測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法
【課題】簡単な構成で、血流を測定するために最適な周波数偏移量を容易に取得可能な測定装置、流速測定方法、および圧力測定方法を提供する。
【解決手段】生体検査装置は、複数の超音波振動子が走査直線方向に沿って配設された一次元アレイ構造を有し、超音波の送受信が可能な超音波アレイ１２が複数設けられ、かつ、これらの超音波アレイ１２が、走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された基板を有する超音波センサー１０と、各超音波アレイ１２から発信される超音波の発信角度を制御する信号遅延回路２５と、各超音波アレイ１２から出力された受信信号に基づいて、周波数偏移量を、超音波アレイ１２毎に算出する受信計測部２６と、受信計測部２６により算出された周波数偏移量のうち、最大周波数偏移量を取得する中央演算回路２９と、を具備した。
【解決手段】生体検査装置は、複数の超音波振動子が走査直線方向に沿って配設された一次元アレイ構造を有し、超音波の送受信が可能な超音波アレイ１２が複数設けられ、かつ、これらの超音波アレイ１２が、走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された基板を有する超音波センサー１０と、各超音波アレイ１２から発信される超音波の発信角度を制御する信号遅延回路２５と、各超音波アレイ１２から出力された受信信号に基づいて、周波数偏移量を、超音波アレイ１２毎に算出する受信計測部２６と、受信計測部２６により算出された周波数偏移量のうち、最大周波数偏移量を取得する中央演算回路２９と、を具備した。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
超音波を用いて被測定物の状態を測定する測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、流体の移動速度を、超音波を用いて測定する方法として、超音波ドプラ法が知られている。この超音波ドプラ法は、流体に対して、所定の周波数の超音波を入射させ、その反射波の周波数偏移量から流速を求める方法であり、周波数変位量を△ｆ、入射超音波の周波数をｆ０、流速をＶ、超音波の進行方向と流体の流れる方向とがなす角度をγ、音速をｃとして、下記式（１）のような関係式により流速を求めることができる。
【０００３】
【数１】
【０００４】
このような超音波ドプラ法では、上記（１）式に示すように、角度γが９０度となる場合、周波数偏移量が測定できない。また、γが小さくなるほど誤差が小さくなることが知られている。このため、超音波ドプラ法により流速を測定する場合には、超音波の発信角度と流体の流れる方向とのなす角度γ（以降、超音波入射角度と称す）を最適に設定する必要があり、そのための装置が開発されている（例えば、特許文献１，２，３参照）。
【０００５】
特許文献１に記載の複合超音波診断装置では、複数の圧電振動子からなる超音波探触子を、音放射面側が凸となる円弧面となるように配置し、探触子の円弧中心から放射状で、かつ探触子の位置で区切られた走査領域に対して、超音波ビームを送出する。これにより、血流方向に対する超音波ビームの望ましい角度（超音波入射角度）設定が可能となる。
【０００６】
また、特許文献２には、平行に配置された２つの短軸用超音波アレイ探触子と、短軸用超音波アレイ探触子に直交する長軸用超音波アレイ探触子とを備えた装置を用い、２つの短軸用超音波アレイ探触子から血管中心までの距離が等しくなるように、位置あわせを実施することで、長軸用超音波アレイ探触子と血管とを平行にする方法が開示されている。
【０００７】
さらに、特許文献３では、プローブを用いて３次元ボリュームスキャンを行い、得られたボリュームデータを得る。そして、このボリュームデータに基づいて、ドプラ計測音線の位置、サンプリングマーカの位置、クリッピング範囲角、クリッピング範囲を設定して、クリッピング画像を生成してモニタに表示する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開昭５８−５４９４０号公報
【特許文献２】特開２００９−８９９１１号公報
【特許文献３】特開２００８−２２０６６２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
ところで、上記特許文献１のような装置では、利用者が探触子の並び方向と血管の軸方向とを平行にする作業が必要となる。また、特許文献２に記載の方法においても、利用者が血管の軸方向と長軸方向とを合わせる作業が必要である。したがって、これら特許文献１および特許文献２では、専門知識を有しない者にとっては、超音波入射角度γを最適に設定することが困難であり、精度の高い血流測定を実施するための最適な周波数偏移量を取得できないという問題がある。
特許文献３に記載の装置では、３次元画像を用いて、血流測定部位を視認しやすくなるが、画像処理を実施するための複雑な構成が必要となる。また、診断装置上で操作者が血管などの位置を視認して測定位置を明示するには、補助装置が必要となるので、コストが高くなり可搬性に欠けるなどの問題もある。
【００１０】
本発明は、上記のような問題に鑑みて、簡単な構成で、血流を測定するために最適な周波数偏移量を容易に取得可能な測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法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】
【００１１】
本発明の超音波センサーは、複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーと、前記超音波アレイから超音波を送受信させる制御をする送受信制御部と、前記超音波アレイで受信される超音波に基づいて周波数偏移量の測定を実施する演算部と、を具備したことを特徴とする。
なお、本発明の測定装置とは、超音波センサーと、送受信制御部と、演算部と、が１つの装置内に組み込まれる構成の他、例えば、送受信制御部、および演算部が設けられた制御装置と、超音波センサーと、が別体に構成されて、通信可能に接続されるシステムなどをも含むものである。
また、本発明で述べる超音波アレイでは、超音波の送信および受信の双方を実施可能な超音波素子が複数配設される構成の他、例えば１つの超音波アレイの中に、超音波送信用の超音波素子と、超音波受信用の超音波素子との双方が設けられる構成、または超音波センサーに、超音波送信用超音波アレイと、超音波受信用の超音波アレイとの双方が設けられる構成なども含むものである。
【００１２】
この発明の測定装置では、送受信制御部により、超音波アレイの各超音波素子から超音波を送受信させる制御をする。発信された超音波は、被測定流体により反射されると、周波数が偏移する。そして、演算部は、超音波アレイで超音波が受信されると、その受信信号から周波数偏移量を測定する。
この時、本発明では、複数の超音波アレイが、走査直線方向が互いに異なる方向となるように基板上に配設されている。このため、周波数偏移量を取得するために、例えば血管位置に対して超音波センサーの位置合わせを実施するなどの必要がない。したがって、専門の知識を有しない利用者であっても、測定位置に超音波センサーを装着するだけで、超音波センサーの取付角度などを特に意識することなく、周波数偏移量を取得することができる。
また、基板上にライン状アレイ構造の超音波アレイを複数配設する構成であるため、２次元アレイ構造の超音波アレイを敷き詰める構成などに比べて、低コストであり、各超音波アレイの超音波素子への接続線も容易に配設することができる。
【００１３】
本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御する遅延制御部を備えることが好ましい。
この発明の測定装置では、遅延制御部により超音波アレイの各超音波素子から発信される超音波の発信タイミングを遅延させることで、超音波の発信角度を変化させる。したがって、超音波アレイの各超音波素子を結んで、走査直線方向と同方向となる直線を走査直線とすると、超音波アレイは、走査直線を通って基板面に直交する面内で、超音波の角度を変化させて発信させることが可能となる。
また、一般に、上記式（１）に基づいて被測定流体の流速を測定する場合、超音波入射角度（超音波の発信方向と被測定流体の流路方向とのなす角度）が小さくなるほど、流速算出時の誤差が小さくなることが知られている。つまり、式（１）に基づいて流速を算出する場合、周波数偏移量が大きくなるほど、算出される流速の誤差が小さくなり、より精度の高い流速を算出することができる。したがって、本発明では、遅延制御部により超音波の発信角度を変化させることで、演算部でより大きい周波数偏移量を選択することが可能となり、より適切な周波数偏移量を得ることができる。
【００１４】
本発明の測定装置では、前記演算部は、各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数の差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出部と、前記周波数偏移量算出部により算出された前記超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得部と、を備えることが好ましい。
【００１５】
本発明では、複数の超音波アレイが、走査直線方向が互いに異なる方向となるように基板上に配設されている。そして、演算部の周波数偏移量算出部は、これらの各超音波アレイからそれぞれ異なる超音波入射角度γに対する周波数偏移量を取得し、演算部の最大偏移量取得部は、これらの周波数偏移量のうち最大となる最大周波数偏移量を取得する。
ここで、上述のように、式（１）に基づいて流速を算出する場合、周波数偏移量が大きくなるほど、算出される流速の誤差が小さくなり、より精度の高い流速の算出が可能となる。したがって、本発明では、上記のような最大周波数偏移量を取得することで、血流測定時の誤差が小さくなる最適な超音波入射角度に対する周波数偏移量を取得することができる。
【００１６】
本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、前記周波数偏移量算出部は、前記最大偏移量取得部において先のタイミングで取得された最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出することが好ましい。
【００１７】
この発明では、送受信制御部は、超音波センサーの超音波の送受信動作を複数タイミングで実施する。ここで、超音波を送受信する複数タイミングとしては、例えば、周期的なタイミングで超音波の送受信を実施してもよく、連続的に超音波の送受信を実施するものであってもよく、予め設定された時間や、ユーザーにより設定された時間に超音波の送受信を実施するものであってもよい。そして、周波数偏移量算出部は、最大偏移量取得部により最大周波数偏移量が取得されると、その最大周波数偏移量が算出された受信信号を出力した超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、周波数偏移量を算出し、その周波数偏移量をそのタイミングにおける最大周波数偏移量とする。このような測定装置では、例えば被測定流体の経時変化を取得することができる。特に、被測定流体として、生体の血管内を流れる血液の状態を測定する場合、例えば２４時間における血流状態（例えば血流、血圧、脈拍など）の変化を詳細に測定することができる。すなわち、生体の血流状態は、普段の生活の中で変化する場合があり、ある時間において、血流状態に異常がなくとも、他の時間において異常がある場合がある。したがって、本発明の測定装置により、長時間に亘って複数タイミングで、血流状態を測定することで、血流状態に異常があった場合の早期発見を支援することができる。
【００１８】
また、本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、前記周波数偏移量算出部は、各超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出し、前記最大偏移量取得部は、前記周波数偏移量算出部により算出される度に、前記周波数偏移量から前記最大周波数偏移量を取得する構成としてもよい。
【００１９】
この場合も、上記発明と同様に、被測定流体の径時変化を取得することができ、例えば生体内の血流を測定する場合などにおいて、長期間に亘る血流状態の測定により、利用者の健康維持を良好に支援することできる。これに加えて、この発明では、周波数偏移量算出部は、超音波の送受信タイミング毎に、各超音波アレイにおける周波数偏移量を算出し、最大変位量取得部は、これらの周波数偏移量が算出される度に、各超音波アレイに対する周波数偏移量から最大周波数偏移量を取得する。したがって、被測定流体の流路が変化した場合、例えば生体の動きにより生体内の血管位置が変化した場合でも、常に最適な最大周波数偏移量を取得することができる。このため、このような最大周波数偏移量により被測定流体の流速を測定する場合に、常に誤差の小さい精度の高い流速を測定することができる。
【００２０】
また、本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、周期的に、前記超音波センサーにより超音波を送受信させることが好ましい。
任意のタイミングで受信された超音波に基づいて、受信信号に基づいて超音波の周波数成分を算出することは困難であり、周波数偏移量の算出精度も悪化する。これに対して、本発明のように、周期的に超音波の送受信を実施し、周期的に取得される受信信号に基づいて周波数偏移量を算出する場合、周波数偏移量算出部は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）を用いた演算アルゴリズムを用いて周波数偏移量を算出することができ、高速かつ高い算出精度の周波数偏移量を求めることができる。
【００２１】
本発明の測定装置では、前記演算部は、複数の前記超音波アレイのうち、前記最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイ、および他の超音波アレイのうちいずれか１つにおいて、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの受信時間を計測する受信時間計測部と、前記超音波アレイの位置データ、前記受信時間、および前記超音波アレイから発信された超音波の発信角度に基づいて、超音波が反射された反射位置を算出する反射位置算出部と、前記反射位置算出部により算出される前記反射位置から、被測定流体の移動方向を求める移動方向測定部と、を備えることが好ましい。
【００２２】
この発明では、受信時間計測部は、超音波が発信されてから受信されるまでの受信時間を計測する。そして、反射位置算出部は、この受信時間と、各超音波が射出される角度と、超音波センサー上で超音波アレイが配置されている位置を示す位置データとに基づいて、被測定流体の移動方向を算出する。すなわち、超音波センサーのスキャン範囲が十分に狭い場合、２つの超音波アレイにより検出される２つの反射位置を結ぶ直線方向が被測定流体の移動方向と見なすことができる。ここで、被測定流体の移動方向とは、被測定流体が流れる管の配設方向と一致するため、上記のような移動方向測定部により、管の位置を測定することができる。
【００２３】
また、本発明の測定装置では、前記超音波センサーは、被測定流体が流れる管の位置を測定するための位置測定用超音波アレイを備え、前記演算部は、前記位置測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、前記管内の前記被測定流体の移動方向を算出する移動方向算出部を備える構成としてもよい。
【００２４】
この場合、別途位置測定用超音波アレイが必要となるが、このような位置測定用超音波アレイを用いることで、位置測定専用の周波数を位置測定用超音波アレイから出力させることができ、より精度の高い被測定流体の移動方向の測定、すなわち被測定流体が流れる管の配設位置を測定することができる。
【００２５】
本発明の測定装置では、さらに、前記被測定流体の移動方向、前記最大周波数偏移量、および前記超音波アレイから発信される超音波の周波数、に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速算出部を備えることが好ましい。
【００２６】
この発明では、流速算出部は、被測定流体の移動方向（管の配設位置）、最大周波数偏移量、発信超音波の周波数を用い、上記式（１）に基づいて、被測定流体の流速を算出する。
ここで、上記発明のように、最大偏移量取得部は、複数の超音波アレイのそれぞれから出力される受信信号に基づいて算出された周波数偏移量から、最大周波数偏移量を取得する。このため、流速算出部は、精度の高い流速を算出するための最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を用いることができる。また、最大周波数偏移量の算出元である受信信号を出力した超音波アレイの位置も把握できるので、この超音波アレイの位置データと、被測定流体の移動方向とに基づいて、正確な超音波入射角度も算出することができる。したがって、流速算出部は、最適な最大周波数偏移量と、この最大周波数偏移量に対応した最適な超音波入射角度とに基づいて、流速を求めることができる。すなわち、本発明の測定装置では、誤差の小さい精度の高い被測定流体の流速を容易に測定することができる。
【００２７】
そして、本発明の測定装置では、さらに、前記被測定流体が流れる流路径を取得する径取得部と、前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を測定する圧測定部と、を備えた
ことが好ましい。
【００２８】
この発明では、径取得部により、被測定流体の流路径、すなわち管径を取得し、圧測定部により、上述にように算出された被測定流体の流速と、上記流路径に基づいて、被測定流体の流体圧力を演算により求める。この場合であっても、上記のように、誤差が小さい被測定流体の流速に基づいて、圧力を算出するため、精度の高い圧力算出が実施できる。また、上記のように、簡単な構成により、容易に流速を演算により求めることができるため、簡単な構成で容易に圧力を演算により求めることができる。
【００２９】
ここで、本発明の測定装置では、前記超音波センサーは、前記流路径を測定するための径測定用超音波アレイを備え、前記径取得部は、前記径測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて前記流路径を算出することが好ましい。
本発明において、超音波アレイに近接する側の管壁にて反射される超音波が超音波アレイで受信されるまでの時間と、超音波アレイから離間する側の管壁にて反射される超音波が超音波アレイで受信されるまでの時間とに基づいて、管径を測定することは可能である。しかしながら、周波数偏移量を求めるための周波数に設定された超音波アレイで、上記のような管径を測定する場合、検出精度が低下する場合がある。これに対して、管壁による反射効率が高い周波数の超音波を出力可能な径測定用超音波アレイを用いて、管径を求めることで、より精度の高い管径測定が実施可能であり、これにより、被測定流体の流体圧力をより精度良く求めることができる。
【００３０】
本発明の生体検査装置は、上述のような測定装置と、前記超音波センサーにおける複数の前記超音波アレイの表面を覆い、生体の音響インピーダンスと同等の音響インピーダンスを有する音響整合部と、を備えたことを特徴とする。
ここで、音響整合部としては、超音波センサーから発信された超音波が音響整合部を通過して生体内に伝達され、生体内で反射された超音波が音響整合部を通過して超音波センサーに伝達されるものであればよく、音響整合部の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスとが完全に一致しているものでなくてもよい。すなわち、本発明で述べる「音響整合部の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスとが同等」とは、上記のように、生体内と超音波センサーとの間で超音波の送受信は可能な音響インピーダンスである範囲であることを意味する。
【００３１】
この発明では、生体検査装置は、測定装置の超音波アレイ上に配置される音響整合部を備えている。したがって、この音響整合部を生体の皮膚に密着させて、超音波センサーから超音波を送信することで、生体内に超音波を送出することができ、生体内の例えば血管などの器官で反射された超音波を受信することで、これらの器官の検査を実施することができる。例えば、器官として血管を測定する場合では、周波数偏移量を測定することで、血管内を流れる血液の流速などを測定することができる。
ここで、上記のように、測定装置は、簡単な構成で、容易に、かつ適切な周波数偏移量を測定することができるため、このような測定装置を備えた生体検査装置においても、その構成を簡単にできるとともに、容易に生体検査を実施することができる。
【００３２】
本発明の流速測定方法では、超音波の送受信が可能な複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設された一次元アレイ構造を有する超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーを用い、被測定流体の流速を測定する流速測定方法であって、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御して、前記超音波アレイから超音波を発信、および反射された超音波の受信を実施する超音波受発信ステップと、各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数との差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出ステップと、前記周波数偏移量算出部により算出された超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得ステップと、前記被測定流体の移動方向を検出する移動方向検出ステップと、前記超音波アレイから発信される超音波の周波数、前記最大周波数偏移量、および前記被測定流体の移動方向に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速演算ステップと、を備えることを特徴とする。
【００３３】
この発明では、周波数偏移量算出ステップにより、各超音波アレイからの受信信号に基づいて、周波数偏移量を算出し、最大偏移量取得ステップにより、これらの周波数偏移量の最大値である最大周波数偏移量に取得する。そして、流速測定ステップでは、移動方向検出ステップにより測定される被測定流体の移動方向と、前記最大周波数偏移量と、超音波アレイから発信される超音波の周波数に基づいて、流速を算出する。
このような流速測定方法では、上記発明と同様に、利用者が超音波センサーの位置を調整することなく、容易に、最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を取得することができ、この最大周波数偏移量を用いて容易に流速を演算により求めることができる。
【００３４】
また、本発明の圧力測定方法は、上述のような血流測定方法により測定される前記被測定流体の流速を用いた前記被測定流体の圧力測定方法であって、前記被測定流体の流路径を取得する流路径取得ステップと、前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を算出する圧測定ステップと、を備えることを特徴とする。
【００３５】
この発明では、上記発明のように、容易に、最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を取得することができ、この最大周波数偏移量を用いて容易に流速を演算により求めることができるため、被測定流体の流体圧力も容易に演算により求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明に係る第一実施形態の生体検査装置の概略を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図である。
【図２】第一実施形態の生体検査装置の概略構成を示すブロック図である。
【図３】第一実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
【図４】第一実施形態の超音波アレイを拡大した平面図、およびその断面を示す図である。
【図５】各超音波素子（１）〜（４）に入力する駆動信号を、△ｔだけ順に遅延させて、入力した際の超音波の発信角度を示す図である
【図６】第一実施形態において、１つの超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図７】第一実施形態の超音波振動子から発信される超音波のビーム形状を示す図である。
【図８】第一実施形態の超音波センサーにおける各超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図９】超音波センサーのスキャンエリアに血管が位置する場合の一例を示す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は平面図である。
【図１０】反射位置測定方法を説明するための図である。
【図１１】本発明に係る生体検査装置の血流測定処理のフローチャートである。
【図１２】（Ａ）は、１つの超音波アレイにおいて、超音波の発信角度を変化させた際のスキャンエリアを示す図であり、（Ｂ）は、受信信号から得られる周波数偏移量の変化を示す図である。
【図１３】図９に示すような血管に対して、各スキャンエリアと交差する血管の交差位置の一例を示す図である。
【図１４】超音波アレイの位置データを示す図である。
【図１５】血流方向を演算するためのモデルを示す図である。
【図１６】本発明に係る第二実施形態の生体検査装置の血圧測定処理のフローチャートである。
【図１７】（Ａ）は、血管の一部を拡大した概略図であり、（Ｂ）は血管内の血液の速度分布を示す図である。
【図１８】第三実施形態の生体検査装置の超音波センサーの基板平面を示す平面図である。
【図１９】１つの位置測定用超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図２０】本発明に係る第四実施形態の生体検査装置の超音波センサーの基板の平面図である。
【図２１】１つの超音波振動子により出力される超音波のフレネルゾーン（上図）と、第二実施形態の超音波アレイのフレネルゾーン（下図）と、の差を示す図である。
【図２２】複数の超音波振動子から発信した超音波を所定の１点に集束させた状態を示す図である。
【図２３】本発明に係る第五実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
【図２４】本発明に係る第六実施形態の生体検査システムの概略を示す斜視図である。
【図２５】第六実施形態の生体検査システムの概略構成を示すブロック図である。
【図２６】他の実施形態における超音波アレイの一部を拡大した平面図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
［第一実施形態］
以下、本発明に係る第一実施形態の超音波センサーを有する測定装置を備えた生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
【００３８】
〔１．生体検査装置の全体構成〕
図１は、第一実施形態の生体検査装置の概略を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図である。
