JP4716279B2 - 血液粘性測定装置 - Google Patents
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Description
そして、血液のレオロジーを表す指標の1つには血液の粘性があり、一般に「血液のサラサラ度、ドロドロ度」などと呼ばれている。
ところが、このように採血を伴う方法は、実施するのに資格が必要であり、血液の流れやすさを日常的にチェックするのは困難であるという問題があった。
そのため、近年では、本出願人による次の特許文献1に示すように、非侵襲で(即ち、生体を切開したり針を刺したりせずに)血液の流速を測定する装置が提案されている。
即ち、粘性の低い血液でも細い血管では流速が小さくなり、粘性の高い血液でも太い血管では流速が速くなる。
そのため、血液の粘性をより正確に評価するためには、流速だけでなく血管の太さをも測定し、考慮する必要があるという問題が新たに発見された。
(2)請求項2記載の発明では、前記計測した流速に対応する前記血管の血圧を取得する血圧取得手段を具備し、前記粘性決定手段は、前記取得した血圧を用いて粘性を決定することを特徴とする請求項1に記載の血液粘性測定装置を提供する。
(3)請求項3記載の発明では、前記粘性決定手段は、前記計測した流速、前記内径、及び前記取得した血圧のうち、それぞれの最大値を用いて粘性を決定することを特徴とする請求項2に記載の血液粘性測定装置を提供する。
(4)請求項4記載の発明では、前記血圧取得手段は、前記流速と前記内径の計測時と時間差をおいて計測した血圧を取得することを特徴とする請求項2、又は請求項3に記載の血液粘性測定装置を提供する。
(5)請求項5記載の発明では、定数の入力を受け付ける定数入力受付手段を具備し、前記粘性決定手段は、粘性をη、流速をV、内径をR、血圧をP、前記定数をkとして、粘性をη=k×R2×P÷Vなる式で算出することを特徴とする請求項2から請求項4までのうちの何れか1の請求項に記載の血液粘性測定装置を提供する。
本実施の形態の血液粘性測定装置は、血液の流速と、血管の太さと、血圧を所定の計算式に代入して血液の粘性を算出する。
血液の流速は、血流に超音波の連続波を送信し、その反射連続波の周波数の変化量(ドップラーシフト)から求める。この測定方法は特許文献1で提案されているものを利用する。
血管の太さは、血管に超音波のパルス波を送信し、血管の内壁で反射された反射パルス波(エコー)から内径を求める。
一方、血圧は、一般の血圧計などにより測定した値を利用する。
ここで、各値の最大値を用いたのは、最大血圧時には、血液の流速も血管の内径も最大になるので、変動するこれらの値のうち対応するものを取得できるからである。
また、本実施の形態の血液粘性測定装置は、非侵襲で血液粘性度を測定することができ、また小型化することができる。そのため、ユーザは、家庭などにおいて日常生活の中で血液の状態を日々確認することができ、手軽に健康管理を行うことかできる。
図1は、血液粘性測定装置のセンサ部を示した図であり、図1(a)はセンサ部の断面を示しており、図1(b)はセンサ部の底面(人体に接する面)を示している。
また、図1(a)では、センサ部1が装着された皮膚14、生体内18、血管20も図示してある。
より具体的には、例えば、センサ部1をサック状に形成し、ユーザがこれに指先を挿入したり、あるいはセンサ部1をベルトに設置し、このベルトを手首や腕に装着するように構成することができる。
基底部13は、樹脂などの個体により構成されており、人体に接する方向の面において送受信素子10、送受信素子11、送受信素子12を所定位置に保持する。
これらのうち、送受信素子10と送受信素子12は血液の流速の測定に用いられ、送受信素子11は血管の内径の測定に用いられる。
反射される連続波の周波数は、血液の流速によるドップラー効果により変化しており、この周波数の変化量(ドップラーシフト)を用いて血液の流速を求めることができる。
詳細は後述するが、送受信素子10と送受信素子12は、基底部13において所定角度を持って固定されており、血管20に対して異なる方向から連続波を送信するようになっている。これによって、センサ部1と血管20の成す角度を計算することができ、より正確に血液の流速を計算することができる。
整合部15は樹脂などの超音波伝達媒体により構成されており、センサ部1と生体内18とのインピーダンスを調節する音響整合層を構成している。
より詳細には、整合部15は、送受信素子10〜送受信素子12のインピーダンスと生体内18のインピーダンスの中間程度のインピーダンスを持つ媒体により構成するのが望ましい。
図2(a)は、図1におけるセンサ部1と血管20の角度の関係を示しており、図2(b)は、更に、送受信素子10と送受信素子12との角度関係を含め、これらの角度関係を抽出した図である。
