(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定部及び前記測定部を駆動する回路部及び測定結果を表示する表示部及び前記測定結果を記録する記録部から構成される脈検出装置において、
前記測定部が、厚み方向に分極する送信用圧電基板と、厚み方向に分極する受信用圧電基板とからなり、
前記送信用圧電基板及び前記受信用圧電基板の各々が、互いに平行な第１および第２の平面を有し、前記各々の前記第１の平面にラム波励振用のすだれ状電極が少なくとも２種類の周期長で形成され、前記各々のすだれ状電極は円弧状であり、互いに同心を有するように形成され、
前記各々のすだれ状電極の間に、少なくとも前記すだれ状電極の形成幅に亘って導電性樹脂を備え、
前記導電性樹脂は、前記送信用圧電基板と前記受信用圧電基板とを接着する材料の前記第１の平面側に塗布されることを特徴とする脈検出装置。
【請求項２】
請求項１において、前記送信用圧電基板と前記受信用圧電基板との前記第２の平面を同一面内に配置し、前記第２の平面側を生体に装着することを特徴とする脈検出装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２のいずれかにおいて、前記送信用圧電基板及び前記受信用圧電基板の前記第２の平面に樹脂層を備えることを特徴とする脈検出装置。
【請求項４】
請求項１から請求項３のいずれかにおいて、前記測定部及び前記回路部及び前記表示部及び前記記録部が、体の一部分に装着できるバンドに取り付けられていることを特徴とする脈検出装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、圧電素子を利用した脈検出装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体の脈には、病気の診断において重要な情報が含まれており、近年、病院等の医療施設において、患者の腕に携帯型脈検出装置を装着させて、この携帯型脈検出装置から送信された患者の脈検出データを病院側で受信し、患者の状態を把握するシステムが検討されている。圧電素子は、脈検出装置の小型化・軽量化に有効であり、上述したシステムに適用することもふまえ、圧電素子を使用した脈検出装置の開発が進められている。
【０００３】
図１１に、従来における圧電素子を使用した脈検出装置１００を示す。図１１に示すように、脈検出装置１００は、２つの圧電素子１１０，１２０を樹脂１３０（またはゲル）の中に埋め込み固定したものである。ここで、各圧電素子１１０，１２０の厚み方向の両面には、金属性の電極が形成される（図示省略）。また、圧電素子１１０の両電極には、駆動電圧印加用のプローブ（端子、引き出し線等）が接続され、圧電素子１２０の上下電極には、電圧信号出力用のプローブ（図示省略）が接続される。
【０００４】
そして、病院の診察時に、この脈検出装置１００を使用して、患者の脈を検出している。詳細には、圧電素子１１０の両電極に駆動用の電圧を印加すると、圧電素子１１０は励振して超音波を発生し、該超音波は樹脂１３０を介して生体内に送信される。生体内に送信された超音波は、生体の血流によって反射し、この反射した超音波は、樹脂１３０を介して圧電素子１２０によって受信される。
【０００５】
この時、圧電素子１１０が送信した超音波と、圧電素子１２０が受信した超音波には、血流のドップラ効果によって周波数変化が生じる。また、血流の速度は、脈と同期して変化するため、この超音波の周波数変化によって、生体の脈が検出される。
【０００６】
ドップラ効果による周波数変化は式１で示される。式１からドップラ効果を有効に取り出す即ち周波数変化分を大きくするために、生体表面及び血流に対し圧電素子１１０，１２０は傾けてある。
【０００７】
f1=２×v(t)×cosθ×f0／c    …（１）
（f0：元の周波数、v(t)：血流速、ｃ：生体中の音速、f1：ドップラ変化後の周波数、θ：血流と圧電素子のなす角）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従来の検出方式では、ドップラ効果を大きくするために圧電素子を傾けているが、超音波の反射を考えると、図１２に示すように生体内に送信された超音波は生体の血流によって反射されるが、反射する方向を考えると、図１２中の矢印のようにほとんどが受信する圧電素子に向かわない。そのため、ある一定以上の出力を得るためには、入力時に、より大きな電力を必要とする。そこで、本発明では、生体内でフォーカスする超音波を送信し、少ない入力電圧でより多くの出力を得られる脈検出装置及びその製造方法を提供する。また、個人差や測定場所によって、生体表面から血管までの距離は変化するが、変化に対応可能な脈検出装置を提供する。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明で提供する脈検出装置について説明する。