図１において、生体検査装置１は、超音波により、血管の状態を測定する装置であり、具体的には、血管内を流れる被測定流体としての血液の流速（血流速）を測定する装置である。この生体検査装置１は、図１に示すように、装置本体２と、装置本体２に接続されるバンド３を備えている。そして、このような生体検査装置１は、裏面を生体に密着させた状態でバンド３を締めることで生体に装着され、例えば２４時間血管の状態を監視、測定することが可能となる。
【００３９】
〔２．装置本体の構成〕
この生体検査装置１の装置本体２の表面側には、図１（Ａ）に示すように、測定結果を示す表示部４や、生体検査装置１を操作するための操作部５などが設けられている。また、装置本体２の裏面側には、センサー窓６が形成され、このセンサー窓６から、音響整合部６１が配置されている。また、装置本体２の内部には、超音波センサー１０（図２参照）を備えた測定装置１００（図２参照）が設けられている。この超音波センサー１０は、音響整合部６１と一体的に設けられている。
音響整合部６１は、例えばシリコーンゴムなど、音響インピーダンスが生体とほぼ同等の素材により形成されている。そして、この音響整合部６１は、後述する超音波アレイ１２（図３参照）、支持膜１４（図３参照）上に形成される配線パターンなどを外圧から保護する層であり、例えばシリコーンゴムなどにより形成される。
このような生体検査装置１では、生体内の血管状態を測定する際、音響整合部６１を生体に密着させる。この状態で、超音波センサー１０から音響整合部６１に向かって超音波が送出されると、超音波は、音響整合部６１から生体内部に伝搬され、生体内の血管などにより反射された超音波は、音響整合部６１を通って超音波センサー１０に入力される。
【００４０】
図２は、本実施形態の生体検査装置１の測定装置１００の概略構成を示すブロック図である。
図２に示すように、測定装置１００は、超音波センサー１０と、超音波アレイ切替回路２１と、送受信切替回路２２と、超音波モード切替制御部２３と、超音波信号発信回路２４と、信号遅延回路２５と、受信計測部２６と、遅延時間計算部２７と、記憶部２８と、中央演算回路２９と、を含んで構成されている。
【００４１】
〔２−１．超音波センサーの構成〕
図３は、第一実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
図３に示すように、超音波センサー１０は、矩形状の基板１１を備えている。また、基板１１の厚み方向から当該基板１１を見た平面視において、基板１１の略中心部には、超音波アレイ１２（１２Ａ，１２Ｂ，１２Ｃ，１２Ｄ）が設けられている。より具体的には、超音波センサー１０は、基板１１と、基板１１上に積層形成される支持膜１４（図４参照）とを備え、この超音波アレイ１２上を覆うように、上述した音響整合部６１が形成されている。
【００４２】
図４は、超音波アレイを拡大した平面図、およびその断面を示す図である。
基板１１の各辺の中央部には、上述したように超音波アレイ１２が配置され、この超音波アレイ１２は、ダイアフラム１４１と、圧電体１５とにより構成される超音波振動子１６により構成されている。
具体的には、図４に示すように、基板１１は、例えば矩形状に形成されている。そして、この基板１１の中心部には、超音波アレイ１２の各超音波振動子１６（超音波素子）のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が複数形成されている。
ここで、図３に示すように、矩形の１頂点を原点として、基板１１上にｘｙ軸を設定した際、超音波アレイ１２Ａは、ｘ軸と平行な走査直線方向Ａ１を有し、この走査直線方向Ａ１に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。また、超音波アレイ１２Ｂは、ｙ軸と平行な走査直線方向Ａ２を有し、この走査直線方向Ａ２に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｃは、ｘ軸に対して４５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ３を有し、この走査直線方向Ａ３に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｄは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ４を有し、この走査直線方向Ａ４に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。そして、開口部１１１は、基板１１上のこれらの超音波振動子１６の配置位置に対して、それぞれ形成されている。
また、基板１１には、上述のように支持膜１４が積層され、上述した各開口部１１１は支持膜１４により閉塞されている。この支持膜１４のうち、開口部１１１を閉塞する領域によりダイアフラム１４１が構成される。そして、このダイアフラム１４１上には、圧電体１５が設けられている。
なお、本実施形態では、超音波センサー１０と、超音波アレイ１２とにおいて、共通の基板１１が用いられる例を示すが、例えば、超音波センサー１０を構成する基板１１上に、超音波アレイ１２を構成するアレイ基板を別途配置する構成などとしてもよい。
【００４３】
本実施形態の超音波センサー１０および超音波振動子１６をより具体的に説明すると、基板１１は、例えばエッチングなどにより加工が容易なシリコン（Ｓｉ）などの半導体形成素材により形成される。また、基板１１に形成される開口部１１１は、平面視で例えば円形状に形成されている。なお、開口部１１１の平面形状として、ここでは、円形を例示するが、これに限定されず、ダイアフラム１４１の撓みバランスや、圧電体１５によるダイアフラム１４１の振動安定性に応じて、例えば矩形状などその他の形状に形成されてもよい。
【００４４】
支持膜１４は、基板１１上で、開口部１１１を閉塞する状態に成膜されている。この支持膜１４は、例えばＳｉＯ２膜とＺｒＯ２層との２層構造により構成されている。ここで、ＳｉＯ２層は、基板１１がＳｉ基板である場合、基板表面を熱酸化処理することで成膜することができる。また、ＺｒＯ２層は、ＳｉＯ２層上に例えばスパッタリングなどの手法により成膜される。ここで、ＺｒＯ２層は、後述する圧電膜１５２として例えばＰＺＴを用いる場合に、ＰＺＴを構成するＰｂがＳｉＯ２層に拡散することを防止するための層である。また、ＺｒＯ２層は、圧電膜１５２の歪みに対する撓み効率が向上させるなどの効果もある。
【００４５】
圧電体１５は、支持膜１４の上層に積層される下部電極１５１と、下部電極１５１上に形成される圧電膜１５２と、圧電膜１５２上に形成される上部電極１５３とを備えている。
また、下部電極１５１には、例えば図４（Ａ）に示すように、支持膜１４上で走査直線方向Ａに対して直交する走査直交方向に沿って延出する下部電極線１５１Ａが接続されている。この下部電極線１５１Ａは、各超音波振動子１６に対して、それぞれ独立して設けられている。
また、上部電極１５３には、支持膜１４上の走査直線方向Ａに沿って延出する上部電極線１５３Ａが接続されている。この上部電極線１５３Ａは、１つの超音波アレイ１２において共通電極線となる。すなわち、上部電極線１５３Ａは、図４に示すように、隣り合う超音波振動子１６の上部電極１５３に接続されており、端部において、例えばＧＮＤに接続されている。これにより、各超音波振動子１６の上部電極１５３がアースされることになる。
なお、ここでは、上部電極線１５３Ａを超音波アレイ１２における共通電極線としてＧＮＤに接続し、下部電極線１５１Ａをそれぞれ独立して形成することで、各超音波振動子１６を個別に駆動可能となる構成を例示したが、例えば下部電極線１５１Ａを共通電極線としてＧＮＤに接続し、上部電極線１５３Ａをそれぞれ独立して形成する構成などとしてもよい。
これらの下部電極１５１、上部電極１５３、下部電極線１５１Ａ，および上部電極線１５３Ａの形成素材としては、導電性を有する金属膜であればよく、金属膜を複数層積層した積層膜を用いてもよい。なお、本実施形態では、下部電極１５１および下部電極線１５１Ａとして、Ti/Ir/Pt/Ti積層膜を用い、上部電極１５３および上部電極線１５３Ａとしては、Ir膜を用いている。
【００４６】
圧電膜１５２は、例えばＰＺＴ（ジルコン酸チタン酸鉛：lead zirconate titanate）を膜状に成膜することで形成される。なお、本実施形態では、圧電膜１５２としてＰＺＴを用いるが、電圧を印加することで、面内方向に収縮することが可能な素材であれば、いかなる素材を用いてもよく、例えばチタン酸鉛（ＰｂＴｉＯ３）、ジルコン酸鉛（ＰｂＺｒＯ３）、チタン酸鉛ランタン（（Ｐｂ、Ｌａ）ＴｉＯ３）などを用いてもよい。
【００４７】
このような超音波振動子１６では、下部電極１５１と、上部電極１５３とに電圧を印加することで、圧電膜１５２が面内方向に伸縮する。このとき、圧電膜１５２の一方の面は、下部電極１５１を介して支持膜１４に接合され、他方の面には、上部電極１５３が形成される。ここで、上部電極１５３上には他の層が積層形成されないため、圧電膜１５２の支持膜１４側が伸縮しにくく、上部電極１５３側が伸縮し易くなる。このため、圧電膜１５２に電圧を印加すると、開口部１１１側に凸となる撓みが生じ、ダイアフラム１４１を撓ませる。したがって、圧電膜１５２に交流電圧を印加することで、ダイアフラム１４１が膜厚方向に対して振動し、このダイアフラム１４１の振動により超音波が発信される。
また、超音波振動子１６で超音波を受信する場合、超音波がダイアフラム１４１に入力されると、ダイアフラム１４１が膜厚方向に振動する。超音波振動子１６では、このダイアフラム１４１の振動により、圧電膜１５２の下部電極１５１側の面と上部電極１５３側の面とで電位差が発生し、上部電極１５３および下部電極１５１から圧電膜１５２の変位量に応じた受信信号（電流）が出力される。
【００４８】
そして、このような超音波振動子１６が走査直線方向Ａに沿って複数配置される超音波アレイ１２では、各超音波振動子１６から超音波を発信させるタイミングを遅延させてずらすことで、所望の方向に超音波の平面波を発信することが可能となる。
図５は、各超音波素子（１）〜（４）に入力する駆動信号を、△ｔだけ順に遅延させて、入力した際の超音波の発信方向（発信角度）を示す図である。
各超音波振動子１６から超音波を発信させると、これらの超音波が互いに強めあう合成波面Ｗが形成されて伝搬される。ここで、図５に示すように、配設間隔がｄに設定された各超音波素子（１）〜（４）へ入力する駆動信号を△ｔだけ遅延させると、先に駆動信号が入力された超音波振動子１６から発信される超音波の波面と、後に駆動信号が入力された超音波振動子１６から発信される波面とで、位相が異なるため、合成波面Ｗが走査直線方向Ａに対して傾斜して伝搬される。
この時、合成波面Ｗの伝搬方向と、走査直線方向Ａに直交する走査直交方向との発信角度をθｓ、音速をｃとすると、次式（２）の関係が成立する。
【００４９】
【数２】
【００５０】
図６は、１つの超音波アレイ１２のスキャンエリアを示す図である。図７は、超音波振動子１６から発信される超音波のビーム形状を示す図である。図８は、超音波アレイ１２の各超音波アレイ１２のスキャンエリアを示す図である。なお、以降の説明にあたり、説明を分かり易くするため、図６上図のようなセンサー断面の概略図において、音響整合部６１の図示を省略する。
超音波アレイ１２は、上述のように、各超音波振動子１６に入力する駆動信号のタイミングを遅延させることで、超音波の発信角度を変化させることができる。ここで、超音波アレイ１２は、ライン状アレイ構造（１次元アレイ構造）を有しているため、超音波の発信角度は、図６に示すように、走査直線方向Ａを通り、基板１１に対して直交するスキャン面に制限され、スキャン面に対して交差する方向に発信角度を変化させることはできない。
【００５１】
さらに、有限の面積を持った各超音波振動子１６のダイアフラム１４１から発信される超音波は、図７に示すようなビーム形状（図７中、一点鎖線にて示す）となる。ここで、超音波振動子１６のダイアフラム１４１の直径をｍとし、波長λの超音波を発信した場合、ダイアフラム１４１からｍ２／４λまでの距離がフレネルゾーンとなる。このフレネルゾーンでは、超音波がほぼ平面波として伝搬させることが可能となり、フレネルゾーンを越える範囲であるフラウンホーファーゾーンでは、超音波の波面が球面状となって拡散伝搬される。超音波により血管の位置を測定する場合、フラウンホーファーゾーンでは、超音波が拡散されるため、正確な位置情報を取得することができないので、フレネルゾーン内の血管を超音波により検出することになる。
以上により、１つの超音波アレイ１２により、血管位置を測定可能なスキャンエリアＳは、図６に示すように、走査直線方向Ａを通り、基板１１に対して直交するスキャン面内で、かつ、超音波アレイ１２からの距離がフレネルゾーンの範囲内（超音波アレイ１２からの距離がｍ２／４λまでの範囲）となる扇状範囲となる。
なお、ここでは、超音波振動子１６の走査直交方向の厚み寸法が十分小さいものであるため、超音波アレイ１２によるスキャンエリアＳは、スキャン面内としたが、例えば、超音波振動子１６が走査直交方向に沿って長手状に形成される場合、スキャンエリアＳは、超音波振動子１６の長手方向の寸法分だけ幅寸法を有する体積領域となる。
【００５２】
本実施形態の超音波センサー１０では、上記のような超音波アレイ１２が、基板１１の中央部に、各走査直線方向Ａ１〜Ａ４が異なる方向となるように配置される。したがって、これらの４つの超音波アレイ１２により、それぞれ異なる面方向を有するスキャンエリアＳ（Ｓ１〜Ｓ４）が分布することになる。
図９は、超音波センサーのスキャンエリアに血管が位置する場合の一例を示す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は平面図である。なお、以降の説明にあたり、説明を分かり易くするため、図９（Ａ）のようなセンサー概略斜視図において、音響整合部６１の図示を省略する。
上記のような超音波センサー１０では、その直下のスキャン可能領域Ｓｖ内に血管Ｋが通過する場合、４つの超音波アレイ１２の各スキャンエリアＳのうち少なくとも２つのエリアに血管Ｋが通過する。したがって、これらの超音波アレイ１２から超音波を発信し、血管Ｋにより反射された超音波を受信することで、血管Ｋの位置や周波数偏移量を取得することが可能となる。
【００５３】
〔２−２．超音波アレイ切替回路の構成〕
次に、図２に戻って、装置本体２の他の構成について、説明する。
超音波アレイ切替回路２１は、超音波センサー１０に設けられる４つの超音波アレイ１２のうち、駆動させる超音波アレイ１２を切り替えるスイッチング回路である。
本実施形態の生体検査装置１では、１つの超音波アレイ１２から超音波の送受信が実施されている間、他の超音波アレイ１２への駆動信号の出力、および他の超音波アレイ１２からの受信信号の受信は実施しない。これにより、駆動対象となった超音波アレイ１２では、他の超音波アレイ１２から発信された超音波を受信してしまい、ノイズが検出される不都合や、駆動対象以外の超音波アレイ１２から受信信号が検出されてしまう不都合を回避できる。
この超音波アレイ切替回路２１は、例えば、各超音波アレイ１２の下部電極線１５１Ａおよび上部電極線１５３Ａに接続される端子群を備え、中央演算回路２９から入力されるアレイを選択する旨の切替制御信号に基づいて、切替制御信号に基づいた超音波アレイ１２に対応した端子群と、送受信切替回路２２とを接続する。また、駆動させない超音波アレイ１２に対応した端子群は、例えば、下部電極線１５１Ａおよび上部電極線１５３Ａの双方をＧＮＤに接続することで、駆動させない構成としてもよい。
【００５４】
〔２−３．送受信切替回路の構成〕
送受信切替回路２２は、超音波モード切替制御部２３から入力されるモード切替信号に基づいて、接続状態を切り替えるスイッチング回路である。
具体的には、超音波モード切替制御部２３から超音波発信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、送受信切替回路２２は、信号遅延回路２５から入力された駆動信号を、超音波アレイ切替回路２１に出力可能な接続状態に切り替わる。一方、送受信切替回路２２は、超音波モード切替制御部２３から超音波受信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、超音波アレイ切替回路２１から入力される受信信号を受信計測部２６に出力可能な接続状態に切り替わる。
【００５５】
〔２−４．超音波モード切替制御部の構成〕
超音波モード切替制御部２３は、超音波アレイ１２から超音波を発信させる超音波発信モードと、超音波アレイ１２にて超音波を受信させる超音波受信モードと、を切り替える。
具体的には、超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路から血管状態の測定を開始する旨の制御信号が入力されると、まず、超音波モードに切り替える処理を実施する。この処理では、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に、発信モードに切り替える旨の制御信号を出力し、超音波信号発信回路２４から駆動信号を出力させる旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部２３は、図示しない計時部により計測される時間を認識し、超音波発信モードから所定の発信時間経過後に、超音波受信モードに切り替える処理を実施する。ここで発信時間は、超音波アレイ１２から例えば１〜２周波数のバースト波が発信される時間程度に設定されていればよい。受信モードでは、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に受信モードに切り替える旨の制御信号を出力して、送受信切替回路２２を、超音波アレイ１２から入力される受信信号を受信計測部２６に入力可能な接続状態にスイッチングさせる。
なお、超音波モード切替制御部２３は、上記処理を例えば予め設定された回数実施する。この回数は、超音波の発信角度の設定数により適宜設定される回数であり、例えば、図６に示すように、超音波の発信角度を５段階に切り替えて血管Ｋの位置を測定する場合、５回上記の処理を繰り返す。
なお、受信信号に基づいて、血管位置が検出できなかった場合、さらに上記処理を繰り替えしてもよい。
【００５６】
〔２−５．超音波信号発信回路の構成〕
超音波信号発信回路２４は、発信モードにおいて、超音波モード切替制御部２３から駆動信号を出力させる旨の制御信号が入力されると、超音波アレイ１２の超音波振動子１６を駆動させるための駆動信号（駆動電圧）を信号遅延回路２５に出力する。
【００５７】
〔２−６．信号遅延回路の構成〕
信号遅延回路２５は、本発明の遅延制御部を構成する。この信号遅延回路２５は、超音波信号発信回路２４から、各超音波振動子１６に対する駆動信号が入力されると、その駆動信号を遅延させて送受信切替回路２２に出力する。
ここで、信号遅延回路２５は、遅延時間計算部２７から入力される遅延設定信号に基づいて、各超音波振動子１６を駆動させるための駆動信号を△ｔずつ遅延させて送受信切替回路２２に出力する。
【００５８】
〔２−７．受信計測部の構成〕
受信計測部２６は、計時部にて計測される時間を監視し、超音波が受信されまでの時間を計測する。なお、この受信計測部２６は、本発明の周波数偏移量算出部、受信時間計測部としても機能する。
すなわち、受信計測部２６は、超音波モード切替制御部２３により発信モードに切り替える処理が実施されたタイミングからの時間を監視する。すなわち超音波アレイ１２から超音波が発信され、超音波モード切替制御部２３により、計時部でカウントされる時間がリセットされてからの時間を監視する。そして、超音波モード切替制御部２３により受信モードに切り替える処理を実施され、超音波アレイ１２で受信された反射超音波に応じた受信信号が送受信切替回路２２から受信計測部２６に入力されると、その入力されたタイミングでの時間（ＴＯＦデータ：Time Of Flightデータ）を取得し、取得したＴＯＦデータを中央演算回路２９に出力する。
【００５９】
ここで、ＴＯＦデータの取得には、図１０に示すタイミングで実施する。図１０において、（Ａ）は、１つの超音波アレイから血管Ｋに対して超音波を発信した際のモデルを示す図、（Ｂ）は、駆動信号の出力タイミングおよび受信信号のタイミングを示す図である。
図１０（Ａ）に示すように、超音波アレイ１２から超音波を発信させると、この超音波は、血管Ｋの超音波アレイに近接する側の血管壁（第一血管壁Ｋ１と称す）で、一部が反射され、残りが血管Ｋ内に透過される。この第一血管壁Ｋ１で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は、受信信号Ｓｉｇ１を出力する。
また、血管Ｋ内に透過した超音波のうち、一部が血液により反射されるが、この時、血流速度に応じた周波数の偏移が起こる。この血液で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は受信信号Ｓｉｇ２を出力する。
さらに、血液を透過した超音波の一部は、超音波アレイ１２から離間する側の血管壁（第二血管壁Ｋ２を称す）で反射される。この第二血管壁Ｋ２で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は、受信信号Ｓｉｇ３を出力する。
ここで、受信計測部２６は、駆動信号が出力されて超音波アレイ１２から超音波が出力されるタイミングを基準、すなわち０秒とし、受信信号Ｓｉｇ１が受信されるまでの時間Ｔ１、受信信号Ｓｉｇ３が受信されるまでの時間Ｔ２を計測する。そして、受信計測部２６は、図１０（Ｂ）に示すように、受信信号Ｓｉｇ１が受信された時間Ｔ１に、時間差の半値（Ｔ１−Ｔ２）／２を加算した時間Ｔ３（＝Ｔ１＋（Ｔ２−Ｔ１）／２）をＴＯＦとして算出する。
また、受信計測部２６は、超音波アレイ１２から発信された超音波の周波数と、超音波アレイ１２で受信された超音波の周波数の差である周波数偏移量△ｆを算出し、中央演算回路２９に出力する。
【００６０】
〔２−８．遅延時間計算部の構成〕
遅延時間計算部２７は、中央演算回路２９から入力される発信角度データに基づいて、各超音波振動子１６の駆動遅延時間を算出する。
ここで、この発信角度データは、記憶部２８に予め記憶されているデータである。ここでは、図６に示すように、θｓ＝θ１〜θ５の５つの発信角度データが予め記憶されている例を示す。なお、６個以上の発信角度データが記憶される構成としてもよく、より細かく発信角度を変化させる構成などとしてもよい。
そして、遅延時間計算部２７は、入力された発信角度データθｓと、予め設定されている超音波振動子１６の素子ピッチｄと、音速ｃとを用いて、上記式（１）に基づいて、遅延時間△ｔを算出し、遅延設定信号として信号遅延回路２５に出力する。
【００６１】
〔２−９．記憶部の構成〕
記憶部２８は、中央演算回路２９や遅延時間計算部２７での各種処理を実施するための各種プログラムや各種データなどを記憶する。
具体的には、各種データとして、超音波センサー１０における超音波アレイ１２の位置データ、発信角度データθｓ、ＴＯＦデータ、周波数偏移量データ、および発信超音波の周波数に関する発信周波数データなどが挙げられる。また、各種プログラムとして、血管測定処理の全体を制御する制御プログラム、超音波が反射された血管Ｋの１点の座標位置を演算する反射位置算出プログラム、入力された周波数偏移量データを管理する偏移量管理プログラム、血流方向（血流位置）を算出する位置算出プログラム、血流速度を算出する速度算出プログラムなどが記録される。
【００６２】
〔２−１０．中央演算回路の構成〕
中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶されるプログラムを展開することで、各種処理を実施する。ここで、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される偏移量管理プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の最大偏移量取得部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される反射位置算出プログラムを読み込み、処理を実行することで、本発明の反射位置算出部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される位置算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の移動方向測定部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される速度算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の流速算出部として機能する。すなわち、中央演算回路２９は、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、および流速算出部を構成する。
【００６３】
この中央演算回路２９は、例えば利用者による操作部５の操作により血管位置の測定を開始する旨の入力信号が入力された場合、超音波モード切替制御部２３に測定を開始する旨の制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、超音波アレイ切替回路２１に超音波アレイ１２を切り替える旨の切替制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データを読み込み、遅延時間計算部２７に入力する。
さらに、中央演算回路２９は、偏移量管理プログラムを実施することで、受信計測部から入力される周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、反射位置算出プログラムを実行することで、超音波が反射された位置を演算する反射位置演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、血管Ｋの位置を算出し、血流方向を特定する血流方向演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量、血流方向、発信超音波の周波数に基づいて、血流速度を算出する血流速度演算処理を実施する。
そして、中央演算回路２９は、上記各種処理で算出された血流速度などを表示部４に表示させる処理を実施する。
なお、各種処理の詳細については、後述の血流速測定方法において、説明する。
【００６４】
［３．生体検査装置による血流速測定方法］
次に、上記のような生体検査装置１による血流速測定方法について、図面に基づいて説明する。図１１は、生体検査装置による血流速測定処置のフローチャートである。図１２（Ａ）は、１つの超音波アレイにおいて、超音波の発信角度を変化させた際のスキャンエリアを示す図であり、（Ｂ）は、受信信号から得られる周波数偏移量の変化を示す図である。図１３は、図９に示すような血管に対して、各スキャンエリアと交差する血管の交差位置の一例を示す図である。図１４は、超音波アレイの位置データを示す図である。
【００６５】
本実施形態の生体検査装置１は、上述したように、生体の例えば腕などの検査対象位置に、超音波センサー１０を密着させ、バンド３を締め付けて装置本体２を検査対象位置に固定する。これにより、例えば利用者が、長時間手で装置本体を保持するなどの必要がなく、容易に長期に亘る血管状態の測定を実施することが可能となる。
そして、利用者が操作部５を操作するなどして、入力信号が入力されると、生体検査装置１は、血流速測定処理を開始する。
この血流速測定処理では、図１１に示すように、生体検査装置１の中央演算回路２９は、まず、初期化処理を実施する（ステップＳ１）。この初期化処理では、アレイ変数Ｎａ、角度変数Ｎｓを初期化、すなわちＮａ＝１，Ｎｓ＝１を設定する。
次に、中央演算回路２９は、アレイ変数Ｎａの超音波アレイ１２を駆動可能に切り替える処理を実施する（ステップＳ２）。ここで、中央演算回路２９は、アレイ変数ＮａがＮａ＝１の時には超音波アレイ１２Ａに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝２の時には超音波アレイ１２Ｂに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝３の時には超音波アレイ１２Ｃに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝４の時には超音波アレイ１２Ｄに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力する。