そして、送受信素子11がパルス波を送信する方向と血管20の成す角度をγとし、送受信素子10が連続波を送信する方向と血管20の成す方向をθとする。
また、送受信素子10、送受信素子12が生体内18の表面と成す角度をそれぞれα、βとする。
Δf2=2×v×cos(θ+α+β)×F÷c・・・(2)
また、γは次の式(4)により求めることができる。このγは血管の内径を算出するのに用いられる。
ここで、センサ部1と血管20の位置関係は図2(a)と同じであるとする。
図3(a)は、送信素子11aが送信するパルス波を示しており、図3(b)は、受信素子11bが受信する反射パルス波を示している。何れも、縦軸はパルスの大きさを電圧で示しており、横軸は時間を示している。また、図3(a)、(b)の時間軸は一致させてある。
血管20の形状のうち、センサ部1側の部分の外壁と内壁、及びこの部分と対向する部分の内壁と外壁で反射されたパルス波がこの順序で受信される。また、血管20は管状の形状を有しているため、側面で反射された反射パルス波は生体内18に拡散されてしまう。
図4に示したように、本実施の形態の血液粘性測定装置は、センサ部1、回路部2、演算部3、出力部4から構成されている。
センサ部1については既に説明したので、ここでは、回路部2、演算部3、出力部4について説明する。
受信回路33は、受信素子12bと接続しており、送信素子12aの出力した連続波の反射連続波を受信して演算部3に出力する。
受信回路32と受信回路33は、連続波受信手段を構成している。
受信回路35は、受信素子11bに接続しており、送信素子11aの出力したパルス波の反射パルス波を受信して演算部3に出力する。受信回路35はパルス受信手段を構成している。
周波数変化量検出部41は、受信回路32と接続しており、受信回路32から受信素子10bで検出された反射連続波の周波数を取得する。
周波数変化量検出部41は、送信素子10aが送信する連続波の周波数を記憶しておいても良いし、あるいは、連続駆動回路31から取得するように構成しても良い。
そして、周波数変化量検出部41と同様にして、送受信素子12における周波数の変化量を検出する。
そして、流速出力部43は、これらの値を式(3)、(4)に代入して血流のv(血液の流速)、θ、γを算出する。流速出力部43は流速計測手段を構成している。
内径算出部44は、受信回路35から出力されたデータからΔtを検出し、これを式(5)に代入して内径を算出する。また、内径計算で必要な角度であるγは流速出力部43より取得する。内径算出部44は内径計測手段を構成している。
なお、本実施の形態では、後述するように最高血圧を用いて粘性を算出するように構成されているため、血圧データ47として少なくとも最高血圧が入力されるようになっている。このように演算部3は血圧取得手段を備えている。
図5(a)は、粘性計算部45が流速出力部43から取得した流速の時間変化を表した図である。なお、縦軸は流速を表しており、横軸は時間を表している。
この図に示したように、流速出力部43で検出される流速は心臓の心拍に伴って上下し拍動している。
これにより、粘性計算部45は、血流の最大値Vmaxに対応する内径の最大値Rmaxを取得することができる。
粘性測定に要する時間は10秒程度であり、この間に血流の状態が大きく変わることはないため、血管の内径Rmaxは、Vmaxと同時刻のものとする必要はなく、他の内径の最大値をRmaxとすることも可能である。
血圧の測定は、腕を圧迫するなどして血流に変化を生じさせるため、流速、内径の測定を行った後に、血圧の測定を行うのが望ましい。
ハーゲン・ポアズイユの式とは、ニュートン流体が一定半径Rを有する管内を流れる場合に、その流速を求める式であり、次の式(7)で与えられる。
ハーゲン・ポワズイユの式(7)によると、流体の粘性は、輸送管の断面積と流体の圧力に比例し、流速に反比例することから、粘性を求める式(6)を見いだした。
即ち、図6を用いて後述するように、ユーザはkを設定することによって、医療機関などで測定した粘性の値と、本願の血液粘性測定装置による測定値を一致させることができる。これについてはより詳細に後述する。
そして、粘性計算部45は、式(6)によって算出した粘性の値ηを出力部4に出力する。
ROMは、演算部3を機能させるための基本的にパラメータやプログラムなどを記憶した読み出し専用の記憶媒体である。CPUは、これらのパラメータやプログラムを用いて、血液粘性測定装置の起動時にこれを初期状態に設定するなどする。
本実施の形態では、EEPROMには、演算部3を機能させるための基本的なプログラムであるOS(Operating System)や、血液の粘性を算出するための血液粘性算出プログラムなどが記憶されている他、式(6)で用いる定数kの値も記憶されている。
