(57)【要約】  【課題】  血液の流速と血管の太さを測定して血液の粘性を決定すること。  【解決手段】  本願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から求める。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。血液粘性測定装置は、以上のようにして取得した値のうち、最大流速、最大内径、最大血圧を後述の計算式に入力して血液の粘性を算出する。本願の血液粘性測定装置では、血液流速測定用の超音波送受信素子と血管内径測定用の超音波送受信素子を同一センサに組み込むことができ、同時に同一部位の血液流速と血管内径を測定することができる。このため、血液粘性度の測定精度を向上させることができる。  【選択図】  図１
2006204722.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
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。
【請求項２】
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。
【請求項３】
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。
【請求項４】
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。
【請求項５】
生体表面から前記血液に連続波を送信する連続波送信手段と、
前記送信した連続波のうち、前記血液で反射された反射波を受信する連続波受信手段と、
を具備し、
前記流速計測手段は、前記受信した２方向の反射波の周波数変化量を用いて流速を算出することを特徴とする請求項１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。
【請求項６】
生体表面から前記血管にパルス波を送信するパルス波送信手段と、
前記送信したパルス波のうち、前記血管で反射された反射波を受信するパルス波受信手段と、
を具備し、
前記内径計測手段は、前記受信したパルス波を用いて前記血管の内径を算出することを特徴とする請求項１から請求項５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。
【請求項７】
生体表面から生体内に波動を送信する波動送信素子と、
前記波動送信素子に連続波とパルス波を選択的に発生させる素子駆動手段と、
を具備し、
前記素子駆動手段で前記波動送信素子における連続波とパルス波の発生を切り替えることにより、前記波動送信素子は前記流速計測手段で使用する連続波と前記内径計測手段で使用するパルス波を送信することを特徴とする請求項６に記載の血液粘性測定装置。
【請求項８】
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７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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液粘性測定装置に関し、例えば、人体の血液の粘性を非侵襲的に測定するものに関する。
【背景技術】
【０００２】
血液を用いた健康状態の検査は広く行われているが、正確な検査のためには血液成分の数値だけでなく、血液の流れ方、即ち血液のレオロジー（流動性）が重要である。
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。
【０００３】
血液の粘性は、人体から採血した血液の粘度をマイクロ流路を用いた測定装置や粘度計測器などで測定することが従来より行われている。
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。
【０００４】
【特許文献１】特開２００３−２０４９６４公報
【０００５】
この技術は、血液に超音波を送信し、その反射波の周波数の変化量から、血液の流速を非侵襲で測定するものである。血液はある方向に流れているので、これに超音波が反射すると、ドップラー効果により反射波の周波数が変化する。この周波数の変化量から血液の流速を求めることができるのである。
【０００６】
また、特許文献１の技術では、異なる２方向に反射される反射波をそれぞれ受信し、これらの反射波の周波数の変化量からセンサと血管の成す角度（血液の流れている方向）を測定することができる。そして、測定した角度を考慮することにより流速をより正確に求めている。そして、測定した血液の流速により粘性を推し量ることができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところが、研究を進めるうちに、血液の流速は血液の粘性のみならず、血管の太さにも依存するということがわかった。
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。
【０００８】
そこで、本発明の目的は、血液の流速と血管の太さを測定して血液の粘性を決定することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、前記目的を達成するために、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を提供する（第１の構成）。
