JP2005160944A - 血流速度の測定装置および測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 超音波センサを用いて、生体内の血流に反射する超音波のドップラシフト信号を受信し、超音波ドップラシフト信号から得られた周波数分布のＳ／Ｎ比を向上させ、正確な血流速度データを得ることが可能な血液レオロジー計測装置および計測方法を提供する。
【解決手段】 超音波発信素子２ａ，２ｂと超音波受信素子３ａ，３ｂから成る超音波センサ１と、血液による光の吸収を計測する光センサ７とを組み合わせた、複合血流速センサを用いて、同時に計測を行い（Ｓ２）、光センサ７から得られる光信号波形のピーク値の時刻（位相）、または光信号の微分波形のピーク値の時刻（位相）を基準点として、超音波ドップラ信号から得られた周波数分布または速度分布波形を脈の一拍毎に加算する（周波数成分ごとの強度を重ね合わせる）同期加算処理を行う（Ｓ１１）計測方法とした。
【選択図】 図１

Description

本発明は、生体内の血液レオロジーの診断のための血流速の測定方法および血流速の測定装置に関する。

人体の健康状態を判断する検査項目のひとつとして、血液の流動性に着目した血液レオロジー測定が注目されている。血液レオロジーを測定する手段として、被験者より採血した一定量の血液が微小流路（マイクロチャネル）を通過する時間を計測する装置（製品名ＭＣ−ＦＡＮ）が開発されている（非特許文献１参照）。現在においては、ＭＣ−ＦＡＮ装置は、血液レオロジー測定における標準機とされている。

しかし、ＭＣ−ＦＡＮ装置による測定においては上記のように必ず採血を行う必要があり、測定が行えるのは医療機関に限られ、いつでもだれでもが手軽に健康状態を検査する目的には極めて不都合が大きい。また、採血は被験者に対する肉体的および心理的な負担も大きく、１日あたりに計測できる回数もせいぜい数回まででしかないため、時系列的に連続したデータが得られないという問題がある。

血液レオロジーと生体内の血流速度は強い相関があると考えられる。すなわち、血液の粘性が高い場合、血流速度は遅く、粘性が低い場合は血流速度が速いと考えられる。そのため、生体内の血流速度を計測することで、間接的に血液レオロジーを知ることが可能となる。そこで従来、血液レオロジーと強い相関のある血流速度を計測するため、生体内を伝播し、血管内の血流に反射する超音波のドップラシフトから血流速度を計測するが発明が考案されている。（特許文献１参照）
特開２００３−１５９２５０号公報 菊池佑二「毛細血管モデルを用いた全血流動性の測定」（食品研究成果情報，NO.11 1999年発行）

しかしながら、生体内を伝播し、血管内の血流に反射する超音波のドップラシフトから血流速度を計測する従来の技術は、血流にランダムな動きが含まれることと、超音波ドップラ計測では微小な信号を大きく増幅する必要があるため、外部からの雑音信号の影響も大きく、また出力信号にも大きな雑音成分が含まれやすいため、Ｓ／Ｎ比（信号雑音比）の優れた信号が得にくいという問題がある。

そこで本願発明は、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に正確な血流速度を計測し、血液レオロジーを知ることを可能とする血流速度の測定装置および測定方法を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本願発明では、超音波送信機と超音波受信機から成る超音波センサと、血液による光の吸収を計測する光センサとを組み合わせた、複合血流速センサを用いて計測を行い、光センサから得られた光吸収波形のピーク値の時刻（位相）、または光吸収信号の微分波形のピーク値の時刻（位相）を基準点として、超音波ドップラ信号から得られた周波数分布または速度分布波形を脈の一拍ごとに重ね合わせる同期加算処理を行う。この同期加算処理により、比較的Ｓ／Ｎの悪い信号からでも血流速度を得ることが可能となる。

被験者から採血を行うことなく、非侵襲にて血液レオロジーと強い相関を持つ血流速度を測定することができ、また、超音波ドップラ計測方式から得られるＳ／Ｎの劣る信号から雑音成分を除去した血流速度を計測することが可能となるため、Ｓ／Ｎ比が数倍程度向上し、より正確な血流速度の測定が可能となり、被験者から採血を行うことなく、専門家以外の誰でも手軽に正確なレオロジーを調べることができ、健康状態の確認に利用することができるようになる。

