(57)【要約】【課題】  本発明は、動脈の血流の脈派を検出して、高精度に血圧を測定する血圧測定器および血圧判定方法を提供することを目的とする。【解決手段】  本発明に係る血圧測定器は、被検体を圧迫するカフと、前記カフの内部に気体を送出する気体送出手段と、前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサと、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサと、前記気体送出手段が気体を送出している状態で前記血流センサからの出力波形に対応する前記圧力センサの検出値に基づいて血圧を判定する血圧判定回路と、を備える。【選択図】図１
2006136483.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を圧迫するカフと、
前記カフの内部に気体を送出する気体送出手段と、
前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサと、
前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサと、
前記気体送出手段が気体を送出している状態で前記血流センサからの出力波形に対応する前記圧力センサの検出値に基づいて血圧を判定する血圧判定回路と、
を備えることを特徴とする血圧測定器。
【請求項２】
被検体を圧迫するカフと、
前記カフの内部から気体を排出する気体排出手段と、
前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサと、
前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサと、
前記気体排出手段が気体を排出している状態で前記血流センサからの出力波形に対応する前記圧力センサの検出値に基づいて血圧を判定する血圧判定回路と、
を備えることを特徴とする血圧測定器。
【請求項３】
前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形の包絡線が最大値となったときの前記圧力センサの検出値を平均血圧又は最低血圧と判定することを特徴とする請求項１又は２に記載の血圧測定器。
【請求項４】
前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形から脈波が消失したときの前記圧力センサの検出値を最高血圧と判定することを特徴とする請求項１に記載の血圧測定器。
【請求項５】
前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形に脈波が出現したときの前記圧力センサの検出値を最高血圧と判定することを特徴とする請求項２に記載の血圧測定器。
【請求項６】
前記血流センサは、レーザ光を照射するレーザ照射部と、前記レーザ照射部の照射した前記レーザ光の前記被検体での反射光のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定するレーザ測定部と、を有することを特徴とする請求項１から５に記載のいずれかの血圧測定器。
【請求項７】
前記血流センサは、超音波を照射する超音波照射部と、前記超音波照射部の照射した前記超音波の前記被検体での反射波のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定する超音波測定部と、を有することを特徴とする請求項１から５に記載のいずれかの血圧測定器。
【請求項８】
前記カフは、人体の外耳及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１から７に記載のいずれかの血圧測定器。
【請求項９】
前記カフは、人体の外耳道及び／又は耳介の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１から７に記載のいずれかの血圧測定器。
【請求項１０】
前記カフは、人体の耳珠及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１から７に記載のいずれかの血圧測定器。
【請求項１１】
被検体を圧迫するカフの内部に気体を送出して、前記カフの内部の圧力を上昇させる過程で、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサからの出力波形及び前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサの出力値に基づいて血圧を判定することを特徴とする血圧判定方法。
【請求項１２】
被検体を圧迫するカフの内部から気体を排出して、前記カフの内部の圧力を低下させる過程で、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサからの出力波形及び前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサの出力値に基づいて血圧を判定することを特徴とする血圧判定方法。
【請求項１３】
前記血流センサからの前記出力波形の包絡線が最大値となったときの前記カフの内部の圧力を平均血圧又は最低血圧と判定することを特徴とする請求項１１又は１２に記載の血圧判定方法。
【請求項１４】
前記血流センサからの前記出力波形から脈波が消失したときの前記カフの内部の圧力を最高血圧と判定することを特徴とする請求項１１に記載の血圧判定方法。
【請求項１５】
前記血流センサからの前記出力波形から脈波が出現したときの前記カフの内部の圧力を最高血圧と判定することを特徴とする請求項１２に記載の血圧判定方法。
【請求項１６】
前記血流センサは、照射したレーザ光の前記被検体での反射光のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定することを特徴とする請求項１１から１５に記載のいずれかの血圧判定方法。
【請求項１７】
前記血流センサは、照射した超音波の前記被検体での反射波のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定することを特徴とする請求項１１から１５に記載のいずれかの血圧判定方法。
【請求項１８】
前記カフは、人体の外耳及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１１から１７に記載のいずれかの血圧判定方法。
【請求項１９】
前記カフは、人体の外耳道及び／又は耳介の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１１から１７に記載のいずれかの血圧判定方法。
【請求項２０】
前記カフは、人体の耳珠及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることを特徴とする請求項１１から１７に記載のいずれかの血圧判定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体に装着して、非観血的に血圧を測定する血圧測定器および血圧判定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来の非観血電子血圧計としては、光電センサで血管の容積変化を検出する容積脈波法を用いたものが知られている（例えば、非特許文献１及び特許文献１参照。）。図１０に従来の容積脈波法による電子血圧計の構成図を示す。
【０００３】
