(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体表面から生体内の動脈血流に対して第１の信号を送信し、前記動脈血流を介して反射してきた前記第１の信号を受信することにより、前記動脈血流の心拍角振動数に同期して周期変動する血流速度を表す血流速度信号を電気信号として出力する第１の測定部と、
生体表面から前記動脈血流に対して第２の信号を射出し、前記動脈血流によって減衰した前記第２の信号を受信することにより、前記動脈血流の前記心拍角振動数に同期して周期変動する容積脈波を表す容積脈波信号を電気信号として出力する第２の測定部と、
前記血流速度信号または前記容積脈波信号の前記心拍角振動数に対応する心拍周波数と、前記血流速度信号のピーク値と前記血流速度信号のピーク値に対応する前記容積脈波信号のピーク値とから算出される前記血流速度信号と前記容積脈波信号との位相差とから血液レオロジーを求める演算処理を行うレオロジー演算処理装置とからなることを特徴とする血液レオロジー測定装置。
【請求項２】
前記心拍周波数は、前記血流速度信号のピーク値または前記容積脈波信号のピーク値が出現する時刻間隔に基づいて算出されることを特徴とする請求項１に記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項３】
前記位相差は、前記血流速度信号のピーク値と前記血流速度信号のピーク値に対応する前記容積脈波信号のピーク値とが出現する時刻差と前記心拍周波数とを乗算した値とすることを特徴とする請求項１に記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項４】
前記第１の測定部は、前記第１の信号を送受信する第１のセンサ部と、前記第１のセンサ部を駆動することにより送信される前記第１の信号が前記動脈血流を介して反射され、前記第１のセンサ部により受信したドップラー信号を伴った受信信号の検波を行う第１の回路部と、前記検波された信号に基づいて演算処理を行い、前記血流速度信号を出力する血流速度演算処理装置とからなることを特徴とする請求項１から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】
前記第２の測定部は、前記第２の信号を送受信する第２のセンサ部と、前記第２のセンサ部を駆動することにより送信される前記第２の信号が前記動脈血流によって減衰され、前記第２のセンサ部により受信した受信信号の検波を行う第２の回路部と、前記検波された信号に基づいて演算処理を行い、前記容積脈波信号を出力する容積脈波演算処理装置とからなることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項６】
前記第１のセンサ部は、超音波を送受信する超音波センサ素子からなることを特徴とする請求項４に記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項７】
前記第１のセンサ部は、前記超音波の前記動脈血流に対する送受信方向が互いに平行でない角度に配置された２対の前記超音波センサ素子を有し、前記血流速度演算処理装置は、前記２対の超音波センサ素子によって得られるそれぞれの前記ドップラー信号を用いて演算処理を行い、前記血流速度信号を出力することを特徴とする請求項６に記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項８】
前記第２のセンサ部は、光を送受信する光センサ素子からなることを特徴とする請求項５に記載の血液レオロジー測定装置。
【請求項９】
請求項４、６、または７のいずれかに記載の前記第１のセンサ部と請求項５または８に記載の前記第２のセンサ部は、同一基板上に形成され、手首または指先にて測定可能な一体化構造となっていることを特徴とする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のために使用する血液レオロジー測定装置に関する。
【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マイクロチャネルアレイ型血液流動性測定装置が開発されている（例えば、非特許文献１参照。）。現在においては、このマイクロチャネルアレイ型血液流動性測定装置は、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、マイクロチャネルアレイ型血液流動性測定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日あたりに計測できる回数もせいぜい数回までが限界であるため、時系列的に連続したデータが容易に得られないという問題がある。
ところで、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ている。すなわち、血液の粘性が高い場合、血流速度は遅く、一方、粘性が低い場合は血流速度が速いと考えられている。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（例えば、特許文献１参照。）。
【０００４】
一方、血管内の血流速度から血液レオロジーの指標を算出するためには、前記特許文献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るが、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法として、対象とする動脈内部の血流圧力を血圧値で近似するといった概念に基づく方法がある。