【００６６】
この後、中央演算回路２９は、本発明の超音波受発信ステップを実施する。この超音波受発信ステップでは、ステップＳ３の超音波発信モードにおける各種処理およびステップＳ４の超音波受信モードにおける各種処理が含まれる。
この超音波発信モードでは、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データθｓを読み込み、遅延時間計算部２７に出力する。ステップＳ１により初期化された状態では、角度変数Ｎｓ＝１であるので、発信角度データθ１を読み込み、遅延時間計算部２７に出力する。これにより、遅延時間計算部２７は、式（１）に基づいて、遅延時間△ｔを算出し、遅延設定信号として信号遅延回路２５に出力する。
【００６７】
また、中央演算回路２９は、超音波モード切替制御部２３に超音波発信モードに切り替える旨の制御信号を出力する。超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路２９から制御信号が入力されると、送受信切替回路２２に、信号遅延回路２５から入力される駆動信号を超音波アレイ切替回路２１に出力する旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部２３は、超音波信号発信回路２４に超音波アレイ１２を駆動させるための駆動信号を発信する旨の制御信号を出力する。
これにより、超音波信号発信回路２４から、超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に出力するための駆動信号（駆動パルス）が信号遅延回路２５に出力される。また、この信号遅延回路２５では、上記のように、遅延時間計算部２７から遅延設定信号が入力されている。このため、各駆動信号は、遅延設定信号に基づいた遅延時間だけ遅延させて送受信切替回路２２に出力される。
また、送受信切替回路２２は、上記のように、超音波モード切替制御部２３から入力される制御信号により、信号遅延回路２５から入力される駆動信号を超音波アレイ切替回路に出力する状態にスイッチングされている。このため、信号遅延回路２５から出力された遅延処理済みの駆動信号は、超音波アレイ切替回路２１を介して、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に出力される。
以上により、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２から、角度変数Ｎｓに対応した発信角度で超音波が出力される。
【００６８】
また、超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路２９から超音波発信モードに切り替える旨の制御信号を受信して、超音波信号発信回路２４から駆動信号を出力させたタイミング、すなわち、超音波アレイ１２から超音波が発信されたタイミングで計時部にて計測される時間をリセットして、経過時間を計測する。そして、超音波モード切替制御部２３は、例えば１〜２周期のバースト波が出力される時間後に、ステップＳ４の超音波受信モードの各種処理を実施する。
なお、超音波モード切替制御部２３は、遅延時間計算部２７により計算される遅延時間△ｔに基づいて、前記超音波振動子１６から超音波信号の出力が終了する発信終了時間を算出し、超音波アレイ１２から超音波が発信されたタイミングからこの発信終了時間の経過後に受信モードに切り替える制御を実施してもよい。
【００６９】
ステップＳ４の超音波受信モードでは、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に、超音波アレイ切替回路２１から入力される受信信号を、受信計測部２６に出力する旨の制御信号を出力する。
これにより、超音波アレイ１２で超音波が受信されて、受信信号が超音波アレイ１２から受信信号が出力されると、その受信信号が、超音波アレイ切替回路２１から送受信切替回路２２を経て、受信計測部２６に入力可能な状態となる。
【００７０】
そして、この超音波受信モードでは、受信計測部２６は、送受信切替回路２２から入力される受信信号を監視し、入力があった場合には、受信信号に基づいた周波数偏移量、ＴＯＦを算出する（周波数偏移量算出ステップ）。
ここで、図１２における発信角度θaの場合のように、超音波の発信方向に血管Ｋが存在する場合、血管壁や血液で反射された超音波が超音波に受信されることで、受信信号が出力される。この場合、受信計測部２６は、上述したように、血管Ｋの第一血管壁Ｋ１で反射された超音波に基づいた受信信号Ｓｉｇ１が入力されるタイミングＴ１と、血管Ｋの第二血管壁Ｋ２で反射された超音波に基づいた受信信号Ｓｉｇ３が入力されるタイミングＴ２とに基づいて、時間Ｔ３＝Ｔ１＋（Ｔ２−Ｔ１）／２を算出してＴＯＦデータとして取得する。
また、上述した図１０に示すように、超音波が血管Ｋ内を流れる血液で反射された場合、血流速度に応じて周波数が偏移するため、受信計測部２６には、受信信号Ｓｉｇ１と異なる周波数の受信信号Ｓｉｇ２が入力される。したがって、受信計測部２６は、受信信号Ｓｉｇ２の信号周波数と、発信信号Ｓｉｇ０の信号周波数との差から周波数偏移量を算出する。ここで、本実施形態では、ステップＳ３の超音波発信モード、およびステップＳ４の超音波受信モードにおける超音波送受信処理は、予め設定された周期情報に基づき、周期的に実施される。したがって、受信計測部２６は、周期的に受信される超音波の受信信号を、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）を用いた演算アルゴリズムにより処理して周波数偏移量を算出する。
なお、受信信号Ｓｉｇ１は、発信信号の信号周期と略同一であるため、受信信号Ｓｉｇ１の信号周波数と、受信信号Ｓｉｇ２の信号周波数との差から周波数偏移量を算出する処理を実施してもよい。
また、受信計測部２６は、周波数偏移量が記録される周波数偏移量データ、ＴＯＦが記録されるＴＯＦデータ、および受信信号Ｓｉｇ１，Ｓｉｇ３の受信タイミングＴ１，Ｔ２が記録される受信タイミングデータを中央演算回路に出力する。中央演算回路２９は、これらの周波数偏移量データ、ＴＯＦデータ、受信タイミングデータ、およびこれらのデータが入力された際のアレイ変数Ｎａ、角度変数Ｎｓを関連付けた受信データを、適宜読み出し可能に記憶部２８に記憶する。
【００７１】
この後、中央演算回路２９は、角度変数Ｎｓに１を加算し（ステップＳ５）、角度変数Ｎｓが最大値ＮｓＭＡＸ以上となったか否かを判断する（ステップＳ６）。なお、本実施形態では、超音波アレイから超音波を５段階の角度に切り替えて発信するものとするため、ＮｓＭＡＸ＝５となる。このステップＳ６において、Ｎｓ≦ＮｓＭＡＸ（本実施形態では、Ｎｓ≦５）となる場合、中央演算回路２９は、ステップＳ３の超音波発信モードの処理に戻る。
【００７２】
一方、ステップＳ６において、Ｎｓ＞ＮｓＭＡＸ（本実施形態では、Ｎｓ＞５）となる場合、角度変数Ｎｓを初期化してＮｓ＝１を設定し、アレイ変数Ｎａに１を加算する（ステップＳ７）。
【００７３】
そして、中央演算回路２９は、アレイ変数Ｎａが最大値ＮａＭＡＸを超えたか否かを判断する（ステップＳ８）。なお、本実施形態では、超音波センサー１０に４つの超音波アレイ１２が設けられる例を示すため、ＮａＭＡＸ＝４となる。
このステップＳ８で、アレイ変数ＮａがＮａＭＡＸ（本実施形態では、４）以下である場合、ステップＳ２の処理に戻り、他の超音波アレイ１２によるスキャンを実施する。これにより、図１３に示すように、全ての超音波アレイ１２により、スキャンエリアＳ１〜Ｓ４内の血管Ｋをスキャンすることが可能となる。
【００７４】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から偏移量管理プログラムを読み出して実行することで、最大偏移量取得処理を実施する（ステップＳ９：最大偏移量取得ステップ）。
この最大偏移量取得処理では、記憶部２８から受信データを読み込み、血管位置の算出や、血流の測定において、最適な受信データを取得する処理を実施する。
ここで、１つの超音波アレイから超音波の発信角度を切り替えて発信させ、その受信信号に基づいて周波数偏移量を算出すると、図１２（Ｂ）に示すようなデータが得られる。この図１２（Ｂ）に示すように、スキャンエリアＳ内に血管Ｋがある場合、超音波が血管Ｋ中の血液により反射される位置で周波数偏移量が増大し、血流速度が最も早くなる血管Ｋ中心に向かって超音波が射出される際（発信角度θa）において、周波数偏移量が最大値△ｆaとなる。
そこで、最大偏移量取得処理では、中央演算回路２９は、まず、各超音波アレイ１２からそれぞれ超音波を発信させて得られる周波数偏移量データから、各超音波アレイ１２に対する周波数偏移量の最大値△ｆaをそれぞれ取得し、これを各超音波アレイ１２における固有周波数偏移量とする。
そして、中央演算回路２９は、これらの４つの固有周波数偏移量Δｆaのうち、最大となる最大周波数偏移量△ｆmax、および次に大きい値の第二周波数偏移量△ｆnextを取得する。また、これらの最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextに対応する受信データを読み込む。
ここで、最大周波数偏移量△ｆmaxに関連付けられたアレイ変数Ｎａおよび角度変数Ｎｓに対応する超音波アレイ１２および発信角度が、式（１）により血流速度を算出する際に、誤差が最小となる適切な超音波入射角度を与える最適パラメータとなる。
【００７５】
次に、中央演算回路２９は、記憶部２８から反射位置算出プログラムを読み出し、反射位置演算処理を実施する（ステップＳ１０）。
このステップＳ１０の反射位置演算処理では、中央演算回路２９は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextに対応した受信データから、ＴＯＦデータ、アレイ変数Ｎａ、および角度変数Ｎｓを読み出し、血管Ｋにおける２点（反射位置）を算出する。ここで、反射位置の座標は、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２の走査直線方向Ａiがｘ軸（図１４参照）となす角度をφiとし、角度変数Ｎｓに対応する発信角度をθiとし、ＴＯＦをｔiとした際、反射位置Ｖｉの座標（Ｖｘｉ，Ｖｙｉ，Ｖｚｉ）は次式（３）により与えられる。中央演算回路２９は、この式（３）に基づいて、血管Ｋの２点の反射位置を算出する。なお、φiは、記憶部２８に予め記憶されている各超音波アレイ１２の位置を示す位置データである。
【００７６】
【数３】
【００７７】
次に、中央演算回路２９は、記憶部２８から位置算出プログラムを読み出し、血流方向演算処理を実施する（ステップＳ１１：移動方向検出ステップ）。
図１５は、血流方向を演算するためのモデルを示す図である。図１５において、Ｖ１は、最大周波数偏移量△ｆmaxに対応する血管Ｋの反射位置、Ｖ２は、第二周波数偏移量△ｆnextに対応する血管Ｋの反射位置である。
この血流方向演算処理では、中央演算回路２９は、図１５に示すように、ステップＳ１０で算出された２つの反射位置座標から、ベクトル（Ｖ１Ｖ２）（又はベクトル（Ｖ２Ｖ１））を算出し、これを血流方向（血流位置）と見なす。すなわち、この血管位置測定処理では、超音波センサー１０の直下領域Ｓｖが十分に小さいものであり、上記ステップＳ１０で演算された２つ反射位置Ｖ１，Ｖ２を結ぶ直線上に、血管Ｋが位置しているものと見なして血管位置の測定結果とする。
【００７８】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から速度算出プログラムを読み出し、血流速度演算処理を実施する（ステップＳ１２：流速演算ステップ）。
この血流速度演算処理では、中央演算回路２９は、上述した式（１）に基づいて、血液の流速を演算する。ここで、超音波入射角度γは、最大周波数偏移量△ｆmaxを検出した超音波アレイ１２の位置をＡ１（図１５では、超音波アレイ１２Ｃの位置の例を示す）として、ベクトルＡ１Ｖ１と、ベクトルＶ１Ｖ２とがなす角となる。したがって、超音波入射角度γは、次式（４）の関係を満たす。
【００７９】
【数４】
【００８０】
したがって、上述した式（１）に、上記式（４）を代入して変形することで、次式（５）が導き出される。
【００８１】
【数５】
【００８２】
中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmax、式（４）により演算される超音波入射角度γ、音速ｃ、超音波アレイ１２から発信された超音波の周波数ｆ０を用い、上記式（５）に基づいて、血流速ｖ０を算出する。
【００８３】
また、生体検査装置１は、上記のようなステップＳ１〜ステップＳ１２の処理を、周期的に繰り返し実施することで、長時間に亘って血管位置の経時変化を取得することが可能となる。特に、本実施形態の生体検査装置１は、バンド３により常時利用者に装着することが可能であり、上記のように、周期的に測定を実施することで、利用者の動きにより血管位置が変化した場合でも正確に血管位置を特定することができる。したがって、長期間に亘って、正確な血管位置に対する血管状態の測定が可能となる。
なお、この繰り返し処理を実施する際、生体検査装置１は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextが検出された２つの超音波アレイ１２を固定し、これらの２つの超音波アレイにより測定される受信データに基づいて、ステップＳ９〜ステップＳ１２を繰り返し実施してもよい。この場合、血流速測定の度に全超音波アレイ１２を用いて最大周波数偏移量△ｆmax，第二周波数偏移量△ｆnextを取得する必要がなくなり、処理を簡単にすることができ、処理負荷の軽減、処理速度の向上、省エネルギー化を図ることができる。一方、本実施形態のように、周期的に血流速測定を実施する際に、ステップＳ１〜Ｓ１２を繰り返し実行することで、例えば利用者が普段の生活で活発に動き、血管位置がずれた場合であっても、測定の度に血管位置を正確に把握して血流速測定を実施することができるため、より精度の高い血流速測定を実施することができる。
【００８４】
〔４．第一実施形態の作用効果〕
上述したように、上記第一実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０は、基板１１に走査直線方向Ａがそれぞれ異なる４つの超音波アレイ１２が設けられ、これらの超音波アレイ１２は、それぞれ走査直線方向に沿って超音波振動子１６が配設されたライン状アレイ構造に構成されている。また、生体検査装置１は、遅延時間計算部２７により計算された遅延時間を信号遅延回路２５に入力することで、各超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に入力される駆動信号が遅延され、超音波アレイ１２から出力される超音波の合成波面Ｗが所望の方向に制御可能な構成となり、各超音波アレイ１２により、扇状のスキャンエリアを走査することが可能となっている。そして、生体検査装置１の受信計測部２６は、各超音波アレイにおける周波数偏移量を取得し、中央演算回路２９に出力する。また、中央演算回路２９は、最大偏移量算出プログラムを読み出すことで、これらの周波数偏移量のうち最大周波数偏移量△ｆmaxを取得する。
ここで、この最大周波数偏移量△ｆmaxは、血流の流速算出時に、誤差が小さく、精度の高い演算が可能な超音波入射角度γに対応した、周波数偏移量となる。したがって、この生体検査装置１では、超音波センサー１０の位置を調整して、例えば血管Ｋの向きに対して適切な超音波入射角度を設定するなどの煩雑な作業が不要となり、容易に、適切な超音波入射角度γに対する周波数偏移量を取得することができる。
そして、超音波センサー１０は、ライン状アレイ構造の超音波アレイ１２を複数備える構成であるため、例えば基板１１上に２次元アレイ構造の超音波アレイを敷き詰めるような構成に比べて、アレイ構成、各超音波振動子への配線構造を簡単にでき、製造が容易であり、製造コストも低減できる。
【００８５】
また、駆動させる超音波アレイを順次切り替え、発信させる超音波の発信角度も順次切り替えてスキャンを実施することで、このような最大周波数偏移量△ｆmaxを検出した超音波アレイ１２や超音波の発信角度も容易に求まる。したがって、この最大周波数偏移量△ｆmaxが検出された際の超音波入射角度γも、式（４）により、演算により容易に算出することができる。
【００８６】
また、第一実施形態では、ステップＳ１〜ステップＳ１２を周期的に繰り返すことで、長期間に亘って、生体の血流状態や血流速の経時的変化を測定することができる。したがって、１度の測定のみでは、検出できないような血流速の異常であっても、長期に亘った測定により、血流速の異常を発見することができ、利用者の健康維持を良好に支援することができる。
なお、本実施形態では、ステップＳ１〜Ｓ１２を周期的に繰り返して長期間に亘る血流速測定を実施したが、上述のように、最大周波数偏移量△ｆmax、第二周波数偏移量△ｆnextを固定し、ステップＳ９〜Ｓ１４のみの処理を繰り返し実施してもよく、この場合、血管位置がずれた場合に測定精度が悪化するものの、処理の高速化、処理負荷の軽減、省エネルギー化を図ることができる。
【００８７】
また、１回の血管測定において、超音波発信モードおよび超音波受信モードによる超音波の送受信は、予め設定された周期データに基づいて、周期的に実施される。このため、受信計測部２６は、周期的に出力される受信信号に基づいて、ＦＦＴを用いた演算アルゴリズムにより、迅速に、かつ高精度な周波数変位量を算出することができる。
【００８８】
さらに、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmaxと関連付けられた受信タイミングデータ、および第二周波数偏移量△ｆnextと関連付けられた受信タイミングデータを読み込み、ベクトル（Ｖ１Ｖ２）を算出する。すなわち、生体検査装置１は、血管Ｋの軸方向に超音波アレイ１２の走査直線方向を合わせるなどの煩雑な作業を実施することなく、演算により容易に、血管Ｋの位置を算出することができる。
【００８９】
また、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmax、発信超音波の周波数ｆ０、および式（４）により演算される超音波入射角度γに基づいて、式（５）に基づいて、容易に血流速度を算出することができる。したがって、超音波センサー１０の位置を調整して、超音波入射角度γを最適に設定するなどの煩雑な作業を不要にでき、容易に演算により精度の高い血流の流速を算出することができる。
【００９０】
［第二実施形態］
次に、本発明に係る第二実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
上記第一実施形態の生体検査装置１では、血管状態として血流速の測定を実施したが、第二実施形態の生体検査装置１では、血管状態として、上記血流速に加えて、血圧を測定する。なお、第二実施形態以降の説明にあたり、第一実施形態と同様の構成については同符号を付し、その説明を省略または簡略する。
【００９１】
〔１．生体検査装置の構成〕
この第二実施形態の生体検査装置１は、第一実施形態と略同様の構成を備えるものであり、図１に示すように、装置本体２と、装置本体２に接続されるバンド３を備えている。
また、装置本体２の内部に設けられる各種構成も第一実施形態と略同様であり、超音波センサー１０と、超音波アレイ切替回路２１と、送受信切替回路２２と、超音波モード切替制御部２３と、超音波信号発信回路２４と、信号遅延回路２５と、受信計測部２６と、遅延時間計算部２７と、記憶部２８と、中央演算回路２９と、を含んで構成されている。なお、第一実施形態と同様の構成については、ここでの説明は省略する。
【００９２】
ここで、第二実施形態の記憶部２８には、各種プログラムとして、制御プログラム、反射位置算出プログラム、偏移量管理プログラム、位置算出プログラム、速度算出プログラムに加え、さらに血管径算出プログラム、および血圧を算出する血圧算出プログラムが記録されている。
【００９３】
また、第二実施形態の中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される血管径算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の径算出部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される血圧算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の圧測定部として機能する。すなわち、中央演算回路２９は、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部を構成する。
【００９４】
この中央演算回路２９は、上記第一実施形態と同様に、例えば利用者による操作部５の操作により血管位置の測定を開始する旨の入力信号が入力された場合、超音波モード切替制御部２３に測定を開始する旨の制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、超音波アレイ切替回路２１に超音波アレイ１２を切り替える旨の切替制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データを読み込み、遅延時間計算部２７に入力する。
さらに、中央演算回路２９は、偏移量管理プログラムを実施することで、受信計測部から入力される周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、反射位置算出プログラムを実行することで、超音波が反射された位置を演算する反射位置演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、血管Ｋの位置を算出し、血流方向を特定する血流方向演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量、血流方向、発信超音波の周波数に基づいて、血流速度を算出する血流速度演算処理を実施する。
これに加えて、第二実施形態の中央演算回路２９は、血管径算出プログラムを実行することで、受信計測部２６から入力される受信信号Ｓｉｇ１，Ｓｉｇ２の受信タイミングＴ１、Ｔ２に基づいて、血管径を算出する血管径演算処理を実施する。
また、中央演算回路２９は、血圧算出プログラムを実行することで、血圧を算出する血圧演算処理を実施する。
そして、中央演算回路２９は、上記各種処理で算出された血流速度や血圧などを表示部４に表示させる処理を実施する。
【００９５】
〔２．生体検査装置による血圧測定方法〕
次に、上記のような生体検査装置１による血圧測定方法について、図面に基づいて説明する。図１６は、生体検査装置による血圧測定処置のフローチャートである。
図１６に示すように、第二実施形態の生体検査装置１では、上記第一実施形態と同様の方法、すなわちステップＳ１〜ステップＳ１２を実施することで、血流速ｖ０を算出する。
また、第二実施形態の血圧測定では、ステップＳ９の最大偏移量取得処理において、固有周波数偏移量Δｆaのうち、最大となる最大周波数偏移量△ｆmax、および次に大きい値の第二周波数偏移量△ｆnextに加え、最小値となる最小周波数偏移量△ｆmin、および次に小さい値の第三周波数偏移量△ｆmin_nextを取得する。
【００９６】
そして、図１６に示すように、中央演算回路２９は、ステップＳ１２の血流速演算処理の後、記憶部２８から血管径算出プログラムを読み込み、血管径演算処理を実施する（ステップＳ１３：流路径取得ステップ）。これには、中央演算回路２９は、ステップＳ９で取得した最小周波数偏移量△ｆminに対応する受信データから、受信タイミングデータ（受信タイミングＴ１，Ｔ３）を読み込み、これらの時間差（Ｔ２−Ｔ１）と、音速ｃとに基づいて、血管径を算出する。
なお、この血管径演算処理では、中央演算回路２９は、最小周波数偏移量△ｆminに関連付けられる受信タイミングデータにより算出された径、第三周波数偏移量△ｆmin_nextに関連付けられる受信タイミングデータにより算出された径の平均値を、血管径として取得するものであってもよい。また、中央演算回路２９は、４つの固有周波数偏移量△ｆaに関連付けられる受信タイミングデータから、それぞれ径を算出し、それらの平均値を血管径としてもよい。
【００９７】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から血圧算出プログラムを読み出し、血圧演算処理を実施する（ステップＳ１４：血圧測定ステップ）。
この血圧演算処理では、中央演算回路２９は、ステップＳ１２で算出した血流の流速ｖ０と、ステップＳ１３で算出した血管径Ｄに基づいて、血圧を演算により算出する。
【００９８】
ここで、図１７に、血管Ｋ内の血液の流れを示す図を示す。図１７において、（Ａ）は、血管Ｋの一部を拡大した概略図であり、（Ｂ）は血管Ｋ内の血液の速度分布を示す図である。
図１７（Ａ）に示すように、血管軸を中心軸（Ｘ軸）として、血管軸に直交する半径方向にｒ軸を取ったモデルを考える。血管Ｋ内を流れる血液は、静脈であれば層流であり、動脈においても末梢に近い領域では層流となる。このような、層流状態では、血管Ｋ内を流れる血液は、下記のような一般式（６）の関係式に従う。
【００９９】
【数６】
【０１００】
上記式（６）において、μは流体の粘性率であり、Ｐは流体に係る圧力であり、ｕは流体の速度である。ここで、血管壁と血液の境界部分では、血流の流速は０となるため、上記式（６）から、下記式（７）が導かれる。
【０１０１】
【数７】
【０１０２】
上記式（７）は、図１７（Ｂ）に示すように、血管Ｋの中心軸（Ｘ軸）において、血液の流速が最大となり、血管壁との境界部分で血液の流速が０となることを示している。ここで、血管Ｋの中心軸（Ｘ軸）を中心に、速度ｕを積分すると、この血管Ｋ内の断面を通過する血液の流量Ｑを得ることができ、下記式（８）が導き出せる。
【０１０３】
【数８】
【０１０４】
また、血管Ｋ内の中心軸（Ｘ軸：ｒ＝０）では、血液の流速が最大となるため、最大速度ｕ０は、下記式（９）のように表すことができる。
【０１０５】
【数９】
【０１０６】
したがって、上記式（８）（９）から、血流量Ｑは、下記式（１０）に示すように、血管径Ｄ、最大流速ｕ０を用いて求めることが可能となる。
【０１０７】
【数１０】
【０１０８】
一方、式（９）における（ｄＰ／ｄｘ）は、血管Ｋの中心軸方向への圧力勾配を示す式となり、例えば長さＬの範囲内の血管Ｋの両端部の圧力をそれぞれＰ１，Ｐ２とすると、下記式（１１）の関係が成り立つ。
【０１０９】
【数１１】
【０１１０】
ここで、上述した式（８）に、式（１１）を代入することで、下記式（１２）が導かれる。
【０１１１】
【数１２】
【０１１２】
また、血流抵抗Ｒは次式（１３）のように定義される。
【０１１３】
【数１３】
【０１１４】
この式（１３）を用いることで、式（１２）は、ＱＲ＝Ｐ１−Ｐ２との式に置き換えることができる。また末梢血管においては、Ｐ２＝０と見なすことができるため、所定の血管位置における血圧Ｐ＝圧力Ｐ１とすることができる。したがって、下記式（１４）が成立する。
【０１１５】
【数１４】
【０１１６】
中央演算回路２９は、上記式（１０）（１３）（１４）を用いることで、血圧を算出することができる。すなわち、中央演算回路２９は、ステップＳ１２で算出した血流の流速ｖ０と、ステップＳ１３で算出した血管径Ｄを用い、上記式（１０）により、血流量Ｑを算出する。そして、中央演算回路２９は、ステップＳ１３で算出された血管径Ｄを用い、上記式（１３）により、血流抵抗Ｒを算出する。そして、中央演算回路２９は、これらの血流量Ｑ、血流抵抗Ｒを用い、式（１４）に基づいて、血圧Ｐを算出する。
【０１１７】
