JP2006346164A - 血液レオロジー測定装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】 手首や指先等の部位で測定可能であり、かつ血圧測定を必要としない簡便、高精度及び小型の血液レオロジー測定装置を提供する。
【解決手段】 血流速度信号と容積脈波信号の波形情報から少なくとも、三次高調波までの周波数数値とその振幅強度を検出し、それぞれ、基本波及び高調波成分における血流速度と容積脈波の振幅強度比から血液レオロジーを求めるようになされることを特徴とする血液レオロジー測定装置。
【選択図】 図1
Description
ところで、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ている。すなわち、血液の粘性が高い場合、血流速度は遅く、一方、粘性が低い場合は血流速度が速いと考えられている。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(例えば、特許文献1参照。)。
一方、血管内の血流速度から血液レオロジーの指標を算出するためには、前記特許文献1に記載されているように、血流速度の計測以外に、カフを用いて生体の血圧を測定する必要があるが、この血圧値と血流速度をもちいて血液レオロジー、すなわち、血液の運動粘性率の指標を算出する方法として、対象とする動脈内部の血流圧力を血圧値で近似するといった概念に基づく方法がある。
一方、横軸はマイクロチャネルアレイ型血液流動性測定装置による全血通過時間Tを示しており、図10において縦軸の原点に近いほうがTの値は小さく、上方に行くほどTは大きな値となる。すなわち、全血通過時間Tの値が小さいということは、測定している血液の運動粘性率が小さく、さらさらの血液であることを意味し、すなわち、β値が大きな値となる。一方、全血通過時間Tの値が大きいということは、測定している血液が運動粘性率の高いどろどろの血液であることを意味している。すなわち、粘性率が高いということはβ値が大きいということであり、これらの関係を考慮して図10を見た場合、β値と全血通過時間Tとは有意な相関を有しているとみなすことが可能である。
従って、この図10からわかる通り、本発明に係る血液レオロジー測定装置は、血圧測定を必要せずに精度よく手首や指先で血液レオロジーを測定する事が可能となるので、簡便、高精度及び小型の血液レオロジー測定装置が供給でき、その結果、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。ちなみに、この図9の横軸を、マイクロチャネルアレイ型血液流動性測定装置を用いた血液レオロジーの指標である全血通過時間Tのかわりに血液の動粘性率νに置き換えても、同じく有意な相関を示す事は言うまでもない。
図1に、本発明に係る血液レオロジー測定装置の構成を示すブロック図を示す。センサ部は、2対の超音波センサすなわち、超音波センサ1と超音波センサ4と光センサ7より構成されている。超音波センサ1は発信素子2と受信素子3、超音波センサ4は発信素子5と受信素子6から構成されており、光センサ7は発光素子8と受光素子9から構成されている。
発信素子2及び発信素子5は超音波発振回路10と接続しており、超音波発振回路10にて発生する電気信号を機械的超音波に変換して、生体内に超音波を発信させる。動脈内の血流に反射してドップラー信号を伴った超音波信号は、受信素子3及び受信素子6で電気信号に変換され、超音波受信検波回路11に入力され、ドップラー電気信号が検波される。この超音波発振回路10と超音波受信検波回路11の2種類の回路で超音波回路12が構成されている。
しかし、好ましくは、超音波センサを本実施形態のように2個使用することが望ましい。それは、超音波センサを本実施形態(図7及び図8)のように、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個の超音波センサとして使用すると、見えない血管の流れる方向を特定し、例えば、指の接触位置によらず安定して、しかも高精度に測定が可能になるからである。
