(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の心拍に同期して周期的に拍動する血液が流れる速度である血流速度、または前記血液の流れる量である容積脈波を、前記生体の動脈血流情報として生体外部から測定する測定部と、前記測定部において測定された前記動脈血流情報を処理するレオロジー演算処理部とを有し、
前記測定部は、第一のセンサ部と第二のセンサ部からなり、前記第一のセンサ部と前記第二のセンサ部において測定される前記動脈血流情報は、同一種類の情報であり、
前記レオロジー演算処理部は、前記第一のセンサ部と前記第二のセンサ部とから得られた前記動脈血流情報に基づいて脈波位相速度を算出する脈波位相速度演算処理部と、前記脈波位相速度演算処理部において検出した前記脈波位相速度から血液レオロジーの指標を演算する指標演算処理部とを有し、
前記脈波位相速度演算処理部は、前記第一のセンサ部にて測定された信号のピーク値と前記第二のセンサ部にて測定された信号のピーク値との時間差から、心拍角周波数（ω）、脈波位相速度（Ｃ）を算出し、
前記指標演算処理部は、前記脈波位相速度（Ｃ）を規格化脈波位相速度（Ｃｍ）に変換する演算処理機能を持つと共に、前記規格化脈波位相速度（Ｃｍ）を血液レオロジーの指標として出力する事を特徴とする血液レオロジー測定装置。
【請求項２】
前記脈波位相速度（Ｃ）は、前記第一のセンサ部と前記第二のセンサ部が光を用いて測定する前記容積脈波から演算される事を特徴とする請求項１記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項３】
前記脈波位相速度（Ｃ）は、前記第一のセンサ部と前記第二のセンサ部が変位検出センサを用いて測定する前記生体表面波動から演算される事を特徴とする請求項１記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項４】
前記第一のセンサ部と前記第二のセンサ部が同一基板上に形成されている事を特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項５】
前記脈波位相速度演算処理部は、前記第一のセンサ部にて測定された信号のピーク値と前記第二のセンサ部にて測定された信号のピーク値から、心拍数と関連する心拍角周波数（ω）、脈波位相速度（Ｃ）を算出し、前記指標演算処理部は、該脈波位相速度（Ｃ）を規格化脈波位相速度（Ｃｍ）に変換すると共に、該規格化位相速度（Ｃｍ）を
【数１】
0004751089.tif 000018
と変数変換する第一の演算処理機能と、該β値を変数とする次数１以上の多項式関数値（ｆ（β））を算出する第二の演算処理機能と、該多項式関数値（ｆ（β））と心拍角周波数（ω）を用いて
【数２】
0004751089.tif 000019
と変数変換する第三の演算処理機能を持つと共に、該μ値を血液レオロジーの指標として出力する事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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体中を循環する体液の測定装置にかかわり、特に血液の状態を把握し健康の評価、疾患の診断、薬品の効果の評価等を行う技術に関する。
【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）を通過する時間を計測する装置（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。
【０００３】
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極めて不都合が大きい。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日あたりに計測できる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、血液の粘性が高い場合、血流速度は遅く、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、間接的に血液レオロジーを知ることが可能となる。