図１０に示す従来の電子血圧計は、生体１２１の一部を囲んで装着して圧迫するカフ１０１、カフ１０１の圧力を上昇させる送気部１０２、カフ１０１が生体１２１を圧迫する圧力を一定速度で徐々に減圧する排気部１０３、カフ１０１の内部の圧力を検出する圧力検出部１０４、圧力検出部１０４が圧力を検出した結果を出力する電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路１１１により構成される空気系と、カフ１０１に設置されて生体１２１の中の動脈１２２に光を照射する発光素子１０５とその反射光を受光する受光素子１０６、発光素子１０５を発光させる発光回路１０７、受光素子１０６が受光した前記反射光から動脈１２２の脈波を検出する脈波回路１０８、脈波回路１０８が脈波を検出した結果を出力する電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路１０９により構成される光電センサ、および前記空気系と前記光電センサを制御する制御回路１１０を備えている。
【０００４】
カフ１０１は送気部１０２により気体を供給され、生体１２１の動脈１２２を血流が停止するほどの高い圧力で圧迫し、その後、排気部１０３により排気され、カフ１０１の圧力は徐々に減少する。
【０００５】
上記のカフ１０１の圧力が減少する過程で、前記光電センサは、心臓の鼓動に同期して収縮と拡張を繰り返す動脈１２２の容積変化を検出する。
【０００６】
具体的な容積変化の検出方法としては、発光素子１０５により動脈１２２に赤外光を照射しその反射光を受光素子１０６により受光し、動脈１２２の容積変化に応じて前記赤外光の吸収が変化することを利用して検出する方法（例えば、非特許文献１参照。）がある。上記のように検出した動脈１２２の容積変化を示す容積脈波の波形の変化から血圧値を測定している。
【０００７】
図１１（Ａ）および図１１（Ｂ）は従来の容積脈波法による血圧測定の原理を説明する図である。図１１（Ａ）の横軸は時間を示し、縦軸は圧力を示し、カフ１０１の圧力を一定速度で低下させる過程における、カフ内部の圧力であるカフ圧１３１と動脈の動脈内圧１３２との関係を示している。図１１（Ｂ）の横軸は図１１（Ａ）と同じ時間を示し、縦軸は容積脈波振幅を示し、図１１（Ａ）に示すカフ圧１３１の変化に対応する容積脈波１４１の変化を示している。ここでは、カフ圧と等しい圧力が良好に動脈に加わっていると仮定する。
【０００８】
図１０に示すカフ１０１が生体１２１の動脈１２２を圧迫する圧力を、動脈１２２の血流が停止するほどの高い状態から徐々に減少させる過程で、図１１（Ａ）に示すように、カフ圧１３１は時間とともに減少し、動脈内圧１３２は脈動を繰り返す。
【０００９】
図１１（Ａ）に示すカフ圧１３１を減少させる過程において、カフ圧１３１が動脈内圧１３２の最大値以下に減少する時点（Ｔ１と表示）で、図１１（Ｂ）に示す容積脈波１４１が出現し、さらにカフ圧１３１を減少させる過程で容積脈波１４１は最大値となり、その後は徐々に減少する。
【００１０】
カフ圧１３１が動脈内圧１３２の最高値、すなわち最高血圧値よりも大きい時には動脈１２２の血流が停止して容積脈波１４１は消失しているが、カフ圧１３１が動脈内圧１３２の最高値以下になると、容積脈波１４１が出現する。そこで、容積脈波１４１が検出され始める時点、すなわち、カフ圧１３１は動脈内圧１３２の最高値以下に低下する時点（Ｔ１と表示）のカフ圧１３１を最高血圧１３３と決定している。
【００１１】
容積脈波１４１が出現して最大値に達し、その後、減少する間に容積脈波１４１の波形には最低値に圧力変化の無い平坦部１４２が存在し、この平坦部１４２の時間幅はカフ圧１３１の減少と共に小さくなり、ついには図１１（Ｂ）にＴ２と表示する時点で消失する。この現象は、動脈内圧１３２がカフ圧１３１より小さいときは動脈がカフ圧１３１に抗して拡がることが出来ず、動脈内圧１３２がカフ圧１３１より大きいときのみ拡がるためと解釈される。
【００１２】
ここで、上記の測定が腕などの心臓から近い部分で行なわれた場合、容積脈波１４１の振幅が最大となり、かつ容積脈波１４１の平坦部１４２の消失する時点のカフ圧１３１を平均血圧１３４と決定する方法等が報告されている。（例えば、非特許文献１参照。）
【００１３】
一方、上記の測定が外耳などの生体の抹消部において行なわれた場合、容積脈波１４１の振幅が最大となる時点（Ｔ２と表示）のカフ圧１３１を最低血圧と近似できることが報告されている。（例えば、非特許文献２参照。）
【特許文献１】特開平８−２８０６４２号公報
【非特許文献１】「光電センサを用いた新指式血圧計測法」Ｏｍｒｏｎ  Ｔｅｃｈｎｉｃｓ  Ｖｏｌ．３６、ｐ１７０−１７５、１９９６
【非特許文献２】Ｌ．Ａ．ＧＥＤＤＥＳ「Ｔｈｅ  ＤＩＲＥＣＴ  ａｎｄ  ＩＮＤＩＲＥＣＴ  ＭＥＡＳＵＲＭＥＮＴ  ｏｆ  ＢＬＯＯＤ  ＰＲＥＳＳＵＲＥ」，ＹＥＡＲ  ＢＯＯＫ  ＭＥＤＩＡＬ  ＰＵＢＬＩＳＨＥＲＳ，ＩＮＣ，ｐ．９７，１９７０．
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
しかし、容積脈波法による従来の血圧計においては、図１１（Ｂ）に示す容積脈波１４１の出現時点、容積脈波１４１の最大値の出現時点、あるいは容積脈波１４１の平坦部１４２の消失時点、の検出が必要であるために、容積脈波１４１の波形形状の正確な把握が不可欠である。この場合、最高血圧測定のための容積脈波の出現時点の判定は比較的容易であるが、最低血圧の高精度な測定は困難となる。
【００１５】
すなわち、（１）容積脈波１４１の最大値の測定においては、容積脈波１４１の振幅は測定中の生体の動きによるノイズなどにより変動するために測定誤差が大きい、（２）容積脈波１４１の平坦部１４２の消失時点の測定は、生体の動き等によるノイズに平坦部１４２が埋もれる、あるいは図１０に示す脈波回路１０８、Ａ／Ｄ変換回路１０９の非線形性により容積脈波１４１の波形歪みが発生し、平坦部１４２が正確に測定できないなどの課題がある。
【００１６】
そこで、本発明は、従来技術における上記の課題を解決し、高精度に血圧を測定する血圧測定器および血圧判定方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明では、カフにより被検体を圧迫する圧力を上昇させる過程、あるいはカフにより被検体の血流が停止するほどの高い圧力で圧迫した後に、圧迫する圧力を低下させる過程において、被検体を圧迫するカフの位置より血流の下流側において、被検体の血流センサにより血流に関する値を測定して脈波を検出する。
【００１８】
ここで、血流に関する値とは、血流量、血液量、血流速度、脈拍を例示できる。例えば血流量は、血液量と血液の流速との積で導出できる。この場合、血流センサにより、レーザドップー効果を用いて検出した周波数成分から血液を構成する成分（血球）の速度の相対値をすべて検出する。そして、速度が測定可能な微粒子を用いた標準形での測定値を基に絶対値に換算して血液量を求める。また、脈拍も同様にレーザドップー効果を用いて検出した周波数成分から検出することができる。
【００１９】
具体的には、本発明に係る血圧測定器は、被検体を圧迫するカフと、前記カフの内部に気体を送出する気体送出手段と、前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサと、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサと、前記気体送出手段が気体を送出している状態で前記血流センサからの出力波形に対応する前記圧力センサの検出値に基づいて血圧を判定する血圧判定回路と、を備えることを特徴とする。