このレオロジー演算処理装置18は、フーリエ解析処理装置19、心拍周波数演算処理装置20、高調波振幅比演算処理装置21及びレオロジー指標演算処理装置22より構成されている。このレオロジー演算処理装置18にて検出されたレオロジー指標が出力装置23にて出力される。
以上のモデルにおいて、圧力分布25と血流速度分布26は流体力学におけるナビエ・ストークスの方程式および動脈壁の力学的運動方程式を用いて解析的に求める事が可能である。心拍の角振動数をω、脈波の波数をk、動脈24の内径をR、動脈壁27の厚み、ヤング率、密度及びポアソン比をそれぞれh、E、ρ0、σ、動脈24の圧力分布25をP、血流速度分布26の軸方向速度成分をV、動脈半径方向の拍動変位をξとすると、P、V、ξはベッセル関数J0、J1を用いて次式にて決定される。
以上の解析結果から、この(11)式と(10)式で与えられた血流速度Vと容積脈波Sの振幅比Γは、(11)式においてK=1として、
この規格化振幅比Γは、動脈内の圧力振幅Pmとは無関係に無次元定数α、σ、γのみで決定される事が判明する。なぜならば、(13)式中に現れる、無次元関数F、Φはα、σ、γの関数であるからである。
すなわち、血圧を測定せずに血液の運動粘性率νが検出できる事に他ならない。ちなみに、従来の血液レオロジーの検出方法は、(2)式より計算される最大血流速度Vmを圧力振幅項Pmで除算するかわりに、血圧値で除算するものであった。以上が本発明に係る演算処理の理論的背景である。また、(1)式から(12)式の式中に現れるjは虚数(−1の平方根)であり、計算値は複素数となるが、実際に意味のある物理量は、電子工学における交流理論と同様で、その実数部である事は言うまでもない事である。
図2記載の時間的に周期変動する動脈内の圧力分布は、脈拍を基本波とした高調波波形の重なり合わせと考える事ができる。まず、周期的に時間変化する動脈内の圧力分布PA(t)は、nを1以上の整数とすると、以下のフーリエ展開式(12)式で決定される。
さらに、前述したように生体組織での代表的なσ、γの値 σ=0.5 γ=0.1〜0.5 では大きな変化がなく、ほぼαの値の変化で決定される事も同様である。それ故、図4記載の脈拍を基本波とした高調波成分を含む血流速度波形31と容積脈波波形32をフーリエ展開し、そのn次高調強度の振幅比を測定すれば、血圧を測定せずに、より精度の高い運動粘性率νの測定が実現できる。
次に、本発明に係るレオロジー演算処理装置18に内蔵されているフーリエ解析処理装置19、心拍周波数演算処理装置20、高調波振幅比演算処理装置21及びレオロジー指標演算処理装置22について以下説明する。
以下で、本発明に係るレオロジー指標演算処理装置22における演算処理を説明する。まず、レオロジー指標のための第一の演算処理例として、演算処理式(1)を用いて検出されたn個の数値の内、すくなくとも一個の値をレオロジー指標として、特性曲線30から、運動粘性率νを算出する事ができる。また、被験者の心拍周波数が安静時に比較して大きく相違している場合は、第二の演算処理例として、n次高調波に対応するn次高調波振幅比と心拍周波数をそれぞれμn、fnとして、以下の演算処理式(2)
以上の説明より、血流速度信号と該容積脈波信号の波形情報から少なくとも、三次高調波までの周波数数値とその振幅強度を検出し、それぞれ、基本波及び高調波成分における血流速度と容積脈波の振幅強度比から血液レオロジー指標とする事で、血圧の測定を必要とせず、しかも精度の高いレオロジー測定が可能となるのである。
以上のように、図6(a)及び図6(b)に記載のセンサ構造をとる事によって、指先の動脈の同じ特定部位における血流速度と容積脈波変化が同時に測定できるのであり、しかも、演算処理式(3)によって精度よく最大血流速度が検出できる。以上、図8〜図9は指先での血液レオロジー測定の概念図であるが、その他の部位、たとえば手首、腕、首等でもまったく同様なセンサ構造で測定可能である。単純にセンサ寸法を変更するだけ対応できる。