血管内の血流速度をから血液レオロジーの指標を算出するためには、特許文献１に記載されているように、血流速度の計測以外に、カフを用いて生体の血圧を測定する必要があった。この血圧値と血流速度をもちいて血液レオロジーすなわち、血液の運動粘性率の指標を算出する方式は、対象とする動脈内部の血流圧力を血圧値で近似するとうい概念を基にしている方式である（特許文献１参照。）。
【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】
【０００４】
しかしながら、血圧値と血流速度をもちいて血液レオロジーすなわち、血液の運動粘性率の指標を算出する方式は、動脈内部の血流圧力を血圧値で近似している事が原因で、計測誤差が大きいという問題があった。さらには、血圧測定のための機構及び煩雑さ等の観点から、手首や指先等の部位で血液レオロジーを測定するために必要不可欠な装置の小型化が困難であるという問題もあった。
【０００５】
そこで本願発明の目的は、手首や指先等の部位で測定可能かつ血圧測定を必要としない簡便、高精度及び小型の血液レオロジー測定装置及び測定方法を提供する事である。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を解決するために、本発明に係る血液レオロジー測定装置は、生体の心拍に同期して周期的に拍動する動脈血流情報から脈波位相速度を検出する手段と、該脈波位相速度より血液レオロジーの指標を演算する演算手段とからなる事を特徴としている。
【発明の効果】
【０００７】
図１２は、本発明の効果を示す特性図であって、本発明に係る血液レオロジー装置にて測定した血液レオロジーの指標値μとＭＣ−ＦＡＮを用いた採血方式による血液レオロジーの指標である全血通過時間Ｔの相関を示している。縦軸はμ値を示しており、図１２を見て縦軸の原点に近いほうがμ値は小さく、上方に行くほどβ値は大きな値となる。詳細については後述するが、μ値が小さいということは血液の粘性率が大きいということを意味している。
一方、横軸は全血通過時間Ｔを示しており、図８を見て縦軸の原点に近いほうがＴの値は小さく、上方に行くほどＴは大きな値となる。すなわち、全血通過時間Ｔの値が小さいということは、測定している血液がさらさらの血液であることを意味し、すなわち、μ値が大きな値となる。一方、全血通過時間Ｔの値が大きいということは、測定している血液が粘性率の高いどろどろの血液であることを意味している。すなわち、粘性率が高いということはμ値が小さいということであり、これらの関係を考慮して図１２を見た場合、μ値と全血通過時間Ｔとは有意な相関を有しているとみなすことが可能である。
従って、この図１２からわかる通り、本発明に係る血液レオロジー測定装置は、血圧測定を必要せずに精度よく手首や指先で血液レオロジーを測定する事が可能となるので、簡便、高精度及び小型の血液レオロジー測定装置が供給でき、その結果、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】
【０００８】
（実施の形態１）
図１に、本発明に係る実施例を説明するためのブロック図を示す。図１は血流速度による超音波ドップラー信号から脈波位相速度を検出するためのブロック図である。
センサ部は、二つのセンサ部からなっている。これら二つのセンサ部は双方共に超音波センサであって、超音波センサ１と超音波センサ４より構成されている。これら二つの超音波センサは同一動脈の特定の距離を隔てた異なる二ヶ所の部位に対して、超音波の発信と該二ヶ所の部位において生じるドップラー信号を伴った反射超音波を受信する機能を備えている。
超音波センサ１は発信素子２と受信素子３、超音波センサ４は発信素子５と受信素子６から構成されており、発信素子２及び発信素子５は超音波発振回路７と接続されている。この発信素子２及び発信素子５は超音波発振回路７にて発生する電気振動を機械的超音波に変換して、生体内に超音波を発信する。