（実施の形態１）
図１に本発明実施の形態１の計測方法の流れ図を、図２に本発明で用いた測定装置の構成を、図３に本発明で用いた複合血流速度センサをそれぞれ示す。また、図７に超音波ドップラ信号測定原理の概略を示す模式図、図８に光信号測定原理の概略を示す模式図を示す。

複合血流速度センサは、発信素子２ａ，２ｂと受信素子３ａ，３ｂから成る超音波センサ１ａ，１ｂと、発光素子８と受光素子９から成る光センサ７の組み合わせである。超音波センサ１ａ，１ｂの発信素子２ａ，２ｂと受信素子３ａ，３ｂはいずれも圧電性セラミックスに電極薄膜を形成した超音波素子である。超音波の周波数は１５ＭＨｚとした。発光素子８は発光色が青色の高輝度発光ダイオードであり、受光素子９はフォトダイオードまたはフォトトランジスタを用いる。本発明においては、２対の超音波センサ１ａ，１ｂを用い、超音波の射出および受信の指向性の方向が互いに平行にならないある角度を成すようにセンサ支持基板１０上に配置してある。また、光センサ７はそれら超音波センサ１ａ，１ｂの中間の位置に配置してある。なお本実施の形態では、複合血流速度センサの超音波センサとして２対のものが用いられているが、１対の超音波センサのものでも２対以上のものでも本発明を実施することは可能である。

この複合血流速度センサに、計測準備及び初期値の設定（Ｓ１）を行った後、図７に示すように被験者の指先（生体）７１を接触させて、血管７２内の血流速度を計測する。超音波センサ１ａの発信素子２ａから発した１５ＭＨｚの超音波（送信波１３ａ）は生体組織中を伝播し、血管７２を流れる血液で反射される。反射波１４ａは、血液の流速に従いドップラシフトを受けた信号に変化する。この反射を受信素子３ａで受信する。超音波センサ１ｂについても同様に、発信素子２ｂから発した超音波（送信波１３ｂ）は血流によるドップラシフトを受けて反射され受信素子３ｂで検出されるのであるが、超音波の放射される指向方向が異なる。受信素子３ａ，３ｂで受けたそれぞれの反射波１４ａ，１４ｂの信号は、図２に示すように、前段増幅回路２２ａ，２２ｂでそれぞれ増幅され、検波回路２３ａ，２３ｂで検波され、ベースの超音波の搬送波成分を取り除いたドップラ信号成分のみが取り出され、さらにフィルタ回路２４ａ，２４ｂによりＡ／Ｄ変換処理に不要な高周波成分を取り除き、再び後段増幅回路２５ａ，２６ｂでそれぞれ増幅される。そしてＡ／Ｄ変換器２６a，２６ｂによりデジタルデータに変換され、一旦バッファメモリ３２に蓄積された後（Ｓ２）、メインメモリに転送される（Ｓ５）。ここで本実施例では、Ａ／Ｄ変換器２５ａ，２５ｂのサンプリング周波数は２０ｋＨｚとした。

以上のように超音波センサは血管７２内の血流速度を検出するが、一方、光センサ７は、生体内の局所的な部位の血液量を検出する。光センサ７の発光素子８から発せられた入射光１５の一部は血液に吸収される。したがって、血液量の多いときは受光素子９で受ける反射光１６は減少し、逆に血液量の少ないとき受光素子９で受ける反射光１６は増加する。小型の光センサ７の検出する生体の部位は局所的であり、その部位に存在する血液量は被験者の脈拍に伴って増減するため、受光素子９から得られる光信号電圧は、被験者の脈拍の周期を伴って増減する信号となる。通常は、血液量と比例した信号が求められるため、光信号は正負を反転した波形に変換されて利用する。これは、測定回路の信号線を逆に接続するか、回路構成によって対応できない場合は、Ａ／Ｄ変換後、反転演算処理すればよい。当然ながら、超音波ドップラ信号と光信号は被測定者の脈拍に伴い同期して変動する。このように得られる光信号もＡ／Ｄ変換後、一旦バッファメモリ３２に蓄積され、メインメモリ３７に転送される（Ｓ５）。被験者の血液の粘性（レオロジー）を測定するためには、数十秒間、血流速度の測定を行い（Ｓ３）、データを蓄積する。

なお、一般に、超音波センサで得られる超音波ドップラ信号に対して、最近では高輝度のＬＥＤ光源と高感度のフォトセンサが入手できることから、光信号は感度が高く、Ｓ／Ｎに優れたデータを得やすいため、波形のピークの検出も容易である。そのため、ドップラ信号のＳ／Ｎが著しく悪い場合も、光信号の位相情報（ピーク時点）をドップラ信号のノイズ除去処理に利用することができる。

