電容積脈波に基づいて脈波面積Ｓｏを算出し、更に、算出された脈波面積Ｓｏ及び前記血圧変換データに基づき血圧値Ｐｏを算出するとともに、前記第２の光電センサを構成する各受光部から得られる各光電容積脈波間の位相差及び各受光部間の距離に基づいて測定基準状態における流速値Ｖｏを算出し、
更に、同演算手段は基準となる血圧値Ｐｏ及び流速値Ｖｏが算出された以降の任意時期においては、前記第２の光電センサを構成する各受光部から得られる各光電容積脈波間の位相差及び各受光部間の距離に基づいて任意時期における流速値Ｖｔを算出するとともに流速値Ｖｏ、Ｖｔ及び血液の密度ρを（ｂ）式の右辺に代入して測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを算出し、
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・（ｂ）
算出された血圧変動量ΔＰと測定基準時の血圧値Ｐｏから任意時期の血圧値Ｐｔを算出する演算処理を行う構成であることを特徴とする生体データ観測装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体データ観測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、血圧値を連続して測定する方法としては測定の初期段階においてカフにより被験者の血圧値を実測しておき、その後は光電センサから得られる光電容積脈波の推移に基づいて血圧値を算出するものが知られている（特許文献１）。すなわち、測定の初期段階においてはカフと光電センサとが併用され、光電センサから得られる光電容積脈波（相対値）とカフから得られる圧脈波（絶対値）とを関連づけるためのキャリブレーションが行われるが、一旦キャリブレーションが行われるとその後はカフによる測定を行うことなく、光電センサによる測定のみで被験者の血圧値を算出することが出来る。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−１７２０９５公報
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、カフによる測定は測定のやり直し等があると、数度動脈の圧迫を行うこととなり被験者に苦痛を強いらせる。
本発明は上記のような事情に基づいて完成されたものであって、カフによる予備測定を行うことなく血圧値を算出することが出来る生体データ観測装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するための手段として、請求項１の発明は、被験者の血管へ所定波長の光を照射可能な投光部とこの照射光による透過光あるいは反射光の光量変化を光電容積脈波として検出可能な受光部を備えた光電センサが少なくとも含まれて構成される測定手段と、前記測定手段により測定された測定結果が入力されるとともに、これに基づいて演算処理を行う演算手段と、前記光電容積脈波の波形を心拍毎に積分する事で得られる脈波面積を絶対値である血圧値に変換するために前記脈波面積と前記血圧値との対応付けを行った血圧変換データ及び、前記脈波面積を絶対値である流速値に変換するために前記脈波面積と流速値との対応付けを行った流速変換データとが少なくとも記憶されたメモリ領域と、算出された結果を表示する表示手段とからなる生体データ観測装置であって、前記血圧・流速変換データを算出するために標準体型をしたサンプリング対象者の安静状態を擬似的に再現した擬似人体測定モデルは、血液、或いはその均等物が移送可能とされるとともに、その内径が前記サンプリング対象者における前記光電センサによって実際に測定がなされる測定部位の血管の内径とほぼ同一に形成された移送管と、前記サンプリング対象者の安静時の心拍時間毎に前記血液等を圧送するとともに、圧送する際の圧力設定が調整可能とされた液体給送手段と、前記移送管内の血液等の圧力が実測可能とされた圧力測定部と、前記心拍時間毎に前記血液等の流量を測定可能な流量測定部とから構成されるとともに、前記演算手段は、測定の開始に先立って一時的に安静な測定基準状態とされた被験者より得られる光電容積脈波に基づいて脈波面積Ｓｏを算出し、更に、算出された脈波