【００２０】
また、本発明に係る血圧測定器は、被検体を圧迫するカフと、前記カフの内部から気体を排出する気体排出手段と、前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサと、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサと、前記気体排出手段が気体を排出している状態で前記血流センサからの出力波形に対応する前記圧力センサの検出値に基づいて血圧を判定する血圧判定回路と、を備えることを特徴とする。
【００２１】
ここで、「血圧を判定する」とは、被検体の血圧の状態を判定することをいい、例えば血圧が高いか低いか、或いは最高血圧、最低血圧又は平均血圧を判定する。また、具体的な血圧値を測定することも含むものとする。なお、上記の定義は、以下の記載において同じである。
【００２２】
また、上記血圧測定器において、前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形の包絡線が最大値となったときの前記圧力センサの検出値を平均血圧又は最低血圧と判定することが望ましい。
【００２３】
また、上記血圧測定器において、前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形から脈波が消失したときの前記圧力センサの検出値を最高血圧と判定することが望ましい。
【００２４】
また、上記血圧測定器において、前記血圧判定回路は、前記血圧判定回路は、前記血流センサからの出力波形に脈波が出現したときの前記圧力センサの検出値を最高血圧と判定することが望ましい。
【００２５】
ここで、上記包絡線が、後述する最大値に達したときの前記カフが前記生体の動脈を圧迫する圧力を、前記カフが腕などの心臓から近い部分に装着されている場合は前記生体の平均血圧と判定し、前記カフが外耳などの前記生体の抹消部分に装着されている場合は前記生体の最低血圧と判定する。さらに、上記のように検出した前記脈波が消失、あるいは出現したときの前記カフが前記生体の動脈を圧迫する圧力は、前記生体の最高血圧と判定する。
【００２６】
以上のように、血流センサにより被検体の血流に関する値を測定し、脈波を検出することで、被検体の動きによる雑音、あるいは測定系の非線形性による脈波の波形の歪が混入することなく、脈波を高精度に検出することが可能となるので、高精度の血圧判定が可能となる。そして、平均血圧または最低血圧、あるいは最高血圧を高精度に測定できる。
【００２７】
さらに、以上のように、本発明では血流と血圧を同時に測定するので、前記被検体が、以下に示す生体のいずれかの血管である場合、抹消抵抗や動脈硬化に関する知見が得られる利点がある。
【００２８】
（１）上腕等の太めの動脈（心臓からの血管抵抗の影響の比較的小さい領域）の場合
従来の血圧に加え、血流を測定することにより、血液の粘性（通称、サラサラ度）の改善対策の指針を得ることができる。また圧力を減少させる時に血管がふくらみ回復することを定量化することにより血管の柔らかさを測定でき、動脈硬化等の対策の指針を得ることができる。
【００２９】
（２）足首、等の末梢血管の場合
従来の血圧に加え、血流を測定することにより、末梢血流に関する知見を得ることができ、末梢血圧の情報と合わせ、末梢抵抗、動脈硬化に関する情報を得ることができる。このような情報により、例えば脳梗塞のような動脈硬化に起因する疾患を未然に予防することが可能となる。
【００３０】
（３）耳等の末梢血管の場合
従来の血圧に加え、脳血流を測定することにより、末梢血流に関する知見に加え、脳血流に関する情報を得られる。脳血流は、重要なパラメータであり、例えば、この脳血流の測定を体位と組み合わせて行えば、起立性低血圧の診断を行うことができる。
【００３１】
さらに、上記の血圧測定において血流量の変化をモニタし、前記カフが前記生体を圧迫する圧力を零とすることにより通常の状態の血流を測定して、血流量の前記生体の圧迫圧力依存性を求めれば、従来の血流測定において血流センサを前記生体へ押し当てる強度により血流の測定に生じる誤差を排除して、高精度に血流を測定できる利点もある。
【００３２】
上記の血圧測定器において、前記血流センサは、レーザ光を照射するレーザ照射部と、前記レーザ照射部の照射した前記レーザ光の前記被検体での反射光のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定するレーザ測定部と、を有することが望ましい。
【００３３】
上記のように、前記レーザ照射部と前記レーザ測定部により構成する前記血流センサにより、前記血流に関する値を測定し、脈波を高精度に検出することにより、被検体の動きによる雑音や外部からの音による雑音の影響を受けることなく前記被検体の血圧を高精度に測定できる。
【００３４】
また、上記の血圧測定器において、前記血流センサは、超音波を照射する超音波照射部と、前記超音波照射部の照射した前記超音波の前記被検体での反射波のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定する超音波測定部と、を有することが望ましい。
【００３５】
上記のように、前記超音波照射部と前記超音波測定部により構成する前記血流センサにより、前記血流に関する値を測定し、脈波を高精度に検出することにより、被検体の動きによる雑音や外部からの音による雑音の影響を受けることなく前記被検体の血圧を高精度に測定できる。
【００３６】
また、上記の血圧測定器において、前記カフは、人体の外耳及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００３７】
また、上記の血圧測定器において、前記カフは、人体の外耳道及び／又は耳介の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００３８】
また、上記の血圧測定器において、前記カフは、人体の耳珠及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００３９】
上記のように、前記カフを前記外耳に装着して、前記生体の血圧を測定することにより、血圧値を連続的に且つ高精度に測定できる。
【００４０】
また、本発明では、血流センサ及び圧力センサを備える血圧測定器の動作方法であって、血流センサからの出力波形と圧力センサの出力値から血圧を判定する。
【００４１】
具体的には。本発明に係る血圧判定方法は、被検体を圧迫するカフの内部に気体を送出して、前記カフの内部の圧力を上昇させる過程で、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサからの出力波形及び前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサの出力値に基づいて血圧を判定することを特徴とする。
【００４２】
また、本発明に係る血圧判定方法は、被検体を圧迫するカフの内部から気体を排出して、前記カフの内部の圧力を低下させる過程で、前記被検体の血流に関する値を測定する血流センサからの出力波形及び前記カフの内部の圧力を検出する圧力センサの出力値に基づいて血圧を判定することを特徴とする。
【００４３】
上記血圧判定方法において、前記血流センサからの前記出力波形の包絡線が最大値となったときの前記カフの内部の圧力を平均血圧又は最低血圧と判定することが望ましい。
【００４４】
また、上記血圧判定方法において、前記血流センサからの前記出力波形から脈波が消失したときの前記カフの内部の圧力を最高血圧と判定することが望ましい。
