JP4611001B2 - 血液レオロジー測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体内の血液の流動性を示す血液レオロジーの評価のための特に血管中を流れる血液の動的状態を測定する技術に関する。

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）を通過する時間を測定する装置（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大きな不都合がある。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日あたりに測定作業が可能な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、血液の流動性が低い場合、血流速度は遅く、流動性が高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発明が提案されている（特許文献１参照。）。
特開２００３−１５９２５０号公報 「血液レオロジー測定装置」 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）

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においても、特定の被験者については、ＭＣ−ＦＡＮによる測定データと高い相関を有するデータを得ることができた。しかしながら、複数の被験者について測定を行うと、その生体の個体差（個人差）から、従来の技術では、異なる被験者間のデータの比較において、相関性が低下する場合があった。

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、血液レオロジーを低コスト測定可能とするのみならず、異なる被験者間のデータにおいても相関性に優れた測定が可能な血液レオロジー測定装置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は、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を複数個組み合わせた血流速度センサと、光センサとを組合わせて用いて計測を行う。一般に、管内を流れる粘性流体の速度は、圧力と、管径の２乗に比例し、粘性に反比例する。一方、流体の流量は、圧力と、管径の４乗に比例し、粘性に反比例する。したがって、上記の関係から、流体の速度と流量および圧力から粘性を求めることができる。生体中（血管中）を流れる血液の速度は超音波センサで測定する。血液に吸収されやすい波長の光（青色、緑色など）を生体（人体）に入射すると、血流量に応じて血液に吸収された光の残りの反射光または透過光を検出することができるため、血流量は発光素子と受光素子を組合わせた光センサで検出する。

また、光センサにおいては、その発光素子の駆動方法をパルス発光とすることにより、発光の強さを向上し、光センサの感度およびＳ／Ｎを向上することができる。血液の流れやすさを血液粘性の逆数とすると、超音波センサで測定した血流速度のデータを、光センサで得た流量のデータを用いて補正することにより、超音波センサ単体で得られるデータに含まれる生体の個体差に起因するバラツキを低減し、より正確に血液の流れやすさを求めることができる。

超音波センサと光センサを組合わせて用いることにより、被験者から採血を行うことなく、手軽に誰であっても血液レオロジーの測定が可能となり、さらにその精度が向上する。また、光センサの発光素子をパルス駆動とすることにより、光センサの感度を向上し、さらに、高価な多層膜光学フィルタを備えた受光素子を複数備えることなく、１つの受光素子のみを備えれば良いため、装置の価格上昇が最小限で済む。

（実施の形態１）
まず、図面に基づき実施例の構成を説明する。図１は、本発明の測定装置の構成を示すブロック図である。図２には本発明で用いた血流速度センサを示す。また、図４及び図５に超音波ドップラ信号測定原理の概略を示す模式図を示す。

血流速度センサ３０は、２対の超音波センサ、すなわち、発信素子２ａ、受信素子３ａから成る超音波センサ１ａと、発信素子２ｂ、受信素子３ｂから成る超音波センサ１ｂとを組み合わせたものである。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板に電極薄膜を形成した圧電振動素子である。本実施の形態においては超音波の周波数は１５ＭＨｚとした。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角度αを成すようにセンサ支持基板１０上に配置してある。この血流センサ３０に、図４に示すように測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて、血流速度を計測する。

超音波センサ１ａの発信素子２ａから発した超音波（送信波１３ａ）は生体組織中を伝播し、血管中を流れる血液で反射される。反射波１４ａは、血液の流れる速度に従いドップラシフトを受けた信号に変化している。この反射波を受信素子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、超音波センサ１ａと１ｂでは超音波の放射される指向方向が異なる。この超音波センサ１ａと１ｂの角度の差αと超音波センサ１ａと１ｂの信号から得られたそれぞれのドップラシフト周波数ΔＦａ、ΔＦｂから血流速度を計算することが可能である。