面積Ｓｏ及び前記血圧変換データ、流速変換データに基づいて基準となる血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏを算出する一方、この基準となる血圧値Ｐｏ及び流速値Ｖｏが算出された以降の任意時期においては、測定基準時の流速値Ｖｏ、光電容積脈波の波高値Ｄｏ及び任意時期の光電容積脈波の波高値Ｄｔ、及び定数ｋを（ａ）式に代入することにより任意時期の流速Ｖｔを算出し、更に、流速値Ｖｏ、Ｖｔ及び血液の密度ρを（ｂ）の右辺に代入して測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを算出し、
Ｖｔ＝（Ｄｏ／ｋＤｔ）2×Ｖｏ・・・・・・・・・・・・（ａ）
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・（ｂ）
算出された血圧変動量ΔＰと測定基準時の血圧値Ｐｏから任意時期の血圧値Ｐｔを算出する演算処理を行う構成であるところに特徴を有する。
【０００６】
請求項２の発明は、請求項１に記載のものにおいて、前記移送管は前記被験者の個体間のばらつきに対応して径サイズの異なる複数個が設けられるとともに、各移送管毎に前記血圧変換データの算出がなされ、前記メモリ領域には複数のデータテーブルが設けられるとともに、各データテーブルにはそれぞれ移送管の径ごとに前記血圧・流速変換データが書き込まれる一方、前記測定手段は前記光電センサに加えて、前記被験者の血管径の測定が可能とされた血管径測定部を有し、前記演算手段は、前記血管測定部から得られる前記被験者の安静状態の血管径測定結果に基づいて前記データテーブルの中からその血管径のサイズに近似した移送管の血圧変換データが記憶されたデータテーブルを選択可能な構成であるところに特徴を有する。
【０００７】
請求項３の発明は、被験者の血管へ所定波長の光を照射可能な投光部とこの照射光による透過光あるいは反射光の光量変化を光電容積脈波として検出可能な投光部をそれぞれ備えた第１、第２の光電センサが少なくとも含まれて構成される測定手段と、前記測定手段により測定された測定結果が入力されるとともに、これに基づいて演算処理を行う演算手段と、前記第１の光電センサより得られる光電容積脈波の波形を心拍毎に積分する事で得られる脈波面積を絶対値である血圧値に変換するために前記脈波面積と前記血圧値との対応付けを行った血圧変換データが少なくとも記憶されたメモリ領域と、算出された結果を表示する表示手段とからなる生体データ観測装置であって、前記血圧変換データを算出するために標準体型をしたサンプリング対象者の安静状態を擬似的に再現した擬似人体測定モデルは、血液、或いはその均等物が移送可能とされるとともに、その内径が前記サンプリング対象者における前記光電センサによって実際に測定がなされる測定部位の血管の内径とほぼ同一に形成された移送管と、前記サンプリング対象者の安静時の心拍時間毎に前記血液等を圧送するとともに、圧送する際の圧力設定が調整可能とされた液体給送手段と、前記移送管内の血液等の圧力が実測可能とされた圧力測定部とから構成されるとともに、前記第２の光電センサは単数の投光部に対して複数個の受光部を備え、かつ、これら各受光部は前記被験者の同一血管の長さ方向に沿ってそれぞれが離間して配置される一方、前記演算手段は測定の開始に先立って一時的に安静な測定基準状態とされた被験者より得られる第１の光電センサの光電容積脈波に基づいて脈波面積Ｓｏを算出し、更に、算出された脈波面積Ｓｏ及び前記血圧変換データに基づき血圧値Ｐｏを算出するとともに、前記第２の光電センサを構成する各受光部から得られる各光電容積脈波間の位相差及び各受光部間の距離に基づいて測定基準状態における流速値Ｖｏを算出し、更に、同演算手段は基準となる血圧値Ｐｏ及び流速値Ｖｏが算出された以降の任意時期においては、前記第２の光電センサを構成する各受光部から得られる各光電容積脈波間の位相差及び各受光部間の距離に基づいて任意時期における流速値Ｖｔを算出するとともに流速値Ｖｏ、Ｖｔ及び血液の密度ρを（ｂ）式の右辺に代入して測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを算出し、