【００４５】
また、上記血圧判定方法において、前記血流センサからの前記出力波形から脈波が出現したときの前記カフの内部の圧力を最高血圧と判定することが望ましい。
【００４６】
以上のように、血流センサにより血流に関する値を測定し、脈波を検出することにより、生体の動きによる雑音、あるいは測定系の非線形性による脈波の波形の歪が混入することなく、脈波を高精度に検出することが可能となるので、高精度の血圧判定を可能とする。そして、平均血圧または最低血圧、あるいは最高血圧を高精度に測定できる。
【００４７】
上記の血圧判定方法において、前記血流センサは、照射したレーザ光の前記被検体での反射光のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定することが望ましい。
【００４８】
上記のように、前記レーザ光により前記血流に関する値を測定し、前記動脈の脈波を高精度に検出することにより、被検体の動きによる雑音や外部からの音による雑音の影響を受けることなく前記生体の血圧を高精度に測定できる。
【００４９】
また、上記の血圧判定方法において、前記血流センサは、照射した超音波の前記被検体での反射波のドップラー効果により前記被検体の血流に関する値を測定することが望ましい。
【００５０】
上記のように、前記超音波により前記血流に関する値を測定し、前記動脈の脈波を高精度に検出することにより、被検体の動きによる雑音や外部からの音による雑音の影響を受けることなく前記生体の血圧を高精度に測定できる。
【００５１】
また、上記の血圧判定方法において、前記カフは、人体の外耳及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００５２】
また、上記の血圧判定方法において、前記カフは、人体の外耳道及び／又は耳介の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００５３】
また、上記の血圧判定方法において、前記カフは、人体の耳珠及び／又はその周辺の動脈を圧迫するカフであることが望ましい。
【００５４】
上記のように、前記カフを前記外耳に装着して、前記生体の血圧を測定することにより、血圧値を連続的に且つ高精度に測定できる。
【発明の効果】
【００５５】
本発明に係る血圧測定器又は血圧判定方法によれば、従来の血圧計における容積脈波の測定において混入する被検体の動きによる雑音、あるいは測定系の非線形性による容積脈波の歪の影響を排除して、血圧を正確に判定することができる。また、本発明に係る血圧測定器又は血圧判定方法によれば、血流と血圧とを同時に高精度に測定できるので、被検体としての生体の生活習慣病の治療の重要な指針となる末梢抵抗、動脈硬化に関する情報を得ることができる。
【００５６】
さらに、本発明に係る血圧測定器又は血圧判定方法によれば、人体の外耳及び／又はその周辺等の部位において血圧を測定すると、日常生活において連続的に、高精度に血圧を測定できるので、健康管理に有効な血圧測定データを取得可能である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５７】
以下に、本発明に係る血圧測定器及び血圧判定方法について実施形態を示して詳細に説明するが、本発明は、以下の記載に限定して解釈されない。
【００５８】
図１に、本実施形態に係る血圧測定器の概略構成図を示す。本実施形態では、本発明に係る血圧測定器を被検体としての耳珠５に装着した例を示している。
【００５９】
本実施の形態の血圧測定器５１は被検体としての耳珠５の動脈２を圧迫するカフ１１と、カフ１１の内部に気体を送出する気体送出手段としての気体送出部１２と、カフ１１の内部から気体を排出する気体排出手段としての気体排出部１３と、カフ１１の内部の圧力を検出する圧力センサ１４と、耳珠５の動脈２を流れる血流を測定する血流センサ１５と、耳珠５の動脈２の血圧を判定する血圧判定回路２０と、を有している。そして、カフ１１及び血流センサ１５がＵ字体２３に配置されている。ここで、電源などの通常の技術により実現できる部分は図示していない。また本実施形態では、気体送出部１２と気体排出部１３とを共に備えているが、気体送出部１２、気体排出部１３のいずれか一方を備えた場合も本実施の形態に含まれている。
【００６０】
Ｕ字体２３は、例えば弾性体からなるクリップ構造となっており、被検体としての耳珠５を挟持することができる。Ｕ字体２３は、耳珠５を挟持することができればよい。例えば、２枚の部材をコイルばねを介して結合して耳珠５を挟持するものであってもよい。
【００６１】
カフ１１は、１の面が開放された筺体２９と、筺体２９の開放された１の面の側に押圧面３２を形成した伸縮部材からなる袋体３０とを有し、袋体３０は、気体送出部１２、気体排出部１３の各々とパイプなどの圧力伝達手段７２、７３により接続されている。そして、例えば、耳珠５の一部を囲むように保持し、気体送出部１２から圧力伝達手段７２を介して送出される気体によりカフ１１の内部の圧力を上昇させることにより押圧面３２がせり出して耳珠５の動脈２を圧迫する機能を有する。また、気体排出部１３から圧力伝達手段７３を介して気体が排出されることによりカフ１１の内部の圧力を低下させて耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を弱める機能を有する。本実施形態では、カフ１１は、耳珠５を挟持して装着するものを示しているが、被検体としての耳珠５を気体の圧力により圧迫するものであればいずれのものであってもよい。
【００６２】
ここで、筺体２９は、カフ圧の上昇による変形がないように非伸縮部材を適用する。例えば、プラスチックや金属等の非伸縮部材を適用することができる。また、袋体３０となる伸縮部材は、ゴム、ポリエチレンフィルム等の伸縮部材を適用することができる。これらの部材は、被検体としての耳珠５との密着性がよく、耳珠５を傷つけることがない。なお、本実施形態では、カフ１１は、押圧面３２を空気によってせり出させて被検体としての耳珠５を圧迫するが、被検体としての耳珠５を空気により押圧することができれば、例えば、空気の圧力によりピストンを上下させて耳珠５を押圧するものであってもよい。また、図１の耳珠５の上面とＵ字体２３との間にカフ１１と同様の形状のものを挿入し、上下から圧力を加えるような構造であってもよい。さらに、血流センサ１５は筺体２９の底部にじかに接するようにしてもよい。
【００６３】
圧力センサ１４は、圧力伝達手段７０を介して、カフ１１の内部の圧力を測定する。そして、測定した結果を電気信号９０ａとして、信号伝達手段７１ａを介して血圧判定回路２０の第１の入力端子２１に送信する機能を有する。
【００６４】
血流センサ１５は、耳珠５の動脈２をカフ１１が圧迫する部分よりも耳珠５の抹消側に装着される。そして、耳珠５の動脈２の内部を流れる血流に関する値を測定し、測定結果を電気信号９０ｂとして、信号伝達手段７１ｂを介して血圧判定回路２０の第２の入力端子２２に送信する機能を有する。
【００６５】
血流センサ１５により耳珠５の血流に関する値を測定し、脈波を検出することで、耳珠５の動きによる雑音、あるいは測定系の非線形性による脈波の波形の歪が混入することなく、脈波を高精度に検出することが可能となるので、高精度の血圧判定が可能となり、また、平均血圧または最低血圧、あるいは最高血圧を高精度に測定できる。
【００６６】
この血流センサ１５は、レーザ光を利用したものを適用することが望ましい。ここで、本実施形態に係る血圧測定器５１における血流センサ１５の構成例について説明する。図２に、レーザ光を利用した血流センサの概略構成図を示すと共に、この血流センサを被検体としての耳珠５に装着した状態を示している。ここで、電源などの通常の技術により実現できる部分は図示していない。