更に、演算部3に、入出力インターフェースを備え、粘性データを外部のコンピュータなどに出力したり、あるいは、外部からデータやプログラムを読み込むように構成することもできる。
表示装置は、例えば、液晶ディスプレイ、プラズマディスプレイ、CRTディスプレイなどで構成されており、ηの値を数値で表示する。また、ηの値をグラフやその他の図表、記号などを用いて表示することも可能である。
図6の縦軸は、医療機関などに設置されている他の血液粘性測定装置による粘性の測定値の大きさを表しており、横軸は本願の血液粘性測定装置による粘性の測定値の大きさを表している。
このように、プロットした点は直線上にのっている。このため、定数kの値を適当に設定すれば、両測定器による測定値が一致するように校正することができる。
そのため、このように測定値の校正機能を持たせることにより、特定の血液粘性測定装置に対応するように本願の血液粘性測定装置を調節することができ、例えば、自宅において、行きつけの病院と同じ条件で血液の粘性を測定することができるようになる。
なお、本願の血液粘性測定装置の出荷時には、設計で定めたデフォルト値が記憶されている。
まず、演算部3がセンサ部1を駆動し、送受信素子10、送受信素子12による流速の測定と、送受信素子11による内径の測定を開始する(ステップ5)。
この、測定値を記憶装置に格納する処理は、粘性の測定に必要な測定値が蓄積される間(例えば、10秒間程度)継続され、終了する(ステップ15)。
次に、演算部3は、記憶した測定値から、最大血圧値、最大流速、最大内径を特定し(ステップ25)、これらの測定値を用いて粘性を算出する(ステップ30)。算出した粘性は、出力部4にて出力される。
(1)非侵襲にて血液の粘性を測定することができる。
(2)血液の流速と血管の太さ(内径)を考慮して粘性を求めるため、より正確な粘性を測定することができる。
(4)定数kの設定により、測定値を校正することができる。
(5)センサ部1、回路部2、演算部3、出力部4の何れも小型化が可能なため、ユーザが家庭などに設置して手軽に粘性を測定することができる。また、腕時計などに装着して、随時粘性を測定することができる。
次に、本実施の形態の変形例1について説明する。
図8は、変形例1の粘性測定装置に係るセンサ部の構造を示した断面図である。
変形例1は、送受信素子11で連続波とパルス波を選択的に発生させることにより、送受信素子11が血液の流速を測定する機能と血管の内径を測定する機能を兼ね備えるものである。
なお、以降では、先に説明した実施の形態と対応する機能部には同じ符号を付し、実施の形態と同じ動作を行うものについてはその説明を簡略化、あるいは省略することにする。
送受信素子11は、測定が開始されると一定時間連続波を生体内18に送出し、その後パルス波を送出する。
このように、血管20の角度θの算出に必要な測定値は、送受信素子11が連続波を送出している間に取得できてしまうため、その後は、送受信素子11の送出するパルス波と送受信素子10が送出する連続波によって粘性の測定を行うことができる。
変形例1の血液粘性測定装置は、センサ部1、回路部2、演算部3、出力部4から構成されている。
また、パルス駆動回路34は、切替回路51を介して送信素子12aに接続している。
そして、送信素子12aは、連続駆動回路31によって駆動されているときは生体内18に連続波を送信し、パルス駆動回路34によって駆動されているときはパルス波を送信する。
このように、連続駆動回路31、パルス駆動回路34、及び切替回路51により、連続波とパルス波を選択的に発生される素子駆動手段が構成される。
切替回路52は、受信素子12bで検出された反射波を受信する受信回路を選択する回路であり、切替回路52を切り替えることにより、受信回路33、又は受信回路35で反射波が受信される。
このようにして、回路部2は送受信素子12を連続波モード及びパルス波モードに切り替えて、血液の流速の測定と、血管の内径の測定の双方に使用する。
図10において、縦軸は送信波の出力の大きさを電圧で表しており、横軸は時間を示している。
なお、図示しないが、送受信素子10の方は、測定開始から測定終了まで連続波を送信する。
そして、変形例1の血液粘性測定装置は、時間T2の間は、送受信素子10からの信号により血液の流速を測定し、送受信素子12からの信号により血管20の内径を測定する。
変形例1の演算部3は、θが一致する場合はこのθを用いて粘性を計算し、θが一致しない場合は、θの平均値を用いて粘性を計算するか又は再測定とする。
このため、血液粘性測定装置の製造コストを低減することができる。
次に、本実施の形態の変形例2について説明する。
図11は、変形例2の粘性測定装置に係るセンサ部の構造を示した断面図である。
変形例2は、変形例1と同様に送信素子11aを連続波モードとパルス波モードで駆動するが、送信素子10aは装備せず、送信素子10aでの連続波の送信は行わない。