第１の構成において、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ように構成することもできる（第２の構成）。
第２の構成において、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ように構成することもできる（第３の構成）。
第２の構成、又は第３の構成において、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ように構成することもできる（第４の構成）。
第１の構成から第４の構成において、生体表面から前記血液に連続波を送信する連続波送信手段と、前記送信した連続波のうち、前記血液で反射された反射波を受信する連続波受信手段と、を具備し、前記流速計測手段は、前記受信した２方向の反射波の周波数変化量を用いて流速を算出するように構成することもできる（第５の構成）。
第１の構成から第５の構成において、生体表面から前記血管にパルス波を送信するパルス波送信手段と、前記送信したパルス波のうち、前記血管で反射された反射波を受信するパルス波受信手段と、を具備し、前記内径計測手段は、前記受信したパルス波を用いて前記血管の内径を算出するように構成することもできる（第６の構成）。
第６の構成において、生体表面から生体内に波動を送信する波動送信素子と、前記波動送信素子に連続波とパルス波を選択的に発生させる素子駆動手段と、を具備し、前記素子駆動手段で前記波動送信素子における連続波とパルス波の発生を切り替えることにより、前記波動送信素子は前記流速計測手段で使用する連続波と前記内径計測手段で使用するパルス波を送信するように構成することもできる（第７の構成）。
第２の構成から第７の構成において、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なる式で算出するように構成することもできる（第８の構成）。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によると、血液の流速と血管の太さを測定して血液の粘性を決定することかできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
（実施の形態の概要）
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。
【００１２】
血液粘性測定装置は、以上のようにして取得した値のうち、最大流速、最大内径、最大血圧を後述の計算式に入力して血液の粘性を算出する。
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。
【００１３】
本実施の形態の血液粘性測定装置では、血液流速測定用の超音波送受信素子と血管内径測定用の超音波送受信素子を同一センサに組み込むことができ、同時に同一部位の血液流速と血管内径を測定することができる。このため、血液粘性度の測定精度を向上させることができる。
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。
【００１４】
（実施の形態の詳細）
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。
【００１５】
センサ部１は、血液の流速と血管の太さ（内径）をセンシングするセンサであって、例えば、人体の手首、指先、腕などに装着される。
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。
【００１６】
更には、センサ部１や後述する計測システムを腕時計に組み込むことも可能である。この場合、腕時計は時間計測モードと血液粘性計測モードを切り替えることができるようになっており、ユーザは腕時計を装着したまま血液粘性計測モードにて粘性の計測を行うことができる。
【００１７】
センサ部１は、基底部１３、送信素子１０ａと受信素子１０ｂから成る送受信素子１０、送信素子１１ａと受信素子１１ｂから成る送受信素子１１、送信素子１２ａと受信素子１２ｂから成る送受信素子１２、及び整合部１５などから構成されている。送信素子１０ａ、１１ａ、１２ａ、は波動送信素子を構成しており、受信素子１０ｂ、１１ｂ、１２ｂは波動受信素子を構成している。
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。
【００１８】
送受信素子１０、送受信素子１１、及び送受信素子１２を構成する各素子は何れも圧電素子によって構成されており、超音波の送受信に用いられる。
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。
【００１９】
より詳細には、送受信素子１０において、送信素子１０ａは超音波の連続波（以下、単に連続波と記す）を生体内１８に送信する。この連続波は、血管２０を流れる血流により反射され、受信素子１０ｂにて受信される。
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。
【００２０】
同様に、送受信素子１２において、送信素子１２ａが送信する連続波は血管２０を流れる血流により反射され受信素子１２ｂで受信される。