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・（ｂ）
算出された血圧変動量ΔＰと測定基準時の血圧値Ｐｏから任意時期の血圧値Ｐｔを算出する演算処理を行う構成であるところに特徴を有する。
【０００８】
【発明の作用及び効果】
＜請求項１の発明＞
請求項１の発明によれば、メモリ領域１３には予め血圧変換データ、流量変換データが書き込まれている。そのため、被験者５が測定基準状態（安静状態）であれば、これら両変換データより基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出される。更に、この基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出された以降の任意時期においては、測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを光電容積脈波の波高値Ｄｏ、Ｄｔ及び測定基準時の流速値Ｖｏから演算により算出することが出来、これに基づいて任意時期の血圧値Ｐｔが算出される。
このように、一旦、基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出されれば、被験者の安静状態・非安静状態に拘わらず演算に基づいて血圧値Ｐｔを算出することが出来る。かくして、被験者に対しカフ等による圧脈波の測定を行うことなく光電センサによる光電容積脈波の測定のみで任意時期の血圧値Ｐｔを算出することが出来、測定手順の簡素化が図られる。
尚、非安静時とは測定の経過に伴って被験者の身体的なコンディション等が変化し被験者の血管径が安静時に比べて収縮或いは拡張した場合をいう。
【０００９】
＜請求項２の発明＞
請求項２の発明によれば、複数のデータテーブルの中より被験者に合致した血流・流速データが書き込まれたデータテーブルを選択可能な構成としたから、被験者の個体間のバラツキによる誤差を排斥することが出来、より精度の高い血圧値を得ることが出来る。
【００１０】
＜請求項３の発明＞
請求項３の発明によれば、第１の光電センサから得られる光電容積脈波の脈波面積Ｓｏとメモリ領域に書き込まれた血圧変換データに基づいて測定基準時の血圧値Ｐｏを算出することが出来る。また、第２の光電センサは単数の投光部に対して複数の受光部を設けており、更に、これら各受光部は同一血管の長さ方向に沿ってそれぞれ離間して配されている。従って、各受光部から得られる光電容積脈波間の位相差と各受光部間の距離に基づいて流速値Ｖｏ、Ｖｔを算出することが出来る。このようにＰｏ、Ｖｏ、Ｖｔが算出されれば演算処理を行うことで被験者の血圧値Ｐｔを算出することが出来る。
【００１１】
【発明の実施の形態】
＜第１実施形態＞
本発明の第１実施形態を図１ないし図７によって説明する。
生体データ観測装置は図１に示すように脈波測定器２０と、この脈波測定器２０の出力ラインに接続されて演算処理を行うデータ処理装置１０と、データ処理装置１０によって算出された結果を表示するモニタ（本発明の表示手段に相当する）３０により構成されている。また、詳細については後述するが、脈波測定器２０は被験者５の血管へ所定波長の光を照射しこの照射光による透過光あるいは反射光の光量変化を光電容積脈波として検出する光電センサ２６（本発明の測定手段を構成する）を含んで構成されている。
【００１２】
データ処理装置１０はＡ／Ｄコンバータ１１、ＣＰＵ１２（本発明の演算手段に相当する）、メモリ領域１３を備えている。脈波測定器２０で検出された光電容積脈波はＡ／Ｄコンバータ１１を介してディジタル化されＣＰＵ１２に連続的に取り込まれる。すると、ＣＰＵ１２がディジタル化された光電容積脈波及びメモリ領域１３に書き込まれた後述する血圧変換データ、流速変換データ等に基づいて演算処理することで被験者５の血圧値を心拍毎に算出し、モニタ３０が心拍単位の血圧波形及び光電容積脈波の波形を表示する。
【００１３】
図２に示すように、脈波測定器２０はリストバンド２１及び本体部２２とを主体として構成されている。リストバンド２１は、例えば両端部が結合可能となっており被験者５の手首に固定することが出来る。本体部２２は手首に宛われる側が開放した筐体２３に、開口部分を塞ぐ板部材２４を備えている。この板部材２４は筐体２３との間に設けられたばね部材２５によって弾性支持されており、常には被験者５の皮膚側に押圧されている。