送信素子11aが連続波を送信している場合、変形例2の血液粘性測定装置は、血流による反射連続波を受信素子10b、11bで受信し、これら受信した反射連続波の周波数の変化量から血液の流速を求める。
変形例2の血液粘性測定装置は、センサ部1、回路部2、演算部3、出力部4から構成されている。
また、パルス駆動回路34も、切替回路51を介して送信素子12aに接続している。
そして、送信素子12aは、連続駆動回路31によって駆動されているときは生体内18に連続波を送信し、パルス駆動回路34によって駆動されているときはパルス波を送信する。
切替回路52は、受信素子12bで検出された反射波を受信する受信回路を選択する回路であり、切替回路52を切り替えることにより、受信回路33、又は受信回路35で反射波が受信される。
このようにして、回路部2は送受信素子12を連続波モード及びパルス波モードに切り替えて、血液の流速の測定と、血管の内径の測定の双方に使用する。
図10において、縦軸は送信波の出力の大きさを電圧で表しており、横軸は時間を示している。
また、センサ部1において変形例1の発振素子10aを省略することができ、更にコストの低減を図ることができる。
以上に説明した実施の形態及び変形例1、2では、式(5)にて血管20の内径の算出を行ったが、ここで、他の方法により血管20を内径を計測する方法について説明する。
図14は、図1においてセンサ部1を血管20の方向に見たところを示した断面図である。
送受信素子11が送信したパルス波は血管20に当たり反射するが、血管20の部分のうち、センサ部1に面する部分60の面積が広いほど反射パルス波の強度が大きくなる。
何れも縦軸は強度を電圧にて表しており、横軸は時間を表している。また、両者の時間軸は一致させてある。
図15(b)に示したΔVは、血管20の部分60による反射パルス波の強度を示しており、本変形例はこのΔVから血管の太さを求めるものである。
なお、なお、血管20の内壁から反射された反射パルス波を用いて血管20の内径を推定することも可能である。
図に示したように、チューブ径0.5[mm]のチューブに対しては、0.2[mVpp]程度の出力電圧が得られ、1.0[mm]のチューブに対しては、0.3[mVpp]程度の出力電圧が得られている。
そして、これらのデータは、略直線上に存在している。このため、反射パルス波の出力電圧からチューブ径を推定することが可能となる。
血管20に対しても血管径と反射パルス波の出力電圧について同様の関係が成り立つと考えられるため、反射パルス波の電圧から血管径を推定することが可能となる。
2 回路部
3 演算部
4 出力部
10 送受信素子
11 送受信素子
12 送受信素子
13 基底部
14 皮膚
15 整合部
18 生体内
20 血管
Claims (5)
- 生体表面から血管に超音波を送信する第1送信素子と、この第1送信素子から送信した超音波の反射波を受信する第1受信素子を有する第1送受信素子と、
前記第1送信素子から送信された連続波による超音波の反射波を受信する第2受信素子と、
前記第1送信素子から送信する超音波として、連続波を送信する連続波モードと、パルス波を送信するパルス波モードとを切替えるモード切替手段と、
前記連続波モードにおいて、前記第1受信素子及び前記第2受信素子で受信する異なる2方向の反射波の周波数の変化量から血管の成す角度を求め、当該血管の成す角度と前記反射波の周波数の変化量から、血管の内部を流れる血液の流速を計測する流速計測手段と、
前記パルス波モードにおいて、前記第1受信素子で受信した前記血管の内壁で反射された反射パルス波と、前記血管の成す角度を用いて前記計測した流速に対応する前記血管の内径を計測する内径計測手段と、
前記計測した流速と内径を用いて前記血液の粘性を決定する粘性決定手段と、
を具備したことを特徴とする血液粘性測定装置。 - 前記計測した流速に対応する前記血管の血圧を取得する血圧取得手段を具備し、
前記粘性決定手段は、前記取得した血圧を用いて粘性を決定する
ことを特徴とする請求項1に記載の血液粘性測定装置。 - 前記粘性決定手段は、前記計測した流速、前記内径、及び前記取得した血圧のうち、それぞれの最大値を用いて粘性を決定する
ことを特徴とする請求項2に記載の血液粘性測定装置。 - 前記血圧取得手段は、前記流速と前記内径の計測時と時間差をおいて計測した血圧を取得する
ことを特徴とする請求項2、又は請求項3に記載の血液粘性測定装置。 - 定数の入力を受け付ける定数入力受付手段を具備し、
前記粘性決定手段は、粘性をη、流速をV、内径をR、血圧をP、前記定数をkとして、粘性をη=k×R2×P÷Vなる式で算出する
ことを特徴とする請求項2から請求項4までのうちの何れか1の請求項に記載の血液粘性測定装置。
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