超音波計測部５１は、２対の超音波センサ１からなる血流速度センサ３０、それぞれ２組の検波回路２３、フィルタ回路２４、増幅回路２５、Ａ／Ｄ変換器２６からなる。反射波１４ａ、１４ｂを受けた受信素子３ａ、３ｂのそれぞれの信号は、検波回路２３ａ、２３ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）を取り除いたドップラシフト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変換処理に不要な周波数成分を取り除き、増幅回路２５ａ、２５ｂでそれぞれ増幅される。このドップラシフト信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６a、２６ｂによりデジタルデータに変換され、バッファメモリ４１に一時蓄積される。本実施の形態では、Ａ／Ｄ変換器２５ａ、２５ｂのサンプリング周波数は２０ｋＨｚとした。

光計測部５３は、生体内の局所的な血液容量を検知するための手段であり、発光素子８と受光素子９からなる光センサ７を備えるものである。実施例において発光素子８は青色発光または緑色発光の発光ダイオード、受光素子９はフォトトランジスタである。発光素子は発光用発振回路および駆動回路によりパルス電圧を印加され、駆動される。生体の脈拍は通常、毎分数十〜１００程度であるので、血流波形を観測するには、１００Ｈｚ以上の周波数で発光素子を駆動する必要があると考えられる。

発光素子の駆動電圧の周波数を２５０Ｈｚ、デューティを５０％、Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数を１ｋＨｚとすると、図７に示すタイミングとなる。発光素子の駆動電圧の周波数を２５０Ｈｚ、デューティを５０％、Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数を２ｋＨｚとすると、図８に示すタイミングとなる。発光素子の駆動電圧の周波数に対しさらにＡ／Ｄ変換のサンプリング周波数をさらに高くすることも可能であるが、サンプリングのタイミングが発光素子の駆動電圧の立ち上がり立下りのタイミングと一致してしまう場合は、そのデータを捨てて、残りのデータを利用する。この図７および図８の場合は、発光素子が非発光時の受光素子の信号も検出しているが、バックグラウンド光の影響を除去するために非発光時のデータを使用することができる。

発光素子８を発した入射光１５は、測定対象の生体内組織で反射されて受光素子９で受光される。入射光１５は生体内の血液も照射するが、血液は青色光または緑色光を吸収する性質を有するため、入射光１５の照射範囲かつ受光素子９の受光範囲に含まれる局所的な血液容量が多いと反射光１６は弱く、逆に局所的な血液容量が少ないと反射光１６は強く検出される。したがって、脈に伴う生体内の局所的な血液容量変化を光センサ７で検出することができる。光センサの信号は増幅回路２７で増幅され、フィルタ回路２８で不要な高周波成分を除去した後、Ａ／Ｄ変換器２９によりデジタルデータに変換される。

演算部５１は、バッファメモリ４１および４２と、演算処理装置４３からなる。バッファメモリ４１は超音波センサ３０からの計測データを一時的に保持する。バッファメモリ４２は光センサからのデータを一時的に保持する。それぞれのバッファメモリ内のデータは一定量ごとに演算処理装置４３に送られる。演算処理装置４３は、各Ａ／Ｄ変換器によりデジタル化された各センサからのデータをデジタル入力部４４を経由して受取り、信号演算処理部４５および汎用演算処理部４６の機能により演算処理し、ノイズ成分を除去した血流速度を算出する。なお、演算処理装置４３が計測データのサンプリングレートに対して十分高速に動作するのであれば、バッファメモリ４１および４２は省略可能である。また信号演算処理部４５は特殊なハードウェア構成によって信号処理を高速に実行する装置であり、汎用演算処理部４６の処理速度が高速である場合は、信号演算処理部４５は省略可能である。