【００１４】
この板部材２４には複数の貫通孔が形成されており、これら貫通孔には光電センサ２６が板部材２４の奥側から差し込まれた状態で固定されている。光電センサ２６は被験者５の血流の相対的な変化を光量の変化として検出するものであり、投光部２６Ａとして発光ＬＥＤと、受光部２６Ｂとしてのフォトトランジスタとから構成されている。従って、発光ＬＥＤとしては血流量に対応した出力がフォトトランジスタを介して得られるものであればよく、例えば、血液中の酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの双方に対して吸収・反射される波長帯域の光（波長が約６４０mmのもの等）を使用する。この場合には、フォトトランジスタの出力は血液中のヘモグロビンの含有量の変化量に追随して推移するため、得られる出力は血流量の相対的な変化量に対応するものとなる。
また、脈波測定器２０には投光部２６Ａを駆動するための駆動回路（図示せず）及び受光部２６Ｂの出力信号を処理する受信回路（図示せず）を備えており、得られた光電容積脈波は出力ラインを介してデータ処理装置１０に伝達される。
【００１５】
ところで、本実施形態では被験者の血圧値Ｐｔを主として演算処理（詳細には後述する）によって算出するが、その際には演算処理に必要な基準となるデータ（血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏ）が必要となる。そのため、メモリ領域１３には血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏを算出するための血圧変換データ、流速変換データが書き込まれている。これら両変換データは以下に説明する擬似人体測定モデル４０による実験より得られる。
擬似人体測定モデル４０は標準体型をしたサンプリング対象者の安静状態を擬似的に再現して測定を行うものであり、血液均等物（人の血液と成分が似たものであればよく、例えば、動物の血液等を使用すればよい。）４９が貯められたタンク４１と、血液均等物４９を循環・移送するためのチューブ（本発明の移送管に相当し、人の血管を想定したもの）４２と、このチューブ４２に血液均等物４９を標準心拍時間（サンプリング対象者の安静時の心拍時間であり、例えば０．７５秒）毎に圧送するとともに、その圧力設定が調整可能とされたポンプ４３（本発明の液体給送手段に相当する）を備えている。
【００１６】
更に、チューブ４２の途中には標準心拍時間あたりの血液均等物４９の流量を計測する流量センサ４４（本発明の流量測定部に相当する）、チューブ内の血液均等物４９の流量変化を光量変化として検出する光電センサ４５及び圧力測定部４６が設けられている。圧力測定部４６はゴム製の圧力弁４７Ａによって上下２室に仕切られた容器４７と、容器４７の下室側に接続された圧力センサ４８によって構成されるとともに、上室には前記チューブ４２が接続されており前記血液均等物４９が上室内を循環可能とされている。
【００１７】
ところで、チューブ４２の内径はサンプリング対象者が安静状態にある時の手首の血管の内径と同一に形成され、本実施形態ではφ２．５ｍｍの設定としてある。ここで、「安静状態」としたのは擬似人体測定モデル４０がサンプリング対象者の安静状態を再現したものであるからであり、「手首の血管」としたのは被験者５に対して実際に測定を行う際の測定部位が「手首」だからである。尚、脈波測定器２０の光電センサ２６と擬似人体測定モデル４０の光電センサ４５は同種のものであることが望ましい。
【００１８】
かくして、血液均等物４９が圧送されると圧力弁４７Ａが下方に変位して下室側の圧力が変動し最大となる。この圧力（人体における安静時の最高血圧に相当）が圧力センサ４８によって計測される。一方、血液均等物４９が圧送された後には圧力弁４７Ａが上室側へ移動し下室側の圧力が変動し最小となり、この圧力（人体における安静時の最低血圧に相当）が圧力センサ４８によって計測される。また、光電センサ４５、流量センサ４４、圧力センサ４８の出力ラインはそれぞれＡ／Ｄコンバータ１１に接続されている。以上のようにして構成された擬似人体測定モデル４０において、ポンプ４３により血液均等物４９を圧送する圧力設定を種々変更して、各設定毎に光電センサ４５及び圧力センサ４８によって光電容積脈波及び血液均等物４９の圧力値の測定を行い、次の血圧変換データ、流速変換データが算出される（図４参照）。