【００１０】
本発明で提供する脈検出装置の測定部を、血管上に配置する。測定部は、主に送信用圧電基板と受信用圧電基板からなり、送信用圧電基板の表面に同心円状のすだれ状電極を配置する。すだれ状電極には高周波の電気信号を入力することで、送信用圧電基板に漏洩ラム波を励振する。励振されたラム波は、樹脂層を介して、生体内に超音波を放出する。この時、同心円状のすだれ電極により、超音波は生体内でフォーカスされる。生体内に放出された超音波は、生体内の血管に反射し、受信用圧電基板に到達する。この時、生体内の血管は心拍と同期して拍動するので、超音波が送信されてから受信するまでの時間が変化する。この変化を捉えることで、脈検出ができる。血管内の血流にも超音波は反射するので、従来通り、ドップラー効果を利用することも可能である。
【００１１】
生体内にフォーカスする場所はすだれ状電極の周期長及び入力信号の周波数によってコントロールすることが可能である。入力周波数を一定とするときに、すだれ状電極の周期長を変化させることで超音波のフォーカス点が変化するので、複数の周期長を同一送信用圧電基板上に形成することで複数のフォーカス点ができるようになる。これにより、個人差や頭部・腕部・足部等の測定場所による生体表面から血管位置までの距離の変化に対応できる。
【００１２】
また、超音波を生体内に入射するためには、圧電基板と生体で音響インピーダンスが違いすぎるため、そのままでは超音波が反射してしまうので、圧電基板上に樹脂層を設けることにより、超音波が入射しやすくなるようにする。さらに生体との密着性が高くなる樹脂を形成し、測定部と生体間に超音波が減衰する空気層を極力無くし、効率良く送受信できるようにする。
【００１３】
さらに、本発明で提供する脈検出装置は測定部、回路部、表示部及び記録部を体の一部分に装着できるバンドから構成されているので、携帯可能である。
【００１４】
以上、本発明においては、送信用圧電基板上の同心円状のすだれ状電極を形成し、反射波の到達時間を測定することによって、脈検出を行う脈検出装置とする。
【００１５】
この構成によれば、超音波を血管上にフォーカスして放出でき、従来の方法と比べ、少ない入力電圧でより多くの出力を得られ、さらに、送信用圧電基板上の同心円状のすだれ状電極が複数の周期長を有することで、生体内のフォーカス点も複数になり、生体表面から血管までの距離が変化した場合にも対応できる脈検出装置が提供できる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
図を用いて、本発明の脈検出装置について詳細に説明する。
【００１７】
本発明の脈検出装置の全体及び装着例を図１に示す。図１において、脈検出装置１は表示・記録ユニット３、測定ユニット４及びバンド５から構成される。表示・記録ユニット３と測定ユニット４はバンド５内の銅線（図略）によって接続されている。脈検出装置１は生体２にバンド５によって固定される。
【００１８】
図２は装着時の断面図を示す。脈検出装置１は生体内のとう骨動脈、尺骨動脈、頚動脈等の血管２１上に測定ユニット４が来るように生体２に装着され、測定ユニット４と表示・記録ユニット３はバンド５及び止め金具６によって固定される。したがって、常時、脈検出装置１を装着でき、連続的に測定できる。図１では生体２に腕を例にしたが、血管２１上に測定ユニット４を装着できる場所ならば、バンド５を交換し、調節するだけで、生体２の場所は足、首や上腕など、場所を選ばす装着可能である。
【００１９】
表示・記録ユニット３及び測定ユニット４のブロック図を図３に示す。測定ユニット４は測定部４０、回路部４８から、表示・記録ユニット３は表示部３１及び記録部３２からなる。測定ユニット４内の回路部４８によって測定部４０の送信用圧電基板４１を駆動する。生体内からの反射を受信する受信用圧電基板４２は、超音波を電気信号に変換し、回路部４８に伝える。回路部４８では、送受信にかかった時間から、生体表面から血管までの距離を求める。また、送受信にかかった時間のずれから、心拍に伴う拍動によって生じる血管の動きを捕らえ、脈拍を求める。これらの情報を表示・記録ユニット３は受信し、それぞれ表示部３１では測定結果を表示し、記録部３２で記録する。表示部３１には記録部３２に蓄積されたデータを呼び出すことによって、蓄積データを表示部３１に表示可能である。また、回路部４８にドップラ効果によって生じる周波数変化を復調する回路構成にすることにより、周波数変化からも血流及び脈を測定することが可能である。