また、生体検査装置１は、第一実施形態と同様に、上記のようなステップＳ１〜ステップＳ１４の処理を、周期的に繰り返し実施することで、長時間に亘って血管位置の経時変化を取得することが可能となる。特に、本実施形態の生体検査装置１は、バンド３により常時利用者に装着することが可能であり、上記のように、周期的に測定を実施することで、利用者の動きにより血管位置が変化した場合でも正確に血管位置を特定することができる。したがって、長期間に亘って、正確な血管位置に対する血管状態（血流や血圧、脈拍など）の測定が可能となる。
なお、第一実施形態と同様に、この繰り返し処理を実施する際、生体検査装置１は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextが検出された２つの超音波アレイ１２を固定し、これらの２つの超音波アレイにより測定される受信データに基づいて、ステップＳ９〜ステップＳ１４を繰り返し実施してもよい。この場合、血圧測定の度に全超音波アレイ１２を用いて最大周波数偏移量△ｆmax，第二周波数偏移量△ｆnextを取得する必要がなくなり、処理を簡単にすることができ、処理負荷の軽減、処理速度の向上、省エネルギー化を図ることができる。一方、本実施形態のように、周期的に血圧測定を実施する際に、ステップＳ１〜Ｓ１４を繰り返し実行することで、例えば利用者が普段の生活で活発に動き、血管位置がずれた場合であっても、測定の度に血管位置を正確に把握して血圧測定を実施することができるため、より精度の高い血圧測定を実施することができる。
【０１１８】
〔３．第二実施形態の作用効果〕
上記第二実施形態では、上記第一実施形態の作用効果に加え、次の作用効果を奏することができる。
すなわち、中央演算回路２９は、血管径プログラムにより、受信タイミングデータに基づいた血管径Ｄを算出し、この血管径Ｄと、式（５）により求められた血流の流速ｖ０とを用いて、式（１０）（１３）（１４）により、容易に血圧Ｐを算出することができる。したがって、超音波センサー１０の位置を調整して、超音波入射角度γを最適に設定するなどの煩雑な作業を不要にでき、容易に演算により精度の高い血圧を算出することができる。
【０１１９】
また、第二実施形態においても、第一実施形態と同様、ステップＳ１〜ステップＳ１２を周期的に繰り返すことで、長期間に亘って、生体の血流状態や血流速および血圧の経時的変化を測定することができる。したがって、１度の測定のみでは、検出できないような血流速や血圧の異常であっても、長期に亘った測定により、早期に異常を発見することができ、利用者の健康維持を良好に支援することができる。
【０１２０】
［第三実施形態］
次に、本発明に係る第三実施形態の測定装置である生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
図１８は、本発明に係る第三実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ａの基板平面を示す平面図である。
【０１２１】
上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０から入力された受信信号に基づく受信データにより、ベクトルＶ１Ｖ２を求めて、血管位置の測定を実施するとともに、血管径Ｄの演算を行った。これに対して、第三実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０Ａは、超音波アレイ１２の外周側に、血管位置および血管径を測定するための位置測定用超音波アレイ１７が配設されている。すなわち、位置測定用超音波アレイ１７は、本発明の径測定用超音波アレイとしても機能する。
【０１２２】
これらの位置測定用超音波アレイ１７は、基板１１の各辺の略中央部に配設されている。そして、これらの位置測定用超音波アレイ１７は、複数の超音波振動子１６を走査直線方向Ｂに沿って配設することで構成されている。ここで、位置測定用超音波アレイ１７の走査直線方向Ｂは、当該位置測定用超音波アレイ１７が配設された各辺の辺直線方向と同一方向である。本実施形態では、基板１１は正方形状に形成されるため、図１８に示すように、位置測定用超音波アレイ１７Ｅ、１７Ｇでは、ｘ軸方向に沿った走査直線方向Ｂ、位置測定用超音波アレイ１７Ｆ，１７Ｈでは、ｙ軸方向に沿った走査直線方向Ｂを有している。
【０１２３】
また、位置測定用超音波アレイ１７は、超音波アレイ１２とほぼ同様の構成を有している。すなわち、基板１１には、超音波アレイ１２を構成する超音波振動子１６のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が設けられる他、各辺の中央部に、位置調整用超音波アレイ１７を構成する超音波振動子１６のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が設けられている。ここで、位置測定用超音波アレイ１７の開口部１１１は、超音波アレイ１２の開口部１１１とは、例えばその開口径が異なり、異なる周波数を発信可能な構成となっている。すなわち、超音波アレイ１２では、例えば２Ｈｚの超音波が出力可能であり、ドプラ効果による周波数偏移量が取得し易い周波数が出力可能に形成されている。一方、位置測定用超音波アレイ１７では、例えば１０Ｈｚの超音波が出力可能であり、超音波の波長が短いため、血管位置や血管径の検出が容易な周波数を出力可能に形成されている。
【０１２４】
図１９は、１つの位置測定用超音波アレイ１７のスキャンエリアを示す図である。
位置測定用超音波アレイ１７は、超音波アレイ１２と同様に、信号遅延回路２５から出力される遅延済み駆動信号により、超音波の発信角度が制御可能であり、これにより、図１９に示すように、走査直線方向Ｂを通り、かつ基板１１の面に直交する面内で、扇状のスキャンエリアＳareaを有する。第二実施形態では、このような位置測定用超音波アレイ１７が各辺に対して設けられているため、各辺を覆うようにスキャンエリアＳareaが形成される。すなわち、基板１１の直下領域の側面は、各位置測定用超音波アレイ１７のスキャンエリアＳareaに囲われることになる。このようなスキャンエリアＳareaを有する超音波センサー１０Ａでは、基板１１の直下領域に血管Ｋが通過する場合、これらのスキャンエリアＳareaの少なくとも２つに血管Ｋが交差する。したがって、その交差点を超音波により検出することで、血管位置を演算することが可能となる。
【０１２５】
このような第二実施形態の生体検査装置１では、記憶部２８に記憶される位置算出プログラム、速度算出プログラム、および血管径算出プログラムは、中央演算回路２９に、第一実施形態と異なる処理を実施させる。以下、これらのプログラムによる中央演算回路２９の処理について説明する。
【０１２６】
中央演算回路２９は、位置算出プログラムにより、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信データに基づいた血管位置を演算する血流方向演算処理を実施する。
具体的には、第二実施形態における血流方向演算処理では、中央演算回路２９は、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信データを読み込み、そのＴＯＦデータを取得する。そして、これらのＴＯＦデータに基づいて、血管Ｋ上の２点、すなわち位置測定用超音波アレイ１７から発信された超音波が反射された２点を算出し、これらの２点を結ぶ直線を仮血管位置として算出する。
また、中央演算回路２９は、反射位置演算処理では、最大周波数偏移量△ｆmaxに関連付けられたＴＯＦデータに基づいて反射位置Ｖ１，Ｖ２を算出し、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置するか否かを判断する。ここで、中央演算回路２９は、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していると判断すると、仮血管位置を血管位置として取得する。一方、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していない場合、位置測定用超音波アレイ１７により検出された２つの反射位置と、点Ｖ１，Ｖ２とを通る線を血管位置として補正する。この場合、血管Ｋの軸方向は直線とならず、曲線となる。
【０１２７】
また、中央演算回路２９は、速度算出プログラムにより、血流速度演算処理を実施する。ここで、上記血流方向演算処理により、反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していると判断された場合、上記第一実施形態と同様の処理を実施する。
一方、血流方向演算処理により、反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していないと判断された場合、血管Ｋの軸方向における反射位置Ｖ１での接線方向を血流方向として判断し、この接線方向と、ベクトルＡ１Ｖ１とのなす角度γを算出する。その後は、第一および第二実施形態と同様に、式（５）に基づいて、血流の流速ｖ０を算出する。
【０１２８】
さらに、中央演算回路２９は、血管径算出プログラムは、位置測定用超音波アレイ１７からの受信信号に基づいた受信データを読み込み、受信タイミングデータから、血管径Ｄを算出する。
【０１２９】
〔第三実施形態の作用効果〕
上述したような第三実施形態の生体検査装置では、超音波センサー１０Ａは、位置測定用超音波アレイ１７を備えており、この位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信信号に基づいて、血管位置の測定を実施する。
超音波アレイ１２から、１つの周波数の超音波を発信して、血管位置や血管径の測定用のＴＯＦデータや受信タイミングデータと、血流速測定用の周波数偏移量との双方を取得する場合、血管壁や血液での超音波の反射率が異なるため、いずれか一方のデータに誤差が生じやすくなる。これに対して、第三実施形態では、位置測定用超音波アレイ１７を設けることで、血管位置や血管径を測定するための周波数の超音波と、周波数偏移量を測定するための周波数の超音波とをそれぞれ別の素子から発信させることができる。したがって、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信信号を用いることで、より正確な血管位置、血管径を測定することができ、超音波アレイ１２から出力される受信信号を用いることで、より正確な周波数偏移量を測定することができる。これにより、より正確な血流速度、血圧を算出することができ、測定精度を向上させることができる。
【０１３０】
［第四実施形態］
次に、本発明に係る第四実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
第四実施形態の生体検査装置は、第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１の超音波アレイ１２の構造を変形したものであり、その他の構成については上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１と同様である。
図２０は、第四実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ｂの基板１１の平面図である。
【０１３１】
第四実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ｂには、第一実施形態と同様に、基板１１の中央部に、それぞれ超音波アレイ３１（３１Ａ，３１Ｂ，３１Ｃ，３１Ｄ）が配置される。
ここで、各超音波アレイ３１は、第一実施形態と同様に、それぞれ異なる走査直線方向Ａを有しており、これらの走査直線方向Ａに沿って、複数の超音波素子３２が配設されている。また、各超音波素子３２は、走査直線方向Ａに直交する走査直交方向に沿って配設された複数（本実施形態では３つの例を示す）の超音波振動子１６を備えている。なお、各超音波振動子１６の構成は、第一実施形態の超音波振動子１６と同様の構成であり、ここでの説明は省略する。
【０１３２】
１つの超音波素子３２において、例えば、各超音波振動子１６の上部電極線１５３Ａが共通電極として互いに接続され、各超音波振動子１６の各下部電極１５１に接続される下部電極線１５１Ａがそれぞれ独立して配線されている。すなわち、これらの超音波振動子１６は、それぞれ独立して駆動させることが可能に構成されている。
なお、１つの超音波アレイ３１において、全ての上部電極線１５３Ａが結線されて共通電極線となる構成としてもよい。
【０１３３】
このような、超音波アレイ３１では、各超音波素子３２における各超音波振動子１６の超音波出力タイミングを制御することで、所定の１点に超音波を集束させることが可能となる。これにより、超音波の平面波を出力可能なフレネルゾーンを拡大することができ、超音波振動子１６から超音波が平面波として伝搬される距離を延ばすことができる。
図２１は、１つの超音波振動子により出力される超音波のフレネルゾーン（上図）と、第二実施形態の超音波アレイのフレネルゾーン（下図）と、の差を示す図である。
図２１の上図に示すように、上記第一実施形態で示したような単一の超音波振動子１６から発信される超音波では、距離Ｌ１＝Ｄ２／４λまでがフレネルゾーンとなり、平面波が伝搬される。これに対して、図１２の下図に示すように、中央の超音波素子３２から超音波を発信するタイミングを、両端部の超音波素子３２から発信される超音波の発信タイミングから遅延させることで、各超音波振動子１６から出力される超音波の合成波が、遅延時間に応じたフォーカス点Ｐに向かって集束するように形成される。すなわち、各超音波振動子１６の超音波発信タイミングを制御することで、フォーカス点Ｐの位置を制御でき、フレネルゾーンの距離（すなわち、超音波が平面波として伝搬される距離）Ｌ２を所望の距離に調整することが可能となる。
【０１３４】
このような遅延時間の制御は、中央演算回路２９、遅延時間計算部２７および信号遅延回路２５により実施することが可能である。その遅延時間の算出方法を図２２に基づいて説明する。
図２２は、複数の超音波振動子１６から発信した超音波を所定の１点に集束させた状態を示す図である。図２２に示す例のように、１〜Ｎの超音波振動子１６が配置されており、各超音波振動子１６における超音波発信タイミングを調整することで、フォーカス点Ｐに超音波を集束させる場合、任意の点Ｙiの位置にある超音波振動子１６からフォーカス点Ｐに超音波が到達するまでの時間τ（ｉ，Ｆ）は、以下の式（１５）により表すことができる。
【０１３５】
【数１５】
【０１３６】
この式（１５）は、図２２に示すように、超音波素子３２の中央点を原点（０，０）とし、超音波振動子１６のｙ軸に沿って配設し、ｘ方向に超音波を発信した場合における演算式である。上記式（５）において、Ｆは、フォーカス点のｘ座標位置、θは、超音波素子３２の中心点（原点）とフォーカス点Ｐとを通る直線と、ｘ軸とのなす角度である。
【０１３７】
第四実施形態の生体検査装置では、上記式（１５）に基づいて、中央演算回路２９、遅延時間計算部２７、および信号遅延回路２５は、各超音波振動子１６に印加する駆動信号の出力タイミングを制御して、超音波の発信タイミングを遅延させる。
すなわち、第四実施形態の生体検査装置では、中央演算回路２９は、血管Ｋが位置する深さに応じて、超音波を集束させるフォーカス点Ｐを設定して、遅延時間計算部２７に出力する。これにより、遅延時間計算部２７は、上記式（１５）に基づいて、各超音波振動子１６から出力させる超音波をフォーカス点Ｐで集束させるための遅延時間を計算し、信号遅延回路２５に入力する。
ここで、血管Ｋが位置する深さとは、例えば利用者が操作部５を操作することで入力されるものであればよい。例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離が短い指などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により指を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、遅延時間計算部２７に小さい値のＦ値（フォーカス点Ｐまでの距離）を出力する。また、例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離が長くなる腕などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により腕を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、より大きい値のＦ値を遅延時間計算部２７に出力する。また、例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離がさらに長くなる脚などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により脚を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、さらに大きい値のＦ値を遅延時間計算部２７に出力する。ここで、これらのＦ値としては、予め設定され、記憶部２８に記憶される値を用いることができる。なお、例えば指を検査部位とする場合などでは、１つの超音波素子３２を構成する各超音波振動子１６間では、超音波の発信タイミングを遅延させず、上記第一実施形態と同様のフレネルゾーンにより血管位置を検出する構成などとしてもよい。
【０１３８】
なお、この超音波センサー１０Ｂにおいても、第三実施形態のような位置測定用超音波アレイ１７を別途設ける構成としてもよく、この場合、位置測定用超音波アレイ１７においても、走査直線方向Ｂに直交する方向に複数の超音波振動子１６を配設したアレイ構造とし、フレネルゾーンを拡大して、超音波が平面波として伝搬される距離を延長可能な構成とすることで、より広い範囲の血管Ｋの位置測定を実施することができる。
【０１３９】
〔第四実施形態の作用効果〕
上記第四実施形態の生体検査装置では、各超音波アレイ３１は、走査直線方向Ａに沿って配設されたライン状アレイ構造の超音波素子３２を備えるとともに、これらの超音波素子３２は、それぞれ走査直線方向Ａに直交する走査直交方向に配設された超音波振動子１６を備えている。そして、遅延時間計算部２７および信号遅延回路２５は、中央演算回路２９から入力される最適Ｆ値に基づいて、各超音波素子３２の走査直交方向に配設された各超音波振動子１６に対し、両端部の超音波振動子１６から中央部の超音波振動子１６に向かうに従って、超音波の発信タイミングを遅延させる駆動信号を出力する。
このため、各超音波振動子１６から発信される超音波のフレネルゾーンの距離（すなわち、超音波が平面波として伝搬される距離）Ｌ２を、単一の超音波振動子１６を用いる場合に比べて延ばすことができ、血管位置のスキャンエリアＳareaをより大きくすることができる。したがって、生体検査装置は、より広い領域に対して血管Ｋの位置測定を実施することができる。
【０１４０】
［第五実施形態］
次に、本発明に係る第五実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
第五実施形態は、第一実施形態や第二実施形態の生体検査装置１の超音波アレイ１２の配置位置を変形したものであり、その他の構成については上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１と同様である。
図２３は、第五実施形態の超音波センサー１０Ｃの概略構成を示す平面図である。
【０１４１】
この第五実施形態の生体検査装置では、超音波センサー１０Ｃの基板１１上に、走査直線方向Ａがそれぞれ異なる超音波アレイ１２が、８個配設されている。具体的には、超音波アレイ１２Ａは、ｘ軸と平行な走査直線方向Ａ１を有し、この走査直線方向Ａ１に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。また、超音波アレイ１２Ｂは、ｙ軸と平行な走査直線方向Ａ２を有し、この走査直線方向Ａ２に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｃは、ｘ軸に対して４５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ３を有し、この走査直線方向Ａ３に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｄは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ４を有し、この走査直線方向Ａ４に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｅは、ｘ軸に対して３０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ５を有し、この走査直線方向Ａ５に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｆは、ｘ軸に対して６０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ６を有し、この走査直線方向Ａ６に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｇは、ｘ軸に対して１２０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ７を有し、この走査直線方向Ａ７に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｈは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ８を有し、この走査直線方向Ａ８に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。
【０１４２】
このような超音波センサー１０Ｃを備えた生体検査装置では、８個の超音波アレイ１２から出力される周波数偏移量に基づいて、最大周波数偏移量△ｆmaxを取得することができる。したがって、多くのデータからより血流測定に適したデータを取得することができ、より精度が高く、誤差が少ない血流速度を演算により求めることができる。
【０１４３】
［第六実施形態］
次に、本発明に係る第六実施形態の生体検査システム１Ａについて図面に基づいて説明する。図２４は、本発明に係る第六実施形態の生体検査システム１Ａの概略を示す斜視図である。
図２４において、第六実施形態の生体検査システム１Ａは、超音波センサー１０Ｄと、バンド３と、制御装置７と、を備えており、これらの超音波センサー１０Ｄおよび制御装置７により本発明の測定装置を構成する。図２５は、第六実施形態の生体検査システム１Ａの概略構成を示すブロック図である。
この生体検査システム１Ａでは、膜状に形成される超音波センサー１０Ｄを生体の所定の検査位置にバンドで固定し、超音波センサー１０Ｄから出力される信号を制御装置７により処理する。なお、図２４では、図示を省略しているが、超音波センサー１０Ｄの表層には、音響整合部６１が形成されている。
また、制御装置７には、図２５に示すように、超音波アレイ切替回路２１、送受信切替回路２２、超音波モード切替制御部２３、超音波信号発信回路２４、信号遅延回路２５、受信計測部２６、遅延時間計算部２７、記憶部２８、中央演算回路２９などが組み込まれている。
なお、制御装置７に設けられる各構成については、上記第一実施形態と同様であるため、ここでの説明は省略する。
また、制御装置７に利用者が生体検査システム１Ａを操作するための操作部５や表示部４が設けられる構成としてよく、制御装置７に操作部５や表示部４が接続可能な構成としてもよい。
【０１４４】
なお、図２４では、超音波センサー１０Ｄを制御装置７が有線により接続される例を示すが、例えば、赤外線、Bluetooth（登録商標）、電波などにより、無線接続される構成としてもよく、この場合、超音波センサー１０Ｄおよび制御装置７には、それぞれ、無線通信を実施する無線通信部が設けられる。このような構成とする場合、超音波センサー１０Ｄを装着時に線が邪魔になることがなく、より携帯利便性に優れた生体検査システム１Ａを提供できる。
【０１４５】
上述のような第五実施形態の生体検査システム１Ａでは、薄型の超音波センサー１０Ｄのみを生体に固定するため、長時間に亘って血管状態を検査する場合であっても、生体検査システム１Ａが邪魔になったり、重量により生体に負荷をかけたりすることがない。したがって、例えば利用者は、普段の生活を続けながら血管状態の変化を測定することができる。
【０１４６】
〔その他の実施形態〕
なお、本発明は前述の実施形態に限定されるものではなく、本発明の目的を達成できる範囲での変形、改良等は本発明に含まれるものである。
【０１４７】
例えば、上記第一〜第六実施形態では、測定装置として、生体内の血管Ｋ内を流れる血液の流速や血圧を測定する生体検査装置１、生体検査システム１Ａを例示したが、これに限定されない。例えば、超音波を伝達可能な収納体の内部に、収納体と異なる音響インピーダンスを有する管が設けられており、その管内に流れる被測定流体の流速や圧力を測定する測定装置であれば本発明を適用することができる。例えば、液体内に配設された配管の位置や、配管内の被測定流体の流速や圧力を測定する測定装置などに本発明を適用することができる。
【０１４８】
また、上記第一〜第六実施形態において、超音波振動子１６は、支持膜１４上に、膜状の下部電極１５１、圧電膜１５２、上部電極１５３を積層することで構成される例を示したが、これに限定されず、例えばバルク状（塊状）の圧電体を支持膜１４上に配置する構成などとしてもよい。この場合、バルク状圧電体としては、カット成形が容易な長方形状に形成し、長方形の長手方向を走査直交方向に沿わせ、かつ走査直線方向Ａに沿って複数の圧電体を配置する。
【０１４９】
さらに、上記第一〜第六実施形態において、超音波振動子１６として、ダイアフラム１４１の形状が円形で、円形状の圧電体１５を形成する構成を例示したが、これに限定されず、例えば矩形状や、多角形状などのダイアフラム１４１に、矩形状や多角形状などの圧電体１５を設ける構成としてもよい。すなわち、ダイアフラム１４１の振動時の応力バランスなどを考慮して、超音波振動子１６の形状を自由に設計することができる。
また、１つの超音波振動子１６により超音波の送信および受信の双方を実施する例を示したが、例えば超音波送信用の振動子と、超音波受信用の振動子とを別素子として備える構成などとしてもよい。
【０１５０】
さらには、上記第一〜第六実施形態において、超音波センサー１０の基板１１を矩形状（正方形状）に形成する例を示したが、これに限定されず、その他の多角形状や、円形、楕円形状など、いかなる形状に成形してもよい。
また、第三実施形態において、基板１１が多角形状の場合、各辺に対してそれぞれ位置測定用超音波アレイ１７を配設することで、また、基板が円形や楕円形の場合では、走査直線方向Ｂが、基板１１の接線方向に沿うように、位置測定用超音波アレイ１７を配設することで、超音波センサー１０Ａの直下領域を通過する血管Ｋの位置を測定することができる。
【０１５１】
第一〜第六実施形態において、ステップＳ１０の反射位置演算処理では、中央演算回路２９は、第二周波数偏移量△ｆnextに対応した受信データから、反射位置Ｖ２を算出したが、例えば、その他の固有周波数偏移量△ｆaに対応した受信データから、反射位置Ｖ２を算出してもよい。
【０１５２】
そして、第四実施形態では、生体検査装置１が装着される位置が設定入力されることで、中央演算回路２９で最適なＦ値を選択して遅延時間計算部２７に出力し、遅延時間計算部２７で各超音波素子３２を構成する各超音波振動子１６に対して出力する駆動信号の遅延時間を算出する構成を例示したがこれに限定されない。例えば、血管状態の検査対象が予め設定された位置、例えば腕の血管状態の検査専用の生体検査装置１などでは、遅延時間計算部２７は、予め設定された最適Ｆ値に基づいて、遅延時間を計算する構成などとしてもよい。
【０１５３】
また、第一〜第六実施形態において、１つの走査直線方向Ａに対して１つの超音波アレイ１２が配設される例を示したが、例えば、１つの走査直線方向Ａに対して複数の超音波アレイ１２が配置される構成などとしてもよい。
【０１５４】