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。
【００２１】
一方、送受信素子１１において、送信素子１１ａは、超音波によるパルス波（以下、パルス波）を生体内１８に送信する。このパルス波は血管２０の外壁と内壁により反射され、受信素子１１ｂで受信される。このようにして、センサ部１は、血管２０による反射パルス波を検出することができる。
【００２２】
送受信素子１０、１１、１２の超音波送受信側の面には整合部１５が設けられている。
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。
【００２３】
このように、超音波の伝達経路におけるインピーダンスを変化を緩和することにより、センサ部１と生体内１８との間での超音波の反射などを低減することができ、超音波の伝達効率を改善することができる。
【００２４】
次に、図２を用いて血管２０を流れる血液の流速の測定原理について説明する。
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。
【００２５】
図に示したように、送受信素子１０、送受信素子１１、送受信素子１２は、血管２０の同じ部位における血液の流速と血管２０の内径を計測するように配設されている。
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。
【００２６】
以上のように角度を設定し、送受信素子１０で検出された周波数の変化量をΔｆ１、送受信素子１２で検出された周波数の変化量をΔｆ２とすると、これらの変化量は次の式（１）、（２）で与えられる。
【００２７】
Δｆ１＝２×ｖ×ｃｏｓθ×Ｆ÷ｃ・・・（１）
Δｆ２＝２×ｖ×ｃｏｓ（θ＋α＋β）×Ｆ÷ｃ・・・（２）
【００２８】
以上の式（１）、（２）において、ｃは生体内１８での音速であり約１５３０［ｍ／ｓ］である。また、Ｆは生体内１８の内部に送信した超音波の周波数であり、ｖは血液の流速である。式（１）、（２）からθは次の式（３）で表される。
【００２９】
ｔａｎθ＝（Δｆ２÷Δｆ１−ｃｏｓ（θ＋α＋β））÷ｃ・・・（３）
【００３０】
このように一度θが求まると、これを（１）に適用して血液の流速ｖを求めることができる。
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。
【００３１】
γ＝θ＋α・・・（４）
【００３２】
以上のようにして、送受信素子１０と送受信素子１２で検出した周波数の変化量から、血管２０の流速ｖと、血管２０がセンサ部１と成す角度（生体内１８での方向）であるθ、γを算出することができる。
【００３３】
次に、図３を用いて血管の内径を測定する原理について説明する。
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。
【００３４】
送信素子１１ａがパルス波２２を生体内１８の内部に送信すると、血管２０で反射された反射パルス波２３ａ〜２３ｄが受信素子１１ｂで受信される。
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。
【００３５】
そのため、反射パルス波２３ａは、血管２０の外壁のうち皮膚１４に近い部分で反射されたものであり、反射パルス波２３ｂは、血管２０の内壁のうち皮膚１４に近い部分から反射されたものであり、反射パルス波２３ｃは、血管２０の内壁のうち皮膚１４から遠い部分で反射されたものであり、反射パルス波２３ｄは血管２０のうち皮膚１４から遠い部分で反射されたものであることがわかる。
【００３６】
このように、反射パルス波２３ｂと反射パルス波２３ｃが血管２０の内壁からのものである。反射パルス２３ｂが受信されてからパルス波２３ｃが受信されるまでの時間差をΔｔとすると内径Ｒは次の式（５）で表される。
【００３７】
Ｒ＝ｃ×Δｔ×ｓｉｎγ÷２・・・（５）
【００３８】
ここで、γは式（４）により求められるので、Δｔを計測することにより式（５）により血管２０の内径を算出することができる。
【００３９】
次に、図４のブロック図を用いて血液粘性測定装置のシステム構成について説明する。
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。
【００４０】
回路部２は、センサ部１を駆動すると共に、センサ部１で検出された信号を演算部３に伝達する機能部であり、連続駆動回路３１、受信回路３２、受信回路３３、パルス駆動回路３４、受信回路３５などから構成されている。
【００４１】
連続駆動回路３１は、送信素子１０ａ、送信素子１２ａと接続しており、これらの素子を駆動して連続波を発生させる。連続駆動回路３１により駆動される連続波の周波数は一般に１０〜２０［ＭＨｚ］程度であるが、ここでは一例として１５［ＭＨｚ］とする。連続駆動回路３１は、連続波送信手段を構成している。
【００４２】
超音波は、周波数が高くなると分解能が高くなるが、生体内１８に浸透する距離が短くなり、逆に周波数が低くなると生体内１８に浸透する距離が長くなるが分解能が低下するという性質があるため、これらの性質を考慮して適当な周波数が選択される。
【００４３】
受信回路３２は、受信素子１０ｂと接続しており、送信素子１０ａ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。