【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】
【０００５】
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法は、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。
【０００６】
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を提供する事である。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明に係る血液レオロジー測定装置は、上記課題を解決するために、生体表面から生体内の動脈血流に対する超音波の送受信を行う超音波送受信素子及び光の照射・受光を行う照射・受光素子からなる複合センサを用いて、心拍角振動数に同期して周期的時間変化する血流速度、容積脈波の情報から、心拍周波数及び位相差を検出する検出手段と、該心拍周波数と該位相差とから血液レオロジーの指標を演算する演算手段とを備えることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【０００８】
図８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８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μ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。
【０００９】
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、遠方に行くほど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８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８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】
【００１０】
図１に、本発明に係る血液レオロジー測定装置の構成を示すブロック図を示す。センサ部は、２対の超音波センサすなわち、超音波センサ１と超音波センサ４と光センサ７より構成されている。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、光センサ７は発光素子８と受光素子９から構成されている。
発信素子２及び発信素子５は超音波発振回路１０と接続しており、超音波発振回路１０にて発生する電気信号を機械的超音波に変換して、生体内に超音波を発信させる。動脈内の血流に反射してドップラー信号を伴った超音波信号は、受信素子３及び受信素子６で電気信号に変換され、超音波受信検波回路１１に入力され、ドップラー電気信号が検波される。この超音波発振回路１０と超音波受信検波回路１１の２種類の回路で超音波回路１２が構成されている。
【００１１】
発光回路１３は接続された発光素子８に対して駆動用電気信号を出力して、発光素子８を駆動し、発光回路１３に接続された発光素子８は前記駆動電気信号を受けて光に変換し、その光を生体内に照射する。この照射された光量は、心拍動に同期して時間変化する動脈断面積の拍動変位量すなわち、動脈の容積脈波の変化量に比例して減衰する。この容積脈波に比例した減衰光は受光素子９にて受光して電気信号に変換された後に受光検波回路１４に入力され、受光検波回路１４において電気信号として検波される。この発光回路１３と受光検波回路１４の２種類の回路で光回路１５が構成されている。
【００１２】
超音波受信検波回路１１にて検波されたドップラー電気信号は、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。このドップラー電気信号から血流速度に対応する電気信号、即ち、血流速度信号を分離抽出するための装置が血流速度演算処理装置１６である。また、受光検波回路１４にて検波された減衰量に対応する電気信号は、生体心拍と同期した周期的時間変化を伴う容積脈波の信号成分を含んでいる。この減衰量に対応する電気信号から容積脈波に対応する電気信号、即ち、容積脈波信号を分離抽出するための装置が容積脈波演算処理装置１７である。
【００１３】
ここで、第１の測定部は、超音波センサ１、超音波センサ４、超音波回路１２、及び血流速度演算処理装置１６から構成され、一方、第２の測定部は、光センサ７、光回路１５、及び容積脈波演算処理装置１７から構成されている。なお、以上の実施形態においては、超音波センサを複数個使用した場合について説明したが、特に複数個の超音波センサを使用することに拘るものではなく、例えば１個の超音波センサ、即ち、発振素子２と受信素子３とからなる超音波センサ１のみであってもよい。
しかし、好ましくは、超音波センサを本実施形態のように２個使用することが望ましい。それは、超音波センサを本実施形態（図５及び図６）のように、超音波の出射方向および受信感度の指向方向が互いに平行でない角度に配置された２個の超音波センサとして使用すると、見えない血管の流れる方向を特定し、例えば、指の接触位置によらず安定して、しかも高精度に測定が可能になるからである。