【００２０】
測定ユニット４と生体２の関係を図４に示す。超音波の送受信について図５を用い、説明する。血管２１上に設置された測定部４０の送信用圧電基板４１から超音波が生体２内に放出され、血管２１で反射した超音波は受信用圧電素子に到達する。
【００２１】
送信用圧電基板４１の送信用圧電基板第１面４１ａにはすだれ状電極４３が形成され、回路部４８から高周波電気信号を入力する。このとき、分極方向は送信用圧電基板第１面４１ａに垂直な方向である。また、このとき送信用圧電基板の厚さをｄとし、ラム波の波長をλとすると、ｄ＜λの条件を満たす場合、送信用圧電基板第１面４１ａ及び送信用圧電基板第２面４２ｂが弾性振動をする。送信用圧電基板第２面４２ｂに発生した弾性振動は、生体２内に超音波として送信される。生体２に送信される放射角度φは式２で表される。
【００２２】
sinφ=Vs/Vp    …（２）
（φ：放射角度、Vp：圧電素子中の音速、Vs：生体内の音速）
送信された超音波は生体２内の動脈血管２１に反射し、受信用圧電基板第２面４２ｂに届く。このとき受信用圧電基板の厚さをｄとし、ラム波の波長をλとすると、ｄ＜λの条件を満たす場合、送信用圧電基板と同様に、受信用圧電基板第２面４２ｂは超音波があたることによって、弾性振動し、受信用圧電基板第１面４２ａのすだれ状電極４３によって、電気信号になる。このとき、圧電基板の分極方向は受信用圧電基板第１面４２ａに垂直な方向である。電気信号は図３に示す回路部４８を経て、上記したように表示・記録ユニット３で表示及び記録がなされる。
【００２３】
図６・図７に示す圧電素子上のすだれ状電極のパターンについて説明する。図６は送信用圧電基板４１の第１面４１ａ及び受信用圧電基板４２の第１面４２ａに電極周期長を一定にしたパターンである。この時は図４に示すように１ヶ所にフォーカスする超音波を生体内に放出できる。図７は２つの電極周期長を入れたパターンである。図７のようにした場合には、図８に示すように生体内でのフォーカス点は２ヶ所になる。フォーカス位置は同心円状のすだれ状電極の半径ｒと周期長ｌ及び入力信号の周波数ｆで設計できる。周期長ｌと入力信号の周波数ｆからVp（Vp=l・f）が決まり、式２より放射角度φが求められ、半径ｒから深さ方向のフォーカス位置が決まるので、フォーカス位置の設計が可能である。図７では周期長が２種類であるが、複数の周期長を存在させることで、複数のフォーカス点ができる。したがって、測定場所や個人差による体表面から血管までの距離に影響されずに、超音波を血管にフォーカスできる。
【００２４】
次に測定部４０について図９を用いて詳細に説明する。送信用圧電基板４１と受信用圧電基板４２は接着樹脂４５によって接着され、接着樹脂４５上に導電性樹脂４９が塗布されている。導電性樹脂４９は送信用圧電基板４１上のすだれ状電極４３から受信用圧電基板４２上のすだれ状電極４３へ空中を伝わっていく信号をカットするために塗布する。また、接着樹脂４５は超音波吸収材を接着剤に混入させたものを使用すると、送信用圧電素子４１から接着樹脂４５を経て受信用圧電素子４２への伝搬波がカットでき、回路部４８での受信信号処理が簡易になる。また、送信用圧電基板４１と受信用圧電基板４２は支持部４４に接着されている。支持部４４には電気的ノイズを除去するために、真鍮やアルミ等の金属がよい。また、金属製にすることで、測定部４０の外部からの衝撃に対する強度を増す。
【００２５】
送信用圧電基板第1面４１ａ上及び受信用圧電基板第１面４２ａ上のすだれ状電極４３の材質には電気抵抗の低い金属、たとえば純アルミを用いる他、耐久性や腐食等を考慮し、クロムと金の２層構造にする。ここで、クロムは金と圧電素子を強固に接着するために用いている。クロムと金の金属化合物により、その後の工程でワイヤーボンド等の作業性が著しく劣る場合には、クロムと金の間にニッケルを挟み、クロム・ニッケル・金の３層としてもよい。
【００２６】
送信用圧電基板第２面４１ｂ及び受信用圧電基板第２面４２ｂには整合樹脂４６及び密着樹脂４７を形成する。生体と各圧電基板４１，４２との間で効率良く超音波を伝搬するためには、整合樹脂４６を設け、整合樹脂４６の音響インピーダンスを、生体の音響インピーダンスＺｌと圧電素子の音響インピーダンスＺｃとの間の値にする必要がある。音響インピーダンスとは、音波の伝搬のしやすさを示す値であり、その値はヤング率や密度によって変化する。そして、図９に示す構成を有する測定部４０において、整合樹脂４６の理想的な音響インピーダンスＺｍは、