【００１９】
血圧変換データは、チューブ４２に対する光電容積脈波の波形を心拍ごとに積分して得られる「脈波面積」と圧力センサ４８から得られる「血液均等物の圧力値」とを対応付けしたものであり、最高血圧、最低血圧毎に算出される（図４のｃ参照）。一方、流速変換データは前記「脈波面積」と「流速値」との対応づけを行ったものである（図４のｂ参照）。尚、流速値については流量センサ４４によって測定された流量をチューブ４２の断面積で除すことで得られる。
【００２０】
続いて、任意時期の血圧値Ｐｔの算出方法について、図５のフローチャートを参照して説明する。まず、被験者５に対しリストバンド２１を巻き付けて光電センサ２６が被験者５の血管と対応した位置となるように脈波測定器２０をセットする。セットの完了に続いて被験者５を一時的に安静な測定基準状態（測定基準時）に保ち、光電センサ２６によって被験者５の光電容積脈波の測定を行う。測定された光電容積脈波はＡ／Ｄコンバータ１１を介してＣＰＵ１２に取り込まれる（ａ工程）。
【００２１】
この状態では被験者５は安静な状態にある。従って、被験者５の血管の内径は幾らか変動はあるが、その平均値はチューブ４２の内径とほぼ同じ値をとる。そのため、血圧・流速変換データに基づいて基準となる血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏを算出することが出来る（逆に言えば、被験者が安静状態から非安静な状態に移行し血管が安静時に比べ拡張・収縮した結果、血管の内径がチューブ４２の内径と異なる状況となった場合には、両変換データを使用することは出来ない）。具体的に血圧値Ｐｏ、流速値Ｖｏの算出手順について説明すると、被験者５の光電容積脈波（相対値）に基づいて心拍当たりの脈波面積が算出され、更に、心拍あたりの脈波面積を前記した標準心拍時間当たりに換算する処理が合わせて行われる（ｂ工程）。例えば、被験者５の心拍時間をｔ１、標準心拍時間をｔ２とし、心拍当たりの被験者５の脈波面積をｓ１とすると、標準心拍時間ｔ２に換算した脈波面積ｓ２は次のようになる。
ｓ２＝ｓ１×ｔ２／ｔ１
以下、この標準心拍時間に換算した換算脈波面積ｓ２をＳとする。
【００２２】
この換算脈波面積Ｓと図４の（ｂ）に示す流速変換データから被験者５の測定基準状態での流速値（絶対値）が算出される（ｃ工程）。例えば、被験者５の換算脈波面積ＳがＳｏであれば、流速値はＶｏとなる。また、換算脈波面積Ｓと図４の（ｃ）に示す血圧変換データから被験者５の測定基準状態での血圧値（絶対値）が算出される（ｃ工程）。換算脈波面積がＳｏの場合、血圧値Ｐｏは最高血圧値がＰｈｏとなり、最低血圧値がＰＬｏとなる。
【００２３】
このようにして基準となる血圧値Ｐｏ及び流速値Ｖｏが算出されると、それ以降の任意時期においては、次に説明する演算処理に基づいて被験者５の血圧値Ｐｔが算出される。具体的に説明すると、出願人の知見によれば、血管の径と光電容積脈波の波高値との間には対応関係がある。例えば、測定基準時の光電容積脈波の波高値をＤｏ、血管径をφｏ、それ以降の任意時期の光電容積脈波の波高値をＤｔ、血管径をφｔとすると、以下の関係が成り立つ。
Ｄｏ／Ｄｔ＝ｋ×φｏ／φｔ・・・・・・・・・・・・・・・・（１）
従って、光電容積脈波の波高値Ｄｏ、Ｄｔに基づいて任意時期における被験者５の血管径φｔを算出することが出来る。更に、管内を流れる液体はその断面積と流速値との積が常に一定であることから測定基準時の血液の流速値Ｖｏと任意時期の血液の流速値Ｖｔとの間には以下の式が成り立つ。
π（φｏ／２）2×Ｖｏ＝π（φｔ／２）2×Ｖｔ・・・・・・・（２）
従って、（１）、（２）式に基づいて（３）式が得られ、任意時期における被験者５の流速値Ｖｔを算出することが出来る。
Ｖｔ＝（Ｄｏ／ｋＤｔ）2×Ｖｏ・・・・・・・・・・・・・・・（３）
【００２４】