さらに、第六実施形態において、制御装置７内に、超音波アレイ切替回路２１、送受信切替回路２２、超音波モード切替制御部２３、超音波信号発信回路２４、信号遅延回路２５、受信計測部２６、遅延時間計算部２７、記憶部２８、中央演算回路２９が含まれる構成を例示したがこれに限定されない。例えば、超音波センサー１０Ｄに、超音波アレイ切替回路２１や送受信切替回路２２、信号遅延回路２５などの回路を設ける構成としてもよい。超音波センサー１０Ｄに各回路が構成される場合、例えば基板１１上に形成することで、超音波センサー１０Ｄの厚み寸法の増大を抑えることができる。
【０１５５】
そして、上記第一〜第六実施形態において、各超音波アレイ１２は、各超音波振動子１６により超音波の発信および受信の双方を実施し、超音波モード切替制御部２３により、超音波発信モードと、超音波受信モードとを切り替える例を示したが、これに限定されない。
例えば、各超音波アレイ１２を構成する超音波振動子１６のうち、奇数番目に配置される超音波振動子１６を超音波発信用の素子として用い、偶数番目に配置される超音波振動子１６を超音波受信用の素子として用いてもよい。また、超音波アレイ１２のライン一端側の超音波振動子１６から超音波を発信し、ライン他端側の超音波振動子１６で超音波を受信する構成などとしてもよい。
さらには、超音波発信専用の超音波振動子と、超音波受信専用の超音波振動子とがそれぞれ別体として設けられる構成としてもよい。
この場合、図２６に示すように、複数の超音波発信専用振動子１６１が直線上に配列された超音波発信用アレイ１２１と、超音波受信専用振動子１６２が直線上に配列された超音波受信用アレイ１２２とが、並設される構成などとしてもよい。
【０１５６】
また、上記のような変形例の測定システムや、第五実施形態の生体検査システム１Ａにおいて、制御装置７は、例えばインターネット回線を介して接続されるサーバー装置にデータを送信する構成であってもよく、この場合、例えば病院などの医療施設で超音波センサー１０Ｄを装着した患者の血管状態を常時監視することができる。
【０１５７】
第二実施形態において、中央演算回路２９は、血流方向演算処理の際に、位置測定用超音波アレイ１７の受信信号に基づく反射位置座標により演算された血管位置上に、最大周波数偏移量△ｆmaxと関連付けられたＴＯＦデータに基づいて演算された反射位置Ｖ１がない場合、位置測定用超音波アレイ１７の受信信号に基づく反射位置座標と、超音波アレイ１２の受信信号に基づく反射位置Ｖ１，Ｖ２により血管位置を補正する例を示したがこれに限定されない。例えば、位置測定用超音波アレイ１７から出力される受信信号に基づく受信データのみにより血管位置を演算し、Ｖ１座標を、この血管位置上の移動させる補正を行ってもよい。
【０１５８】
さらに、上記実施形態において、遅延時間計算部２７が、中央演算回路２９から発信角度データを受け取ることで、各超音波振動子１６に入力する駆動信号の遅延時間を演算する装置である例、すなわち、遅延時間計算部２７がハードウェアとして構成される例を示したが、これに限定されない。例えば、記憶部２８に遅延時間計算プログラムが記憶され、中央演算回路２９によりこの遅延時間計算プログラムが読み出されて実行されることで、各駆動信号に遅延時間を演算する構成としてもよい。
また、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部として、中央演算回路２９が偏移量管理プログラム、反射位置算出プログラム、位置算出プログラム、速度算出プログラム、血管径算出プログラム、および血圧算出プログラムを読み出し実行することで機能する例を示したが、例えば、最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部が、例えばＩＣなどの集積回路により、ハードウェアとして構成されるものであってもよい。
【０１５９】
以上、本発明を実施するための最良の構成について具体的に説明したが、本発明は、これに限定されるものではない。すなわち、本発明は、主に特定の実施形態に関して特に図示され、かつ、説明されているが、本発明の技術的思想および目的の範囲から逸脱することなく、以上述べた実施形態に対し、当業者が様々な変形および改良を加えることができるものである。
【符号の説明】
【０１６０】
１…測定装置である生体検査装置、１Ａ…測定装置である生体検査システム、７…制御装置、１０，１０Ａ，１０Ｂ，１０Ｃ，１０Ｄ…超音波センサー、１１…基板、１２，３１…超音波アレイ、１６…超音波振動子、１７…径測定用超音波アレイとしても機能する位置測定用超音波アレイ、２５…遅延制御部を構成する信号遅延回路、２６…周波数偏移量算出部である受信計測部、２９…プログラムを読み込み実行することで最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部として機能する中央演算回路、３２…超音波素子、Ａ…走査直線方向。
【技術分野】
【０００１】
超音波を用いて被測定物の状態を測定する測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、流体の移動速度を、超音波を用いて測定する方法として、超音波ドプラ法が知られている。この超音波ドプラ法は、流体に対して、所定の周波数の超音波を入射させ、その反射波の周波数偏移量から流速を求める方法であり、周波数変位量を△ｆ、入射超音波の周波数をｆ０、流速をＶ、超音波の進行方向と流体の流れる方向とがなす角度をγ、音速をｃとして、下記式（１）のような関係式により流速を求めることができる。
【０００３】
【数１】
【０００４】
このような超音波ドプラ法では、上記（１）式に示すように、角度γが９０度となる場合、周波数偏移量が測定できない。また、γが小さくなるほど誤差が小さくなることが知られている。このため、超音波ドプラ法により流速を測定する場合には、超音波の発信角度と流体の流れる方向とのなす角度γ（以降、超音波入射角度と称す）を最適に設定する必要があり、そのための装置が開発されている（例えば、特許文献１，２，３参照）。
【０００５】
特許文献１に記載の複合超音波診断装置では、複数の圧電振動子からなる超音波探触子を、音放射面側が凸となる円弧面となるように配置し、探触子の円弧中心から放射状で、かつ探触子の位置で区切られた走査領域に対して、超音波ビームを送出する。これにより、血流方向に対する超音波ビームの望ましい角度（超音波入射角度）設定が可能となる。
【０００６】
また、特許文献２には、平行に配置された２つの短軸用超音波アレイ探触子と、短軸用超音波アレイ探触子に直交する長軸用超音波アレイ探触子とを備えた装置を用い、２つの短軸用超音波アレイ探触子から血管中心までの距離が等しくなるように、位置あわせを実施することで、長軸用超音波アレイ探触子と血管とを平行にする方法が開示されている。
【０００７】
さらに、特許文献３では、プローブを用いて３次元ボリュームスキャンを行い、得られたボリュームデータを得る。そして、このボリュームデータに基づいて、ドプラ計測音線の位置、サンプリングマーカの位置、クリッピング範囲角、クリッピング範囲を設定して、クリッピング画像を生成してモニタに表示する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開昭５８−５４９４０号公報
【特許文献２】特開２００９−８９９１１号公報
【特許文献３】特開２００８−２２０６６２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
ところで、上記特許文献１のような装置では、利用者が探触子の並び方向と血管の軸方向とを平行にする作業が必要となる。また、特許文献２に記載の方法においても、利用者が血管の軸方向と長軸方向とを合わせる作業が必要である。したがって、これら特許文献１および特許文献２では、専門知識を有しない者にとっては、超音波入射角度γを最適に設定することが困難であり、精度の高い血流測定を実施するための最適な周波数偏移量を取得できないという問題がある。
特許文献３に記載の装置では、３次元画像を用いて、血流測定部位を視認しやすくなるが、画像処理を実施するための複雑な構成が必要となる。また、診断装置上で操作者が血管などの位置を視認して測定位置を明示するには、補助装置が必要となるので、コストが高くなり可搬性に欠けるなどの問題もある。
【００１０】
本発明は、上記のような問題に鑑みて、簡単な構成で、血流を測定するために最適な周波数偏移量を容易に取得可能な測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法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】
【００１１】
本発明の超音波センサーは、複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーと、前記超音波アレイから超音波を送受信させる制御をする送受信制御部と、前記超音波アレイで受信される超音波に基づいて周波数偏移量の測定を実施する演算部と、を具備したことを特徴とする。
なお、本発明の測定装置とは、超音波センサーと、送受信制御部と、演算部と、が１つの装置内に組み込まれる構成の他、例えば、送受信制御部、および演算部が設けられた制御装置と、超音波センサーと、が別体に構成されて、通信可能に接続されるシステムなどをも含むものである。
また、本発明で述べる超音波アレイでは、超音波の送信および受信の双方を実施可能な超音波素子が複数配設される構成の他、例えば１つの超音波アレイの中に、超音波送信用の超音波素子と、超音波受信用の超音波素子との双方が設けられる構成、または超音波センサーに、超音波送信用超音波アレイと、超音波受信用の超音波アレイとの双方が設けられる構成なども含むものである。
【００１２】
この発明の測定装置では、送受信制御部により、超音波アレイの各超音波素子から超音波を送受信させる制御をする。発信された超音波は、被測定流体により反射されると、周波数が偏移する。そして、演算部は、超音波アレイで超音波が受信されると、その受信信号から周波数偏移量を測定する。
この時、本発明では、複数の超音波アレイが、走査直線方向が互いに異なる方向となるように基板上に配設されている。このため、周波数偏移量を取得するために、例えば血管位置に対して超音波センサーの位置合わせを実施するなどの必要がない。したがって、専門の知識を有しない利用者であっても、測定位置に超音波センサーを装着するだけで、超音波センサーの取付角度などを特に意識することなく、周波数偏移量を取得することができる。
また、基板上にライン状アレイ構造の超音波アレイを複数配設する構成であるため、２次元アレイ構造の超音波アレイを敷き詰める構成などに比べて、低コストであり、各超音波アレイの超音波素子への接続線も容易に配設することができる。
【００１３】
本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御する遅延制御部を備えることが好ましい。
この発明の測定装置では、遅延制御部により超音波アレイの各超音波素子から発信される超音波の発信タイミングを遅延させることで、超音波の発信角度を変化させる。したがって、超音波アレイの各超音波素子を結んで、走査直線方向と同方向となる直線を走査直線とすると、超音波アレイは、走査直線を通って基板面に直交する面内で、超音波の角度を変化させて発信させることが可能となる。
また、一般に、上記式（１）に基づいて被測定流体の流速を測定する場合、超音波入射角度（超音波の発信方向と被測定流体の流路方向とのなす角度）が小さくなるほど、流速算出時の誤差が小さくなることが知られている。つまり、式（１）に基づいて流速を算出する場合、周波数偏移量が大きくなるほど、算出される流速の誤差が小さくなり、より精度の高い流速を算出することができる。したがって、本発明では、遅延制御部により超音波の発信角度を変化させることで、演算部でより大きい周波数偏移量を選択することが可能となり、より適切な周波数偏移量を得ることができる。
【００１４】
本発明の測定装置では、前記演算部は、各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数の差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出部と、前記周波数偏移量算出部により算出された前記超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得部と、を備えることが好ましい。
【００１５】
本発明では、複数の超音波アレイが、走査直線方向が互いに異なる方向となるように基板上に配設されている。そして、演算部の周波数偏移量算出部は、これらの各超音波アレイからそれぞれ異なる超音波入射角度γに対する周波数偏移量を取得し、演算部の最大偏移量取得部は、これらの周波数偏移量のうち最大となる最大周波数偏移量を取得する。
ここで、上述のように、式（１）に基づいて流速を算出する場合、周波数偏移量が大きくなるほど、算出される流速の誤差が小さくなり、より精度の高い流速の算出が可能となる。したがって、本発明では、上記のような最大周波数偏移量を取得することで、血流測定時の誤差が小さくなる最適な超音波入射角度に対する周波数偏移量を取得することができる。
【００１６】
本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、前記周波数偏移量算出部は、前記最大偏移量取得部において先のタイミングで取得された最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出することが好ましい。
【００１７】
この発明では、送受信制御部は、超音波センサーの超音波の送受信動作を複数タイミングで実施する。ここで、超音波を送受信する複数タイミングとしては、例えば、周期的なタイミングで超音波の送受信を実施してもよく、連続的に超音波の送受信を実施するものであってもよく、予め設定された時間や、ユーザーにより設定された時間に超音波の送受信を実施するものであってもよい。そして、周波数偏移量算出部は、最大偏移量取得部により最大周波数偏移量が取得されると、その最大周波数偏移量が算出された受信信号を出力した超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、周波数偏移量を算出し、その周波数偏移量をそのタイミングにおける最大周波数偏移量とする。このような測定装置では、例えば被測定流体の経時変化を取得することができる。特に、被測定流体として、生体の血管内を流れる血液の状態を測定する場合、例えば２４時間における血流状態（例えば血流、血圧、脈拍など）の変化を詳細に測定することができる。すなわち、生体の血流状態は、普段の生活の中で変化する場合があり、ある時間において、血流状態に異常がなくとも、他の時間において異常がある場合がある。したがって、本発明の測定装置により、長時間に亘って複数タイミングで、血流状態を測定することで、血流状態に異常があった場合の早期発見を支援することができる。
【００１８】
また、本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、前記周波数偏移量算出部は、各超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出し、前記最大偏移量取得部は、前記周波数偏移量算出部により算出される度に、前記周波数偏移量から前記最大周波数偏移量を取得する構成としてもよい。
【００１９】
この場合も、上記発明と同様に、被測定流体の径時変化を取得することができ、例えば生体内の血流を測定する場合などにおいて、長期間に亘る血流状態の測定により、利用者の健康維持を良好に支援することできる。これに加えて、この発明では、周波数偏移量算出部は、超音波の送受信タイミング毎に、各超音波アレイにおける周波数偏移量を算出し、最大変位量取得部は、これらの周波数偏移量が算出される度に、各超音波アレイに対する周波数偏移量から最大周波数偏移量を取得する。したがって、被測定流体の流路が変化した場合、例えば生体の動きにより生体内の血管位置が変化した場合でも、常に最適な最大周波数偏移量を取得することができる。このため、このような最大周波数偏移量により被測定流体の流速を測定する場合に、常に誤差の小さい精度の高い流速を測定することができる。
【００２０】
また、本発明の測定装置では、前記送受信制御部は、周期的に、前記超音波センサーにより超音波を送受信させることが好ましい。
任意のタイミングで受信された超音波に基づいて、受信信号に基づいて超音波の周波数成分を算出することは困難であり、周波数偏移量の算出精度も悪化する。これに対して、本発明のように、周期的に超音波の送受信を実施し、周期的に取得される受信信号に基づいて周波数偏移量を算出する場合、周波数偏移量算出部は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）を用いた演算アルゴリズムを用いて周波数偏移量を算出することができ、高速かつ高い算出精度の周波数偏移量を求めることができる。
【００２１】
本発明の測定装置では、前記演算部は、複数の前記超音波アレイのうち、前記最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイ、および他の超音波アレイのうちいずれか１つにおいて、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの受信時間を計測する受信時間計測部と、前記超音波アレイの位置データ、前記受信時間、および前記超音波アレイから発信された超音波の発信角度に基づいて、超音波が反射された反射位置を算出する反射位置算出部と、前記反射位置算出部により算出される前記反射位置から、被測定流体の移動方向を求める移動方向測定部と、を備えることが好ましい。
【００２２】
この発明では、受信時間計測部は、超音波が発信されてから受信されるまでの受信時間を計測する。そして、反射位置算出部は、この受信時間と、各超音波が射出される角度と、超音波センサー上で超音波アレイが配置されている位置を示す位置データとに基づいて、被測定流体の移動方向を算出する。すなわち、超音波センサーのスキャン範囲が十分に狭い場合、２つの超音波アレイにより検出される２つの反射位置を結ぶ直線方向が被測定流体の移動方向と見なすことができる。ここで、被測定流体の移動方向とは、被測定流体が流れる管の配設方向と一致するため、上記のような移動方向測定部により、管の位置を測定することができる。
【００２３】
また、本発明の測定装置では、前記超音波センサーは、被測定流体が流れる管の位置を測定するための位置測定用超音波アレイを備え、前記演算部は、前記位置測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、前記管内の前記被測定流体の移動方向を算出する移動方向算出部を備える構成としてもよい。
【００２４】
この場合、別途位置測定用超音波アレイが必要となるが、このような位置測定用超音波アレイを用いることで、位置測定専用の周波数を位置測定用超音波アレイから出力させることができ、より精度の高い被測定流体の移動方向の測定、すなわち被測定流体が流れる管の配設位置を測定することができる。
【００２５】
本発明の測定装置では、さらに、前記被測定流体の移動方向、前記最大周波数偏移量、および前記超音波アレイから発信される超音波の周波数、に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速算出部を備えることが好ましい。
【００２６】
この発明では、流速算出部は、被測定流体の移動方向（管の配設位置）、最大周波数偏移量、発信超音波の周波数を用い、上記式（１）に基づいて、被測定流体の流速を算出する。
ここで、上記発明のように、最大偏移量取得部は、複数の超音波アレイのそれぞれから出力される受信信号に基づいて算出された周波数偏移量から、最大周波数偏移量を取得する。このため、流速算出部は、精度の高い流速を算出するための最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を用いることができる。また、最大周波数偏移量の算出元である受信信号を出力した超音波アレイの位置も把握できるので、この超音波アレイの位置データと、被測定流体の移動方向とに基づいて、正確な超音波入射角度も算出することができる。したがって、流速算出部は、最適な最大周波数偏移量と、この最大周波数偏移量に対応した最適な超音波入射角度とに基づいて、流速を求めることができる。すなわち、本発明の測定装置では、誤差の小さい精度の高い被測定流体の流速を容易に測定することができる。
【００２７】
そして、本発明の測定装置では、さらに、前記被測定流体が流れる流路径を取得する径取得部と、前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を測定する圧測定部と、を備えた
ことが好ましい。
【００２８】
この発明では、径取得部により、被測定流体の流路径、すなわち管径を取得し、圧測定部により、上述にように算出された被測定流体の流速と、上記流路径に基づいて、被測定流体の流体圧力を演算により求める。この場合であっても、上記のように、誤差が小さい被測定流体の流速に基づいて、圧力を算出するため、精度の高い圧力算出が実施できる。また、上記のように、簡単な構成により、容易に流速を演算により求めることができるため、簡単な構成で容易に圧力を演算により求めることができる。
【００２９】
ここで、本発明の測定装置では、前記超音波センサーは、前記流路径を測定するための径測定用超音波アレイを備え、前記径取得部は、前記径測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて前記流路径を算出することが好ましい。
本発明において、超音波アレイに近接する側の管壁にて反射される超音波が超音波アレイで受信されるまでの時間と、超音波アレイから離間する側の管壁にて反射される超音波が超音波アレイで受信されるまでの時間とに基づいて、管径を測定することは可能である。しかしながら、周波数偏移量を求めるための周波数に設定された超音波アレイで、上記のような管径を測定する場合、検出精度が低下する場合がある。これに対して、管壁による反射効率が高い周波数の超音波を出力可能な径測定用超音波アレイを用いて、管径を求めることで、より精度の高い管径測定が実施可能であり、これにより、被測定流体の流体圧力をより精度良く求めることができる。
【００３０】
本発明の生体検査装置は、上述のような測定装置と、前記超音波センサーにおける複数の前記超音波アレイの表面を覆い、生体の音響インピーダンスと同等の音響インピーダンスを有する音響整合部と、を備えたことを特徴とする。
ここで、音響整合部としては、超音波センサーから発信された超音波が音響整合部を通過して生体内に伝達され、生体内で反射された超音波が音響整合部を通過して超音波センサーに伝達されるものであればよく、音響整合部の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスとが完全に一致しているものでなくてもよい。すなわち、本発明で述べる「音響整合部の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスとが同等」とは、上記のように、生体内と超音波センサーとの間で超音波の送受信は可能な音響インピーダンスである範囲であることを意味する。
【００３１】
この発明では、生体検査装置は、測定装置の超音波アレイ上に配置される音響整合部を備えている。したがって、この音響整合部を生体の皮膚に密着させて、超音波センサーから超音波を送信することで、生体内に超音波を送出することができ、生体内の例えば血管などの器官で反射された超音波を受信することで、これらの器官の検査を実施することができる。例えば、器官として血管を測定する場合では、周波数偏移量を測定することで、血管内を流れる血液の流速などを測定することができる。
ここで、上記のように、測定装置は、簡単な構成で、容易に、かつ適切な周波数偏移量を測定することができるため、このような測定装置を備えた生体検査装置においても、その構成を簡単にできるとともに、容易に生体検査を実施することができる。
【００３２】
本発明の流速測定方法では、超音波の送受信が可能な複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設された一次元アレイ構造を有する超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーを用い、被測定流体の流速を測定する流速測定方法であって、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御して、前記超音波アレイから超音波を発信、および反射された超音波の受信を実施する超音波受発信ステップと、各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数との差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出ステップと、前記周波数偏移量算出部により算出された超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得ステップと、前記被測定流体の移動方向を検出する移動方向検出ステップと、前記超音波アレイから発信される超音波の周波数、前記最大周波数偏移量、および前記被測定流体の移動方向に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速演算ステップと、を備えることを特徴とする。
【００３３】
この発明では、周波数偏移量算出ステップにより、各超音波アレイからの受信信号に基づいて、周波数偏移量を算出し、最大偏移量取得ステップにより、これらの周波数偏移量の最大値である最大周波数偏移量に取得する。そして、流速測定ステップでは、移動方向検出ステップにより測定される被測定流体の移動方向と、前記最大周波数偏移量と、超音波アレイから発信される超音波の周波数に基づいて、流速を算出する。
このような流速測定方法では、上記発明と同様に、利用者が超音波センサーの位置を調整することなく、容易に、最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を取得することができ、この最大周波数偏移量を用いて容易に流速を演算により求めることができる。
【００３４】
また、本発明の圧力測定方法は、上述のような血流測定方法により測定される前記被測定流体の流速を用いた前記被測定流体の圧力測定方法であって、前記被測定流体の流路径を取得する流路径取得ステップと、前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を算出する圧測定ステップと、を備えることを特徴とする。
【００３５】
この発明では、上記発明のように、容易に、最適な超音波入射角度に対応した最大周波数偏移量を取得することができ、この最大周波数偏移量を用いて容易に流速を演算により求めることができるため、被測定流体の流体圧力も容易に演算により求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明に係る第一実施形態の生体検査装置の概略を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図である。
【図２】第一実施形態の生体検査装置の概略構成を示すブロック図である。
【図３】第一実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
【図４】第一実施形態の超音波アレイを拡大した平面図、およびその断面を示す図である。
【図５】各超音波素子（１）〜（４）に入力する駆動信号を、△ｔだけ順に遅延させて、入力した際の超音波の発信角度を示す図である
【図６】第一実施形態において、１つの超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図７】第一実施形態の超音波振動子から発信される超音波のビーム形状を示す図である。