発信素子２より生体内に発信した超音波は対象動脈の第一の部位における血流に対してドップラー信号を伴って反射する。このドップラー信号を伴った反射超音波は受信素子３で電気信号に変換された後、第一受信検波回路８に入力される。この第一受信検波回路８で第一の部位におけるドップラー信号が検波される。また、発信素子５より体内に発信した超音波は対象動脈の第二の部位における血流に対してドップラー信号を伴って反射する。このドップラー信号を伴った反射超音波は受信素子６にて電気信号に変換された後、第二受信検波回路９に入力される。この第二受信検波回路９で第二の部位におけるドップラー信号が検波される。
【０００９】
第一受信検波回路８及び第二受信検波回路９にて検波された第一の部位のドップラー信号と第二の部位のドップラー信号は、生体心拍と同期した周期的時間変化を伴う血流速度の信号成分を含んでいる。これらのドップラー信号から血流速度を分離抽出するための装置が血流速度演算処理装置である。すなわち第一の部位のドップラー信号から第一の部位の血流速度信号成分を抽出するための演算処理装置が第一血流速度演算処理装置１０であり、第二の部位のドップラー信号から第二の部位の血流速度信号成分を抽出するための演算処理装置が第二血流速度演算処理装置１１である。これら二種類の血流速度演算処理装置から出力された二種類の血流速度信号は本発明に係るレオロジー演算処理部１２に入力される。このレオロジー演算処理部１２は、脈波位相速度演算処理部１３、レオロジー指標演算処理部１４より構成されている。このレオロジー演算処理装置１４にて検出されたレオロジー指標が出力装置１５にて出力される。
（実施の形態２）
図２に本発明に係る第二の実施例を説明するためのブロック図を示す。図２は容積脈波より脈波位相速度を検出するためのブロック図である。センサ部は、二つのセンサ部からなっている。これら二つのセンサ部は双方共に光センサであって、光センサ１６と光センサ１９より構成されている。これら二つの光センサは同一動脈の特定の距離を隔てた異なる二ヶ所の部位に対する光の照射と該二ヶ所の部位における容積脈波変化に起因する減衰光を受光する機能を備えている。
光センサ１６は対象動脈の第一の部位における容積脈波を測定するためのセンサであり、発光素子１７と受光素子１８より構成されている。光センサ１９は該動脈の第二の部位における容積脈波を測定するためのセンサであり、発行素子２０と受光素子２１から構成されている。発光素子１７及び発光素子２０は発光回路２２と接続されている。この発光素子１７及び発光素子２０は、生体内に光を照射する。この照射された光量は動脈内の容積脈波に比例して減衰する。
発光素子１７より照射された光は動脈内の第一の部位における容積脈波に比例した減衰光として受光素子１８で受光され、電気信号に変換される。この電気信号は第一受光検波回路２３に入力され、この第一受光検波回路２３より第一の部位の容積脈波信号が出力される。同様に発光素子２０より照射された光は、該動脈の第二の部位における容積脈波に比例した減衰光として受光素子２１で受光され、電気信号に変換される。この電気信号は第二受光検波回路２４に入力され、この第二受光検波回路２４より第二の部位の容積脈波信号が出力される。
これら二種類の容積脈波信号は、図１と同様に、本発明に係るレオロジー演算処理部１２に入力される。このレオロジー演算処理部１２は、脈波位相速度演算処理部１３、レオロジー指標演算処理部１４より構成されている。このレオロジー演算処理部１４にて検出されたレオロジー指標が出力装置１５にて出力される。
（実施の形態３）
図３に、本発明に係る第三の実施例を説明するためのブロック図を示す。図３は動脈血流と同期運動する動脈から伝搬した生体表面の運動変位から脈波位相速度を検出するためのブロック図である。センサ部は、二つのセンサ部からなっている。これら二つのセンサ部は双方共に変位検出センサであって、変位検出素子２５と変位検出素子２６より構成されている。これら二つの変位検出素子は、拍動する動脈から伝搬する生体表面変位を特定の距離を隔てた異なる二ヶ所の生体表面部位で検出する機能を備えている。