【００４４】
パルス駆動回路３４は、送信素子１１ａに接続しており、これを駆動してパルス波を発生させる。パルス駆動回路３４が発生させるパルスの間隔は１［ｍｓｅｃ］程度に設定されている。パルス駆動回路３４はパルス送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。
【００４５】
送信素子１１ａがパルスを発生してから、反射パルスが戻ってくるまでの時間間隔は一般に２０〜３０［μｓｅｃ］程度であり、この間隔よりもパルスの発生間隔を十分に長くすることにより、反射パルス波が受信される前に次のパルスを発生するのを防止することができる。これにより、受信された反射パルス波が、何れの時点で送信したパルス波によるものか識別することができる。
【００４６】
なお、図示しないが、受信素子１０ｂ〜１２ｂと回路部２の間にはそれぞれフィルタが設置されており、対応する送信素子以外の送信素子による反射波が受信されるのを防止してある。
【００４７】
演算部３は、周波数変化量検出部４１、４２、流速出力部４３、内径算出部４４、粘性計算部４５などから構成されている。
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。
【００４８】
そして、周波数変化量検出部４１は、送信素子１０ａが生体内１８に送信した連続波の周波数と、受信回路３２から取得した反射連続波の周波数を比較し、送受信素子１０における周波数の変化量を検出する。
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。
【００４９】
周波数変化量検出部４２は、受信回路３３と接続しており、受信回路３３から受信素子１２ｂで検出された反射連続波の周波数を取得する。
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。
【００５０】
流速出力部４３は、周波数変化量検出部４１から送受信素子１０における周波数の変化量を取得し、周波数変化量検出部４２から送受信素子１２における周波数の変化量を取得する。
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。
【００５１】
内径算出部４４は、受信回路３５に接続されており、受信回路３５から反射パルス波を取得して血管２０の内径を算出する。
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。
【００５２】
粘性計算部４５は、流速出力部４３より血液の流速を取得し、内径算出部４４より血管２０の内径を取得し、更に血圧データ４７を外部より取得し、これらのデータを用いて血液の粘性を算出する。粘性計算部４５は、粘性決定手段を構成している。
【００５３】
血圧データ４７は、一般の血圧計などを用いて測定した値をユーザが入力するようになっている。このため、演算部３に数値を入力するためのキーボードなどのユーザインターフェースを備えることができる。又はインターフェースを介して血圧計と接続しても良い。
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。
【００５４】
ここで、粘性計算部４５が血液の粘性を算出する原理について説明する。
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。
【００５５】
粘性計算部４５は、流速出力部４３から取得した流速データから流速の最大値Ｖｍａｘを取得する。Ｖｍａｘを取得するための流速の最大値は、心拍毎に検出された最大値のうちの何れでも良い。なお、流速データから心拍毎に最大流速を抽出し、これを平均してＶｍａｘとしても良い。
【００５６】
図５（ｂ）は、粘性計算部４５が内径算出部４４から取得した内径の時間変換を表した図である。なお、縦軸は流速を表しており、横軸は時間を表している。更に、時間軸は図５（ａ）に一致させてある。血管２０の内径も心臓の心拍に伴って上下しており、血流が最大となるときに内径も最大となるというように、血流の変化と内径の変化は対応している。
【００５７】
粘性計算部４５は、内径算出部４４から取得した内径データから内径の最大値Ｒｍａｘを取得する。なお、Ｒｍａｘを取得するための内径の最大値は、図５（ａ）のＶｍａｘに一致する時刻における値とする。
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。
【００５８】
なお、Ｒｍａｘとしては、内径データから最大値を抽出し、これを平均したものを用いても良い。
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。
【００５９】
血流速度がＶｍａｘ、内径がＲｍａｘとなるときの血圧は最大血圧であると考えられるので、粘性計算部４５は、血圧データ４７による最大血圧を取得して、これをＶｍａｘ、Ｒｍａｘ取得時の血圧Ｐｍａｘとする。
【００６０】
なお、本実施の形態では、流速と内径の測定と、血圧の測定と、を別々に行うため、血圧測定による流速、内径の変化を考慮する必要はない。
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。
【００６１】