【００６７】
本実施の形態では、血流センサ３５は、被検体としての前記耳珠５の動脈２にレーザ光６０ａを照射するレーザ照射部１６と、前記耳珠５の動脈２でのレーザ光６０ａの反射光６０ｂのドップラー効果により耳珠５の血流に関する値を測定するレーザ測定部１７とを有する。
【００６８】
図２に示す血流センサ３５において、レーザ照射部１６はレーザ光６０ａを耳珠５の動脈２に照射する。動脈２の中の血球６２により反射する反射光６０ｂは血球６２の流れる速度６３によりドップラー効果を受けて波長が変化してレーザ測定部１７により測定される。ドップラー効果による反射光６０ｂの波長の変化量から、動脈２の中を流れる血球６２の速度が測定され、この速度から、例えば血流量を測定することができる。なお、このドップラー効果により血流量を測定する測定原理自体は従来から知られているものである。
【００６９】
このように、血流センサ３５は、照射したレーザ光６０ａのドップラー効果により血球６２が移動する速度６３により血流に関する値を測定するため、耳珠５の移動などによる雑音や外部からの音による雑音の影響を受けることなく、動脈２の脈波を検出することができる。
【００７０】
次に、図２に示す血流センサの具体的な構成について説明する。図３に、本実施形態に係る血流センサの一部（センサチップ）を示した構成図を示す。（ａ）は正面図、（ｂ）は、Ａ−Ａ´における断面図である。
【００７１】
図３に示す血流センサ３７は、シリコンからなる半導体基板５２上（２ｍｍ×３ｍｍ程度）に電極５５ｃを形成し、はんだ膜５３ｃを介して発光素子としての半導体レーザ５７を形成している。また、はんだ膜５３ｄを介して受光素子としてのオートパワーコントロール用のフォトダイオード５８を形成している。また、半導体基板５２上に電極５５ａ、５５ｂを形成し、はんだ膜５３ａ、５３ｂを介してフォトダイオード５４ａ、５４ｂを形成している。なお、半導体レーザ５７、フォトダイオード５８及びフォトダイオード５４ａ、５４ｂは、半導体基板５２上にボンディングすることによって形成するが、高精度のボンディング技術に関して、例えば特許文献２に開示されている。
【特許文献２】特開平９−５５３９３号公報
【００７２】
この血流センサ３７は、半導体レーザ５７に電流を注入するとレーザが発振する。この場合、半導体レーザ５７の片面に設けたフォトダイオード５８で半導体レーザ５７の出力をモニタし、フィードバック回路（不図示）により半導体レーザ５７の注入電流を制御することで、半導体レーザ５７のレーザ発振パワーを一定に保つことができる。そして、半導体レーザ５７から出射した光は図３の点線で示した水平方向及び垂直方向に広がりながら空間を伝播する。
【００７３】
半導体レーザ５７から出射した光を図２に示すように耳珠５に照射すると、照射光が血球６２で散乱反射する。そして、反射光をフォトダイオード５４ａ、５４ｂの受光部６７ａ、６７ｂによってそれぞれ受光する。
【００７４】
以上説明した血流センサ３７は、光学部品を２次元的に組み立てればよく、光軸合わせや調整が不要なため、製造コストが安価で量産できる。
【００７５】
次に、図４に、血流センサの一部（センサチップ）の別形態を示す。（ａ）は正面図、（ｂ）は、Ａ−Ａ´における断面図である。
【００７６】
図４に示す血流センサ３８では、図３で説明した血流センサ３７の半導体レーザ５７とフォトダイオード５４ａとの間に、さらに遮光板を設けた形態である。血流センサ３８は、シリコンからなる半導体基板５２上に電極５５ｇを形成し、はんだ膜５３ｇを介して発光素子としての半導体レーザ９６を形成している。また、半導体レーザ９６の端面には、端面に結合するように光導波路８９を形成している。光導波路８９は、ふっ素化ポリイミドからなり、下部クラッド、コア、上部クラッドの３層を有し、半導体レーザ９６の活性層の高さと光導波路のコア中心の高さが略一致するように形成されている。また、半導体基板５２上に電極５５ｄを形成し、はんだ膜５３ｈを介して受光素子としてのフォトダイオード９８を形成している。
【００７７】
また、半導体レーザ９６とフォトダイオード９８との間で電極５５ｆ上にはんだ膜５３ｆを介して遮光板８７を形成している。遮光板８７は、半導体レーザ９６からフォトダイオード９８への直接光の入射を遮る。また、さらに、電極５５ｅ上にはんだ膜５３ｅを介して遮光板８３ａ、８３ｂを形成している。この２枚の遮光板８３ａ、８３ｂは、不要散乱光を遮る。また、遮光板８３ａ、８３ｂの間隔を約６５μｍとすることによりＳ／Ｎ比（信号対雑音比）のよい信号を得ることができる。遮光板８７及び遮光板８３ａ、８３ｂは、半導体基板５２上にボンディングして形成することもできるし、予めシリコン基板上にＫＯＨなどによるウェットエッチングやＤｅｅｐ  Ｒｅａｃｔｉｖｅ  ｉｏｎ  ｅｔｃｈｉｎｇ装置などによるドライエッチングで加工しておくことも可能である。また、スリット、ピンホールを前もって形成した板を半導体基板５２上にボンディングして遮光板として適用してもよい。
【００７８】
半導体レーザ９６から出射した光を図２に示すように耳珠５に照射すると、照射光が血球６２で散乱反射する。そして、反射光をフォトダイオード９８によって受光する。
【００７９】
このように、血流センサ３８では、遮光板８７により半導体レーザからの直接光を遮光し、さらに２枚の遮光板８３ａ、８３ｂにより不要散乱光を遮光することにより、フォトダイオード９８への雑音量を低減させることができる。そのため、図２に示す反射光６０ｂの強度が微弱であっても、確実に反射光６０ｂの波長の変化量を検出することができる。
【００８０】
次に、図４で説明した遮光板の別の形態について説明する。図５に、遮光板の他の構成例を示す。（ａ）は上面図、（ｂ）は正面図、（ｃ）は右側面図である。
【００８１】
図５に示す血流センサは、図４で説明した血流センサ３８の遮光板８７及び遮光板８３ａ、８３ｂの代わりに、発光素子９４及び受光素子９３を囲みうる遮蔽ブロック９７を設けた形態である。この遮光ブロック９７は、半導体基板５２上に接着している。
【００８２】
このように、発光素子９４及び受光素子９３を囲むように遮光ブロック９７を設けることにより、遮光効果をさらに向上させることができる。
【００８３】
次に、図６に、血流センサの一部（センサチップ）の別形態を示す。（ａ）は正面図、（ｂ）はＡ−Ａ´における断面図、（ｃ）はＢ−Ｂ´における断面図、（ｄ）はＣ−Ｃ´における断面図である。図６に示す血流センサ４０は、図３から図５で説明した血流センサと異なり、同一の半導体基板５２上に凹部４９ａ、４９ｂを形成し、この凹部４９ａ、４９ｂに発光素子及び受光素子とを配置する。そして、半導体基板５２の上面に不要散乱光を遮る遮光膜４７ｃを形成したカバー基板４４を配置した形態である。
【００８４】
図６（ａ）に示す血流センサ４０は、表面熱酸化したシリコンからなる半導体基板５２上（シリコン基板２１：９．７°オフアクシスカット（１００）シリコン基板を使用したシリコンベンチ）に電極９１ｂを形成し、傾斜面に囲まれた凹部４９ａにおける電極９１ｂ上にはんだ膜（不図示）を介して発光素子としての端面発光ＬＤ（レーザダイオード）４６を形成している。また、同一半導体基板５２上に、電極９１ａを形成し、傾斜面に囲まれた凹部４９ｂにおける電極９１ａ上にはんだ膜（不図示）を介して受光素子としての面入射ＰＤ（フォトダイオード）４５を形成している。さらに、半導体基板５２上には、カバー基板４４を設ける。このカバー基板４４は、例えば合成石英を適用することができる。また、カバー基板４４として合成石英を適用した場合には、６インチ合成石英ウェハをダイシングすることにより形成することができる。