【図８】第一実施形態の超音波センサーにおける各超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図９】超音波センサーのスキャンエリアに血管が位置する場合の一例を示す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は平面図である。
【図１０】反射位置測定方法を説明するための図である。
【図１１】本発明に係る生体検査装置の血流測定処理のフローチャートである。
【図１２】（Ａ）は、１つの超音波アレイにおいて、超音波の発信角度を変化させた際のスキャンエリアを示す図であり、（Ｂ）は、受信信号から得られる周波数偏移量の変化を示す図である。
【図１３】図９に示すような血管に対して、各スキャンエリアと交差する血管の交差位置の一例を示す図である。
【図１４】超音波アレイの位置データを示す図である。
【図１５】血流方向を演算するためのモデルを示す図である。
【図１６】本発明に係る第二実施形態の生体検査装置の血圧測定処理のフローチャートである。
【図１７】（Ａ）は、血管の一部を拡大した概略図であり、（Ｂ）は血管内の血液の速度分布を示す図である。
【図１８】第三実施形態の生体検査装置の超音波センサーの基板平面を示す平面図である。
【図１９】１つの位置測定用超音波アレイのスキャンエリアを示す図である。
【図２０】本発明に係る第四実施形態の生体検査装置の超音波センサーの基板の平面図である。
【図２１】１つの超音波振動子により出力される超音波のフレネルゾーン（上図）と、第二実施形態の超音波アレイのフレネルゾーン（下図）と、の差を示す図である。
【図２２】複数の超音波振動子から発信した超音波を所定の１点に集束させた状態を示す図である。
【図２３】本発明に係る第五実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
【図２４】本発明に係る第六実施形態の生体検査システムの概略を示す斜視図である。
【図２５】第六実施形態の生体検査システムの概略構成を示すブロック図である。
【図２６】他の実施形態における超音波アレイの一部を拡大した平面図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
［第一実施形態］
以下、本発明に係る第一実施形態の超音波センサーを有する測定装置を備えた生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
【００３８】
〔１．生体検査装置の全体構成〕
図１は、第一実施形態の生体検査装置の概略を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図である。
図１において、生体検査装置１は、超音波により、血管の状態を測定する装置であり、具体的には、血管内を流れる被測定流体としての血液の流速（血流速）を測定する装置である。この生体検査装置１は、図１に示すように、装置本体２と、装置本体２に接続されるバンド３を備えている。そして、このような生体検査装置１は、裏面を生体に密着させた状態でバンド３を締めることで生体に装着され、例えば２４時間血管の状態を監視、測定することが可能となる。
【００３９】
〔２．装置本体の構成〕
この生体検査装置１の装置本体２の表面側には、図１（Ａ）に示すように、測定結果を示す表示部４や、生体検査装置１を操作するための操作部５などが設けられている。また、装置本体２の裏面側には、センサー窓６が形成され、このセンサー窓６から、音響整合部６１が配置されている。また、装置本体２の内部には、超音波センサー１０（図２参照）を備えた測定装置１００（図２参照）が設けられている。この超音波センサー１０は、音響整合部６１と一体的に設けられている。
音響整合部６１は、例えばシリコーンゴムなど、音響インピーダンスが生体とほぼ同等の素材により形成されている。そして、この音響整合部６１は、後述する超音波アレイ１２（図３参照）、支持膜１４（図３参照）上に形成される配線パターンなどを外圧から保護する層であり、例えばシリコーンゴムなどにより形成される。
このような生体検査装置１では、生体内の血管状態を測定する際、音響整合部６１を生体に密着させる。この状態で、超音波センサー１０から音響整合部６１に向かって超音波が送出されると、超音波は、音響整合部６１から生体内部に伝搬され、生体内の血管などにより反射された超音波は、音響整合部６１を通って超音波センサー１０に入力される。
【００４０】
図２は、本実施形態の生体検査装置１の測定装置１００の概略構成を示すブロック図である。
図２に示すように、測定装置１００は、超音波センサー１０と、超音波アレイ切替回路２１と、送受信切替回路２２と、超音波モード切替制御部２３と、超音波信号発信回路２４と、信号遅延回路２５と、受信計測部２６と、遅延時間計算部２７と、記憶部２８と、中央演算回路２９と、を含んで構成されている。
【００４１】
〔２−１．超音波センサーの構成〕
図３は、第一実施形態の超音波センサーの概略構成を示す平面図である。
図３に示すように、超音波センサー１０は、矩形状の基板１１を備えている。また、基板１１の厚み方向から当該基板１１を見た平面視において、基板１１の略中心部には、超音波アレイ１２（１２Ａ，１２Ｂ，１２Ｃ，１２Ｄ）が設けられている。より具体的には、超音波センサー１０は、基板１１と、基板１１上に積層形成される支持膜１４（図４参照）とを備え、この超音波アレイ１２上を覆うように、上述した音響整合部６１が形成されている。
【００４２】
図４は、超音波アレイを拡大した平面図、およびその断面を示す図である。
基板１１の各辺の中央部には、上述したように超音波アレイ１２が配置され、この超音波アレイ１２は、ダイアフラム１４１と、圧電体１５とにより構成される超音波振動子１６により構成されている。
具体的には、図４に示すように、基板１１は、例えば矩形状に形成されている。そして、この基板１１の中心部には、超音波アレイ１２の各超音波振動子１６（超音波素子）のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が複数形成されている。
ここで、図３に示すように、矩形の１頂点を原点として、基板１１上にｘｙ軸を設定した際、超音波アレイ１２Ａは、ｘ軸と平行な走査直線方向Ａ１を有し、この走査直線方向Ａ１に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。また、超音波アレイ１２Ｂは、ｙ軸と平行な走査直線方向Ａ２を有し、この走査直線方向Ａ２に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｃは、ｘ軸に対して４５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ３を有し、この走査直線方向Ａ３に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｄは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ４を有し、この走査直線方向Ａ４に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。そして、開口部１１１は、基板１１上のこれらの超音波振動子１６の配置位置に対して、それぞれ形成されている。
また、基板１１には、上述のように支持膜１４が積層され、上述した各開口部１１１は支持膜１４により閉塞されている。この支持膜１４のうち、開口部１１１を閉塞する領域によりダイアフラム１４１が構成される。そして、このダイアフラム１４１上には、圧電体１５が設けられている。
なお、本実施形態では、超音波センサー１０と、超音波アレイ１２とにおいて、共通の基板１１が用いられる例を示すが、例えば、超音波センサー１０を構成する基板１１上に、超音波アレイ１２を構成するアレイ基板を別途配置する構成などとしてもよい。
【００４３】
本実施形態の超音波センサー１０および超音波振動子１６をより具体的に説明すると、基板１１は、例えばエッチングなどにより加工が容易なシリコン（Ｓｉ）などの半導体形成素材により形成される。また、基板１１に形成される開口部１１１は、平面視で例えば円形状に形成されている。なお、開口部１１１の平面形状として、ここでは、円形を例示するが、これに限定されず、ダイアフラム１４１の撓みバランスや、圧電体１５によるダイアフラム１４１の振動安定性に応じて、例えば矩形状などその他の形状に形成されてもよい。
【００４４】
支持膜１４は、基板１１上で、開口部１１１を閉塞する状態に成膜されている。この支持膜１４は、例えばＳｉＯ２膜とＺｒＯ２層との２層構造により構成されている。ここで、ＳｉＯ２層は、基板１１がＳｉ基板である場合、基板表面を熱酸化処理することで成膜することができる。また、ＺｒＯ２層は、ＳｉＯ２層上に例えばスパッタリングなどの手法により成膜される。ここで、ＺｒＯ２層は、後述する圧電膜１５２として例えばＰＺＴを用いる場合に、ＰＺＴを構成するＰｂがＳｉＯ２層に拡散することを防止するための層である。また、ＺｒＯ２層は、圧電膜１５２の歪みに対する撓み効率が向上させるなどの効果もある。
【００４５】
圧電体１５は、支持膜１４の上層に積層される下部電極１５１と、下部電極１５１上に形成される圧電膜１５２と、圧電膜１５２上に形成される上部電極１５３とを備えている。
また、下部電極１５１には、例えば図４（Ａ）に示すように、支持膜１４上で走査直線方向Ａに対して直交する走査直交方向に沿って延出する下部電極線１５１Ａが接続されている。この下部電極線１５１Ａは、各超音波振動子１６に対して、それぞれ独立して設けられている。
また、上部電極１５３には、支持膜１４上の走査直線方向Ａに沿って延出する上部電極線１５３Ａが接続されている。この上部電極線１５３Ａは、１つの超音波アレイ１２において共通電極線となる。すなわち、上部電極線１５３Ａは、図４に示すように、隣り合う超音波振動子１６の上部電極１５３に接続されており、端部において、例えばＧＮＤに接続されている。これにより、各超音波振動子１６の上部電極１５３がアースされることになる。
なお、ここでは、上部電極線１５３Ａを超音波アレイ１２における共通電極線としてＧＮＤに接続し、下部電極線１５１Ａをそれぞれ独立して形成することで、各超音波振動子１６を個別に駆動可能となる構成を例示したが、例えば下部電極線１５１Ａを共通電極線としてＧＮＤに接続し、上部電極線１５３Ａをそれぞれ独立して形成する構成などとしてもよい。
これらの下部電極１５１、上部電極１５３、下部電極線１５１Ａ，および上部電極線１５３Ａの形成素材としては、導電性を有する金属膜であればよく、金属膜を複数層積層した積層膜を用いてもよい。なお、本実施形態では、下部電極１５１および下部電極線１５１Ａとして、Ti/Ir/Pt/Ti積層膜を用い、上部電極１５３および上部電極線１５３Ａとしては、Ir膜を用いている。
【００４６】
圧電膜１５２は、例えばＰＺＴ（ジルコン酸チタン酸鉛：lead zirconate titanate）を膜状に成膜することで形成される。なお、本実施形態では、圧電膜１５２としてＰＺＴを用いるが、電圧を印加することで、面内方向に収縮することが可能な素材であれば、いかなる素材を用いてもよく、例えばチタン酸鉛（ＰｂＴｉＯ３）、ジルコン酸鉛（ＰｂＺｒＯ３）、チタン酸鉛ランタン（（Ｐｂ、Ｌａ）ＴｉＯ３）などを用いてもよい。
【００４７】
このような超音波振動子１６では、下部電極１５１と、上部電極１５３とに電圧を印加することで、圧電膜１５２が面内方向に伸縮する。このとき、圧電膜１５２の一方の面は、下部電極１５１を介して支持膜１４に接合され、他方の面には、上部電極１５３が形成される。ここで、上部電極１５３上には他の層が積層形成されないため、圧電膜１５２の支持膜１４側が伸縮しにくく、上部電極１５３側が伸縮し易くなる。このため、圧電膜１５２に電圧を印加すると、開口部１１１側に凸となる撓みが生じ、ダイアフラム１４１を撓ませる。したがって、圧電膜１５２に交流電圧を印加することで、ダイアフラム１４１が膜厚方向に対して振動し、このダイアフラム１４１の振動により超音波が発信される。
また、超音波振動子１６で超音波を受信する場合、超音波がダイアフラム１４１に入力されると、ダイアフラム１４１が膜厚方向に振動する。超音波振動子１６では、このダイアフラム１４１の振動により、圧電膜１５２の下部電極１５１側の面と上部電極１５３側の面とで電位差が発生し、上部電極１５３および下部電極１５１から圧電膜１５２の変位量に応じた受信信号（電流）が出力される。
【００４８】
そして、このような超音波振動子１６が走査直線方向Ａに沿って複数配置される超音波アレイ１２では、各超音波振動子１６から超音波を発信させるタイミングを遅延させてずらすことで、所望の方向に超音波の平面波を発信することが可能となる。
図５は、各超音波素子（１）〜（４）に入力する駆動信号を、△ｔだけ順に遅延させて、入力した際の超音波の発信方向（発信角度）を示す図である。
各超音波振動子１６から超音波を発信させると、これらの超音波が互いに強めあう合成波面Ｗが形成されて伝搬される。ここで、図５に示すように、配設間隔がｄに設定された各超音波素子（１）〜（４）へ入力する駆動信号を△ｔだけ遅延させると、先に駆動信号が入力された超音波振動子１６から発信される超音波の波面と、後に駆動信号が入力された超音波振動子１６から発信される波面とで、位相が異なるため、合成波面Ｗが走査直線方向Ａに対して傾斜して伝搬される。
この時、合成波面Ｗの伝搬方向と、走査直線方向Ａに直交する走査直交方向との発信角度をθｓ、音速をｃとすると、次式（２）の関係が成立する。
【００４９】
【数２】
【００５０】
図６は、１つの超音波アレイ１２のスキャンエリアを示す図である。図７は、超音波振動子１６から発信される超音波のビーム形状を示す図である。図８は、超音波アレイ１２の各超音波アレイ１２のスキャンエリアを示す図である。なお、以降の説明にあたり、説明を分かり易くするため、図６上図のようなセンサー断面の概略図において、音響整合部６１の図示を省略する。
超音波アレイ１２は、上述のように、各超音波振動子１６に入力する駆動信号のタイミングを遅延させることで、超音波の発信角度を変化させることができる。ここで、超音波アレイ１２は、ライン状アレイ構造（１次元アレイ構造）を有しているため、超音波の発信角度は、図６に示すように、走査直線方向Ａを通り、基板１１に対して直交するスキャン面に制限され、スキャン面に対して交差する方向に発信角度を変化させることはできない。
【００５１】
さらに、有限の面積を持った各超音波振動子１６のダイアフラム１４１から発信される超音波は、図７に示すようなビーム形状（図７中、一点鎖線にて示す）となる。ここで、超音波振動子１６のダイアフラム１４１の直径をｍとし、波長λの超音波を発信した場合、ダイアフラム１４１からｍ２／４λまでの距離がフレネルゾーンとなる。このフレネルゾーンでは、超音波がほぼ平面波として伝搬させることが可能となり、フレネルゾーンを越える範囲であるフラウンホーファーゾーンでは、超音波の波面が球面状となって拡散伝搬される。超音波により血管の位置を測定する場合、フラウンホーファーゾーンでは、超音波が拡散されるため、正確な位置情報を取得することができないので、フレネルゾーン内の血管を超音波により検出することになる。
以上により、１つの超音波アレイ１２により、血管位置を測定可能なスキャンエリアＳは、図６に示すように、走査直線方向Ａを通り、基板１１に対して直交するスキャン面内で、かつ、超音波アレイ１２からの距離がフレネルゾーンの範囲内（超音波アレイ１２からの距離がｍ２／４λまでの範囲）となる扇状範囲となる。
なお、ここでは、超音波振動子１６の走査直交方向の厚み寸法が十分小さいものであるため、超音波アレイ１２によるスキャンエリアＳは、スキャン面内としたが、例えば、超音波振動子１６が走査直交方向に沿って長手状に形成される場合、スキャンエリアＳは、超音波振動子１６の長手方向の寸法分だけ幅寸法を有する体積領域となる。
【００５２】
本実施形態の超音波センサー１０では、上記のような超音波アレイ１２が、基板１１の中央部に、各走査直線方向Ａ１〜Ａ４が異なる方向となるように配置される。したがって、これらの４つの超音波アレイ１２により、それぞれ異なる面方向を有するスキャンエリアＳ（Ｓ１〜Ｓ４）が分布することになる。
図９は、超音波センサーのスキャンエリアに血管が位置する場合の一例を示す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は平面図である。なお、以降の説明にあたり、説明を分かり易くするため、図９（Ａ）のようなセンサー概略斜視図において、音響整合部６１の図示を省略する。
上記のような超音波センサー１０では、その直下のスキャン可能領域Ｓｖ内に血管Ｋが通過する場合、４つの超音波アレイ１２の各スキャンエリアＳのうち少なくとも２つのエリアに血管Ｋが通過する。したがって、これらの超音波アレイ１２から超音波を発信し、血管Ｋにより反射された超音波を受信することで、血管Ｋの位置や周波数偏移量を取得することが可能となる。
【００５３】
〔２−２．超音波アレイ切替回路の構成〕
次に、図２に戻って、装置本体２の他の構成について、説明する。
超音波アレイ切替回路２１は、超音波センサー１０に設けられる４つの超音波アレイ１２のうち、駆動させる超音波アレイ１２を切り替えるスイッチング回路である。
本実施形態の生体検査装置１では、１つの超音波アレイ１２から超音波の送受信が実施されている間、他の超音波アレイ１２への駆動信号の出力、および他の超音波アレイ１２からの受信信号の受信は実施しない。これにより、駆動対象となった超音波アレイ１２では、他の超音波アレイ１２から発信された超音波を受信してしまい、ノイズが検出される不都合や、駆動対象以外の超音波アレイ１２から受信信号が検出されてしまう不都合を回避できる。
この超音波アレイ切替回路２１は、例えば、各超音波アレイ１２の下部電極線１５１Ａおよび上部電極線１５３Ａに接続される端子群を備え、中央演算回路２９から入力されるアレイを選択する旨の切替制御信号に基づいて、切替制御信号に基づいた超音波アレイ１２に対応した端子群と、送受信切替回路２２とを接続する。また、駆動させない超音波アレイ１２に対応した端子群は、例えば、下部電極線１５１Ａおよび上部電極線１５３Ａの双方をＧＮＤに接続することで、駆動させない構成としてもよい。
【００５４】
〔２−３．送受信切替回路の構成〕
送受信切替回路２２は、超音波モード切替制御部２３から入力されるモード切替信号に基づいて、接続状態を切り替えるスイッチング回路である。
具体的には、超音波モード切替制御部２３から超音波発信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、送受信切替回路２２は、信号遅延回路２５から入力された駆動信号を、超音波アレイ切替回路２１に出力可能な接続状態に切り替わる。一方、送受信切替回路２２は、超音波モード切替制御部２３から超音波受信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、超音波アレイ切替回路２１から入力される受信信号を受信計測部２６に出力可能な接続状態に切り替わる。
【００５５】
〔２−４．超音波モード切替制御部の構成〕
超音波モード切替制御部２３は、超音波アレイ１２から超音波を発信させる超音波発信モードと、超音波アレイ１２にて超音波を受信させる超音波受信モードと、を切り替える。
具体的には、超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路から血管状態の測定を開始する旨の制御信号が入力されると、まず、超音波モードに切り替える処理を実施する。この処理では、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に、発信モードに切り替える旨の制御信号を出力し、超音波信号発信回路２４から駆動信号を出力させる旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部２３は、図示しない計時部により計測される時間を認識し、超音波発信モードから所定の発信時間経過後に、超音波受信モードに切り替える処理を実施する。ここで発信時間は、超音波アレイ１２から例えば１〜２周波数のバースト波が発信される時間程度に設定されていればよい。受信モードでは、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に受信モードに切り替える旨の制御信号を出力して、送受信切替回路２２を、超音波アレイ１２から入力される受信信号を受信計測部２６に入力可能な接続状態にスイッチングさせる。
なお、超音波モード切替制御部２３は、上記処理を例えば予め設定された回数実施する。この回数は、超音波の発信角度の設定数により適宜設定される回数であり、例えば、図６に示すように、超音波の発信角度を５段階に切り替えて血管Ｋの位置を測定する場合、５回上記の処理を繰り返す。
なお、受信信号に基づいて、血管位置が検出できなかった場合、さらに上記処理を繰り替えしてもよい。
【００５６】
〔２−５．超音波信号発信回路の構成〕
超音波信号発信回路２４は、発信モードにおいて、超音波モード切替制御部２３から駆動信号を出力させる旨の制御信号が入力されると、超音波アレイ１２の超音波振動子１６を駆動させるための駆動信号（駆動電圧）を信号遅延回路２５に出力する。
【００５７】
〔２−６．信号遅延回路の構成〕
信号遅延回路２５は、本発明の遅延制御部を構成する。この信号遅延回路２５は、超音波信号発信回路２４から、各超音波振動子１６に対する駆動信号が入力されると、その駆動信号を遅延させて送受信切替回路２２に出力する。
ここで、信号遅延回路２５は、遅延時間計算部２７から入力される遅延設定信号に基づいて、各超音波振動子１６を駆動させるための駆動信号を△ｔずつ遅延させて送受信切替回路２２に出力する。
【００５８】
〔２−７．受信計測部の構成〕
受信計測部２６は、計時部にて計測される時間を監視し、超音波が受信されまでの時間を計測する。なお、この受信計測部２６は、本発明の周波数偏移量算出部、受信時間計測部としても機能する。
すなわち、受信計測部２６は、超音波モード切替制御部２３により発信モードに切り替える処理が実施されたタイミングからの時間を監視する。すなわち超音波アレイ１２から超音波が発信され、超音波モード切替制御部２３により、計時部でカウントされる時間がリセットされてからの時間を監視する。そして、超音波モード切替制御部２３により受信モードに切り替える処理を実施され、超音波アレイ１２で受信された反射超音波に応じた受信信号が送受信切替回路２２から受信計測部２６に入力されると、その入力されたタイミングでの時間（ＴＯＦデータ：Time Of Flightデータ）を取得し、取得したＴＯＦデータを中央演算回路２９に出力する。
【００５９】
ここで、ＴＯＦデータの取得には、図１０に示すタイミングで実施する。図１０において、（Ａ）は、１つの超音波アレイから血管Ｋに対して超音波を発信した際のモデルを示す図、（Ｂ）は、駆動信号の出力タイミングおよび受信信号のタイミングを示す図である。
図１０（Ａ）に示すように、超音波アレイ１２から超音波を発信させると、この超音波は、血管Ｋの超音波アレイに近接する側の血管壁（第一血管壁Ｋ１と称す）で、一部が反射され、残りが血管Ｋ内に透過される。この第一血管壁Ｋ１で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は、受信信号Ｓｉｇ１を出力する。
また、血管Ｋ内に透過した超音波のうち、一部が血液により反射されるが、この時、血流速度に応じた周波数の偏移が起こる。この血液で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は受信信号Ｓｉｇ２を出力する。
さらに、血液を透過した超音波の一部は、超音波アレイ１２から離間する側の血管壁（第二血管壁Ｋ２を称す）で反射される。この第二血管壁Ｋ２で反射された超音波が超音波アレイ１２で受信されると、超音波アレイ１２は、受信信号Ｓｉｇ３を出力する。
ここで、受信計測部２６は、駆動信号が出力されて超音波アレイ１２から超音波が出力されるタイミングを基準、すなわち０秒とし、受信信号Ｓｉｇ１が受信されるまでの時間Ｔ１、受信信号Ｓｉｇ３が受信されるまでの時間Ｔ２を計測する。そして、受信計測部２６は、図１０（Ｂ）に示すように、受信信号Ｓｉｇ１が受信された時間Ｔ１に、時間差の半値（Ｔ１−Ｔ２）／２を加算した時間Ｔ３（＝Ｔ１＋（Ｔ２−Ｔ１）／２）をＴＯＦとして算出する。
また、受信計測部２６は、超音波アレイ１２から発信された超音波の周波数と、超音波アレイ１２で受信された超音波の周波数の差である周波数偏移量△ｆを算出し、中央演算回路２９に出力する。
【００６０】
〔２−８．遅延時間計算部の構成〕
遅延時間計算部２７は、中央演算回路２９から入力される発信角度データに基づいて、各超音波振動子１６の駆動遅延時間を算出する。
ここで、この発信角度データは、記憶部２８に予め記憶されているデータである。ここでは、図６に示すように、θｓ＝θ１〜θ５の５つの発信角度データが予め記憶されている例を示す。なお、６個以上の発信角度データが記憶される構成としてもよく、より細かく発信角度を変化させる構成などとしてもよい。
そして、遅延時間計算部２７は、入力された発信角度データθｓと、予め設定されている超音波振動子１６の素子ピッチｄと、音速ｃとを用いて、上記式（１）に基づいて、遅延時間△ｔを算出し、遅延設定信号として信号遅延回路２５に出力する。
【００６１】
〔２−９．記憶部の構成〕
記憶部２８は、中央演算回路２９や遅延時間計算部２７での各種処理を実施するための各種プログラムや各種データなどを記憶する。
具体的には、各種データとして、超音波センサー１０における超音波アレイ１２の位置データ、発信角度データθｓ、ＴＯＦデータ、周波数偏移量データ、および発信超音波の周波数に関する発信周波数データなどが挙げられる。また、各種プログラムとして、血管測定処理の全体を制御する制御プログラム、超音波が反射された血管Ｋの１点の座標位置を演算する反射位置算出プログラム、入力された周波数偏移量データを管理する偏移量管理プログラム、血流方向（血流位置）を算出する位置算出プログラム、血流速度を算出する速度算出プログラムなどが記録される。
【００６２】
〔２−１０．中央演算回路の構成〕
中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶されるプログラムを展開することで、各種処理を実施する。ここで、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される偏移量管理プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の最大偏移量取得部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される反射位置算出プログラムを読み込み、処理を実行することで、本発明の反射位置算出部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される位置算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の移動方向測定部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される速度算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の流速算出部として機能する。すなわち、中央演算回路２９は、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、および流速算出部を構成する。
【００６３】
この中央演算回路２９は、例えば利用者による操作部５の操作により血管位置の測定を開始する旨の入力信号が入力された場合、超音波モード切替制御部２３に測定を開始する旨の制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、超音波アレイ切替回路２１に超音波アレイ１２を切り替える旨の切替制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データを読み込み、遅延時間計算部２７に入力する。