粘性計算部４５は、このようにしてＶｍａｘ、Ｒｍａｘ、及びＰｍａｘを取得すると、これを次の式（６）に代入して血液の粘性ηを算出する。ただし、ｋは定数である。
【００６２】
η＝ｋ×（Ｒｍａｘ）2×Ｐｍａｘ÷Ｖｍａｘ・・・（６）
【００６３】
なお、式（６）の粘性計算では、流速、内径、血圧の最大値を用いたが、これは、最大値を用いると値対応する流速、内径、血圧の値の取得が容易であるためである。即ち、流速が最大なるときに、内径、血圧も最大になると考えられるため、流速最大値における内径、血圧をそれぞれ最大内径、最大血圧とすることができる。
【００６４】
式（６）は、これら最大値でなくても一般に成り立つ式であり、ある流速における内径と血圧がわかる場合は、これらを式（６）に代入して粘性を求めることができる。
【００６５】
ところで、式（６）は、ハーゲン・ポアズイユの式から類推して本願発明者らが求めたものである。
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。
【００６６】
Ｖ＝Ｒ2×（Ｐ１−Ｐ２）÷（４×η×ｌ）・・・（７）
【００６７】
ここで、Ｐ１は上流側のある点での流体の圧力、Ｐ２は下流側のある点での流体の圧力、ｌはこの２点間の距離、ηは粘性である。
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。
【００６８】
式（６）で導入した定数ｋは、粘性ηの測定値を校正するのに用いることができる。
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。
【００６９】
演算部３は、以上のようにして粘性ηを算出するために、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ  Ａｃｃｅｓｓ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＥＥＰＲＯＭ（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙ  Ｅｒａｓａｂｌｅ  ａｎｄ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  ＲＯＭ）などのハードウェアを備えている。
【００７０】
ＣＰＵは中央処理装置であって、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ＥＥＰＲＯＭなどに記憶されているプログラムに従って、各種の演算処理、演算部３全体の制御、回路部２や出力部４とのデータの送受信の制御などを行う。
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。
【００７１】
ＲＡＭは随時読み出し書き込みが可能な記憶媒体である。ＲＡＭは、例えば、ＣＰＵが血液の粘性を算出する際に、受信回路３２、受信回路３３、内径算出部４４から取得してデータを記憶するためのエリアを提供したり、また、これらのエリアに記憶されたデータを用いて粘性を算出する際のワーキングエリアを提供する。
【００７２】
ＥＥＰＲＯＭは、電気的な操作によって、後からデータを書き換えたり消去したりすることが可能なＲＯＭである。
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。
【００７３】
ＣＰＵは、血液粘性プログラムを実行することにより、周波数変化量検出部４１、周波数変化量検出部４２、内径算出部４４、流速出力部４３、粘性計算部４５などの各機能部がソフトウェア的に構成される。
【００７４】
また、演算部３に、ハードディスクなどの大容量の記憶媒体を備え、ユーザの日々の粘性を蓄積するように構成することもできる。
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。
【００７５】
また、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、半導体メモリなどで構成された外部記憶媒体を駆動する記憶媒体駆動装置を演算部３に備え、粘性データをこれらの外部記憶媒体に書き込んだり、あるいは、外部記憶媒体に書き込まれたデータやプログラムを読み込んだりできるように構成することもできる。
【００７６】
以上は、演算部３のハードウェア的な構成の一例であって、これは演算部３の構成を限定するものではなく、周波数変化量検出部４１〜粘性計算部４５を形成するものであれはどのようなものでも良い。
【００７７】
また、センサ部１の出力はアナログデータであり、演算部３で処理するデータはデジタルデータであるので、何れかの段階でアナログデータをサンプリングしてデジタルデータに変換する必要があるが、これは、回路部２で行うように構成しても良いし、あるいは演算部３で行うように構成しても良い。
【００７８】
次に出力部４について説明する。出力部４は、結果表示部４９を備えており、粘性計算部４５から出力された粘性ηを表示する。
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。
【００７９】
次に、図６のグラフを用いて定数ｋの校正の一例を説明する。
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。
【００８０】
そして、グラフ上には異なる粘性を有する流体の各サンプルについて両測定器による測定値をプロットしてある。