【００１４】
血流速度演算処理装置１６から出力された血流速度信号と、容積脈波演算処理装置１７から出力された容積脈波信号は、本発明に係るレオロジー演算処理装置１８に入力される。このレオロジー演算処理装置１８は、波形情報演算処理装置１９、心拍周波数演算処理装置２０、位相差演算処理装置２１及びレオロジー指標演算処理装置２２より構成されている。このレオロジー演算処理装置１８にて検出されたレオロジー指標が出力装置２３にて出力される。
まず、本発明に係るレオロジー指標演算処理装置１８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２は、心拍に同期して拍動する動脈の模式図であって、動脈２４における圧力分布２５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２６を生じる。この圧力分布２５が血圧値と相関する事はいうまでもない。さらに、動脈壁２７が弾性を持っているために、動脈壁２７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２８である。さらに、この脈波変位２８は拍動にともなってＺ軸方向に波動として、動脈壁を伝搬する。この波動が脈波２９である。
以上のモデルにおいて、圧力分布２５と血流速度分布２６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、脈波の波数をｋ、動脈２８の内径をＲ、動脈壁２７の厚み、ヤング率、密度及びポアソン比をそれぞれｈ、Ｅ、ρ０、σ、動脈２８の圧力分布３２をＰ、血流速度分布２６の軸方向速度成分をＶ、動脈半径方向の拍動変位をξとすると、Ｐ、Ｖ、ξはベッセル関数Ｊ０を用いて次式にて決定される。
【００１５】
【数１】
0004751079.tif 000002
【００１６】
【数２】
0004751079.tif 000003
【００１７】
【数３】
0004751079.tif 000004
【００１８】
ここで、φ、Ｆは次式で定義された無次元関数である。                    
【００１９】
【数４】
0004751079.tif 000005
【００２０】
【数５】
0004751079.tif 000006
【００２１】
以上（１）〜（５）式において、γは、動脈壁厚みｈ、動脈壁密度ρ０及び動脈半径Ｒで以下のように定義された無次元パラメーターであり、次式で与えられている。
【００２２】
【数６】
0004751079.tif 000007
【００２３】
さらに、λは複素波数であって、動脈半径Ｒ及び心拍角振動数ωをもちいて、
【００２４】
【数７】
0004751079.tif 000008
【００２５】
と定義されている。αは無次元のパラメーターで血液の運動粘性率ν、動脈半径Ｒ及び心拍角振動数ωをもちいて、
【００２６】
【数８】
0004751079.tif 000009
【００２７】
と定義されている。さらに、本発明に係る容積脈波の変化量Ｓは、図２記載の動脈２４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（９）式で十分に近似できる
【００２８】
【数９】
0004751079.tif 000010
【００２９】
図１記載の実施形態で検出される血流速度は、（２）式で与えられる血流速度分布Ｖにおける最大速度成分を振幅とした波形として検出される。この最大速度成分Ｖｍは、近似的に次式で与えられる。
【００３０】
【数１０】
0004751079.tif 000011
【００３１】
ここで、Ｋに関する詳細はのべないが、αの値に依存する値であって、０．６５〜１の値をとる。
以上の解析結果から、動脈内の心拍角振動数ωに同期して周期変動する軸方向速度分布Ｖと容積脈波Ｓの位相差δは、
【００３２】
【数１１】
0004751079.tif 000012
【００３３】
となり、位相差δは動脈内の圧力振幅Ｐｍ、脈波位相速度とは、無関係に無次元定数α、σ、γのみで決定される事が判明する。なぜならば、（２）式及び（１１）式中に現れる、無次元関数Ｆ、Φはα、σ、γの関数であるからである。
【００３４】
（１１）式において、血流速度を計測する手段によっては、血流速度波形の位相情報が定数となってしまう場合がある。しかし、少なくとも容積脈波の位相情報が保存される計測手段であれば、この（１１）式は成立し、なんら問題ない。この場合、図８記載の本発明の効果を示す特性図の特性曲線の形状が変化するが、μ値と全血通過時間Ｔが有意な相関を示す事には変化はない。
図３は、αと（１１）式で計算される最大血流速度Ｖｍと（１０）式で与えられる容積脈波Ｓの位相差δの関係を理論計算した特性図であって、本発明に係る血液レオロジーの指標の演算処理を説明するための特性図である。横軸は位相差δ、縦軸はαである。この特性図の特性曲線３０は、生体組織での代表的なσ、γの値
σ＝０．４〜０．６    γ＝０．０〜０．３
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。このαは（８）式で定義されているように、心拍振動数ω、血液の運動粘性率ν及び動脈内半径Ｒで決定され、さらに動脈内半径Ｒがほぼ一定とみなせるので、位相差δと心拍振動数ωを測定すれば、動脈内の圧力Ｐに無関係に、血液の運動粘性率νが検出できることになる。すなわち、血圧を測定せずに血液の運動粘性率νが検出できる事に他ならない。