【００８５】
端面発光ＬＤ４６としては、例えば波長１．３μｍのＤＦＢレーザを適用できる。波長１．３μｍのＤＦＢレーザを適用することにより、光が被検体としての生体の皮下組織の奥まで透過し、さらに波形の劣化が少ない。
【００８６】
また、図６（ｂ）に示すように、端面発光ＬＤ４６の照射光を反射させる傾斜面４８を半導体基板５２上に形成している。ここでは、９．７°オフアクシスカットとした（１００）シリコン基板をウェット異方性エッチングで形成している。この場合、（１１１）面４５°で表れるため、この傾斜面４８に金属膜（ＴｉＰｔＡｕ）を蒸着してミラー５９とする。また、カバー基板４４にバイナリレンズ５６を半導体プロセスにより形成している。そのため、端面発光ＬＤ４６からの光を発散光、収束光、平行光の状態で被検体としての生体組織へ照射することが可能である。このバイナリレンズ５６は、例えば屈折レンズやフレネルレンズ等のレンズであってもよい。
【００８７】
また、図６（ｃ）に示すように、面入射ＰＤ４５を配置した半導体基板５２上に遮光膜４７ｄとしての金属（ＴｉＰｔＡｕ）膜をパターニングしている。これにより端面発光ＬＤ４６から半導体基板５２を通して面入射ＰＤ４５に入射する迷光を防ぐことができる。
【００８８】
次に、この血流センサ４０の動作について説明する。電極９１ｂから端面発光ＬＤ４６に電流を注入すると端面発光ＬＤ４６が発振する。ここで、パワーを一定にレーザ発振させる場合には、前述したように、オートパワーコントロール用のフォトダイオード（不図示）を端面発光ＬＤ４６の背面に配置しフィードバック回路によって、注入電流の制御を行う。そして、端面発光ＬＤ４６から出射した光は、傾斜面４８に設けたミラー５９で反射し、バイナリレンズ５６によって発散光、収束光、平行光として出射される。
【００８９】
端面発光ＬＤ４６から出射した照射光９２ａを図２に示すように耳珠５に照射すると、照射光が血球６２で散乱反射する。そして、図６（ｃ）に示すように、反射光９２ｂを面入射ＰＤ４５によって受光する。なお、図は省略するが、端面発光ＬＤ４６の代わりに面発光ＬＤを用いることも可能である。
【００９０】
以上説明したように、本実施形態に係る血圧測定器では、血流センサとして種々の形態のものを適用することができる。また、血流センサは小型でワンチップのものを適用できるので、血圧測定器自体をコンパクト化し、例えば生体の耳珠等の小さい部位においても血圧の高精度な測定を可能とする。
【００９１】
また、図１に示す本実施の形態に係る血圧測定器５１では、血流センサ１５として超音波を利用したものを適用することもできる。図７に、超音波を利用した血流センサの概略構成図を示すと共に、この血流センサを被検体としての耳珠５に装着した状態を示している。ここで、電源などの通常の技術により実現できる部分は図示していない。本実施の形態では、血流センサ３６は、被検体としての耳珠５の動脈２に超音波６１ａを照射する超音波照射部１８と、前記耳珠５からの反射波６１ｂのドップラー効果により耳珠５の血流に関する値を測定する超音波測定部１９とを有する。
【００９２】
図７に示す血流センサ３６において、超音波照射部１８は超音波６１ａを耳珠５の動脈２に照射する。動脈２の中の血球６２により反射する反射波６１ｂは血球６２の流れる速度６３によりドップラー効果を受けて波長が変化して超音波測定部１９により測定される。ドップラー効果による反射波６１ｂの波長の変化量から、動脈２の中を流れる血球６２の速度が測定され、この速度から、例えば血流量を測定することができる。なお、このドップラー効果により血流量を測定する測定原理自体は従来から知られているものである。
【００９３】
このように、血流センサ３６は、照射した超音波６１ａのドップラー効果により血球６２が移動する速度６３により血流に関する値を測定するため、耳珠５の移動などによる雑音の影響や外部からの音による雑音の影響を受けることなく、動脈２の脈波を検出することができる。
【００９４】
図１に示す血圧判定回路２０は、気体送出部１２が気体を送出しているか或いは気体排出部１３が気体を排出している状態で、血流センサ１５からの出力波形に対応する圧力センサ１４の検出値に基づいて血圧を判定する。血圧判定回路２０は、上記のように血流センサにより高精度に検出した脈波と圧力センサからの検出値とを比較することで、高精度な血圧判定が可能となる。また、本実施形態では、血圧判定回路２０は、第２の入力端子２２を介して入力される血流センサ１５が測定する血流に関する値から動脈２の脈波と第１の入力端子２１を介して入力される圧力センサ１４の検出するカフ１１の内部の圧力を検出し、検出した脈波の波形あるいは振幅が、所定の波形あるいは振幅に一致した場合、血流センサ１５からの出力波形に対応するカフ１１の内部の圧力の値から、耳珠５の血圧について最高血圧、平均血圧又は最低血圧を判定する機能を有する。
【００９５】
ここで、血圧判定回路２０による血圧判定原理について説明する。図８は、図１に示す血圧判定回路２０が検出する脈波とカフ１１の内部の圧力との関係の一例を示している。図８において、横軸は時間を示し、左側の縦軸は図１に示すカフ１１の内部の圧力であるカフ圧力を示し、右側の縦軸は耳珠５の動脈２の血流量（相対値）を示している。また、カフ圧３１は、図１に示す前記カフ１１が前記耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を示し、カフ圧３１は血流が停止するほどの高い圧力から時間とともに、一様に低下する状態を示し、脈波４１は前記動脈２の脈波に対応する血流（以後、脈波と呼ぶ。）の変化を示している。なお、図１では単純化しているが、動脈２は種々の向きの動脈の集合体であってもよい。
【００９６】
図８において、カフ圧３１が前記動脈２の血液の圧力の最高値よりも高い状態においては、血流が停止している。そのために、脈波４１は現れない。この領域を平坦部４２とする。この平坦部４２は、電気的なノイズ領域となる。そして、カフ圧３１が前記動脈２の血液の圧力の最高値以下になる時点（Ｔ１と表示）において、脈波４１が出現し、この時点のカフ圧３１が前記耳珠５の最高血圧３３である。
【００９７】
さらに、カフ圧３１を低下させると、脈波４１は最大値に達し、減少に転じる。ここで、前記カフ１１が腕などの心臓から近い部分に装着されている場合、上記の脈波４１が最大値に達する時点（Ｔ２と表示）のカフ圧３１は生体の平均血圧３４となる。これら最高血圧３３と平均血圧３４から最低血圧は算出しうる。あるいは、本実施形態のように、図１に示す前記カフ１１が外耳の耳珠５などの生体の抹消部分に装着されている場合、上記の脈波４１が最大値に達する時点のカフ圧３１は生体の近似的な最低血圧とみなしうる。（例えば、非特許文献２、ｐ９７、Ｆｉｇ２−２２参照。）
【００９８】
本実施形態では、脈波４１は振動しながら変動するため、脈波４１の最大値は、脈波４１の包絡線４３の最大値によって判定することとする。なお、本実施形態では、包絡線４３は、脈波４１の極大の値に接する曲線としたが、当然に脈波４１の極小の値に接する曲線としてもよい。
【００９９】
上記のように、図１に示す前記カフ１１により前記耳珠５の動脈２を、血流が停止するほどの高い圧力で圧迫して、その後、前記カフ１１の圧力を減少させる過程におけるカフ圧３１および脈波４１の変化と、最高血圧３３、平均血圧又は最低血圧３４の関係を説明したが、上記の関係は、図１に示す前記カフ１１の圧力を低い状態から徐々に高くした場合、すなわち図８の時間軸を右から左へ逆に変化した場合も全く同様である。即ち、図８に示す前記カフ１１により前記耳珠５の動脈２を圧迫していく過程では、図８に示す脈波４１は時間軸の右側から徐々に増加して最大値に達し、その後減少に転じる。さらに圧迫して血流が停止するほどの高い圧力となると、脈波４１は消失し、平坦部４２のノイズ領域へと推移することとなる。