続いて、算出された任意時期の流速値Ｖｔ及び測定基準時の流速値Ｖｏ及び血圧値Ｐｏに基づいて測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを算出する（ｄ工程）。すなわち、測定基準時の流速値Ｖｏ及び血圧値Ｐｏと、任意時期の流速値Ｖｔ及び血圧値Ｐｔとの間には、次の（４）式の関係が成り立ち、これより（５）式が得られる。尚、ρは血液の密度である。
Ｐｏ＋ρＶｏ2／２＝Ｐｔ＋ρＶｔ2／２・・・・・・・・・・・（４）
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・・・（５）
Ｐｔ＝Ｐｏ＋ΔＰ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（６）
従って、（５）式に基づいて血圧変動量ΔＰを算出することが出来る。これより、任意時期の心拍あたりの最高血圧Ｐｈｔを算出するには（６）式のＰｏに測定基準状態の最高血圧値Ｐｈｏを代入すればよく、任意時期の心拍あたりの最低血圧ＰＬｔを算出するにはＰｏに測定基準状態の最低血圧値ＰＬｏを代入すればよい（ｅ工程）。
【００２５】
このようにメモリ領域１３には予め血圧変換データ、流量変換データが書き込まれている。そのため、被験者５が測定基準状態（安静状態）であれば、これら両変換データより基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出される。更に、この基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出された以降の任意時期においては、測定基準時に対する任意時期の血圧値の変動である血圧変動量ΔＰを光電容積脈波の波高値Ｄｏ、Ｄｔ及び測定基準時の流速値Ｖｏから演算により算出することが出来、これに基づいて任意時期の血圧値Ｐｔが算出される。
このように、一旦、基準となる流速値Ｖｏ、血圧値Ｐｏが算出されれば、被験者５の安静・非安静状態に拘わらず演算に基づいて血圧値Ｐｔを算出することが出来る。かくして、被験者５に対しカフ等による圧脈波の測定を行うことなく光電センサ２６による光電容積脈波の測定のみで任意時期の血圧値Ｐｔを算出することが出来、測定手順の簡素化が図られる。
尚、非安静時とは測定の経過に伴って被験者５の身体的なコンディション等が変化し被験者５の血管径が安静時に比べて収縮或いは拡張した場合をいう。
【００２６】
ところで、図３に示すように本実施形態の擬似人体測定モデル４０にはレーザー変位計９５が組み込まれている。レーザー変位計９５はチューブ４２に対してレーザー光を照射しその反射光をレンズを介して受光面上に焦点が出来るように集光するとともに、受光面上に現れる焦点の位置の変位量を測定することによりチューブ４２の径の変動を測定するものである。すなわち、チューブ径は試験を行う前の状態ではφ２．５であるが実際に試験が行われている際には血液均等物４９がチューブ４２中を圧送されるため、その圧力変動に追随してチューブ４２が拡張・収縮する。従って、自然状態においてチューブ径がφ２．５であったとしても、試験中のチューブ径の平均値がφ２．５でない虞がある。そのため、レーザー変位計９５によって試験中のチューブ径を実測するとともに測定されたチューブ径の平均値を算出し、算出されたチューブ径がφ２．５以外の数値である場合には、当該チューブ４２によって測定された血圧・流速変換データをφ２．５相当のデータとなるよう補正・換算する。そのため、チューブ４２に加わる圧力変動に伴うチューブ径の誤差を排斥でき、正確な血圧値が算出可能な構成となっている。
【００２７】
また、レーザー変位計９５を使用することによって、前述した（６）式に基づいて算出された任意時期（特に非安静な状態）の血圧値が正しいものであったか、否かを擬似人体測定モデル４０によって検証することも可能である。すなわち、非安静時には安静時に比べて血管径が拡張あるいは縮小する。例えば、安静時において血管径の平均値がφ２．５であった被験者５が、非安静状態に移行することにより血管径の平均値がφ４．０に変動した場合の検証方法としては、擬似人体測定モデル４０に対してチューブ４２の径がφ２．５のものを組み込むとともに、ポンプによって圧力調整を行いチューブ径の平均値がφ４．０となるように調整する。そして、この場合の、血液均等物４９の流量、圧力を流量センサ４４及び圧力センサ４８によって測定し、測定結果と（６）式に基づいて算出された血圧値とを比較することで血圧値が正しいものであることを実験的に検証出来る。尚、（６）式に基づいて算出された血圧値と、実験により実測された血圧値とを比較することで計算値を実測値と整合させるための補正係数等も得られる。