ちなみに、従来の血液レオロジーの検出方法は、（２）式より計算される最大血流速度Ｖｍを圧力振幅項Ｐｍで除算するかわりに、血圧値で除算するものであった。以上が本発明に係る演算処理の理論的背景である。また、（１）式から（１１）式の式中に現れるｊは虚数（−１の平方根）であり、計算値は複素数となるが、実際に意味のある物理量は、電子工学における交流理論と同様で、その実数部である事は言うまでもない事である。
【００３５】
図４は、血流速度演算処理装置１６において演算処理された心拍信号に同期して周期的変化する血流速度信号の波形（血流速度波形３１）と容積脈波演算処理装置１７において演算処理された同じく心拍信号に同期して周期的変化する容積脈波信号の波形（容積脈波波形３２）を示す説明図である。縦軸は出力強度であって、血流速度波形３１においては、速度強度を表し、容積脈波波形３２においては減衰強度を表している。横軸は時間である。図中の血流速度波形３１及び容積脈波波形３２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。すなわち、血流速度波形３１においては、Ｖｐ（１）からＶｐ（Ｎ）のＮ個のピーク値、容積脈波波形３２においては、Ｓｐ（１）からＳｐ（ｎ）のＮ個のピーク値である。  
表１に図４にて示した血流速度波形３１のピーク値Ｖｐ（１）とその出現時刻τｖ（ｎ）及び容積脈波波形３２のピーク値Ｓｐ（ｎ）とその出現時刻τＳ（ｎ）をまとめて記す。
表１及び血流速度波形３１のＮ個のピーク値は（２）式で与えられた血流速度分布の最大血流速度Ｖｍに対応している。さらに、容積脈波波形３２のＮ個のピーク値は（９）式で与えられた容積脈波の最大値に対応している。
【００３６】
【表１】
0004751079.tif 000013
【００３７】
次に、本発明に係るレオロジー演算処理装置１８に内蔵されている波形情報演算処理装置１９、心拍周波数演算処理装置２０、位相差演算処理装置２１及びレオロジー指標演算処理装置２２について以下説明する。第一の演算処理装置である波形情報演算処理装置１９は、表１に記載の波形情報（ピーク値）を検出するものであり、この波形情報演算処理装置１９における波形に関する演算処理方法は、コンパレーターを用いたピーク検出方法等を用いた演算処理方法を採用している。
次に、第二の演算処理装置である心拍周波数演算処理装置２０は、表１に記載の波形情報のうち、血流速度波形３１または容積脈波波形３２のピーク値出現の時刻間隔を以下の演算処理式（１）によって
【００３８】
【数１２】
0004751079.tif 000014
【００３９】
をもとめ、さらに、以下の第二の演算処理式（２）
【００４０】
【数１３】
0004751079.tif 000015
【００４１】
によって心拍周波数Ｆを検出する。この演算処理方法はピーク値を基準にした演算処理方法であるが、図４に記載の血流速度波形３１と容積脈波波形の第二ピーク値と最小値、すなわち図４に記載のＮ個のＶＡとＶＯ及びＳＡとＳＯを基準にしてもなんら本質的に問題ない。
【００４２】
本発明に係るレオロジー演算処理装置１８に内蔵される第三の演算処理装置である位相差演算処理装置２１においては、血流速度波形３１と容積脈波波形３２のそれぞれのピーク出現時刻のＮ個の時間差を以下の演算処理式（３）、
【００４３】
【数１４】
0004751079.tif 000016
【００４４】
によって求めると共に、この時間差ΔτＶＳ（ｎ）と心拍周波数演算処理装置２０にて検出された心拍周波数Ｆを用いて、以下の演算処理式（４）
【００４５】
【数１５】
0004751079.tif 000017
【００４６】
によって血流速度波形３１と容積脈波波形３２の位相差δｍを検出している。
この演算処理方法はピーク値を基準にした演算処理方法であるが、心拍周波数演算処理装置２０と同様に図４に記載の血流速度波形３１と容積脈波波形３２の最小値ＶＯ及びＳＯ、血流速度波形３１と容積脈波波形３２の第二ピーク値ＶＡ及びＳＡを基準にしてもなんら本質的に問題ない。さらに本発明に係る波形情報演算処理装置１９において、波形情報の演算処理手段としてフーリエ解析法、フェーズロックトループ（ＰＬＬ）法などの一般的演算処理方法を採用することで、血流速度波形３１及び容積脈波波形３２から直接、心拍周波数Ｆと位相差δｍを検出する構成であってもなんら問題はなく、適宜、変更可能である。
本発明に係るレオロジー指標演算処理装置２２にて、該レオロジー指標演算処理装置２２内の図示しない記憶部（メモリ素子）に格納されている図３記載の特性曲線３０に基づいた演算曲線と、先に説明した心拍周波数演算処理装置２０及び位相差演算処理装置２１にて検出された、心拍周波数Ｆ（演算処理式（２））と位相差δｍ（演算処理式（４））より、本発明に係るレオロジー指標μが検出される。この演算曲線は人種別、男女別、年齢別によって分類されており、被験者の人種、性別、年齢等によって便宜選択可能である。
まず、演算処理式（４）にて検出された位相差δｍと演算曲線を用いて、α値が検出される。この検出されたα値をα１とする。このα１または位相差δｍをそのまま、レオロジー指標として使用する事は可能である。しかし、αが（８）式で定義されているので、厳密には、被験者の心拍周波数にも依存する。それ故、さらに検出精度を向上させるためには、このα１と演算処理式（２）にて検出された心拍周波数Ｆ及び以下の演算処理式を用いて、本発明に係るレオロジー指標μを検出する。すなわち、