Ｚｍ＝（Ｚｃ×Ｚｌ）1/2    …（３）
によって示すことができる。そして、式（３）に、公知であるＺｌ＝１．５Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）、Ｚｃ（ＰＺＴを使用）＝３０Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）を代入すると、Ｚｍ＝約６．７Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）となる。
【００２７】
この計算値を基に、本実施例では、整合樹脂４６に、音響インピーダンスが約５．６Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）であるアクリル系樹脂を使用している。
さらに整合樹脂４６上にはシリコン系樹脂からなる密着樹脂４７を形成する。これは、測定部と生体の密着性を向上し、より超音波の伝搬を改善するためである。密着樹脂４７にシリコン系樹脂を用いた場合、シリコン系樹脂は軟質であるため、生体２との密着性が向上し、生体２と測定部４０との間に存在する空気層を低減させることができ、この空気層による超音波の振動の減衰を抑えることができる。また、シリコン系樹脂は、生体との適合性がよく、皮膚に密着させても影響が少ない。これにより、超音波の反射、減衰を防ぐことができる。
【００２８】
次に、送信用圧電基板４１・受信用圧電基板４２の形状及び接着樹脂４５について図１０を用いて説明する。図１０に示す接着樹脂４５はすだれ状電極４３に対して、斜めになるように送信用圧電素子４１受信用圧電素子４２を切断して接着している。こうすることで、送信用圧電基板第１面４１ａ上のすだれ電極４３ａから接着樹脂４５を介し受信用圧電基板第１面４２ａ上のすだれ状電極４３ｂへの伝搬波が散乱し、回路部４８での受信信号処理が簡易になる。
【００２９】
【発明の効果】
以上のように、本発明の脈検出装置によれば、送信用圧電基板から受信用圧電基板への空中伝搬する信号及び伝搬波を除去し、超音波をフォーカスして効率よく生体内に送信できるため、血管の検出感度を向上させた脈検出装置を提供することができる。
【００３０】
また、音響インピーダンス及び生体との密着性を考慮した構造にすることにより、超音波の減衰を抑え、効率よく超音波を伝搬できる。
さらに、送受信基板を支持する金属製支持部を設けることにより、外部からの衝撃に対する強度が向上する。
【００３１】
また、脈検出装置を装着するためのベルトを備えることによって、脈検出装置を容易に携帯することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の脈検出装置を生体に装着した状態図を示す外観図の１例である。
【図２】本発明による脈検出装置の構成断面を示す図である。
【図３】表示・記録ユニット及び測定ユニットの内部構成と接続状態を示すブロック図である。
【図４】本発明による脈検出装置の構成断面を示す図である。
【図５】送信用圧電基板及び受信用圧電基板の状態を示す図である。
【図６】圧電基板、すだれ状電極及び接着部を示す１例である。
【図７】圧電基板、すだれ状電極及び接着部を示す１例である。
【図８】送信用圧電基板及び受信用圧電基板の状態を示す図である。
【図９】測定部の断面図を示す図である。
【図１０】圧電基板、すだれ状電極及び接着部を示す１例である。
【図１１】従来例を示す図である。
【図１２】従来の構成断面を示す図である。
【符号の説明】
１  脈検出装置
２  生体
２１  血管
３  表示・記録ユニット
３１  表示部
３２  記録部
４  測定ユニット
４０  測定部
４１  送信用圧電基板
４１ａ  送信用圧電基板第１面
４１ｂ  送信用圧電基板第２面
４２  受信用圧電基板
４２ａ  受信用圧電基板第１面
４２ｂ  受信用圧電基板第２面
４３  すだれ状電極
４４  支持部
４５  接着樹脂
４６  整合樹脂
４７  密着樹脂
４８  回路部
４９  導電性樹脂
５  バンド
６  止め金具
１００  従来の脈検出装置
１１０  圧電素子
１２０  圧電素子
１３０  樹脂
【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】
0004738621.tif 000009
【図９】
0004738621.tif 000010
【図１０】
0004738621.tif 000011
【図１１】
0004738621.tif 000012
【図１２】
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