2 発信素子
3 受信素子
4 超音波センサ
5 発信素子
6 受信素子
7 光センサ
8 発光素子
9 受光素子
10 超音波発信回路
11 超音波受信検波回路
12 超音波回路
13 発光回路
14 受光検波回路
15 光回路
16 血流速度演算処理装置
17 容積脈波演算処理装置
18 レオロジー演算処理装置
19 フーリエ解析処理装置
20 心拍数演算処理装置
21 高調波振幅比演算処理装置
22 レオロジー指標演算処理装置
23 出力装置
Claims (9)
- 生体表面から生体内の動脈血流に対して第1の信号を送受信することにより前記動脈血流の血流速度血流速度を測定して、対応する血流速度波形信号を出力する第1の測定部と、同じく生体表面から前記動脈血流に対して第2の信号を送受信することにより、前記動脈血流の容積脈波を測定して、対応する容積脈波波形信号を出力する第2の測定部と、前記血流速度波形信号と前記容積脈波波形信号に基づいて血液レオロジーを演算処理するレオロジー演算処理装置を備える血液レオロジー測定装置において、
前記レオロジー演算処理装置は、前記血流速度波形信号と該容積脈波波形信号とをそれぞれフーリエ解析してそれぞれの高調波を検出し、検出したそれぞれの高調波のうち、前記血流速度波形信号の高調波と同一次数の容積脈波波形信号の高調波との振幅比を演算する高調波振幅比演算処理部と、演算した前記振幅比を用いて前記血液レオロジーの指標を算出するレオロジー指標算出部と、からなることを特徴とする血液レオロジー装置。 - 前記レオロジー演算処理装置は、少なくとも前記第1の測定部または前記第2の測定部から出力される波形信号から前記生体の心拍周波数を算出する心拍周波数演算処理部を更に有し、前記レオロジー指標算出部は、前記高調波振幅比演算処理部で演算した前記振幅比と前記心拍周波数とを用いて前記血液レオロジーの指標を算出することを特徴とする請求項1記載の血液レオロジー装置。
- 前記レオロジー指標算出部は、前記心拍周波数の平方根値を前記振幅値で除算した値を用いて前記血液レオロジーの指標を算出することを特徴とする請求項3記載の血液レオロジー装置。
- 前記第1の測定部は、前記第1の信号を送受信する第1のセンサ部と、前記第1のセンサ部を駆動し、また前記第1のセンサ部により受信したドップラー信号を有する受信信号の検波を行う第1の回路部と、検波した信号に基づいて演算処理を行い、前記血流速度波形信号を出力する血流速度演算処理装置とからな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液レオロジー測定装置。
- 前記第2の測定部は、前記第2の信号を送受信する第2のセンサ部と、前記第2のセンサ部を駆動し、また前記第2のセンサ部により受信した受信信号の検波を行う第2の回路部と、検波した信号に基づいて演算処理を行い、前記容積脈波波形信号を出力する容積脈波演算処理装置とからな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液レオロジー測定装置
- 前記第1のセンサ部は、超音波を送受信する超音波センサ素子からなることを特徴とする請求項4に記載の血液レオロジー測定装置。
- 前記第1のセンサ部は、超音波の送信方向および受信感度の指向方向が互いに異なる角度に配置された2対の超音波センサ素子を有し、前記血流速度演算処理装置は、前記2対の超音波センサ素子によって得られるそれぞれのドップラー電気信号を用いて演算処理を行い、前記血流速度信号を出力することを特徴とする請求項5に記載の血液レオロジー測定装置。
- 前記第2のセンサ部は、光を送受信する光センサ素子からなることを特徴とする請求項5に記載の血液レオロジー測定装置。
- 前記第1のセンサ部と前記第2のセンサ部は、同一基板上に並設して形成され、手首または指先にて測定可能な一体化構造となっていることを特徴とする血液レオロジー測定定装置。
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