【００２８】
また、本実施形態の血圧・流速変換データはチューブ径がφ２．５のデータに基づくものであるが、被験者５の個体間のばらつきを考慮して異なるチューブ径の血圧・流速変換データを設けておくものであってもよい。例えば、生体データ観測装置のメモリ領域１３に複数のデータテーブルを設けておく。その一方で、擬似人体測定モデル４０においてはφ２．０、φ２．５、φ３．０等のサイズのチューブ４２を用意しておく。これら各チューブ４２をそれぞれ擬似人体測定モデル４０に組み替えて計測を行い、各チューブ４２ごとに血圧変換データ、流速変換データを算出し、これを各データテーブルに書き込んでおく。更に、測定手段として被験者５の血管径を測定可能な血管径測定部を設けておき、算出結果に基づいてデータテーブルの中より被験者５の血管径に合致するチューブ径のデータテーブルを選択（図６のｇ工程参照）する構成としておく。そうすれば、被験者５の個体間のばらつきを排斥することができ、より精度の高い血圧値を得る事が出来る。
【００２９】
尚、血管径測定部としては、例えば、光電センサ２６を人の指先に装着して指先の整脈へ所定波長の光を照射し、この照射光による透過光を検出するものであってもよい。この場合には、透過光が血管径中のヘモグロビン等の成分に吸収される波長帯域のものであれば、得られる出力は血管径の変動に対応するものとなる。更に、流速値Ｖｔの変動に基づき血管径を算出することも出来る。すなわち、血管径の変動に追随して流速値Ｖｔも変動する関係（同一血管であれば血管径が細くなる部位では流速が早くなり、血管径が太くなる部位では流速が遅くなる）にあるため、同一血管に対し複数箇所で流速を測定し、各部位間の流速値Ｖｔの差に基づいて血管径を知ることが出来る。
【００３０】
＜第２実施形態＞
第１実施形態では測定手段を光電センサ２６によって構成したが、第２実施形態は光電センサ２６に加えて、第２の光電センサ９６を追加した構成となっている。そして、第１実施形態では被験者５の流速値Ｖｏ、Ｖｔを流速変換データに基づいて算出したが、第２実施形態では第２の光電センサ９６から複数の光電容積脈波を検出し、その位相差に基づいて流速値Ｖｏ、Ｖｔを算出するものである。その他の構成については、第１実施形態と同一であるため説明を省略するもののとする。尚、第１実施形態で説明した光電センサ２６が本発明の第１の光電センサに該当する。
【００３１】
第２の光電センサ９６は例えば被験者５の手首部分に装着されるとともに、図８に示すように単数個の投光部９７と複数個の受光部９８Ａ、９８Ｂ、９８Ｃとから構成されている。これら各受光部９８Ａ〜９８Ｃは同一血管の長さ方向にそれぞれ等間隔Ｌ離れて配置されており、投光部９７から照射された光の反射光（図８は説明を簡単にするために便宜的に透過光としてある）を同時に検出するようになっている。尚、受光部間の距離Ｌは数mmから数十mm程度に設定される。このように各受光部９８を配置する間隔を短くすることによって、血流が受光部９８Ａと対応した位置からから受光部９８Ｃと対応した位置まで移動するのに必要とされる移動時間と光電容積脈波の周期とをほぼ等しく設定することが出来る。このように設定しておけば、各グラフの位相差から血流が受光部間を移動する移動時間を算出することが出来る。図９は各受光部９８から得られる光電容積脈波の推移を示したグラフであるが、例えば、ｔａ、ｔｂ、ｔｃはそれぞれ各受光部９８Ａ、９８Ｂ、９８Ｃにおける光電容積脈波のピーク値である。従って、血流が受光部９８Ａと対応した位置から受光部９８Ｂと対応した位置に移動するのに必要とされる時間はｔａーｔｂであり、各受光部間の距離はＬであるため、流速値Ｖｔは以下の（７）式から算出可能である。
Ｖ＝（ｔａ−ｔｂ）／Ｌ・・・・・・・・・・・・・・（７）
【００３２】
