JP5044154B2 - 生体情報測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体内の血液の流動性を評価するために用いられ、特に血管中を流れている血液の流速を測定する生体情報測定装置に関する。

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（流動性）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微小流路流動分析装置が開発されている（非特許文献１参照。）。現在においては、微小流路流動分析装置は、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、微小流路流動分析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というわけにはいかない。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もある。

このような採血にともなう上記問題の解決を図るために、採血を必要とせずに生体表面から生体内の血管に対して超音波信号を送信し、生体内を伝播し、血管内の血流に反射して得られる超音波のドップラシフト信号から血流速度を計測する非侵襲ドップラ方式生体情報測定装置が既に提案されている（特許文献１参照）。
この装置は、血流速度が遅ければ血液の流動性が低い、即ち、粘性が高いと判断し、一方、血流速度が速ければ流動性が高い、即ち、粘性が低いといったように、生体内の血流速度を計測することにより、血液レオロジーを示す指標のひとつとして挙げられる血液粘性を生体内の血流速度から評価するものである。

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、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、電源から生じるノイズや増幅回路から生じるノイズの影響も大きく、出力信号にも大きなノイズ成分が含まれやすく、Ｓ／Ｎ比（信号対ノイズ比）の優れた信号が得にくいという問題がある。さらに、例えば、被験者がうっかり測定部位である指先を動かしてしまったり、被験者の指が震えてしまったり、皮膚とセンサとの摩擦によって生じるノイズなどもあり、単純なフィルタ回路では信号を損なうことなくノイズのみを除去することが困難である。

そこで本願発明は、血液の採取を行なわずに、医療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のみならず、低コストでＳ／Ｎの優れた測定が可能な血流速度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、本願発明は、超音波発信素子と超音波受信素子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を用いて計測を行い、それぞれの超音波センサの信号から演算した周波数分布情報からエラーデータを判別し、ノイズの影響を最小限とした周波数分布データに基づいて血流速度を求めることを特徴とするものである。

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、超音波センサから得られるＳ／Ｎの劣る信号からノイズ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、医療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、被検者の健康状態の確認に利用することができるようになる。

以下、図面に基づき実施例の構成を説明する。図１は、本発明の生体情報測定装置の構成を示すブロック図である。また、図２は本発明で用いた血流速度センサの構成図であり、図２（ａ）は平面図、図２（ｂ）は側面図である。また、図３は本生体情報測定装置の測定原理を説明する説明図であり、図４に超音波ドップラ信号周波数分布データの例を示す。

図１〜図３に示すように、血流速度センサ１０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。この血流速度センサ１０に、図３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７８ａ）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７９ａ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７８ｂ）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。

次に、超音波計測部５０は、２対の超音波センサ１からなる血流速度センサ１０、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７９ａ、７９ｂ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３１に一時蓄積される。なお、超音波計測部５０が本発明の計測手段を構成している。

次に、速度演算部５１は、バッファメモリ３１と、演算処理装置４３からなり、速度演算手段を構成している。バッファメモリ３１は超音波センサ１からの計測データを一時的に保持する機能を有し、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、以下に説明するように、デジタル入出力部４４、主記憶部４１、前記計測手段から出力された前記検波信号を演算処理して周波数分布データを算出する周波数解析手段４５、前記周波数分布データを演算処理して血流の方向角を算出する角度演算手段４６、算出された周波数分布データのパターンを判定して対応する前記流速値の真偽を判定するエラー判定手段４７、前記角度演算手段において算出した前記方向角の値と対応させながら前記血液の流速値を算出する速度演算手段４８、前記エラー判定手段において前記流速値が偽であると判定した場合は、前記速度演算手段において算出した前記流速値を削除し、所定の演算方法により算出した補完値を前記削除した流速値に置き換えるデータ補完手段４９からなり、デジタル入出力部４４は、各Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂによりデジタル化された各超音波センサ１ａ、１ｂからのデータをバッファメモリ３１ａ、３１ｂを介して受取った後、主記憶部４１に転送し記憶させる機能を有している。
なお、上述の演算手段（周波数解析手段４５、角度演算手段４６、エラー判定手段４７、速度演算手段４８、データ補完手段４９）は、具体的には、コンピュータ機能を用いて演算処理及び制御を行う信号演算処理部及び汎用演算処理部からなり、詳しくは後述するが、主記憶部４１に記憶したデジタルデータを適宜取り出して演算処理を行い、必要に応じて、再度、主記憶部４１に記憶させながら演算処理を行う機能を有するものである。