変位検出素子２５は生体表面の第一の部位における変位を測定するための素子であり、変位検出素子２６は該生体表面の第二の部位における変位を測定するための素子である。これら二個の変位検出素子はそれぞれ第一駆動検出回路２７及び第二駆動検出回路２８に接続されている。生体表面の第一の部位における変位信号は第一駆動検出回路２７、第二の部位における変位信号は第二駆動検出回路２８より出力され、図１、図２と同じく本発明に係るレオロジー演算処理部１２に入力される。このレオロジー演算処理部１２は、脈波位相速度演算処理部１３、レオロジー指標演算処理部１４より構成されている。このレオロジー演算処理装置１４にて検出されたレオロジー指標が出力装置１５にて出力される。
本発明に係るレオロジー指標演算処理装置１２でおこなわれる演算処理の理論的背景を以下で説明する。図４は、心拍に同期して拍動する動脈の模式図であって、動脈２９における圧力分布３０によって、血流は動脈の軸方向であるＺ軸方向と半径方向に血流速度分布３１を生じる。この圧力分布３０が血圧値と相関する事はいうまでもない。さらに、動脈壁３２が弾性を持っているために、動脈壁３２はＺ軸方向と半径方向に振動変位を起こす。この振動変位が図中の脈波変位３３である。さらに、この脈波変位３３は拍動にともなってＺ軸方向に波動として、動脈壁３２を伝搬する。この波動が脈波３４である。さらにこの脈波変位３３は生体内部組織３５を伝搬し、生体表面３６で生体表面変位３７を誘導する。この生体表面変位３７は、動脈の脈波３４と平行に生体表面上を波動として伝搬する。この波動が生体表面波動３８である。
以上のモデルにおいて、圧力分布、血流速度分布及び脈波変位は流体力学におけるナビエ・ストークスの方程式および動脈壁の力学的運動方程式を用いて解析的に求める事が可能である。すなわち、心拍の角振動数をω、脈波３４の位相速度をＣとすると、任意の時刻ｔ、任意のＺ軸位置座標ｚ及び任意の半径方向位置座標ｒにおける動脈の圧力分布３０をＰ、血流速度分布３１の軸方向速度成分をＶ、動脈の脈波３４の動脈半径方向変位ξ、及びＺ軸方向変位ηは、血液密度、血液運動粘性率、動脈内径、動脈壁厚、動脈ヤング率及び動脈ポアソン比をそれぞれρ、ν、Ｒ、ｈ、Ｅ及びσとして、以下の（１）〜（４）式にて決定される
【００１０】
【数３】
0004751089.tif 000002
【００１１】
さらに容積脈波の変化量Sは、図４記載の動脈２９の断面積の変化量として定義できるが、通常、動脈半径Rに比較して、拍動変位量ξは十分小さいので、以下の（５）式で十分に近似できる
【００１２】
【数４】
0004751089.tif 000003
【００１３】
ここで、（１）式におけるＰｏ、Ｐｍはそれぞれ心拍に同期して周期変化する動脈圧力分布の一定圧力項と振幅項である。（１）、（２）式におけるＪｏは０次のベッセル関数である。また、（２）〜（５）式において、無次元関数Ｆ、Φは動脈壁の密度ρｏ、血液密度ρ、動脈内径Ｒ、動脈壁厚ｈより定義された無次元パラメータγをもちいて次式で与えられる。
【００１４】
【数５】
0004751089.tif 000004
【００１５】
ここで無次元パラメータγは、
【００１６】
【数６】
0004751089.tif 000005
【００１７】
であり、（７）式中のΓはガンマ関数である。また、（６）、（７）式を定義する変数αは、血液の運動粘性率ν、心拍角周波数及び動脈内径Ｒを用いて次式で定義されている。
【００１８】
【数７】
0004751089.tif 000006
【００１９】
以上の解析結果より、血流速度Ｖ、容積脈波Ｓ及び脈波変位ξ、ηはすべて、動脈内圧の振幅Ｐｍに比例すると同時に心拍角周波数、脈波位相速度Ｃで決定される同一の進行波成分、すなわち
【００２０】
【数８】
0004751089.tif 000007
【００２１】
を持っている事が判明する。同様に図４における生体表面波動３８においてもその振幅成分に関する詳細な理論式は与える事は困難であるが動脈内圧の振幅Ｐｍに比例すると共に（１０）式で与えられる進行波成分Ψ（ｔ、ｚ）を持っている。
【００２２】
この脈波位相速度Ｃは、拍動粘性流と動脈の振動が動脈壁において満足する力学的境界条件から決定される。すなわち、脈波位相速度Ｃは、
【００２３】
【数９】
0004751089.tif 000008
【００２４】