さらに、中央演算回路２９は、偏移量管理プログラムを実施することで、受信計測部から入力される周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、反射位置算出プログラムを実行することで、超音波が反射された位置を演算する反射位置演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、血管Ｋの位置を算出し、血流方向を特定する血流方向演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量、血流方向、発信超音波の周波数に基づいて、血流速度を算出する血流速度演算処理を実施する。
そして、中央演算回路２９は、上記各種処理で算出された血流速度などを表示部４に表示させる処理を実施する。
なお、各種処理の詳細については、後述の血流速測定方法において、説明する。
【００６４】
［３．生体検査装置による血流速測定方法］
次に、上記のような生体検査装置１による血流速測定方法について、図面に基づいて説明する。図１１は、生体検査装置による血流速測定処置のフローチャートである。図１２（Ａ）は、１つの超音波アレイにおいて、超音波の発信角度を変化させた際のスキャンエリアを示す図であり、（Ｂ）は、受信信号から得られる周波数偏移量の変化を示す図である。図１３は、図９に示すような血管に対して、各スキャンエリアと交差する血管の交差位置の一例を示す図である。図１４は、超音波アレイの位置データを示す図である。
【００６５】
本実施形態の生体検査装置１は、上述したように、生体の例えば腕などの検査対象位置に、超音波センサー１０を密着させ、バンド３を締め付けて装置本体２を検査対象位置に固定する。これにより、例えば利用者が、長時間手で装置本体を保持するなどの必要がなく、容易に長期に亘る血管状態の測定を実施することが可能となる。
そして、利用者が操作部５を操作するなどして、入力信号が入力されると、生体検査装置１は、血流速測定処理を開始する。
この血流速測定処理では、図１１に示すように、生体検査装置１の中央演算回路２９は、まず、初期化処理を実施する（ステップＳ１）。この初期化処理では、アレイ変数Ｎａ、角度変数Ｎｓを初期化、すなわちＮａ＝１，Ｎｓ＝１を設定する。
次に、中央演算回路２９は、アレイ変数Ｎａの超音波アレイ１２を駆動可能に切り替える処理を実施する（ステップＳ２）。ここで、中央演算回路２９は、アレイ変数ＮａがＮａ＝１の時には超音波アレイ１２Ａに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝２の時には超音波アレイ１２Ｂに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝３の時には超音波アレイ１２Ｃに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力し、Ｎａ＝４の時には超音波アレイ１２Ｄに切り替える旨の切替制御信号を超音波アレイ切替回路２１に出力する。
【００６６】
この後、中央演算回路２９は、本発明の超音波受発信ステップを実施する。この超音波受発信ステップでは、ステップＳ３の超音波発信モードにおける各種処理およびステップＳ４の超音波受信モードにおける各種処理が含まれる。
この超音波発信モードでは、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データθｓを読み込み、遅延時間計算部２７に出力する。ステップＳ１により初期化された状態では、角度変数Ｎｓ＝１であるので、発信角度データθ１を読み込み、遅延時間計算部２７に出力する。これにより、遅延時間計算部２７は、式（１）に基づいて、遅延時間△ｔを算出し、遅延設定信号として信号遅延回路２５に出力する。
【００６７】
また、中央演算回路２９は、超音波モード切替制御部２３に超音波発信モードに切り替える旨の制御信号を出力する。超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路２９から制御信号が入力されると、送受信切替回路２２に、信号遅延回路２５から入力される駆動信号を超音波アレイ切替回路２１に出力する旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部２３は、超音波信号発信回路２４に超音波アレイ１２を駆動させるための駆動信号を発信する旨の制御信号を出力する。
これにより、超音波信号発信回路２４から、超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に出力するための駆動信号（駆動パルス）が信号遅延回路２５に出力される。また、この信号遅延回路２５では、上記のように、遅延時間計算部２７から遅延設定信号が入力されている。このため、各駆動信号は、遅延設定信号に基づいた遅延時間だけ遅延させて送受信切替回路２２に出力される。
また、送受信切替回路２２は、上記のように、超音波モード切替制御部２３から入力される制御信号により、信号遅延回路２５から入力される駆動信号を超音波アレイ切替回路に出力する状態にスイッチングされている。このため、信号遅延回路２５から出力された遅延処理済みの駆動信号は、超音波アレイ切替回路２１を介して、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に出力される。
以上により、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２から、角度変数Ｎｓに対応した発信角度で超音波が出力される。
【００６８】
また、超音波モード切替制御部２３は、中央演算回路２９から超音波発信モードに切り替える旨の制御信号を受信して、超音波信号発信回路２４から駆動信号を出力させたタイミング、すなわち、超音波アレイ１２から超音波が発信されたタイミングで計時部にて計測される時間をリセットして、経過時間を計測する。そして、超音波モード切替制御部２３は、例えば１〜２周期のバースト波が出力される時間後に、ステップＳ４の超音波受信モードの各種処理を実施する。
なお、超音波モード切替制御部２３は、遅延時間計算部２７により計算される遅延時間△ｔに基づいて、前記超音波振動子１６から超音波信号の出力が終了する発信終了時間を算出し、超音波アレイ１２から超音波が発信されたタイミングからこの発信終了時間の経過後に受信モードに切り替える制御を実施してもよい。
【００６９】
ステップＳ４の超音波受信モードでは、超音波モード切替制御部２３は、送受信切替回路２２に、超音波アレイ切替回路２１から入力される受信信号を、受信計測部２６に出力する旨の制御信号を出力する。
これにより、超音波アレイ１２で超音波が受信されて、受信信号が超音波アレイ１２から受信信号が出力されると、その受信信号が、超音波アレイ切替回路２１から送受信切替回路２２を経て、受信計測部２６に入力可能な状態となる。
【００７０】
そして、この超音波受信モードでは、受信計測部２６は、送受信切替回路２２から入力される受信信号を監視し、入力があった場合には、受信信号に基づいた周波数偏移量、ＴＯＦを算出する（周波数偏移量算出ステップ）。
ここで、図１２における発信角度θaの場合のように、超音波の発信方向に血管Ｋが存在する場合、血管壁や血液で反射された超音波が超音波に受信されることで、受信信号が出力される。この場合、受信計測部２６は、上述したように、血管Ｋの第一血管壁Ｋ１で反射された超音波に基づいた受信信号Ｓｉｇ１が入力されるタイミングＴ１と、血管Ｋの第二血管壁Ｋ２で反射された超音波に基づいた受信信号Ｓｉｇ３が入力されるタイミングＴ２とに基づいて、時間Ｔ３＝Ｔ１＋（Ｔ２−Ｔ１）／２を算出してＴＯＦデータとして取得する。
また、上述した図１０に示すように、超音波が血管Ｋ内を流れる血液で反射された場合、血流速度に応じて周波数が偏移するため、受信計測部２６には、受信信号Ｓｉｇ１と異なる周波数の受信信号Ｓｉｇ２が入力される。したがって、受信計測部２６は、受信信号Ｓｉｇ２の信号周波数と、発信信号Ｓｉｇ０の信号周波数との差から周波数偏移量を算出する。ここで、本実施形態では、ステップＳ３の超音波発信モード、およびステップＳ４の超音波受信モードにおける超音波送受信処理は、予め設定された周期情報に基づき、周期的に実施される。したがって、受信計測部２６は、周期的に受信される超音波の受信信号を、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）を用いた演算アルゴリズムにより処理して周波数偏移量を算出する。
なお、受信信号Ｓｉｇ１は、発信信号の信号周期と略同一であるため、受信信号Ｓｉｇ１の信号周波数と、受信信号Ｓｉｇ２の信号周波数との差から周波数偏移量を算出する処理を実施してもよい。
また、受信計測部２６は、周波数偏移量が記録される周波数偏移量データ、ＴＯＦが記録されるＴＯＦデータ、および受信信号Ｓｉｇ１，Ｓｉｇ３の受信タイミングＴ１，Ｔ２が記録される受信タイミングデータを中央演算回路に出力する。中央演算回路２９は、これらの周波数偏移量データ、ＴＯＦデータ、受信タイミングデータ、およびこれらのデータが入力された際のアレイ変数Ｎａ、角度変数Ｎｓを関連付けた受信データを、適宜読み出し可能に記憶部２８に記憶する。
【００７１】
この後、中央演算回路２９は、角度変数Ｎｓに１を加算し（ステップＳ５）、角度変数Ｎｓが最大値ＮｓＭＡＸ以上となったか否かを判断する（ステップＳ６）。なお、本実施形態では、超音波アレイから超音波を５段階の角度に切り替えて発信するものとするため、ＮｓＭＡＸ＝５となる。このステップＳ６において、Ｎｓ≦ＮｓＭＡＸ（本実施形態では、Ｎｓ≦５）となる場合、中央演算回路２９は、ステップＳ３の超音波発信モードの処理に戻る。
【００７２】
一方、ステップＳ６において、Ｎｓ＞ＮｓＭＡＸ（本実施形態では、Ｎｓ＞５）となる場合、角度変数Ｎｓを初期化してＮｓ＝１を設定し、アレイ変数Ｎａに１を加算する（ステップＳ７）。
【００７３】
そして、中央演算回路２９は、アレイ変数Ｎａが最大値ＮａＭＡＸを超えたか否かを判断する（ステップＳ８）。なお、本実施形態では、超音波センサー１０に４つの超音波アレイ１２が設けられる例を示すため、ＮａＭＡＸ＝４となる。
このステップＳ８で、アレイ変数ＮａがＮａＭＡＸ（本実施形態では、４）以下である場合、ステップＳ２の処理に戻り、他の超音波アレイ１２によるスキャンを実施する。これにより、図１３に示すように、全ての超音波アレイ１２により、スキャンエリアＳ１〜Ｓ４内の血管Ｋをスキャンすることが可能となる。
【００７４】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から偏移量管理プログラムを読み出して実行することで、最大偏移量取得処理を実施する（ステップＳ９：最大偏移量取得ステップ）。
この最大偏移量取得処理では、記憶部２８から受信データを読み込み、血管位置の算出や、血流の測定において、最適な受信データを取得する処理を実施する。
ここで、１つの超音波アレイから超音波の発信角度を切り替えて発信させ、その受信信号に基づいて周波数偏移量を算出すると、図１２（Ｂ）に示すようなデータが得られる。この図１２（Ｂ）に示すように、スキャンエリアＳ内に血管Ｋがある場合、超音波が血管Ｋ中の血液により反射される位置で周波数偏移量が増大し、血流速度が最も早くなる血管Ｋ中心に向かって超音波が射出される際（発信角度θa）において、周波数偏移量が最大値△ｆaとなる。
そこで、最大偏移量取得処理では、中央演算回路２９は、まず、各超音波アレイ１２からそれぞれ超音波を発信させて得られる周波数偏移量データから、各超音波アレイ１２に対する周波数偏移量の最大値△ｆaをそれぞれ取得し、これを各超音波アレイ１２における固有周波数偏移量とする。
そして、中央演算回路２９は、これらの４つの固有周波数偏移量Δｆaのうち、最大となる最大周波数偏移量△ｆmax、および次に大きい値の第二周波数偏移量△ｆnextを取得する。また、これらの最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextに対応する受信データを読み込む。
ここで、最大周波数偏移量△ｆmaxに関連付けられたアレイ変数Ｎａおよび角度変数Ｎｓに対応する超音波アレイ１２および発信角度が、式（１）により血流速度を算出する際に、誤差が最小となる適切な超音波入射角度を与える最適パラメータとなる。
【００７５】
次に、中央演算回路２９は、記憶部２８から反射位置算出プログラムを読み出し、反射位置演算処理を実施する（ステップＳ１０）。
このステップＳ１０の反射位置演算処理では、中央演算回路２９は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextに対応した受信データから、ＴＯＦデータ、アレイ変数Ｎａ、および角度変数Ｎｓを読み出し、血管Ｋにおける２点（反射位置）を算出する。ここで、反射位置の座標は、アレイ変数Ｎａに対応した超音波アレイ１２の走査直線方向Ａiがｘ軸（図１４参照）となす角度をφiとし、角度変数Ｎｓに対応する発信角度をθiとし、ＴＯＦをｔiとした際、反射位置Ｖｉの座標（Ｖｘｉ，Ｖｙｉ，Ｖｚｉ）は次式（３）により与えられる。中央演算回路２９は、この式（３）に基づいて、血管Ｋの２点の反射位置を算出する。なお、φiは、記憶部２８に予め記憶されている各超音波アレイ１２の位置を示す位置データである。
【００７６】
【数３】
【００７７】
次に、中央演算回路２９は、記憶部２８から位置算出プログラムを読み出し、血流方向演算処理を実施する（ステップＳ１１：移動方向検出ステップ）。
図１５は、血流方向を演算するためのモデルを示す図である。図１５において、Ｖ１は、最大周波数偏移量△ｆmaxに対応する血管Ｋの反射位置、Ｖ２は、第二周波数偏移量△ｆnextに対応する血管Ｋの反射位置である。
この血流方向演算処理では、中央演算回路２９は、図１５に示すように、ステップＳ１０で算出された２つの反射位置座標から、ベクトル（Ｖ１Ｖ２）（又はベクトル（Ｖ２Ｖ１））を算出し、これを血流方向（血流位置）と見なす。すなわち、この血管位置測定処理では、超音波センサー１０の直下領域Ｓｖが十分に小さいものであり、上記ステップＳ１０で演算された２つ反射位置Ｖ１，Ｖ２を結ぶ直線上に、血管Ｋが位置しているものと見なして血管位置の測定結果とする。
【００７８】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から速度算出プログラムを読み出し、血流速度演算処理を実施する（ステップＳ１２：流速演算ステップ）。
この血流速度演算処理では、中央演算回路２９は、上述した式（１）に基づいて、血液の流速を演算する。ここで、超音波入射角度γは、最大周波数偏移量△ｆmaxを検出した超音波アレイ１２の位置をＡ１（図１５では、超音波アレイ１２Ｃの位置の例を示す）として、ベクトルＡ１Ｖ１と、ベクトルＶ１Ｖ２とがなす角となる。したがって、超音波入射角度γは、次式（４）の関係を満たす。
【００７９】
【数４】
【００８０】
したがって、上述した式（１）に、上記式（４）を代入して変形することで、次式（５）が導き出される。
【００８１】
【数５】
【００８２】
中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmax、式（４）により演算される超音波入射角度γ、音速ｃ、超音波アレイ１２から発信された超音波の周波数ｆ０を用い、上記式（５）に基づいて、血流速ｖ０を算出する。
【００８３】
また、生体検査装置１は、上記のようなステップＳ１〜ステップＳ１２の処理を、周期的に繰り返し実施することで、長時間に亘って血管位置の経時変化を取得することが可能となる。特に、本実施形態の生体検査装置１は、バンド３により常時利用者に装着することが可能であり、上記のように、周期的に測定を実施することで、利用者の動きにより血管位置が変化した場合でも正確に血管位置を特定することができる。したがって、長期間に亘って、正確な血管位置に対する血管状態の測定が可能となる。
なお、この繰り返し処理を実施する際、生体検査装置１は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextが検出された２つの超音波アレイ１２を固定し、これらの２つの超音波アレイにより測定される受信データに基づいて、ステップＳ９〜ステップＳ１２を繰り返し実施してもよい。この場合、血流速測定の度に全超音波アレイ１２を用いて最大周波数偏移量△ｆmax，第二周波数偏移量△ｆnextを取得する必要がなくなり、処理を簡単にすることができ、処理負荷の軽減、処理速度の向上、省エネルギー化を図ることができる。一方、本実施形態のように、周期的に血流速測定を実施する際に、ステップＳ１〜Ｓ１２を繰り返し実行することで、例えば利用者が普段の生活で活発に動き、血管位置がずれた場合であっても、測定の度に血管位置を正確に把握して血流速測定を実施することができるため、より精度の高い血流速測定を実施することができる。
【００８４】
〔４．第一実施形態の作用効果〕
上述したように、上記第一実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０は、基板１１に走査直線方向Ａがそれぞれ異なる４つの超音波アレイ１２が設けられ、これらの超音波アレイ１２は、それぞれ走査直線方向に沿って超音波振動子１６が配設されたライン状アレイ構造に構成されている。また、生体検査装置１は、遅延時間計算部２７により計算された遅延時間を信号遅延回路２５に入力することで、各超音波アレイ１２の各超音波振動子１６に入力される駆動信号が遅延され、超音波アレイ１２から出力される超音波の合成波面Ｗが所望の方向に制御可能な構成となり、各超音波アレイ１２により、扇状のスキャンエリアを走査することが可能となっている。そして、生体検査装置１の受信計測部２６は、各超音波アレイにおける周波数偏移量を取得し、中央演算回路２９に出力する。また、中央演算回路２９は、最大偏移量算出プログラムを読み出すことで、これらの周波数偏移量のうち最大周波数偏移量△ｆmaxを取得する。
ここで、この最大周波数偏移量△ｆmaxは、血流の流速算出時に、誤差が小さく、精度の高い演算が可能な超音波入射角度γに対応した、周波数偏移量となる。したがって、この生体検査装置１では、超音波センサー１０の位置を調整して、例えば血管Ｋの向きに対して適切な超音波入射角度を設定するなどの煩雑な作業が不要となり、容易に、適切な超音波入射角度γに対する周波数偏移量を取得することができる。
そして、超音波センサー１０は、ライン状アレイ構造の超音波アレイ１２を複数備える構成であるため、例えば基板１１上に２次元アレイ構造の超音波アレイを敷き詰めるような構成に比べて、アレイ構成、各超音波振動子への配線構造を簡単にでき、製造が容易であり、製造コストも低減できる。
【００８５】
また、駆動させる超音波アレイを順次切り替え、発信させる超音波の発信角度も順次切り替えてスキャンを実施することで、このような最大周波数偏移量△ｆmaxを検出した超音波アレイ１２や超音波の発信角度も容易に求まる。したがって、この最大周波数偏移量△ｆmaxが検出された際の超音波入射角度γも、式（４）により、演算により容易に算出することができる。
【００８６】
また、第一実施形態では、ステップＳ１〜ステップＳ１２を周期的に繰り返すことで、長期間に亘って、生体の血流状態や血流速の経時的変化を測定することができる。したがって、１度の測定のみでは、検出できないような血流速の異常であっても、長期に亘った測定により、血流速の異常を発見することができ、利用者の健康維持を良好に支援することができる。
なお、本実施形態では、ステップＳ１〜Ｓ１２を周期的に繰り返して長期間に亘る血流速測定を実施したが、上述のように、最大周波数偏移量△ｆmax、第二周波数偏移量△ｆnextを固定し、ステップＳ９〜Ｓ１４のみの処理を繰り返し実施してもよく、この場合、血管位置がずれた場合に測定精度が悪化するものの、処理の高速化、処理負荷の軽減、省エネルギー化を図ることができる。
【００８７】
また、１回の血管測定において、超音波発信モードおよび超音波受信モードによる超音波の送受信は、予め設定された周期データに基づいて、周期的に実施される。このため、受信計測部２６は、周期的に出力される受信信号に基づいて、ＦＦＴを用いた演算アルゴリズムにより、迅速に、かつ高精度な周波数変位量を算出することができる。
【００８８】
さらに、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmaxと関連付けられた受信タイミングデータ、および第二周波数偏移量△ｆnextと関連付けられた受信タイミングデータを読み込み、ベクトル（Ｖ１Ｖ２）を算出する。すなわち、生体検査装置１は、血管Ｋの軸方向に超音波アレイ１２の走査直線方向を合わせるなどの煩雑な作業を実施することなく、演算により容易に、血管Ｋの位置を算出することができる。
【００８９】
また、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量△ｆmax、発信超音波の周波数ｆ０、および式（４）により演算される超音波入射角度γに基づいて、式（５）に基づいて、容易に血流速度を算出することができる。したがって、超音波センサー１０の位置を調整して、超音波入射角度γを最適に設定するなどの煩雑な作業を不要にでき、容易に演算により精度の高い血流の流速を算出することができる。
【００９０】
［第二実施形態］
次に、本発明に係る第二実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
上記第一実施形態の生体検査装置１では、血管状態として血流速の測定を実施したが、第二実施形態の生体検査装置１では、血管状態として、上記血流速に加えて、血圧を測定する。なお、第二実施形態以降の説明にあたり、第一実施形態と同様の構成については同符号を付し、その説明を省略または簡略する。
【００９１】
〔１．生体検査装置の構成〕
この第二実施形態の生体検査装置１は、第一実施形態と略同様の構成を備えるものであり、図１に示すように、装置本体２と、装置本体２に接続されるバンド３を備えている。
また、装置本体２の内部に設けられる各種構成も第一実施形態と略同様であり、超音波センサー１０と、超音波アレイ切替回路２１と、送受信切替回路２２と、超音波モード切替制御部２３と、超音波信号発信回路２４と、信号遅延回路２５と、受信計測部２６と、遅延時間計算部２７と、記憶部２８と、中央演算回路２９と、を含んで構成されている。なお、第一実施形態と同様の構成については、ここでの説明は省略する。
【００９２】
ここで、第二実施形態の記憶部２８には、各種プログラムとして、制御プログラム、反射位置算出プログラム、偏移量管理プログラム、位置算出プログラム、速度算出プログラムに加え、さらに血管径算出プログラム、および血圧を算出する血圧算出プログラムが記録されている。
【００９３】
また、第二実施形態の中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される血管径算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の径算出部として機能する。また、中央演算回路２９は、記憶部２８に記憶される血圧算出プログラムを読み込み、処理を実施することで、本発明の圧測定部として機能する。すなわち、中央演算回路２９は、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部を構成する。
【００９４】
この中央演算回路２９は、上記第一実施形態と同様に、例えば利用者による操作部５の操作により血管位置の測定を開始する旨の入力信号が入力された場合、超音波モード切替制御部２３に測定を開始する旨の制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、超音波アレイ切替回路２１に超音波アレイ１２を切り替える旨の切替制御信号を出力する。
また、中央演算回路２９は、記憶部２８から発信角度データを読み込み、遅延時間計算部２７に入力する。
さらに、中央演算回路２９は、偏移量管理プログラムを実施することで、受信計測部から入力される周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、反射位置算出プログラムを実行することで、超音波が反射された位置を演算する反射位置演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、位置算出プログラムを実行することで、血管Ｋの位置を算出し、血流方向を特定する血流方向演算処理を実施する。
さらには、中央演算回路２９は、速度算出プログラムを実行することで、最大周波数偏移量、血流方向、発信超音波の周波数に基づいて、血流速度を算出する血流速度演算処理を実施する。
これに加えて、第二実施形態の中央演算回路２９は、血管径算出プログラムを実行することで、受信計測部２６から入力される受信信号Ｓｉｇ１，Ｓｉｇ２の受信タイミングＴ１、Ｔ２に基づいて、血管径を算出する血管径演算処理を実施する。
また、中央演算回路２９は、血圧算出プログラムを実行することで、血圧を算出する血圧演算処理を実施する。
そして、中央演算回路２９は、上記各種処理で算出された血流速度や血圧などを表示部４に表示させる処理を実施する。
【００９５】
〔２．生体検査装置による血圧測定方法〕
次に、上記のような生体検査装置１による血圧測定方法について、図面に基づいて説明する。図１６は、生体検査装置による血圧測定処置のフローチャートである。
図１６に示すように、第二実施形態の生体検査装置１では、上記第一実施形態と同様の方法、すなわちステップＳ１〜ステップＳ１２を実施することで、血流速ｖ０を算出する。
また、第二実施形態の血圧測定では、ステップＳ９の最大偏移量取得処理において、固有周波数偏移量Δｆaのうち、最大となる最大周波数偏移量△ｆmax、および次に大きい値の第二周波数偏移量△ｆnextに加え、最小値となる最小周波数偏移量△ｆmin、および次に小さい値の第三周波数偏移量△ｆmin_nextを取得する。
【００９６】
そして、図１６に示すように、中央演算回路２９は、ステップＳ１２の血流速演算処理の後、記憶部２８から血管径算出プログラムを読み込み、血管径演算処理を実施する（ステップＳ１３：流路径取得ステップ）。これには、中央演算回路２９は、ステップＳ９で取得した最小周波数偏移量△ｆminに対応する受信データから、受信タイミングデータ（受信タイミングＴ１，Ｔ３）を読み込み、これらの時間差（Ｔ２−Ｔ１）と、音速ｃとに基づいて、血管径を算出する。
なお、この血管径演算処理では、中央演算回路２９は、最小周波数偏移量△ｆminに関連付けられる受信タイミングデータにより算出された径、第三周波数偏移量△ｆmin_nextに関連付けられる受信タイミングデータにより算出された径の平均値を、血管径として取得するものであってもよい。また、中央演算回路２９は、４つの固有周波数偏移量△ｆaに関連付けられる受信タイミングデータから、それぞれ径を算出し、それらの平均値を血管径としてもよい。
【００９７】
この後、中央演算回路２９は、記憶部２８から血圧算出プログラムを読み出し、血圧演算処理を実施する（ステップＳ１４：血圧測定ステップ）。
この血圧演算処理では、中央演算回路２９は、ステップＳ１２で算出した血流の流速ｖ０と、ステップＳ１３で算出した血管径Ｄに基づいて、血圧を演算により算出する。
【００９８】
ここで、図１７に、血管Ｋ内の血液の流れを示す図を示す。図１７において、（Ａ）は、血管Ｋの一部を拡大した概略図であり、（Ｂ）は血管Ｋ内の血液の速度分布を示す図である。
図１７（Ａ）に示すように、血管軸を中心軸（Ｘ軸）として、血管軸に直交する半径方向にｒ軸を取ったモデルを考える。血管Ｋ内を流れる血液は、静脈であれば層流であり、動脈においても末梢に近い領域では層流となる。このような、層流状態では、血管Ｋ内を流れる血液は、下記のような一般式（６）の関係式に従う。
【００９９】
【数６】
【０１００】
上記式（６）において、μは流体の粘性率であり、Ｐは流体に係る圧力であり、ｕは流体の速度である。ここで、血管壁と血液の境界部分では、血流の流速は０となるため、上記式（６）から、下記式（７）が導かれる。
【０１０１】
【数７】
【０１０２】