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。
【００８１】
そのため、例えば、ユーザは、行きつけの医療機関などに設置されている他の血液粘性測定装置で粘性を測定すると共に、本願の血液粘性測定装置で粘性を測定し、両者の値が同じになるように定数ｋを設定して記憶させれば、以後本願の血液粘性測定装置で粘性を測定することができる。
【００８２】
血液の粘性を測定する方法はいくつかあり、測定方法や血液粘性測定装置により測定値が異なる場合がある。
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。
【００８３】
次に、本願の血液粘性測定装置による粘性測定の手順を図７のフローチャートを用いて説明する。
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）。
【００８４】
次に、回路部２は、これらの測定値をセンサ部１から受信し、演算部３に出力する。演算部３は、回路部２よりこれらの測定値を受信し、ＲＡＭなどの記憶装置に記憶する（ステップ１０）。
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）。
【００８５】
次に、演算部３は、ユーザからの血圧値の入力を受け付け、これを取得して記憶する（ステップ２０）。
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。
【００８６】
以上、本実施の形態について説明したが、これにより次のような効果を得ることができる。
（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。
【００８７】
（３）血圧、流速、内径の最大値を特定して粘性を測定するため、血圧、流速、内径の対応する値を用いて粘性を計算することができる。
（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。
【００８８】
なお、本実施の形態では、流速、内径、圧力をパラメータとして粘性を算出したが、圧力を用いずに流速と内径を用いて大まかな粘性の値を求めるように校正することもできる。この場合は、例えば、式（６）においてＰｍａｘをｋに含めることにより粘性を算出することができる。
【００８９】
この場合、粘性の測定値に血圧変動分の誤差は生じるものの、血圧は短期間に大きく変動することは少ないため、短期間に渡って粘性の推移を大まかに測定したい場合などに有効である。
【００９０】
また、本実施の形態では、血液の流速や血管の内径を計測するのに超音波を用いたが、これは計測用の波動を超音波に限定するものではなく、例えば、レーザなど他の波動を用いて計測を行うことも可能である。
【００９１】
（変形例１）
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。
【００９２】
送受信素子１０は、実施の形態と同様に超音波の連続波を生体内１８に送出し、血管２０を流れる血液の血流による周波数の変化を測定時間に渡って継続的に測定する。
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。
【００９３】
送受信素子１１が一定時間送出した連続波と、送受信素子１０による連続波により血流の測定に必要な血管２０の角度θが式（３）により計算される。一旦θを求めた後は、送受信素子１０での検出値を式（１）に適用することにより血液の流速を算出することができる。
【００９４】
そして、送受信素子１１が連続波に引き続き送出したパルス波により血管２０の内径を測定することができる。
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。
【００９５】
次に、図９のブロック図を用いて変形例１に係る血液粘性測定装置のシステム構成について説明する。
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。
【００９６】
連続駆動回路３１は、送信装置１０ａに接続すると共に、切替回路５１を介して送信素子１２ａに接続している。
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。
【００９７】
切替回路５１は、送信素子１２ａを駆動する回路を選択する回路であり、切替回路５１を切り替えることにより、送信素子１２ａを連続駆動回路３１又はパルス駆動回路３４で駆動することができる。
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。
【００９８】
受信回路３３は、切替回路５２を介して受信素子１２ｂに接続し、また、受信回路３５も切替回路５２を介して受信素子１２ｂに接続している。
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。
【００９９】
回路部２は、切替回路５１と切替回路５２を同期して切り替えを行い、送信素子１２ａが連続駆動回路３１により駆動されているときは、受信素子１２ｂを受信回路３３に接続し、送信素子１２ａがパルス駆動回路３４により駆動されているときは、受信素子１２ｂを受信回路３５に接続する。