上記の測定で得られた光信号（光吸収量の信号）のピーク検出を行う。この光信号は光の吸収量を反映しているので、波形の負（下向きに凸）のピークが血液量のピークである。光信号のデータから不要な高周波成分を取り除き、滑らかな波形とした後（Ｓ６）、信号の平均値より絶対値の小さなデータで微分値がほぼゼロとなる時点ｔ（または、時系列に並んだ離散データ列の順番ｄ）をメインメモリ３７に記録し、この時点をｔｐ（１）（またはデータ順ｄｐ（１））とする。次のピークのデータの時点をｔｐ（２）、ｎ番目のピーク時点をｔｐ（ｎ）とする（Ｓ８，Ｓ９）。ｎは、最大で測定時間中の被験者の脈拍の数である。図４に、光信号波形とその微分波形の例を示す。図４の血流速度の波形は、ドップラ信号から計算した値をプロットしたものであり、本発明の同期加算処理を行っていない波形である。したがって、計測時間全体にわたる波形となっている。

上記測定で得られたそれぞれのドップラ信号をフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布データに置き換える（Ｓ１０）。ここで、ＦＦＴ処理のデータ個数をＮｆすると、時点ｔｐ（１）あるいはデータ順ｄｐ（１）からＮｆ個ずつのデータに対してＦＦＴ処理を行う。これを、次のピーク時点ｔｐ（２）あるいはデータ順ｄｐ（２）まで行う。ｎ番目のピークに対しては、ｔｐ（ｎ）からｔｐ（ｎ＋１）あるいはｄｐ（ｎ）からｄｐ（ｎ＋１）の区間で行う。これをデータの最後のピーク時点まで繰り返す。Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数をｆｓ＝２０ｋＨｚ、ＦＦＴ処理の個数をＮｆ＝２５６個とすると、０．０１２８秒毎の周波数分布データが得られることになる（ただし、ＦＦＴ処理のデータ個数とＦＦＴ処理の時間間隔は必ずしも一致しなくてもよい。たとえば、０．０１秒間隔で２５６個ずつのデータを処理することも可能である）。

つぎに、光信号のピーク時点ｔｐを基準とした周波数分布データの同期加算処理を行う。ｔｐ（１）（あるいはｄｐ（１））からＮｆ個のデータをＦＦＴ処理した結果の周波数分布データをＦ（１，１）、次のデータをＦ（１，２）、ｍ番目のデータをＦ（１，ｍ）、ｔｐ（ｎ）（あるいはｄｐ（ｎ））のｍ番目の周波数分布データをＦ（ｎ，ｍ）とし、周波数分布データのうち、基準周波数成分ｆ（０）の強度ＡをＡ（ｎ，ｍ，０）、周波数成分ｆ（ｉ）の強度をＡ（ｎ，ｍ，ｉ）とする。これら周波数分布データの、ピーク時点ｔｐからｍ番目、周波数ｆ（ｉ）のｎ個の同期加算Ａｓ（ｍ，ｉ）は、
Ａｓ（ｍ，ｉ）＝Ａ（１，ｍ，ｉ）＋Ａ（２，ｍ，ｉ）＋，，，＋Ａ（ｎ，ｍ，ｉ）
となる。この処理をそれぞれのｍ，ｉについて行う（Ｓ１１）。元の周波数分布データは、ランダムなノイズ成分を含むが、加算されることにより、ノイズ成分のバラツキが収束するため、ノイズ成分が低減される。図５に、周波数分布の例を示す。横軸が、ＦＦＴ処理における基準周波数の倍数で表した周波数成分、縦軸がその相対的強度を表している。図５（ａ），図５（ｂ），図５（ｃ）は、加算処理を行う前の元データであり、元データは２０個のデータうち抜粋して１番目、２番目、２０番目のみをそれぞれに示している。元データは周波数成分の強度のバラツキが大きいが、これらを２０回同期加算処理することにより、相対的にＳ／Ｎが数倍に向上する効果がある。図５（ｄ）は、加算処理後、各周波数成分の強度のバラツキが減少しＳ／Ｎが向上したことを示す。人の脈拍は、６０秒間に、数十回から百数十回程度であるので、必要なデータ量の収集には数十秒間以上の計測が必要となる。