主記憶部４７は、計測データと演算処理装置４３が演算を実行するにあたって使用する演算データを保持するものである。測定データや演算結果のデータなど保存が必要なデータはストレージ４８に保存する。ストレージ４８は不揮発性のフラッシュメモリ装置またはハードディスク装置等で構成されるものである。

入出力装置等４９は、キーボード、マウスなどのユーザーインターフェース機能を有する装置、ＣＲＴまたはＬＣＤなどの画面表示機能を有する装置、イーサネットまたはシリアル通信バスなどの通信機能を有する装置等である。さらに、周辺装置としては、血圧測定器が接続され、データを血圧値で補正することができる。

次に、上記構成の血液レオロジー測定装置を用いた測定方法を説明する。

まず、生体の測定を行う前に、校正用反射板センサに置き、基準となる反射強度を測定しておき、このときデータである光信号基準値Ｌｒを装置に保存する。校正用反射板はアルミ板に白色塗装したものである。図４に示すように、血流センサ３０に測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて、血流速度を計測する。超音波センサ１ａの発信素子２ａから発した超音波（送信波１３ａ）は生体組織中を伝播し、血管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、それぞれ、検波回路２３ａ、２３ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）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いた後、増幅回路２５ａ，２６ｂでそれぞれ増幅される。このドップラ信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６a、２６ｂによりデジタルデータに変換され、バッファメモリ４２に一時蓄積された後、演算処理装置４３へデジタル入力部を通して主記憶部４７に転送され、記憶される。

なお、これら測定データを直ちに解析処理を行わない場合、装置に付属した外部記憶であるストレージ４８または入出力装置等４９のネットワークを介して外部記憶メディアに蓄積しておき、解析処理に必要な時点で取り出せばよい。

上記測定で得られた超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂのそれぞれのドップラ信号のデジタルデータを演算処理装置４３の信号演算処理部４５および汎用演算処理部４６においてフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布（スペクトル）データに変換し、周波数分布データを主記憶部４７に記憶する。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、Ｎｆ＝５１２個とすると、０．０２５６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）。

以上の方法で超音波センサ１ａのデータから得られた周波数シフトをＦａ、超音波センサ１ｂのデータから得られた周波数シフトをＦｂ、とすると、血流速度Ｖｈは、下記の式で導出できる。

Ｖｈ ＝ ｃＦａ／２Ｆｓｃｏｓθ
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、Ｆｓは超音波センサの発信周波数（駆動周波数）である。

なお、血液は生体の血圧Ｐで押し出されて流動するものであるため、血流速度Ｖｈは、生体の血圧の影響も受けるものと考えられる。血圧の影響を補正するために、血流速度Ｖｈを血圧測定器で測定した血圧Ｐｈで割り算する。このＶｈ／Ｐｈの値を便宜上、補正血流速度Ｖｃと呼ぶこととする。この補正血流速度Ｖｃが大きければ、相対的に生体中の血液の流動性が高く、Ｖｃが小さければ血液の流動性が低いということである。ただし、複数の個人（個体）のデータを同時に評価すると、血管径の個体差の影響があり、ばらつきが大きくなる場合がある。

図１１に光センサの出力電圧の例を示す。受光素子が出力する光信号Ｌ８０は、血流量の小さなときに信号電圧が大きく出力され、また生体の透過率に影響されるので、これを演算処理装置４３にて補正する処理を行う。光信号Ｌのピーク値Ｌｐ８２は血液による光の吸収量がもっとも小さい時の信号であるので、光信号の振幅成分をＬａ８３とし、ＬａをＬｐと光信号基準値Ｌｒ８１の比で規格化したＬｑが生体の血流量に比例した指標となる。すなわち Ｌｑ ＝ Ｌａ・（Ｌｒ／Ｌｐ）とする。