【０１００】
このため、送信素子１２ａが連続波を送信している場合、受信素子１２ｂで受信された反射連続波は受信回路３３を介して周波数変化量検出部４２に出力され、送信素子１２ａがパルス波を送信している場合、受信素子１２ｂで受信された反射パルス波は受信回路３５を介して内径算出部４４に出力される。
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。
【０１０１】
図１０は、粘性測定時に送受信素子１２から送信される超音波のモード切替を説明するための図である。
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。
【０１０２】
図１０に示したように、変形例１の回路部２は、測定開始してから時間Ｔ１の間は送受信素子１２を連続波モードで駆動し、その後時間Ｔ２の間はパルス波モードで駆動する。そして、再び連続波モードに切り替えて、これを時間Ｔ３の間継続する。
【０１０３】
変形例１では、一例として、Ｔ１、及びＴ３は１秒程度とし、Ｔ２は１０秒程度とした。また、パルス波モードにおいてパルス波の間隔は０．１［ｍｓｅｃ］程度である。
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。
【０１０４】
変形例１の血液粘性測定装置は、測定開始後Ｔ１の間は、送受信素子１０と送受信素子１２からの信号を用いてθを算出する。
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。
【０１０５】
そして、変形例１の血液粘性測定装置は、時間Ｔ３の間に再度θの測定を行い、時間Ｔ１で測定θと一致するか確認する。
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。
【０１０６】
以上に説明した変形例１では、センサ部１に装備する送受信素子を２つ（送受信素子１０と送受信素子１２）にすることができる。
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。
【０１０７】
（変形例２）
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。
【０１０８】
送信素子１１ａは、例えば、０．１［ｍｓｅｃ］ごとに連続波とパルス波を交互に生体内１８に送信する。
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。
【０１０９】
送信素子１１ａがパルス波を送信している場合、変形例２の血液粘性測定装置は、血管２０による反射パルス波を受信素子１１ｂで受信し、これを用いて血管２０の内径を測定する。なお、受信素子１１ａで反射パルス波を受信し、これによって血管２０の内径を測定するように構成することもできる。
【０１１０】
次に、図１２のブロック図を用いて変形例２に係る血液粘性測定装置のシステム構成について説明する。
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。
【０１１１】
連続駆動回路３１は、切替回路５１を介して送信素子１２ａに接続している。
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。
【０１１２】
切替回路５１は、送信素子１２ａを駆動する回路を選択する回路であり、切替回路５１を切り替えることにより、送信素子１２ａを連続駆動回路３１又はパルス駆動回路３４で駆動することができる。
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。
【０１１３】
受信回路３３は、切替回路５２を介して受信素子１２ｂに接続し、また、受信回路３５も切替回路５２を介して受信素子１２ｂに接続している。
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。
【０１１４】
回路部２は、切替回路５１と切替回路５２を同期して切り替え、送信素子１２ａが連続駆動回路３１により駆動されているときは、受信素子１２ｂを受信回路３３に接続し、送信素子１２ａがパルス駆動回路３４により駆動されているときは、受信素子１２ｂを受信回路３５に接続する。
【０１１５】
このため、送信素子１２ａが連続波を送信している場合、受信素子１０ｂで受信された連続波は受信回路３２を介して周波数変化量検出部４１に出力され、一方、受信素子１２ｂで受信された反射連続波は受信回路３３を介して周波数変化量検出部４２に出力される。これにより血液の流速が算出される。
【０１１６】
また、送信素子１２ａがパルス波を送信している場合、受信素子１２ｂで反射パルス波が受信され、受信回路３５を介して内径算出部４４に出力される。これによって血管２０の内径が算出される。
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。
【０１１７】
図１３は、粘性測定時に送受信素子１２から送信される超音波のモード切替を説明するための図である。
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。
【０１１８】
図１０に示したように、変形例２の回路部２は、測定開始してから時間Ｔ４ごとにパルス波モードと連続波モードを切り替え、血液の流速の測定と血管２０の内径の測定を交互に行う。Ｔ４は例えば、０．１［ｍｓｅｃ］程度である。