また、信号演算処理部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、汎用演算処理部の処理速度が高速である場合は、信号演算処理部は省略可能である。また演算処理装置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３１は省略可能である。

以下、周波数解析手段４５、角度演算手段４６、エラー判定手段４７、速度演算手段４８、データ補完手段４９について詳しく説明する。

まず、周波数解析手段４５は、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の信号演算処理部および汎用演算処理部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、変換した周波数分布データを主記憶部４１に記憶させる機能を有し、例えば、Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂのサンプリング周波数をｆｓ＝２０ｋＨｚ、ＦＦＴ処理の個数をＮｆ＝２５６個とし、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（ドップラシフト周波数と、そのドップラシフト周波数に対応するドップラ信号の強度分布）が得られる。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く、例えば、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。

以上のようなＦＦＴ処理によって得られる典型的な周波数分布のパターンを図４に示す。図４に示す周波数分布６１のように、ひとつのピークを有し、周波数が高くなるに従い減衰するような形状パターンとなる。但し、このような周波数分布パターンは、外部からのノイズ混入がなく測定環境が良い場合の理想的な周波数分布パターンである。例えば、血流速度センサ１０からの信号になんらかのノイズが混入すると、図５に示す周波数分布パターン６２のように、図４に示すようなピークとは異なるピークが現れるなど、理想的なパターンとは異なるパターン形状となる。そのため、周波数分布６２のようにノイズが混入した周波数分布のパターンから正確な周波数シフト量を算出することは困難であり、より正確な周波数シフト量を算出するためには、上記のようなノイズ等により生じた異常なデータは削除した上で、血流速度波形を算出する必要がある。
次に、角度演算手段４６及び速度演算手段４８について説明する前に、超音波センサ１ａ、１ｂから得られたドップラ信号から血流速度を算出する算出原理について説明する。

上記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。ここで、θは、血流速度センサ１０と血流の方向のなす角度であり、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。

Ｖｈ ＝ ｃＦａ／２Ｆｓｃｏｓθ （式１）
θ ＝ ａｔａｎ（ （−ｃｏｓα − Ｆｂ／Ｆａ）／ｓｉｎα ） （式２）
ここで、上記のθを算出する機能を有するものが角度演算手段４６であり、上記のＶｈを算出する機能を有するものが速度演算手段４８である。これらの角度演算手段４６及び速度演算手段４８は、周波数解析手段４５により算出された周波数分布データを用いて演算処理を行って上記のθ（血流の方向角）やＶｈ（血流速度）を算出する。

次に、エラー判定手段４７、速度演算手段４８、データ補完手段４９について詳しく説明する。

生体（指先）とセンサ位置関係が固定され、安定して接触している状態では問題ないが、被験者が指先を動かしてしまったり、震えてしまった場合、皮膚とセンサの摩擦により信号にノイズが発生することがある。また、超音波センサの出力信号は小さいため、Ａ／Ｄ変換を行うには大きな増幅率が必要であり、外部からのノイズの影響を受けやすい。信号にノイズが混入すると、前述のように、図５に示した例のように周波数分布に変動を与え、正確な周波数シフト量が得られなくなる。その結果、ノイズを除去する手段を講じないと、図６に示すように、Ｖｈの時間変化をプロットした血流速度波形８０にもノイズ波形が生じてしまう。

このように、周波数分布のパターンが異常であると判断される場合、図７に示す血流速度波形８１のように、その時点のデータをエラーとして、データ列から削除してしまえばよく、このようにデータをエラーとして、データ列から削除する機能を有するものがエラー判定手段４７である。このエラー判定手段は、周波数分布各要素の平均値を求め、平均値から一定以上のずれを生じた測定点、および周波数分布に複数のピークが生じた測定点をエラーと判別してデータの削除を行うものであり、より具体的には、本エラー判定手段における前記周波数分布データのパターンの判定は、前記周波数分布データのパターンが著しく変動したか否かにより判定してもよく、またあるいは、算出された前記周波数分布の値がこれまでに算出された前記周波数分布データの平均値を基準として所定範囲内にあるか否かにより判定してもよく、またあるいは、前記周波数分布データのパターンに複数のピークが生じたか否かにより判定してもよい。
その上で、データ補完手段４９において、図８に示す血流速度波形８２のように、エラー点の前後の点のデータの平均値をもってデータを補完する。