血管径をＤ、血液の粘性をμ、とすると、粘性流体の法則から、血流速度Ｖｈは、血圧Ｐと、Ｄの２乗に比例し、μに反比例する。一方、血流量は、Ｐと、Ｄの４乗に比例し、μに反比例する。したがって、血液の流れやすさの指標Ｒｈを粘性μの逆数とすると、流れやすさＲｈは、Ｒｈ∝（Ｖｈ×Ｖｈ）／（Ｌｑ・Ｐ） となる。
すなわち、本発明のレオロジー測定装置で測定される血流速度データＶｈと光血流量Ｌｑから血液の流れやすさＲｈを求めることができる。

（実施の形態２）
別実施例として、発光素子を複数個設けた構成を説明する。図３および図６において、発光素子（ａ）８ａと発光素子（ｂ）８ｂは異なる波長の発光を行うことができる。駆動回路３１により、発光素子（ａ）８ａにはパルス波形（ａ）の電圧が印加され、発光素子（ｂ）８ｂにはパルス波形（ｂ）の電圧が印加される。発光素子の駆動電圧の周波数を２５０Ｈｚ、デューティを２５％、Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数を２ｋＨｚとすると、９図に示すタイミングとなる。発光素子の駆動電圧の周波数を２５０Ｈｚ、デューティを２５％、Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数を４ｋＨｚとすると、図１０に示すタイミングとなる。

図１０の場合は、パルス電圧の立ち上がりと立ち下がりに一致する時刻の計測値は使用しない。駆動回路３１は、発振回路の単純な矩形波電圧のデューティと位相を加工し、各発光素子に振り分けるプログラムロジック回路と増幅回路から構成される。図９および図１０に示すように、パルス波形（ａ）とパルス波形（ｂ）は、電圧ＯＮの時間が互いに重ならないため、発光素子（ａ）８ａと発光素子（ｂ）８ｂが同時に発光することはない。
駆動回路から（ａ）（ｂ）いずれの発光素子を発光させているかを示す信号を演算処理装置に送信することにより、あるいは、演算処理装置から駆動回路にパルス電圧のタイミングを指示することにより、演算処理装置５１は、受光素子９の信号を発光素子（ａ）８ａが発光したときの信号と、発光素子（ｂ）８ｂが発光したときの信号に振り分けることが可能となる。したがって、複数の受光素子にそれぞれ透過波長の異なる光学フィルタを備える必要がなく、光学フィルタのない１つの受光素子のみで複数波長による血液観察が可能となる。

以上の構成により、実施の形態２においては、発光素子（ａ）８ａを青色または緑色の発光とし、発光素子（ｂ）８ｂを赤色の発光とした。発光素子（ａ）８ａが発光時の受光素子９の信号から発光素子（ｂ）８ｂが発光時の受光素子９の信号の直流成分を差し引くことで、静脈血の影響を補正でき、より正確な血流量の計測ができる。

本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、血液の流動性（流れやすさ）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。

本発明に係る測定装置の構成を示すブロック図 本発明に係るセンサの構成を示す図 本発明に係るセンサの構成を示す図 本発明に係るセンサの構成を示す図 本発明に係るセンサの構成を示す図 本発明に係るセンサの構成を示す図 本発明に係る光センサの駆動方法を示す図 本発明に係る光センサの駆動方法を示す図 本発明に係る光センサの駆動方法を示す図 本発明に係る光センサの駆動方法を示す図 本発明に係る光センサの出力電圧の例を示す図