なお、センサより得られたすべてのデータについて上記処理を行う必要はない。血流量の少ない時間に含まれるデータは無視して、脈拍の周期のうち、血流量の増大した時間に含まれるデータ、すなわち、脈拍周期（Ｔ）のうち光信号（光吸収）波形のピークを含む、２分の１の時間（Ｔ／２）について処理を行えばよい。処理するデータ量を減らせるため、演算装置（プロセッサ）の処理にかかわる時間を短縮することができる。

次に上記方法で得られたそれぞれの周波数分布データからもっとも周波数の高い周波数成分を選ぶ。超音波センサ１ａのデータから得られた最高周波数をＦａ、超音波センサ１ｂのデータから得られた最高周波数をＦｂ、とすると、最高血流速度Ｖは、下記の式などで導出できる（Ｓ１２）。

Ｖ ＝ ｃＦａ／２Ｆｃｏｓθ
ここで、θ＝ａｔａｎ（ （−ｃｏｓα − Ｆｂ／Ｆａ）／ｓｉｎα ）
αは２つの超音波センサの超音波の射出および受信の指向性のなす角度、ｃは生体中での音速、Ｆは超音波センサの発信周波数（駆動周波数）である。この最高血流速度Ｖが大きければ、相対的に生体中の血液の流動性が高く、Ｖが小さければ血液の流動性が低いということである。

また、周波数分布からドップラシフトの原理により導出した速度分布データについても同様の同期加算処理を行うことは可能であり、周波数分布データでの処理と速度分布データでの処理において原理的な相違はない。

そしてこれらの処理結果のデータを、ストレージ３８に保存し（Ｓ１３）、画面に表示することにより、被測定者の血液流動性を知ることが可能となる（Ｓ１４）。
（実施の形態２）
図６に本発明実施の形態２の計測方法の流れ図を示す。

実際の生体（人体）の血流から得られる超音波ドップラ信号波形および光吸収信号波形においては、測定位置によって、ドップラ信号波形のピークから若干遅れた位相の時点に光吸収信号のピークがある場合がある。これは、脈拍に伴って、指先の血液量が増大時には血流速度が速く、血液量の最大時（ピーク）では、血流速度が下がりはじめるためであると考えられる。すなわち、光吸収信号の増大量（増分）のピークの時点付近に血流速度の最大値も存在するということである。そこで、実施の形態１においては、光信号そのもののピーク値を用いたが、実施の形態２では、光吸収信号波形の微分波形のピーク時点ｔΔｐを基準として、ドップラ信号波形をＦＦＴ演算処理によって変換した周波数分布波形の同期加算処理を行う。

微分波形を利用する場合には、光信号をＡ／Ｄ変換した後、デジタル演算処理装置を用いてデジタル的にデータの差分処理などを行ってもよいし（Ｓ７）、演算増幅回路（ＯＰアンプ）を応用したアナログ方式の微分回路で微分波形に変換した後、Ａ／Ｄ変換を行い、演算処理装置に取り込んでもよい。

実施の形態２においても、処理時間を節約するには、脈拍周期（Ｔ）のうち、光信号の微分波形のピークを含む２分の１の時間（Ｔ／２）のデータについてのみ、ドップラ信号の周波数分布波形の同期加算処理を行えばよい。

本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、液の流動性を示す指標としての血液レオロジーと強い相関がある生体内の血流速度を計測することが可能であるだけでなく、生体（人体）の活動状況と生体各部における血流状態の相関を知るための計測においても利用可能である。

本発明の計測方法を示す流れ図 本発明の計測装置の構成を示すブロック図 本発明で用いた複合血流速度センサ 本発明の計測装置による各信号波形の一例 周波数分布データの一例 本発明の計測方法を示す流れ図 超音波ドップラ信号測定原理の概略を示す模式図 光信号測定原理の概略を示す模式図

符号の説明

１ａ，１ｂ 超音波センサ
２ａ，２ｂ 発信素子
３ａ，３ｂ 受信素子
７ 光センサ
８ 発光素子
９ 受光素子
１０ センサ支持基板
１３ａ，１３ｂ 送信波
１４ａ，１４ｂ 反射波
１５ 入射光
１６ 反射光
２１ 発信回路
２２ａ，２２ｂ 前段増幅回路
２３ａ，２３ｂ 検波回路
２４ａ，２４ｂ，２８ フィルタ回路
２５ａ，２５ｂ 後段増幅回路
２６ａ，２６ｂ，２９，３１ Ａ／Ｄ変換器
２７ 増幅回路
３０ 微分演算回路
３２ バッファメモリ
３３ 演算処理装置
３４ デジタル入力部
３５ 信号演算部
３６ 汎用演算部
３７ メインメモリ
３８ ストレージ
３９ 入出力装置等