【００４７】
【数１６】
0004751079.tif 000018
【００４８】
として、検出する。この血液レオロジー指標μは、血液の運動粘性率νの平方根に反比例する事になる。このμ値は、αの定義式（８）に従えば、動脈半径Ｒにも依存するが、実際においては、手首や指先などの動脈内半径Ｒは、成人の場合、大きなばらつきがなく一定と考えてよいので、ほぼ定数とみなして問題ない。
【００４９】
図５（ａ）及び図５（ｂ）は、本発明に係るセンサ部の構造を説明するための模式図であって、２対の超音波センサ１と超音波センサ４及び光センサ７が同一の基板３３に配置されている。２対の超音波センサは、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ように、角度３４をなすように傾けて配置されている。この角度３４の大きさはθである。また光センサは２対の超音波センサ１及び超音波センサ４の中間位置に配置されている。超音波センサ１と超音波センサ２を構成している発信素子２と受信素子３および発信素子５と受信素子６の材質は圧電セラミックスである。また、光センサ７を構成している発光素子８はＬＥＤ、受光素子９はフォトダイオードまたはフォトトランジスタである。
【００５０】
図６は指先の動脈を用いて本発明に係る血液レオロジー測定を説明するための模式図であって、超音波センサによる血流速度測定を説明するための図である。指先３５の動脈３６に対して超音波センサ１と超音波センサ４で発信された超音波３７と超音波３９は動脈３６の特定部位４１の血流に反射し、ドップラー効果によるドップラーシフト（周波数シフト）をともなった反射波３８と反射波４０として超音波センサ１及び超音波センサ４の受信素子にて受信される。この時、超音波センサ１で受信されるドップラーシフト量Δｆ１、超音波センサ４で受信されるドップラーシフト量Δｆ２、さらに発信される超音波の周波数ｆ並びに、以下に示す演算処理式（６）によって、
【００５１】
【数１７】
0004751079.tif 000019
【００５２】
動脈３６を流れる血流の最大血流速度Ｖｍが決定される。ここでＣｏは生体内を伝播する音速である。
【００５３】
図７は指先の動脈を用いて本発明に係る血液レオロジーを測定する第二の模式図であって、光センサによる容積脈波測定を説明するための図である。発光素子８より発光する照射光４２は図６と同様に、指先３５の動脈３６の特定部位４１近傍に対して、散乱光４３となって受光素子９にて検出される。なぜなら、本発明に係る光センサ７は２対の超音波センサ１及び超音波センサ４の中間位置に配置されているからである。この散乱光４３は、動脈３６の特定部位４１における容積脈波変化に同期して減衰するので、散乱光４３の強度変化が容積脈波変化として検出される。
以上のように、図５（ａ）及び図５（ｂ）に記載のセンサ構造をとる事によって、指先の動脈の同じ特定部位における最大血流速度Ｖｍと容積脈波変化が同時に測定できるのであり、しかも、演算処理式（６）によって精度よく最大血流速度が検出できる。以上、図６〜図７は指先での血液レオロジー測定の概念図であるが、その他の部位、たとえば手首、腕、首等でもまったく同様なセンサ構造で測定可能である。単純にセンサ寸法を変更するだけ対応できる。
【産業上の利用可能性】
【００５４】
本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、体液の流動性を示す指標としての血液レオロジーと強い相関がある生体内の血流速度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】
【００５５】
【図１】本発明に係る血液レオロジー測定装置の構成を示すブロック図
【図２】本発明に係る心拍に同期して拍動する動脈の模式図
【図３】本発明に係る血液レオロジーの指標算出のための演算処理を説明する特性図
【図４】本発明に係る血流速度波形と容積脈波波形を示す説明図
【図５】本発明に係るセンサ部の構造を説明するための模式図
【図６】本発明に係る血液レオロジー測定を説明するための模式図
【図７】本発明に係る血液レオロジー測定を説明するための模式図
【図８】本発明の効果を示す特性図
【符号の説明】
【００５６】
１  超音波センサ
２  発信素子
３  受信素子
４  超音波センサ
５  発信素子
６  受信素子
７  光センサ
８  発光素子
９  受光素子
１０  超音波発信回路
１１  超音波受信検波回路
１２  超音波回路
１３  発光回路
１４  受光検波回路
１５  光回路
１６  血流速度演算処理装置
１７  容積脈波演算処理装置
１８  レオロジー演算処理装置
１９  波形情報演算処理装置
２０  心拍周波数演算処理装置
２１  位相差演算処理装置
２２  レオロジー指標演算処理装置
２３  出力装置
【図１】
0004751079.tif 000020
【図２】
0004751079.tif 000021
【図３】
0004751079.tif 000022
【図４】
0004751079.tif 000023
【図５】
0004751079.tif 000024
【図６】
0004751079.tif 000025
【図７】
0004751079.tif 000026
【図８】
0004751079.tif 000027