また、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。そのため、被検者の血流速度と血圧値との関係をも考慮し、速度演算手段４８において、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最高血圧Ｐｈで割り算し、このＶｈ／Ｐｈの値を用いて補正血流速度Ｖｃ（＝Ｖｈ／Ｐｈ）を算出する演算処理を行うことも可能である。

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（粘性が低い）、補正血流速度Ｖｃが小さければ血液の流動性が低い（粘性が高い）ということで生体内の血液の流動性をより正確に評価することが可能である。

なお、本実施例においては、超音波センサを用いた生体情報測定装置について説明を行ったが、センサとしてレーザー光線のドップラ効果を利用する速度センサを複数用いても同様の構成の測定装置が実現できる。

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。

本発明に係る生体情報測定装置の構成を示すブロック図である。 本発明に係るセンサの構成を示す図である。 本発明に係る生体情報測定装置の測定原理を説明する図である。 通常の周波数分布の例を示す図である。 ノイズを有する周波数分布の例を示す図である。 ノイズを有する血流速度波形の例を示す図である。 ノイズを有するデータを削除した血流速度波形の例を示す図である。 データの補完処理を行った場合の血流速度波形の例を示す図である。

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
１０ 血流速度センサ
２１ 発振回路
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
３１ａ、３１ｂ バッファメモリ
４１ 主記憶部
４４ デジタル入出力部
４５ 周波数解析手段
４６ 角度演算手段
４７ エラー判定手段
４８ 速度演算手段
４９ データ補完手段
５０ 超音波計測部
５１ 速度演算部
６１ 周波数分布
６２ 周波数分布
７１ 生体（指先）
７２ 動脈血管
７８ 送信波
７９ 反射波
８０ 血流速度波形
８１ 血流速度波形
８２ 血流速度波形

Claims (8)

1. 生体内を流れる血液に対して前記生体の表面から信号を送受信し、受信した受信信号から前記血液の流速に対応するドップラシフト周波数を有するドップラ信号を出力する計測手段と、
   前記ドップラ信号を演算処理して周波数分布データを算出し、前記周波数分布データの信号強度を判定しながら前記血液の流れる流速値を算出する速度演算部とを有し、
   前記速度演算部は、前記信号強度の異常値をノイズの混入と判定し、前記異常値におけるドップラシフト周波数に対応する前記流速値のエラーを判定するエラー判定手段を備え、
   前記エラー判定手段において、前記周波数分布データの異常により前記流速値がエラーであると判定された場合は、エラーに対応する前記周波数分布データを削除することでエラーに対応する前記流速値を削除し、削除した前記流速値の前後の流速値を用いて流速値を再び算出することを特徴とする生体情報測定装置。
2. 前記エラー判定手段は、時間の経過とともに連続して観測される前記周波数分布データの信号強度が変動したか否かにより前記ノイズの混入を判定することを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
3. 前記エラー判定手段は、時間の経過とともに連続して観測される前記周波数分布データの信号強度が、予め算出された前記周波数分布データの信号強度の平均値を基準として所定範囲内で変動するか否かにより前記ノイズの混入を判定することを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
4. 前記エラー判定手段は、時間の経過とともに連続して観測される前記周波数分布データの波形に、前回観測された波形とは異なる波形が生じたか否かにより前記ノイズの混入を判定することを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
5. 前記流速値を再び算出する場合において、エラーと判定された前記流速値を削除した後、削除された前記流速値の前後の流速値の流速平均値を用いることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
6. 前記速度演算部は、前記周波数分布データを算出する周波数解析手段と、
   前記周波数分布データを演算処理して血流の方向角を算出する角度演算手段と、
   前記方向角の値と対応させながら前記流速値を算出する速度演算手段と
   を備えることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
7. 前記計測手段は、前記信号を送信する発信素子と前記信号を受信する受信素子とを１組とする送受信センサであって、前記生体表面から前記血液に対して前記送受信センサから互いに異なる角度で前記信号を送受信する少なくとも２組の送受信センサと、受信した前記信号の搬送波成分を除去して前記ドップラ信号を出力する検波回路部とを備えることを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載の生体情報測定装置。
8. 前記送受信センサは、超音波を送受信し、前記超音波の送信波と反射波との周波数差を検出する超音波センサであることを特徴とする請求項７に記載の生体情報測定装置。

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