従って、（７）式に測定基準時及び任意時期の光電容積脈波の位相差（ｔａ−ｔｂ）を代入すれば、それぞれＶｏ及びＶｔを得ることが出来る。尚、本実施形態において受光部９８を３個としたのは受光部９８Ａ、９８Ｂ間の流速値と、受光部９８Ｂ、９８Ｃ間の流速値をそれぞれ算出し、両流速値の平均値をもって本実施形態の流速値とするためである。
一方、測定基準時の血圧値Ｐｏについては第１実施形態と同様に、第１の光電センサ２６により検出された光電容積脈波から得られる換算脈波面積Ｓｏと血圧変換データに基づいて算出することができる。従って、Ｐｏ、Ｖｏ、Ｖｔが得られれば（５）式に基づいて血圧変動量ΔＰ、更には任意時期の血圧値Ｐｔを算出することが出来る。
ΔＰ＝Ｐｔ−Ｐｏ＝ρ／２（Ｖｏ2−Ｖｔ2）・・・・・・・（５）
【００３３】
また、出願人の知見によれば、流速値Ｖｔと光電センサ２６、９６より検出される光電容積脈波の周期との間にも関連性がある。従って、光電容積脈波の周期（例えば、図９中のｔｗ）に着目すれば、受光部９８を複数個設ける構成としなくても光電容積脈波の周期から流速値Ｖｔの推移を算出することも出来る。
【００３４】
ところで、第１、第２実施形態では共に被験者５の血圧値を測定することを目的としたが、例えば、血圧・流速変換データから被験者５の血流量を算出することも出来る。具体的には、測定手段として光電センサ２６の変わりに被験者測定用圧力センサ（本発明の血圧測定部に相当する）を備える構成としておく。まず、測定基準時においては、被験者測定用圧力センサから血圧値Ｐｏが得られ、更に、血圧・流速変換データから被験者５の換算脈波面積Ｓｏ、ひいては流速値Ｖｏを算出することが出来る。続いて、測定開始後の任意時期においては、（４）式にＰｔ、Ｐｏ、Ｖｏを代入することによりＶｔを算出し、更に、（２）式にφｏ、Ｖｏ、Ｖｔを代入することによりφｔを算出する。これにて、被験者５の血管径φｔ及び血液の流速値Ｖｔに基づいて被験者５の任意時期における血流量を算出することが出来る。
【００３５】
＜他の実施形態＞
本発明は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような実施形態も本発明の技術的範囲に含まれ、さらに、下記以外にも要旨を逸脱しない範囲内で種々変更して実施することができる。
【００３６】
（１）第１、第２実施形態では、擬似人体測定モデル４０を工学的に構成したが、図７に示すように動物を使用するものであってもよい。
【００３７】
（２）第１、第２実施形態では、光電センサ２６は単一波長のものを使用したが、複数の波長によるもの（例えば、２波長式のもの、３波長式のもの）であってもよい。
【００３８】
（３）第１、第２実施形態では、血圧・流速変換データを使用する際には、被験者５の光電容積脈波から算出された脈波面積を一旦、標準心拍時間当たりに換算する処理を行ったが、この換算処理を行わず、血圧・流速変換データに直接脈波面積の当てはめを行い血圧値、流速値を算出するものであってもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態における生体データ観測装置のブロック図
【図２】脈波測定器の断面図
【図３】擬似人体測定モデルのブロック図
【図４】（ａ）は、光電容積脈波の波形図である。
（ｂ）は、脈波面積と流速の相関関係を示すグラフである。
（ｃ）は、脈波面積と血圧の相関関係を示すグラフである。
【図５】被験者の血圧値の算出手順を示すフローチャート
【図６】被験者の血圧値の算出手順を示すフローチャート
【図７】擬似人体部分を動物によって構成した擬似人体測定モデルのブロック図
【図８】第２の光電センサの構成を示す概念図
【図９】受光部から得られる光電容積脈波の推移を示すグラフ
【符号の説明】
１２…ＣＰＵ（演算手段）
１３…メモリ領域
２６…光電センサ（測定手段）
３０…モニタ（表示手段）
４０…擬似人体測定モデル
４２…チューブ（移送管）
４３…ポンプ（液体給移送手段）
４４…流量センサ（流量計測部）
４５…光電センサ
４６…圧力測定部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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