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
８ａ 発光素子（ａ）
８ｂ 発光素子（ｂ）
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
２３ａ、２３ｂ 検波回路
２４ａ、２４ｂ フィルタ回路
２５ａ、２５ｂ 増幅回路
２６ａ、２６ｂ Ａ／Ｄ変換器
２７ 増幅回路
２８ フィルタ回路
２９ Ａ／Ｄ変換器
３０ 血流センサ
３１ 駆動回路
３２ 発光用発振回路
４１ａ、４１ｂ バッファメモリ
４２ バッファメモリ
４３ 演算処理装置
４４ デジタル入力部
４５ 信号演算部
４６ 汎用演算部
４７ 主記憶部
４８ ストレージ
４９ 入出力装置等
５０ 超音波計測部
５１ 演算部
５２ 血圧測定器
５３ 光計測部
５４ 周辺機器
６０ 駆動電圧
６１ Ａ／Ｄ変換タイミング
６２ 駆動電圧
６３ Ａ／Ｄ変換タイミング
６４ 駆動電圧（ａ）
６５ 駆動電圧（ｂ）
６６ Ａ／Ｄ変換タイミング
６７ 駆動電圧（ａ）
６８ 駆動電圧（ｂ）
６９ Ａ／Ｄ変換タイミング
７１ 生体（指先）
７２ 血管
８０ 光信号Ｌ
８１ 光信号基準値Ｌｒ
８２ 光信号のピーク値Ｌｐ
８３ 光信号の振幅成分Ｌａ

Claims (5)

1. 生体内の血液の流動性を示す血液レオロジーを測定する血液レオロジー測定装置であって、
   生体中に超音波を入射する発信素子と、入射された超音波が生体中で反射された反射波を受信する受信素子とからなる超音波センサと、
   所定の点滅周波数で点滅発光して生体中に光を入射する発光素子と、生体で反射または生体を透過した光を受信して前記光に対応する受信信号を出力する受光素子とからなる光センサと、
   前記点滅周波数に対し２倍以上の整数倍のサンプリング周波数で前記受信信号をアナログ・デジタル変換して変換後のサンプリング信号を出力する信号サンプリング手段と、
   前記超音波センサの信号から得られた生体内における血流速度の情報を、前記サンプリング信号から得られた生体内における血流量の情報を用いて補正することにより、生体の血液レオロジーを算出する血液レオロジー算出手段とを備え、
   前記血液レオロジー算出手段は、前記サンプリング信号のうち、前記発光素子の駆動電圧の立上り又は立下りのタイミングと一致する信号を除く信号を用いることを特徴とする血液レオロジー測定装置。
2. 生体内の血液の流動性を示す血液レオロジーを測定する血液レオロジー測定装置であって、
   生体中に超音波を入射する発信素子と、入射された超音波が生体中で反射された反射波を受信する受信素子とからなる超音波センサと、
   それぞれが異なる発光波長を有し、且つ所定の同じ点滅周波数で点滅発光し、しかも互いに同時には点燈しないデューティ比と位相で点滅発光を行って、生体中に光を入射する複数個の発光素子と、生体で反射または生体を透過した光を受信して前記光に対応する受信信号を出力する受光素子とからなる光センサと、
   前記点滅周波数に対し発光素子の個数より大きな整数倍を乗じたサンプリング周波数で前記受信信号をアナログ・デジタル変換して変換後のサンプリング信号を出力する信号サンプリング手段と、
   前記超音波センサの信号から得られた生体内における血流速度の情報を、前記サンプリング信号から得られた生体内における血流の情報を用いて補正することにより、生体の血液レオロジーを算出する血液レオロジー算出手段とを備え、
   前記血液レオロジー算出手段は、前記サンプリング信号のうち、前記発光素子の駆動電圧の立上り又は立下りのタイミングと一致する信号を除く信号を用いることを特徴とする血液レオロジー測定装置。
3. 前記発光素子のうち少なくとも１つは、生体中の血液に吸収されやすい波長の光を発する発光素子であることを特徴とする請求項１または２に記載の血液レオロジー測定装置。
4. 前記発光素子のうち少なくとも１つは、中心波長が青色または緑色に相当する波長域の光を発する発光素子であることを特徴とする請求項１または２に記載の血液レオロジー測定装置。
5. 校正用反射板を前記光センサと一定の距離に置き、このとき受光素子が受ける光反射強度を基準として生体を測定したときの前記光センサの信号を校正する手段を更に備えることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の血液レオロジー測定装置。

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