(57)【要約】【課題】  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。【解決手段】  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角度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き血流速度を求めるものである。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の表面から生体内を流れる血液に対して信号を送受信し、受信した受信信号から前記血液の流速に対応して変化した信号成分を検波して出力する計測手段と、該計測手段から出力された検波信号から前記血液の流れる方向の角度を算出し、算出した前記方向角の値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手段とを有することを特徴とする生体情報測定装置。
【請求項２】
前記計測手段は、前記信号を送受信する発信素子と受信素子とを１組として、少なくとも２組からなり、且つそれぞれの組は互いに異なる角度で前記生体内に対して前記信号を送受信するセンサと、それぞれの組の前記受信素子が受信した受信信号を検波し前記血液の流速に対応して変化した前記検波信号を出力する検波回路部とからな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。
【請求項３】
前記速度演算手段は、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と、算出された前記周波数分布データを演算処理して前記方向角の値を算出する角度演算手段と、前記周波数分布データを演算処理して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と、算出された前記方向角の値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と、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と、からなることを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報測定装置。
【請求項４】
前記エラー判定手段における前記方向角の値の判定は、前記方向角の値が変動したか否かにより判定することを特徴とする請求項３に記載の生体情報測定装置。
【請求項５】
前記エラー判定手段における前記方向角の値の判定は、算出された前記方向角の値がこれまでに算出された前記方向角の値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することを特徴とする請求項３に記載の生体情報測定装置。
【請求項６】
削除した前記流速値の前後で得られた値の平均値を前記データ補完手段における前記所定の演算方法とすることを特徴とする請求項３〜５のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項７】
前記センサは、超音波を送受信し、入射波と反射波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１〜６のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体内の血液の流動性の評価のため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。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
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。
【０００４】
血液レオロジーを示す指標のひとつとして血液粘性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（粘性が高い）場合、血流速度は遅く、流動性が高い（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、間接的に血液粘性を知ることが可能となる。そこで従来から、血液粘性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信号から血流速度を計測する発明である非侵襲ドップラ方式生体情報測定装置が提案されている（特許文献１参照）。この技術において、ドップラ方式で計測される血流速度Ｖｈを生体（人体）の最高血圧値Ｐｈで補正し、血液レオロジーを示すひとつの指標として、補正血流速度Ｖｃを
【０００５】
【数１】
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と定義すると、Ｖｃが大きい場合は、血液の流動性が高く（粘性が低い）、逆にＶｃが小さい場合は、流動性が低い（粘性が高い）といえるのである。
【特許文献１】特開２００３−１５９２５０号公報
【非特許文献１】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）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
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、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。
【０００７】
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。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
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角度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き血流速度を求めることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【０００９】
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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
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および図３には本発明で用いた血流速度センサを示す。さらに、図４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。
【００１１】
図２及び図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。
【００１２】
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。
【００１３】
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、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。
【００１４】
速度演算部５１は、バッファメモリ４１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１からの計測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、信号演算処理部および汎用演算処理部からなる周波数解析手段４５の演算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速度演算手段４８において算出する。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は省略可能である。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。
【００１５】
図３に示すように、血流速度センサ１０に測定対象である生体７１（実施例においては被験者の指先）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、血管を流れる血液で反射される。反射波７９ａ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、超音波の放射される指向方向が異なる。
【００１６】
受信素子３ａ、３ｂで受けたそれぞれの反射波７９ａ、７９ｂ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図示しない主記憶部に転送され、記憶される。
【００１７】
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、周波数分布データを図示しない主記憶部に記憶する。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）。
【００１８】
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。
【００１９】
【数２】
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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、
【００２０】
【数３】
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とあらわせる。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。
【００２１】
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、角度θは、ほぼ一定の値から変動せず、安定しているはずである。しかし、被験者が指先を動かした場合、角度θが変化するのみならず、皮膚とセンサの摩擦により信号にノイズが発生し、Ｖｈの計算結果に影響を与え、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。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。この場合も、角度θの計算結果に変動を与える。したがって、ノイズのない状態では一定の値を保つはずのθに変動が生じた場合、すなわち指先の動きや外部からのノイズがセンサに混入したと判断できるのである。なお、以上の上記角度は角度演算手段４６においてなされる。
【００２２】
そこで、θが変動した場合、図５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い。本発明においては、エラー判定手段として、θの平均値を求め、平均値から一定以上のずれを生じたデータ点をエラーと判別して、削除を行う。その上で、データ補完手段４９において、図６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のである。
【００２３】
さて、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。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。
【００２４】
【数４】
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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）ということである。
【００２５】
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。
【産業上の利用可能性】
【００２６】
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。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】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。
【図２】本発明に係るセンサの構成を示す平面図である。
【図３】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。
【図４】ノイズを有する血流速度波形の例を示す図である。
【図５】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。
【図６】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】
【００２８】
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
３１    バッファメモリ
４１ａ、４１ｂ    バッファメモリ
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
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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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