で決定される。ここで、関数Φは（６）、（７）で定義された無次元関数である。この脈波位相速度Ｃは、動脈内圧の振幅項Ｐｍには無関係に決定される特徴を持っている。さらに無次元関数Φは（９）式で定義された血液の運動粘性率νを含んだパラメータαの関数であるので、この脈波位相速度Ｃは血液の運動粘性率νの関数とみなせる事が判明する。また、（１１）式において、血液の運動粘性率νが０のときの脈波位相速度Ｃoは、
【００２５】
【数１０】
0004751089.tif 000009
【００２６】
であるので、規格化位相速度Ｃｍを次式で定義する。
【００２７】
【数１１】
0004751089.tif 000010
【００２８】
図５は、（１３）式で定義された規格化位相速度と（９）式で定義されたαとの関係を示した特性図であって、縦軸は規格化位相速度Ｃｍ、横軸はαである。規格化位相速度Ｃｍはαと一価の関数関係にあり、その関数形状は特性曲線３９となる事が判明する。この特性曲線３９は、生体組織での代表的なσ、γの値
σ＝０．５    γ＝０．１〜０．５
では大きな変化がなく、ほぼαの値の変化で決定される事が判明した。動脈内半径Ｒがほぼ一定とみなせる測定範囲では、このαは、（９）式で定義されているように、動脈内の圧力Ｐに無関係に、心拍角周波数ω、血液の運動粘性率ν及び動脈内半径Ｒで決定される。すなわち、図５記載の特性曲線３９と脈波位相速度Ｃまたは規格化位相速度Ｃｍを用いて、αの値を算出すれば、血圧を測定せずに血液の運動粘性率νが検出できることになる。すなわち、本発明に係る血液レオロジーの測定方法の根幹部分は、（１０）式で与えられる進行波成分Ψ（ｔ、ｚ）から動脈内圧に無関係な物理量である脈波位相速度を測定する事であり、演算処理の根幹部分は、前記脈波位相速度を演算処理してαを算出する事にある。ちなみに、（１２）式で与えられるＣｏの値は、人種、性別、年齢、及び測定対象となる動脈部位によって変化するが、本発明に係る血液レオロジー装置を使用する対象者を想定してあらかじめ、複数の数値を演算処理部に内蔵し、対象者にあわせて設定する方式を採用すればなんら問題ない。以上が本発明に係る演算処理の理論的背景である。
以上のように、図５記載の特性曲線３９を用いてαの値を決定すれば、血液の運動粘性率νを決定できる事になる。すなわち、脈波位相速度Cまたは規格化脈波位相速度Cmを血液レオロジーの指標とする事にほかならない。
以下で、具体的な本発明に係る血液レオロジーの指標に関する演算処理方法について説明する。
【００２９】
（１３）式で定義された規格化位相速度Ｃｍを以下のように変換する。
【００３０】
【数１２】
0004751089.tif 000011
【００３１】
図６は、（１４）式で定義されたβとαの関係を示した特性図であって、縦軸はα、横軸はβである。規格化位相速度Ｃｍを（１４）式を用いて新たな変数βに変数変換する事によって、図中の特性曲線４０のように、血液レオロジーの指標であるαはβの三次曲線でほぼ近似できる事が判明する。つまり計測された脈波位相速度Ｃから規格化位相速度Ｃｍを演算処理し、さらに（１４）式をもちいてβ値を算出すると、α値は、以下に示すβの多項式として決定されるわけである。
【００３２】
【数１３】
0004751089.tif 000012
【００３３】
ここで、（１５）式中の多項式の係数ａｎ及び多項式の次数ｍは、実験的に求める数値である。さらにこれらの数値は本発明に係る血液レオロジー装置を使用する対象者の人種、性別、年齢さらには病歴等で変化する数値である。しかし複数の数値を演算処理部に内蔵し、対象者にあわせて設定する方式を採用すれば、なんら問題なく単なる設計的事項にすぎない。
（１４）式で与えられたβ値と（１５）式を用いてα値を決定し、心拍角周波数ωの平方根で除算する事で、心拍数の変化によるαの変化の影響を除外した血液レオロジーの指標μが導入される。すなわち、
【００３４】
【数１４】
0004751089.tif 000013
【００３５】
と演算処理を行う事で、より精度の高い血液レオロジーすなわち血液の運動粘性率νの検出が可能である。以上が本発明に係る血液レオロジーの指標の決定方法である。
【００３６】