【０１００】
従って、カフ圧３１を十分高い圧力から減少させる過程、あるいはカフ圧３１を十分低い圧力から増加させる過程の何れにおいても、上記のように脈波４１の変化から、最高血圧３３、平均血圧又は最低血圧３４を測定できる。
【０１０１】
次に、本実施形態に係る血圧測定器５１の動作方法について図１を参照して説明する。なお、ここでは、カフ１１を被検体としての耳珠５の動脈２に装着した場合について説明する。
【０１０２】
まず、気体送出部１２を操作して、気体をカフ１１の内部に送出し、カフ１１の内部の圧力を上昇させることにより耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を徐々に上昇させる。
【０１０３】
そして、上記のカフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、血流センサ１５により耳珠５の動脈２の例えば血流量を測定し、血流量の測定結果を電気信号９０ｂとして出力する。
【０１０４】
ここで、血流センサとして、図２から図６に示すレーザ光を用いた血流センサや図７に示す超音波を用いた血流センサ３６を適用することで、レーザ光の反射光や超音波の反射波のドップラー効果により動脈２に流れる血球が移動する速度により血流に関する値を測定するため、耳珠５の移動などによる雑音の影響や外部からの音による雑音の影響を受けることなく、動脈２の脈波を検出することができる。
【０１０５】
また、上記のカフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、圧力センサ１４によりカフ１１が耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を検出し、測定結果を電気信号９０ａとして出力する。
【０１０６】
血圧判定回路２０は、カフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、血流センサ１５からの電気信号９０ｂとしての出力波形と圧力センサ１４からの出力値である電気信号９０ａとしてのカフ１１の内部の圧力とを検出し、検出した血流センサ１５の出力波形と圧力センサ１４の出力値に基づいて血圧を判定する。本実施形態では、図８により説明した原理に従って、血流センサ１５からの出力波形の包絡線が最大値となったときのカフ１１の内部の圧力を、生体の最低血圧と判定する。なお、カフ１１が腕などの心臓から近い部分に装着されている場合は、生体の平均血圧と判定する。そして、さらにカフ１１の内部に気体を送出し、血流センサ１５の出力波形から脈波が消失したときのカフ１１の内部の圧力を生体の最高血圧と判定する。ここで、本実施形態で示すように、気体送出部１２と共に気体排出部１３を備えることにより、血圧測定中に異常事態が生じた場合や血圧測定の終了時に気体排出部１３から空気を排出してカフ１１の内部の圧力を低下させることにより、血圧測定を安全に終了させることができる。
【０１０７】
一方、次のようにして本実施形態に係る血圧測定器５１を動作させることもできる。まず、カフ１１の内部に気体を満たし、耳珠５の動脈２の血流が停止するほどの圧力で耳珠５の動脈２をカフ１１により圧迫した状態から、気体排出部１３を操作して、カフ１１の内部から気体を排出する。そして、カフ１１の内部の圧力を低下させることにより耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を徐々に低下させる。ここで、本実施形態で示すように、気体排出部１３と共に気体送出部１２を備えることにより、気体送出部１２から空気を送出してカフ１１の内部の圧力を上昇させ、耳珠５の動脈２の血流が停止するほどの圧力で耳珠５の動脈２をカフ１１により圧迫することができる。
【０１０８】
そして、上記のカフ１１の内部の圧力の低下の過程において、血流センサ１５により耳珠５の動脈２の例えば血流量を測定し、血流量の測定結果を電気信号９０ｂとして出力する。
【０１０９】
ここで、血流センサとして、図２から図６に示すレーザ光を用いた血流センサや図７に示す超音波を用いた血流センサ３６を適用することで、レーザ光の反射光や超音波の反射波のドップラー効果により動脈２に流れる血球が移動する速度により血流に関する値を測定するため、耳珠５の移動などによる雑音の影響や外部からの音による雑音の影響を受けることなく、動脈２の脈波を検出することができる。
【０１１０】
また、上記のカフ１１の内部の圧力の低下の過程において、圧力センサ１４によりカフ１１が耳珠５の動脈２を圧迫する圧力を検出し、測定結果を電気信号９０ａとして出力する。
【０１１１】
血圧判定回路２０は、カフ１１の内部の圧力の低下の過程において、血流センサ１５からの電気信号９０ｂとしての出力波形と圧力センサ１４からの出力値である電気信号９０ａとしてのカフ１１の内部の圧力とを検出し、検出した血流センサ１５の出力波形と圧力センサ１４の出力値に基づいて血圧を判定する。本実施形態では、図８により説明した原理に従って、血流センサ１５からの出力波形から脈波が出現したときのカフ１１の内部の圧力を生体の最高血圧と判定する。さらに、カフ１１の内部から気体を排出し、血流センサ１５からの出力波形の包絡線が最大値となったときのカフ１１の内部の圧力を、生体の最低血圧と判定する。なお、カフ１１が腕などの心臓から近い部分に装着されている場合は、生体の平均血圧と判定する。
【０１１２】
以上、説明したように、本発明に係る血圧測定器又は血圧判定方法によれば、従来の血圧計における容積脈波の測定において混入する被検体の動きによる雑音、あるいは測定系の非線形性による容積脈波の歪の影響を排除して、血圧を正確に判定することができる。
【０１１３】
（実施例）
本発明に係る血圧測定器を外耳及び／又はその周辺の動脈において血圧を測定する場合に適用した例について説明する。
【０１１４】
本実施例に係る血圧測定器の実装、および外耳への装着方法を図９（Ａ）、図９（Ｂ）を参照して説明する。図９（Ａ）は外耳に本実施例に係る血圧測定器５０が装着されている状態の例を示している。図９（Ｂ）は図９（Ａ）に示す外耳９および保持部２７のＡ−Ａ´部分における拡大概略切断面を示している。
【０１１５】
図９（Ｂ）に示す本実施例に係る血圧測定器５０は、耳珠５を挟むように配置された１組のカフ１１と、１組のカフ１１の内部に空気を供給する空気パイプ２５と、カフ１１を外耳９に固定する保持部２７と、を有する。図９（Ａ）に示すように、本実施例に係る血圧測定器５０の外耳９へ装着する部分は、保持部２７に実装されている。
【０１１６】
保持部２７は、図９（Ａ）に示すように、外耳９の耳輪脚７から対輪６及び対珠８にかけて接し、また、図９（Ｂ）に示すように、外耳９の対輪６および耳珠５に沿う形状に成型しており、外耳９に安定に装着することができる。さらに、保持部２７には図９（Ａ）に示すように音声の通路として空洞２６が設けられている。この保持部２７は、プラスチック、ゴム、ウレタン等の外耳９を傷つけない材料であることが望ましい。
【０１１７】