Claims (10)

1. 生体の血管中を流れる血液に超音波を照射し、その反射波のドップラシフトを検出する超音波センサと、生体に光を照射し、生体内の血液による光の反射・吸収を検出する光センサとを用いて、前記超音波センサから得られるドップラ信号と、前記光センサから得られる光信号とから生体内の血流速度を導出する血流速度の計測方法であり、
   生体の脈拍に伴う周期的な光信号波形の位相に同期して、前記ドップラ信号から脈拍毎に周期的に得られる複数の周波数分布または速度分布波形を重ね合わせる同期加算処理を行うことを特徴とする血流速度の計測方法。
2. 前記生体の脈拍に伴う周期的な光信号波形のピーク値の位相を基準として、前記光信号波形の位相に同期して、前記ドップラ信号から脈拍毎に周期的に得られる周波数分布または速度分布波形を重ね合わせる同期加算処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の血流速度の計測方法。
3. 光信号の微分波形のピーク値の位相を基準として、前記光信号の微分波形の位相に同期して、前記ドップラ信号から得られる周波数分布または速度分布波形を重ね合わせる同期加算処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の血流速度の計測方法。
4. 前記超音波センサとして超音波の出射方向および受信感度の指向方向が互いに平行でない角度に配置された２対の超音波センサ素子を用いて、それぞれの超音波センサから得られるドップラ信号と、光センサから得られる光信号とから血流速度を導出する血流速度の計測方法であり、
   光信号波形の位相に同期して、各超音波センサのそれぞれのドップラ信号から得られた周波数分布または速度分布波形を重ね合わせる同期加算処理を行ったのち、２対の超音波センサのなす角度に基づき、それらの速度信号を合成することを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の血流速度の計測方法。
5. 光信号波形の光吸収信号のピークまたはその微分波形のピークを含む脈拍周期の２分の１以下の時間中のドップラ信号のデータのみを解析することを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の血流速度の計測方法。
6. 生体の血管中を流れる血液に超音波を照射し、その反射波のドップラシフトを検出する超音波センサと、生体に光を照射し、生体内の血液による光の反射・吸収を検出する光センサとを備え、前記超音波センサから得られるドップラ信号と、前記光センサから得られる光信号とから生体内の血流速度を導出する血流速度の計測装置であり、
   生体の脈拍に伴う周期的な光信号の位相を検出する手段と、前記ドップラ信号から脈拍毎に周期的に得られる周波数分布または速度分布波形を前記光信号の位相に同期して重ね合わせる同期加算処理手段を備えることを特徴とする血流速度の計測装置。
7. 生体の脈拍に伴う周期的な光信号波形のピーク値の位相を検出する手段を備え、前記同期加算処理手段は、光信号波形のピーク値の位相に同期して、ドップラ信号から得られる周波数分布または速度分布波形を重ね合わせることを特徴とする請求項６に記載の血流速度の計測装置。
8. 光信号をその微分波形に変換する手段と、変換された光信号の微分波形のピーク値の位相を検出する手段とを備え、前記同期加算処理手段は、生体の脈拍に伴う周期的な光信号の微分波形のピーク値の位相に同期して、ドップラ信号から得られる周波数分布または速度分布波形を重ね合わせることを特徴とする請求項６に記載の血流速度の計測装置。
9. 前記超音波センサは、超音波の出射方向および受信感度の指向方向が互いに平行でない角度に配置された２対の超音波センサ素子からなり、
   光信号波形の位相に同期して、各超音波センサのそれぞれのドップラ信号から得られた周波数分布または速度分布波形を重ね合わせる同期加算処理を行ったのち、２対の超音波センサ素子のなす角度に基づき、それらの速度信号を合成する手段を備えることを特徴とする請求項６から８のいずれかに記載の血流速度の計測装置。
10. 光信号の光吸収信号のピークまたはその微分波形のピークを含む脈拍周期の２分の１以下の時間中のドップラ信号のデータのみを解析する手段を備えることを特徴とする請求項６から９のいずれかに記載の血流速度の計測装置。

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