【０１１９】
このように、変形例２では、血液の流速を測定している間は血管２０の内径を測定することができず、逆に血管２０の内径を測定している間は血液の流速を測定することはできない。即ち、血液の流速と血管２０の内径を同時に測定することはできない。
【０１２０】
しかし、１０秒程度の測定時間中に血液の流速や血管２０の状態が大きく変化することは考えにくいため、このように、Ｔ４ごとに血液の流速と血管２０の内径を交互に測定するようにしても正確な粘性を測定することができる。
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。
【０１２１】
（血管内径の測定方法の変形例）
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。
【０１２２】
ここでは、血管２０の太さが太いほど反射パルス波の強度が大きくなることを利用して血管２０の内径を見積もる。
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。
【０１２３】
一般に、血管２０は管状形状を有しているため、反射パルス波の強度を血管２０の太さに対応すると考えられる。また、測定部位を特定すれば、血管壁の厚さの個人差は小さいと考えられるため、反射パルス波の強度を血管２０の内径に対応させることが可能である。
【０１２４】
図１５（ａ）は、本変形例において、送信素子ａが送出するパルス波を示しており、図１５（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。
【０１２５】
多くのサンプルを用いて反射パルス波の強度と血管２０の内径の関係を統計的に分析し、これをデータベース化しておけば、反射パルス波の強度から血管２０の内径を推測することが可能となる。
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。
【０１２６】
図１６は、水中に各太さのチューブを沈め、これによる反射パルス波の電圧を計測してプロットしたグラフである。縦軸に反射パルス波の出力電圧をとり、横軸にチューブ径をとっている。
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。
【０１２７】
同様に、２．０［ｍｍ］、３．０［ｍｍ］とチューブ径が増すと、反射パルス波の出力電圧も増している。
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。
【図面の簡単な説明】
【０１２８】
【図１】血液粘性測定装置のセンサ部を示した図である。
【図２】血液の流速を測定する原理を説明するための図である。
【図３】血管の内径を測定する原理を説明するための図である。
【図４】血液粘性測定装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図５】血液の流速の時間変化を示した図である。
【図６】血液粘性測定装置の校正について説明するための図である。
【図７】血液粘性測定装置による粘性測定の手順を説明するためのフローチャートである。
【図８】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。
【図９】変形例１の粘性測定装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図１０】変形例１における超音波のモード切替を説明するための図である。
【図１１】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。
【図１２】変形例２の粘性測定装置の構成を説明するためのブロック図である。
【図１３】変形例２における超音波のモード切替を説明するための図である。
【図１４】血管内径の測定方法の変形例に係る原理を説明するための図である。
【図１５】血管内径の測定方法の変形例における反射パルス波を示した図である。
【図１６】血管内径の測定方法の変形例における実験データを示したグラフ図である。
【符号の説明】
【０１２９】
１  センサ部
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
【図１】
2006204722.tif 000003
【図２】
2006204722.tif 000004
【図３】
2006204722.tif 000005
【図４】
2006204722.tif 000006
【図５】
2006204722.tif 000007
【図６】
2006204722.tif 000008
【図７】
2006204722.tif 000009
【図８】
2006204722.tif 000010
【図９】
2006204722.tif 000011
【図１０】
2006204722.tif 000012
【図１１】
2006204722.tif 000013
【図１２】
2006204722.tif 000014
【図１３】
2006204722.tif 000015
【図１４】
2006204722.tif 000016
【図１５】
2006204722.tif 000017
【図１６】
2006204722.tif 000018