次に、本発明に係る血液レオロジー装置のセンサ部の構造、脈波位相速度の決定方法及び図１記載のレオロジー演算処理部のアルゴリズムについて説明する。図７は、本発明に係る血液レオロジー測定装置において、生体表面より超音波を送受信して、動脈血流に対するドップラーシフトを伴った反射超音波から脈波位相速度を検出するためのセンサ構造を説明する概念図である。図において、二対のセンサ部すなわちセンサ部Ａ４１とセンサ部Ｂ４２が同一の基板４３に形成されている。センサ部Ａ４１には、発信素子Ａ４４と受信素子Ａ４５が形成されている。また、センサ部Ｂ４２には発信素子Ｂ４６と受信素子Ｂ４７が形成されている。これらのセンサは生体表面４８に装着されている。
発信素子Ａ４４より生体内部組織４９を通過する入射超音波Ａ５０は動脈５１の部位Ａ５２における動脈血流Ａ５３に反射し、ドップラーシフトを伴って反射超音波Ａ５４として受信素子Ａ４５にて電気的に変換される。また、発信素子Ｂ４６より生体内部組織４９を通過する入射超音波Ｂ５５は動脈の部位Ｂ５６における動脈血流Ｂ５７に反射し、ドップラーシフトを伴って反射超音波Ｂ５８として受信素子Ｂ４７にて電気的に変換される。この時、動脈の部位Ａ５２と部位Ｂ５６の距離が測定部位間距離５９であり、基板４３に構成されているセンサ部Ａ４１とセンサ部Ｂ４２の間隔に等しい。
さらにこの測定部位間距離５９はＬである。また、これらセンサ部Ａ４１とセンサ部Ｂ４２にて行われる超音波の送受信は同時に行われている。この図７は、超音波をもちいて動脈の血流速度を測定するための模式図であるが、光を生体内部に照射して、その減衰量値から脈波位相速度を検出するためのセンサ構造も概念的にはまったく同じである。すなわち、容積脈波測定の場合は、図７の記号において、発信素子が受光素子  受信素子が受光素子、超音波が光にそれぞれ置き換わり、血流対するドップラーシフトを伴った反射超音波が容積脈波変化に起因する減衰光に置き換わる事になる。
【００３７】
図８は、本発明に係る血液レオロジー測定装置において、動脈血流と同期運動する動脈から伝搬した生体表面の運動変位から脈波位相速度を検出するためのセンサ構造を説明する概念図である。図において、二対の変位検出センサすなわちと変位検出素子Ａ６０と変位検出素子Ｂ６１が同一の基板６２に形成されている。これらのセンサは生体表面６３に装着されている。生体内の動脈６４の部位Ａ６５における動脈変位は伝搬波動Ａ６６、同様に動脈６４の部位Ｂ６７における動脈変位は伝搬波動Ｂ６８として生体組織６９を伝搬し生体表面６３における生体表面波動７０を形成する。この生体表面波動７０を変位検出素子Ａ６０と変位検出素子Ｂ６１にて検出する。このとき、部位Ａ６５と部位Ｂ６７の距離が測定部位間距離７１であり、基板６２に構成されている変位検出素子Ａ６０と変位検出素子Ｂ６１の間隔に等しい。さらにこの測定部位間距離７１はＬである。また変位検出素子Ａ６０と変位検出素子Ｂ６１による生体表面波動の計測は同時に行われている。
【００３８】
図９は、図７で説明したセンサ構造にて検出されたドップラーシフトを伴った反射超音波信号から検出された動脈５１の部位Ａ５２及び部位５６における二種類の血流速度波形である。すなわち、部位Ａ５２における血流速度波形が血流速度波形Ａ７２であり、部位５６における血流速度波形が血流速度波形Ｂ７３である。縦軸は出力強度、横軸は時間である。両波形ともに心拍信号に同期して周期的変化を示している。図において血流速度波形Ａ７２及び血流速度波形Ｂ７３は双方ともに時間間隔ΔＴの範囲でＮ個のピーク値を持っている。
図１０は、本発明に係るレオロジー演算処理部１２の脈波位相速度演算処理部１３における演算処理のフローチャートを示している。脈波位相速度演算処理１３において、まずＳ１においてまず入力された血流速度波形Ａ及び血流速度波形Ｂのピーク値とその出現時刻が計測される。その結果を表１にまとめて記す。
【００３９】
【表１】
0004751089.tif 000014
【００４０】
すなわち、血流速度波形Ａのピーク値と出現時刻はそれぞれ、ＶＡ（１）〜ＶＡ（Ｎ）及びτＡ（１）〜τＡ（Ｎ）、血流速度波形Ｂのピーク値と出現時刻はそれぞれ、ＶＢ（１）〜ＶＢ（Ｎ）及びτＢ（１）〜τＢ（Ｎ）である。Ｓ２において、部位Ａまたは部位Ｂにおけるピーク出現時刻の時間差より以下の（１７）式を用いて心拍角周波数を算出する。