図９（Ｂ）に示すように、カフ１１ａ、１１ｂは、保持部２７と一体化されていて、耳珠５を挟むように装着される。ここで、カフ１１は、筺体２９に例えばゴム膜２８を張ったもので、それぞれのカフ１１ａ、１１ｂの内部の気体を送出・排出することにより、ゴム膜２８ａ、２８ｂによって耳珠５を挟んで耳珠５の内部の動脈を圧迫する。また、カフ１１の内部への空気の送出・排出は、図９（Ｂ）に示すように、空気パイプ２５により行なわれる。また、空気パイプ２５によりカフ１１内のカフ圧を伝達させ、不図示の圧力センサによってカフ圧を検出することができる。また、耳珠５の内側に装着されたカフ１１ａの内部には図２から図６又は図７で示した血流センサ１５が設置され、耳珠５の中の動脈内を流れる血流に関する値を測定する。この血流センサ１５は、当然に他方のカフ１１ｂの内部に設置することとしてもよい。
【０１１８】
本実施例に係る血圧測定器５０の動作としては、まず、空気パイプ２５により空気をカフ１１内に送出し、カフ１１の内部の圧力を上昇させることにより耳珠５の動脈を圧迫する圧力を徐々に上昇させる。
【０１１９】
そして、カフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、血流センサ１５により耳珠５の動脈の例えば血流量を測定する。また、カフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、空気パイプ２５により圧力を圧力センサ（不図示）に伝達させることによりカフ１１の内部の圧力を検出する。
【０１２０】
そして、カフ１１の内部の圧力の上昇の過程において、血流センサ１５からの出力波形と圧力センサ（不図示）からの出力値に基づいて血圧を判定する。本実施形態では、図８により説明した原理に従って、血流センサ１５からの出力波形の包絡線が最大値となったときのカフ１１の内部の圧力を、生体の最低血圧と判定する。そして、さらにカフ１１の内部に気体を送出し、血流センサ１５の出力波形から脈波が消失したときのカフ１１の内部の圧力を生体の最高血圧と判定する。
【０１２１】
一方、次のようにして本実施形態に係る血圧測定器５０を動作させることもできる。まず、カフ１１の内部に気体を満たし、耳珠５の動脈の血流が停止するほどの圧力で耳珠５の動脈をカフ１１により圧迫した状態から、空気パイプ２５によりカフ１１の内部から気体を排出する。そして、カフ１１の内部の圧力を低下させることにより耳珠５の動脈を圧迫する圧力を徐々に低下させる。
【０１２２】
そして、上記のカフ１１の内部の圧力の低下の過程において、血流センサ１５により耳珠５の動脈の例えば血流量を測定する。また、カフ１１の内部の圧力の低下の過程において、空気パイプ２５により圧力を圧力センサ（不図示）に伝達させることにより、カフ１１の内部の圧力を検出する。
【０１２３】
そして、カフ１１の内部の圧力の低下の過程において、血流センサ１５からの出力波形と圧力センサ（不図示）からの出力値に基づいて血圧を判定する。本実施形態では、図８により説明した原理に従って、血流センサ１５からの出力波形から脈波が出現したときのカフ１１の内部の圧力を生体の最高血圧と判定する。さらに、カフ１１の内部から気体を排出し、血流センサ１５からの出力波形の包絡線が最大値となったときのカフ１１の内部の圧力を、生体の最低血圧と判定する。
【０１２４】
このようにして、本実施例に係る血圧測定器５０では、小型で外耳９に安定に装着できることから、日常生活において煩わしくなく装着して、連続的に、かつ人体の移動などによる雑音の影響を受けることなく血圧を測定できる。なお、本実施形態では、血圧測定器５０を被検体としての生体の外耳９及び／又はその周辺に装着した形態を示したが、血圧測定器の装着部位は、被検体としての生体の外耳道及び／又は耳介、或いは耳珠及び／又はその周辺とすることがより望ましい。
【産業上の利用可能性】
【０１２５】
本発明の血圧測定器及び血圧判定方法は、血流センサを利用して血圧を測定するものであって、美容施設あるいは娯楽施設においても利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１２６】
【図１】血圧測定器の実施形態を示す概略構成図である。
【図２】血流センサの実施の形態を示す概略構成図である。
【図３】血流センサの一部（センサチップ）の実施形態を示した構成図である。
【図４】血流センサの一部（センサチップ）の別形態を示した構成図である。（ａ）は正面図、（ｂ）は、Ａ−Ａ´における断面図である。
【図５】遮光板の他の構成例を示した図である。（ａ）は上面図、（ｂ）は正面図、（ｃ）は右側面図である。
【図６】血流センサの一部（センサチップ）の別形態を示した構成図である。（ａ）は正面図、（ｂ）はＡ−Ａ´における断面図、（ｃ）はＢ−Ｂ´における断面図、（ｄ）はＣ−Ｃ´における断面図である。
【図７】血流センサの実施の形態を示す概略構成図である。
【図８】本実施の形態の血圧測定器および血圧判定方法の原理の説明図である。
【図９】血圧測定器の実施例で外耳への装着状態の説明図である。（Ａ）は正面図で、（Ｂ）はＡ−Ａ´における拡大概略切断面図を示す。
【図１０】従来の血圧計の概略構成図である。
【図１１】従来の血圧の測定原理の説明図である。
【符号の説明】
【０１２７】
２：動脈
５：耳珠
６：対輪
７：耳輪脚
８：対珠
９：外耳
１１：カフ
１２：気体送出部
１３：気体排出部
１４：圧力センサ
１５、３５、３６、３７、３８、３９、４０：血流センサ
１６：レーザ照射部
１７：レーザ測定部
１８：超音波照射部
１９：超音波測定部
２０：血圧判定回路
２１：第１の入力端子
２２：第２の入力端子
２３：Ｕ字体
２５：空気パイプ
２６：空洞
２７：保持部
２８：ゴム膜
２９：筺体
３０：袋体
３１：カフ圧
３３：最高血圧
３４：平均血圧または最低血圧
４１：脈波
４２：平坦部
４３：包絡線
４４：カバー基板
４５：反面入射ＰＤ
４６：端面発光ＬＤ
４７ａ、ｂ、ｃ、ｄ：遮光膜
４８：傾斜面
４９ａ、ｂ：凹部
５０、５１：血圧測定器
５２：半導体基板
５３ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ、ｇ、ｈ：はんだ膜
５４ａ、ｂ：フォトダイオード
５５ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ、ｇ：電極
５６：バイナリレンズ
５７：レーザダイオード
５８：フォトダイオード
５９：ミラー
６０ａ：レーザ光
６０ｂ：反射光
６１ａ：超音波
６１ｂ：反射波
６２：血球
６３：速度
６４ａ、ｂ、ｃ、ｄ：ワイヤ
６５：活性層
６７ａ，ｂ：受光部
７０、７２、７３：圧力伝達手段
７１ａ、７１ｂ：信号伝達手段
８３ａ、ｂ：遮光板
８７：遮光板
８９：光導波路，９１ａ、ｂ、ｃ、ｄ：電極
９２ａ：照射光
９２ｂ：反射光
９３：受光素子
９４：発光素子
９６：半導体レーザ
９７：遮光ブロック
９８フォトダイオード
１０１：カフ
１０２：送気部
１０３：排気部
１０４：圧力検出部
１０５：発光素子
１０６：受光素子
１０７：発光回路
１０８：脈波回路
１０９：Ａ／Ｄ変換回路
１１０：制御回路
１１１：Ａ／Ｄ変換回路
１２１：生体
１２２：動脈
１３１：カフ圧
１３２：動脈内圧
１３３：最高血圧
１３４：平均血圧
１４１：容積脈波
１４２：平坦部
【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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【図１０】
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【図１１】
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