【００４１】
【数１５】
0004751089.tif 000015
【００４２】
Ｓ３では、部位Ａと部位Ｂのピーク出現時間より以下の（１８）式を用いて、平均遅延時間差ΔτＡＢを算出する。
【００４３】
【数１６】
0004751089.tif 000016
【００４４】
Ｓ４ではＳ３で算出された平均時間差ΔτＡＢと図７と図８記載の測定部位間距離Ｌより、以下の（１９）式を用いて脈波位相速度Ｃを算出する。
【００４５】
【数１７】
0004751089.tif 000017
【００４６】
以上の演算処理が脈波位相速度演算処理部１３にて行われている。
以上の演算処理は距離Ｌだけ異なる二点間で、（１０）式で与えられた進行波成分Ψ（ｔ、ｚ）を計測し、その遅延時間差より進行波の位相速度を計測する事に他ならない。また、図９、図１０及び表１は、超音波ドップラー効果を基にして血流速度波形より脈波位相速度算出を説明するための図表であるが、容積脈波波形及び生体表面波動より脈波位相速度を算出する場合でもまったく同じ演算処理式を使う事は言うまでもない。
図１１は、本発明に係るレオロジー演算処理部１２のレオロジー指標演算処理部１４における演算処理のフローチャートの一例を示している。このレオロジー指標演算処理部１４には、メモリ部７４が設置されている。このメモリ部７４には、本発明に係る血液レオロジー測定装置を使用する対象者の人種、性別、年齢等で変化する血液の運動粘性率νが０のときの脈波位相速度Ｃｏの値、及び図６記載の特性曲線４０を決定する多項式関数ｆ（ｘ）の係数情報が内蔵されており、対象者にあわせて数値設定できる機能を持たせてある。図１１において、まず、Ｓ５、Ｓ６にてＣ０値及び多項式関数ｆ（ｘ）が設定される。次にＳ７にて規格化位相速度Ｃｍが（１３）式に従って算出される。Ｓ８にて規格化位相速度Ｃｍを（１４）式に従ってβ値に変換する。さらにＳ９にてβ値を変数とした多項式関数値ｆ（β）を算出する。この時、多項式関数値ｆ（β）は（１５）式で定義されている。そして最終的にＳ１０で、この多項式関数値ｆ（β）、心拍角周波数及び（１６）式を用いてからレオロジー指標であるμ値を算出する。
【産業上の利用可能性】
【００４７】
生体の脈波位相速度を計測することで、本発明は、医療および健康維持・増進を目的とした血液レオロジーが検出可能となるばかりでなく、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】
【００４８】
【図１】本発明に係る血液レオロジー装置構成の第一の実施例を説明するブロック図
【図２】本発明に係る血液レオロジー装置構成の第二の実施例を説明するブロック図
【図３】本発明に係る血液レオロジー装置構成の第二の実施例を説明するブロック図
【図４】心拍に同期して拍動する動脈の模式図
【図５】本発明に係る規格化位相速度とαとの関係を示した特性図
【図６】本発明に係る血液レオロジーの指標に関するβとαの関係を示した特性図
【図７】本発明に係る動脈血流に対する反射超音波から脈波位相速度を検出するためのセンサ構造図
【図８】本発明に係る生体表面波動から脈波位相速度を検出するためのセンサ構造図
【図９】同一動脈の特定の距離を隔てた異なる二ヶ所の部位における血流速度波形図
【図１０】本発明に係る脈波位相速度演算処理部における演算処理のフローチャート図
【図１１】本発明に係るレオロジー指標演算処理部における演算処理のフローチャート図
【図１２】本発明に係る血液レオロジー装置にて測定した血液レオロジー指標であるμ値と採血方式による血液レオロジー指標の全血通過時間Ｔとの相関図
【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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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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