上記式（７）は、図１７（Ｂ）に示すように、血管Ｋの中心軸（Ｘ軸）において、血液の流速が最大となり、血管壁との境界部分で血液の流速が０となることを示している。ここで、血管Ｋの中心軸（Ｘ軸）を中心に、速度ｕを積分すると、この血管Ｋ内の断面を通過する血液の流量Ｑを得ることができ、下記式（８）が導き出せる。
【０１０３】
【数８】
【０１０４】
また、血管Ｋ内の中心軸（Ｘ軸：ｒ＝０）では、血液の流速が最大となるため、最大速度ｕ０は、下記式（９）のように表すことができる。
【０１０５】
【数９】
【０１０６】
したがって、上記式（８）（９）から、血流量Ｑは、下記式（１０）に示すように、血管径Ｄ、最大流速ｕ０を用いて求めることが可能となる。
【０１０７】
【数１０】
【０１０８】
一方、式（９）における（ｄＰ／ｄｘ）は、血管Ｋの中心軸方向への圧力勾配を示す式となり、例えば長さＬの範囲内の血管Ｋの両端部の圧力をそれぞれＰ１，Ｐ２とすると、下記式（１１）の関係が成り立つ。
【０１０９】
【数１１】
【０１１０】
ここで、上述した式（８）に、式（１１）を代入することで、下記式（１２）が導かれる。
【０１１１】
【数１２】
【０１１２】
また、血流抵抗Ｒは次式（１３）のように定義される。
【０１１３】
【数１３】
【０１１４】
この式（１３）を用いることで、式（１２）は、ＱＲ＝Ｐ１−Ｐ２との式に置き換えることができる。また末梢血管においては、Ｐ２＝０と見なすことができるため、所定の血管位置における血圧Ｐ＝圧力Ｐ１とすることができる。したがって、下記式（１４）が成立する。
【０１１５】
【数１４】
【０１１６】
中央演算回路２９は、上記式（１０）（１３）（１４）を用いることで、血圧を算出することができる。すなわち、中央演算回路２９は、ステップＳ１２で算出した血流の流速ｖ０と、ステップＳ１３で算出した血管径Ｄを用い、上記式（１０）により、血流量Ｑを算出する。そして、中央演算回路２９は、ステップＳ１３で算出された血管径Ｄを用い、上記式（１３）により、血流抵抗Ｒを算出する。そして、中央演算回路２９は、これらの血流量Ｑ、血流抵抗Ｒを用い、式（１４）に基づいて、血圧Ｐを算出する。
【０１１７】
また、生体検査装置１は、第一実施形態と同様に、上記のようなステップＳ１〜ステップＳ１４の処理を、周期的に繰り返し実施することで、長時間に亘って血管位置の経時変化を取得することが可能となる。特に、本実施形態の生体検査装置１は、バンド３により常時利用者に装着することが可能であり、上記のように、周期的に測定を実施することで、利用者の動きにより血管位置が変化した場合でも正確に血管位置を特定することができる。したがって、長期間に亘って、正確な血管位置に対する血管状態（血流や血圧、脈拍など）の測定が可能となる。
なお、第一実施形態と同様に、この繰り返し処理を実施する際、生体検査装置１は、最大周波数偏移量△ｆmaxおよび第二周波数偏移量△ｆnextが検出された２つの超音波アレイ１２を固定し、これらの２つの超音波アレイにより測定される受信データに基づいて、ステップＳ９〜ステップＳ１４を繰り返し実施してもよい。この場合、血圧測定の度に全超音波アレイ１２を用いて最大周波数偏移量△ｆmax，第二周波数偏移量△ｆnextを取得する必要がなくなり、処理を簡単にすることができ、処理負荷の軽減、処理速度の向上、省エネルギー化を図ることができる。一方、本実施形態のように、周期的に血圧測定を実施する際に、ステップＳ１〜Ｓ１４を繰り返し実行することで、例えば利用者が普段の生活で活発に動き、血管位置がずれた場合であっても、測定の度に血管位置を正確に把握して血圧測定を実施することができるため、より精度の高い血圧測定を実施することができる。
【０１１８】
〔３．第二実施形態の作用効果〕
上記第二実施形態では、上記第一実施形態の作用効果に加え、次の作用効果を奏することができる。
すなわち、中央演算回路２９は、血管径プログラムにより、受信タイミングデータに基づいた血管径Ｄを算出し、この血管径Ｄと、式（５）により求められた血流の流速ｖ０とを用いて、式（１０）（１３）（１４）により、容易に血圧Ｐを算出することができる。したがって、超音波センサー１０の位置を調整して、超音波入射角度γを最適に設定するなどの煩雑な作業を不要にでき、容易に演算により精度の高い血圧を算出することができる。
【０１１９】
また、第二実施形態においても、第一実施形態と同様、ステップＳ１〜ステップＳ１２を周期的に繰り返すことで、長期間に亘って、生体の血流状態や血流速および血圧の経時的変化を測定することができる。したがって、１度の測定のみでは、検出できないような血流速や血圧の異常であっても、長期に亘った測定により、早期に異常を発見することができ、利用者の健康維持を良好に支援することができる。
【０１２０】
［第三実施形態］
次に、本発明に係る第三実施形態の測定装置である生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
図１８は、本発明に係る第三実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ａの基板平面を示す平面図である。
【０１２１】
上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０から入力された受信信号に基づく受信データにより、ベクトルＶ１Ｖ２を求めて、血管位置の測定を実施するとともに、血管径Ｄの演算を行った。これに対して、第三実施形態の生体検査装置１では、超音波センサー１０Ａは、超音波アレイ１２の外周側に、血管位置および血管径を測定するための位置測定用超音波アレイ１７が配設されている。すなわち、位置測定用超音波アレイ１７は、本発明の径測定用超音波アレイとしても機能する。
【０１２２】
これらの位置測定用超音波アレイ１７は、基板１１の各辺の略中央部に配設されている。そして、これらの位置測定用超音波アレイ１７は、複数の超音波振動子１６を走査直線方向Ｂに沿って配設することで構成されている。ここで、位置測定用超音波アレイ１７の走査直線方向Ｂは、当該位置測定用超音波アレイ１７が配設された各辺の辺直線方向と同一方向である。本実施形態では、基板１１は正方形状に形成されるため、図１８に示すように、位置測定用超音波アレイ１７Ｅ、１７Ｇでは、ｘ軸方向に沿った走査直線方向Ｂ、位置測定用超音波アレイ１７Ｆ，１７Ｈでは、ｙ軸方向に沿った走査直線方向Ｂを有している。
【０１２３】
また、位置測定用超音波アレイ１７は、超音波アレイ１２とほぼ同様の構成を有している。すなわち、基板１１には、超音波アレイ１２を構成する超音波振動子１６のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が設けられる他、各辺の中央部に、位置調整用超音波アレイ１７を構成する超音波振動子１６のダイアフラム１４１を形成するための開口部１１１が設けられている。ここで、位置測定用超音波アレイ１７の開口部１１１は、超音波アレイ１２の開口部１１１とは、例えばその開口径が異なり、異なる周波数を発信可能な構成となっている。すなわち、超音波アレイ１２では、例えば２Ｈｚの超音波が出力可能であり、ドプラ効果による周波数偏移量が取得し易い周波数が出力可能に形成されている。一方、位置測定用超音波アレイ１７では、例えば１０Ｈｚの超音波が出力可能であり、超音波の波長が短いため、血管位置や血管径の検出が容易な周波数を出力可能に形成されている。
【０１２４】
図１９は、１つの位置測定用超音波アレイ１７のスキャンエリアを示す図である。
位置測定用超音波アレイ１７は、超音波アレイ１２と同様に、信号遅延回路２５から出力される遅延済み駆動信号により、超音波の発信角度が制御可能であり、これにより、図１９に示すように、走査直線方向Ｂを通り、かつ基板１１の面に直交する面内で、扇状のスキャンエリアＳareaを有する。第二実施形態では、このような位置測定用超音波アレイ１７が各辺に対して設けられているため、各辺を覆うようにスキャンエリアＳareaが形成される。すなわち、基板１１の直下領域の側面は、各位置測定用超音波アレイ１７のスキャンエリアＳareaに囲われることになる。このようなスキャンエリアＳareaを有する超音波センサー１０Ａでは、基板１１の直下領域に血管Ｋが通過する場合、これらのスキャンエリアＳareaの少なくとも２つに血管Ｋが交差する。したがって、その交差点を超音波により検出することで、血管位置を演算することが可能となる。
【０１２５】
このような第二実施形態の生体検査装置１では、記憶部２８に記憶される位置算出プログラム、速度算出プログラム、および血管径算出プログラムは、中央演算回路２９に、第一実施形態と異なる処理を実施させる。以下、これらのプログラムによる中央演算回路２９の処理について説明する。
【０１２６】
中央演算回路２９は、位置算出プログラムにより、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信データに基づいた血管位置を演算する血流方向演算処理を実施する。
具体的には、第二実施形態における血流方向演算処理では、中央演算回路２９は、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信データを読み込み、そのＴＯＦデータを取得する。そして、これらのＴＯＦデータに基づいて、血管Ｋ上の２点、すなわち位置測定用超音波アレイ１７から発信された超音波が反射された２点を算出し、これらの２点を結ぶ直線を仮血管位置として算出する。
また、中央演算回路２９は、反射位置演算処理では、最大周波数偏移量△ｆmaxに関連付けられたＴＯＦデータに基づいて反射位置Ｖ１，Ｖ２を算出し、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置するか否かを判断する。ここで、中央演算回路２９は、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していると判断すると、仮血管位置を血管位置として取得する。一方、これらの反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していない場合、位置測定用超音波アレイ１７により検出された２つの反射位置と、点Ｖ１，Ｖ２とを通る線を血管位置として補正する。この場合、血管Ｋの軸方向は直線とならず、曲線となる。
【０１２７】
また、中央演算回路２９は、速度算出プログラムにより、血流速度演算処理を実施する。ここで、上記血流方向演算処理により、反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していると判断された場合、上記第一実施形態と同様の処理を実施する。
一方、血流方向演算処理により、反射位置Ｖ１，Ｖ２が仮血管位置上に位置していないと判断された場合、血管Ｋの軸方向における反射位置Ｖ１での接線方向を血流方向として判断し、この接線方向と、ベクトルＡ１Ｖ１とのなす角度γを算出する。その後は、第一および第二実施形態と同様に、式（５）に基づいて、血流の流速ｖ０を算出する。
【０１２８】
さらに、中央演算回路２９は、血管径算出プログラムは、位置測定用超音波アレイ１７からの受信信号に基づいた受信データを読み込み、受信タイミングデータから、血管径Ｄを算出する。
【０１２９】
〔第三実施形態の作用効果〕
上述したような第三実施形態の生体検査装置では、超音波センサー１０Ａは、位置測定用超音波アレイ１７を備えており、この位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信信号に基づいて、血管位置の測定を実施する。
超音波アレイ１２から、１つの周波数の超音波を発信して、血管位置や血管径の測定用のＴＯＦデータや受信タイミングデータと、血流速測定用の周波数偏移量との双方を取得する場合、血管壁や血液での超音波の反射率が異なるため、いずれか一方のデータに誤差が生じやすくなる。これに対して、第三実施形態では、位置測定用超音波アレイ１７を設けることで、血管位置や血管径を測定するための周波数の超音波と、周波数偏移量を測定するための周波数の超音波とをそれぞれ別の素子から発信させることができる。したがって、位置測定用超音波アレイ１７から出力された受信信号を用いることで、より正確な血管位置、血管径を測定することができ、超音波アレイ１２から出力される受信信号を用いることで、より正確な周波数偏移量を測定することができる。これにより、より正確な血流速度、血圧を算出することができ、測定精度を向上させることができる。
【０１３０】
［第四実施形態］
次に、本発明に係る第四実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
第四実施形態の生体検査装置は、第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１の超音波アレイ１２の構造を変形したものであり、その他の構成については上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１と同様である。
図２０は、第四実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ｂの基板１１の平面図である。
【０１３１】
第四実施形態の生体検査装置の超音波センサー１０Ｂには、第一実施形態と同様に、基板１１の中央部に、それぞれ超音波アレイ３１（３１Ａ，３１Ｂ，３１Ｃ，３１Ｄ）が配置される。
ここで、各超音波アレイ３１は、第一実施形態と同様に、それぞれ異なる走査直線方向Ａを有しており、これらの走査直線方向Ａに沿って、複数の超音波素子３２が配設されている。また、各超音波素子３２は、走査直線方向Ａに直交する走査直交方向に沿って配設された複数（本実施形態では３つの例を示す）の超音波振動子１６を備えている。なお、各超音波振動子１６の構成は、第一実施形態の超音波振動子１６と同様の構成であり、ここでの説明は省略する。
【０１３２】
１つの超音波素子３２において、例えば、各超音波振動子１６の上部電極線１５３Ａが共通電極として互いに接続され、各超音波振動子１６の各下部電極１５１に接続される下部電極線１５１Ａがそれぞれ独立して配線されている。すなわち、これらの超音波振動子１６は、それぞれ独立して駆動させることが可能に構成されている。
なお、１つの超音波アレイ３１において、全ての上部電極線１５３Ａが結線されて共通電極線となる構成としてもよい。
【０１３３】
このような、超音波アレイ３１では、各超音波素子３２における各超音波振動子１６の超音波出力タイミングを制御することで、所定の１点に超音波を集束させることが可能となる。これにより、超音波の平面波を出力可能なフレネルゾーンを拡大することができ、超音波振動子１６から超音波が平面波として伝搬される距離を延ばすことができる。
図２１は、１つの超音波振動子により出力される超音波のフレネルゾーン（上図）と、第二実施形態の超音波アレイのフレネルゾーン（下図）と、の差を示す図である。
図２１の上図に示すように、上記第一実施形態で示したような単一の超音波振動子１６から発信される超音波では、距離Ｌ１＝Ｄ２／４λまでがフレネルゾーンとなり、平面波が伝搬される。これに対して、図１２の下図に示すように、中央の超音波素子３２から超音波を発信するタイミングを、両端部の超音波素子３２から発信される超音波の発信タイミングから遅延させることで、各超音波振動子１６から出力される超音波の合成波が、遅延時間に応じたフォーカス点Ｐに向かって集束するように形成される。すなわち、各超音波振動子１６の超音波発信タイミングを制御することで、フォーカス点Ｐの位置を制御でき、フレネルゾーンの距離（すなわち、超音波が平面波として伝搬される距離）Ｌ２を所望の距離に調整することが可能となる。
【０１３４】
このような遅延時間の制御は、中央演算回路２９、遅延時間計算部２７および信号遅延回路２５により実施することが可能である。その遅延時間の算出方法を図２２に基づいて説明する。
図２２は、複数の超音波振動子１６から発信した超音波を所定の１点に集束させた状態を示す図である。図２２に示す例のように、１〜Ｎの超音波振動子１６が配置されており、各超音波振動子１６における超音波発信タイミングを調整することで、フォーカス点Ｐに超音波を集束させる場合、任意の点Ｙiの位置にある超音波振動子１６からフォーカス点Ｐに超音波が到達するまでの時間τ（ｉ，Ｆ）は、以下の式（１５）により表すことができる。
【０１３５】
【数１５】
【０１３６】
この式（１５）は、図２２に示すように、超音波素子３２の中央点を原点（０，０）とし、超音波振動子１６のｙ軸に沿って配設し、ｘ方向に超音波を発信した場合における演算式である。上記式（５）において、Ｆは、フォーカス点のｘ座標位置、θは、超音波素子３２の中心点（原点）とフォーカス点Ｐとを通る直線と、ｘ軸とのなす角度である。
【０１３７】
第四実施形態の生体検査装置では、上記式（１５）に基づいて、中央演算回路２９、遅延時間計算部２７、および信号遅延回路２５は、各超音波振動子１６に印加する駆動信号の出力タイミングを制御して、超音波の発信タイミングを遅延させる。
すなわち、第四実施形態の生体検査装置では、中央演算回路２９は、血管Ｋが位置する深さに応じて、超音波を集束させるフォーカス点Ｐを設定して、遅延時間計算部２７に出力する。これにより、遅延時間計算部２７は、上記式（１５）に基づいて、各超音波振動子１６から出力させる超音波をフォーカス点Ｐで集束させるための遅延時間を計算し、信号遅延回路２５に入力する。
ここで、血管Ｋが位置する深さとは、例えば利用者が操作部５を操作することで入力されるものであればよい。例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離が短い指などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により指を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、遅延時間計算部２７に小さい値のＦ値（フォーカス点Ｐまでの距離）を出力する。また、例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離が長くなる腕などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により腕を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、より大きい値のＦ値を遅延時間計算部２７に出力する。また、例えば、皮膚から血管Ｋまでの距離がさらに長くなる脚などを検査部位とする場合で、利用者の操作部５の操作により脚を検査対象とする旨の入力信号が入力されると、中央演算回路２９は、さらに大きい値のＦ値を遅延時間計算部２７に出力する。ここで、これらのＦ値としては、予め設定され、記憶部２８に記憶される値を用いることができる。なお、例えば指を検査部位とする場合などでは、１つの超音波素子３２を構成する各超音波振動子１６間では、超音波の発信タイミングを遅延させず、上記第一実施形態と同様のフレネルゾーンにより血管位置を検出する構成などとしてもよい。
【０１３８】
なお、この超音波センサー１０Ｂにおいても、第三実施形態のような位置測定用超音波アレイ１７を別途設ける構成としてもよく、この場合、位置測定用超音波アレイ１７においても、走査直線方向Ｂに直交する方向に複数の超音波振動子１６を配設したアレイ構造とし、フレネルゾーンを拡大して、超音波が平面波として伝搬される距離を延長可能な構成とすることで、より広い範囲の血管Ｋの位置測定を実施することができる。
【０１３９】
〔第四実施形態の作用効果〕
上記第四実施形態の生体検査装置では、各超音波アレイ３１は、走査直線方向Ａに沿って配設されたライン状アレイ構造の超音波素子３２を備えるとともに、これらの超音波素子３２は、それぞれ走査直線方向Ａに直交する走査直交方向に配設された超音波振動子１６を備えている。そして、遅延時間計算部２７および信号遅延回路２５は、中央演算回路２９から入力される最適Ｆ値に基づいて、各超音波素子３２の走査直交方向に配設された各超音波振動子１６に対し、両端部の超音波振動子１６から中央部の超音波振動子１６に向かうに従って、超音波の発信タイミングを遅延させる駆動信号を出力する。
このため、各超音波振動子１６から発信される超音波のフレネルゾーンの距離（すなわち、超音波が平面波として伝搬される距離）Ｌ２を、単一の超音波振動子１６を用いる場合に比べて延ばすことができ、血管位置のスキャンエリアＳareaをより大きくすることができる。したがって、生体検査装置は、より広い領域に対して血管Ｋの位置測定を実施することができる。
【０１４０】
［第五実施形態］
次に、本発明に係る第五実施形態の生体検査装置について、図面に基づいて説明する。
第五実施形態は、第一実施形態や第二実施形態の生体検査装置１の超音波アレイ１２の配置位置を変形したものであり、その他の構成については上記第一実施形態および第二実施形態の生体検査装置１と同様である。
図２３は、第五実施形態の超音波センサー１０Ｃの概略構成を示す平面図である。
【０１４１】
この第五実施形態の生体検査装置では、超音波センサー１０Ｃの基板１１上に、走査直線方向Ａがそれぞれ異なる超音波アレイ１２が、８個配設されている。具体的には、超音波アレイ１２Ａは、ｘ軸と平行な走査直線方向Ａ１を有し、この走査直線方向Ａ１に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。また、超音波アレイ１２Ｂは、ｙ軸と平行な走査直線方向Ａ２を有し、この走査直線方向Ａ２に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｃは、ｘ軸に対して４５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ３を有し、この走査直線方向Ａ３に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｄは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ４を有し、この走査直線方向Ａ４に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｅは、ｘ軸に対して３０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ５を有し、この走査直線方向Ａ５に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｆは、ｘ軸に対して６０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ６を有し、この走査直線方向Ａ６に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｇは、ｘ軸に対して１２０度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ７を有し、この走査直線方向Ａ７に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。超音波アレイ１２Ｈは、ｘ軸に対して１３５度の角度で傾斜する走査直線方向Ａ８を有し、この走査直線方向Ａ８に沿って配設される複数の超音波振動子１６を備えている。
【０１４２】
このような超音波センサー１０Ｃを備えた生体検査装置では、８個の超音波アレイ１２から出力される周波数偏移量に基づいて、最大周波数偏移量△ｆmaxを取得することができる。したがって、多くのデータからより血流測定に適したデータを取得することができ、より精度が高く、誤差が少ない血流速度を演算により求めることができる。
【０１４３】
［第六実施形態］
次に、本発明に係る第六実施形態の生体検査システム１Ａについて図面に基づいて説明する。図２４は、本発明に係る第六実施形態の生体検査システム１Ａの概略を示す斜視図である。
図２４において、第六実施形態の生体検査システム１Ａは、超音波センサー１０Ｄと、バンド３と、制御装置７と、を備えており、これらの超音波センサー１０Ｄおよび制御装置７により本発明の測定装置を構成する。図２５は、第六実施形態の生体検査システム１Ａの概略構成を示すブロック図である。
この生体検査システム１Ａでは、膜状に形成される超音波センサー１０Ｄを生体の所定の検査位置にバンドで固定し、超音波センサー１０Ｄから出力される信号を制御装置７により処理する。なお、図２４では、図示を省略しているが、超音波センサー１０Ｄの表層には、音響整合部６１が形成されている。
また、制御装置７には、図２５に示すように、超音波アレイ切替回路２１、送受信切替回路２２、超音波モード切替制御部２３、超音波信号発信回路２４、信号遅延回路２５、受信計測部２６、遅延時間計算部２７、記憶部２８、中央演算回路２９などが組み込まれている。
なお、制御装置７に設けられる各構成については、上記第一実施形態と同様であるため、ここでの説明は省略する。
また、制御装置７に利用者が生体検査システム１Ａを操作するための操作部５や表示部４が設けられる構成としてよく、制御装置７に操作部５や表示部４が接続可能な構成としてもよい。
【０１４４】
なお、図２４では、超音波センサー１０Ｄを制御装置７が有線により接続される例を示すが、例えば、赤外線、Bluetooth（登録商標）、電波などにより、無線接続される構成としてもよく、この場合、超音波センサー１０Ｄおよび制御装置７には、それぞれ、無線通信を実施する無線通信部が設けられる。このような構成とする場合、超音波センサー１０Ｄを装着時に線が邪魔になることがなく、より携帯利便性に優れた生体検査システム１Ａを提供できる。
【０１４５】
上述のような第五実施形態の生体検査システム１Ａでは、薄型の超音波センサー１０Ｄのみを生体に固定するため、長時間に亘って血管状態を検査する場合であっても、生体検査システム１Ａが邪魔になったり、重量により生体に負荷をかけたりすることがない。したがって、例えば利用者は、普段の生活を続けながら血管状態の変化を測定することができる。
【０１４６】
〔その他の実施形態〕
なお、本発明は前述の実施形態に限定されるものではなく、本発明の目的を達成できる範囲での変形、改良等は本発明に含まれるものである。
【０１４７】
例えば、上記第一〜第六実施形態では、測定装置として、生体内の血管Ｋ内を流れる血液の流速や血圧を測定する生体検査装置１、生体検査システム１Ａを例示したが、これに限定されない。例えば、超音波を伝達可能な収納体の内部に、収納体と異なる音響インピーダンスを有する管が設けられており、その管内に流れる被測定流体の流速や圧力を測定する測定装置であれば本発明を適用することができる。例えば、液体内に配設された配管の位置や、配管内の被測定流体の流速や圧力を測定する測定装置などに本発明を適用することができる。
【０１４８】
また、上記第一〜第六実施形態において、超音波振動子１６は、支持膜１４上に、膜状の下部電極１５１、圧電膜１５２、上部電極１５３を積層することで構成される例を示したが、これに限定されず、例えばバルク状（塊状）の圧電体を支持膜１４上に配置する構成などとしてもよい。この場合、バルク状圧電体としては、カット成形が容易な長方形状に形成し、長方形の長手方向を走査直交方向に沿わせ、かつ走査直線方向Ａに沿って複数の圧電体を配置する。
【０１４９】
さらに、上記第一〜第六実施形態において、超音波振動子１６として、ダイアフラム１４１の形状が円形で、円形状の圧電体１５を形成する構成を例示したが、これに限定されず、例えば矩形状や、多角形状などのダイアフラム１４１に、矩形状や多角形状などの圧電体１５を設ける構成としてもよい。すなわち、ダイアフラム１４１の振動時の応力バランスなどを考慮して、超音波振動子１６の形状を自由に設計することができる。
また、１つの超音波振動子１６により超音波の送信および受信の双方を実施する例を示したが、例えば超音波送信用の振動子と、超音波受信用の振動子とを別素子として備える構成などとしてもよい。
【０１５０】
さらには、上記第一〜第六実施形態において、超音波センサー１０の基板１１を矩形状（正方形状）に形成する例を示したが、これに限定されず、その他の多角形状や、円形、楕円形状など、いかなる形状に成形してもよい。
また、第三実施形態において、基板１１が多角形状の場合、各辺に対してそれぞれ位置測定用超音波アレイ１７を配設することで、また、基板が円形や楕円形の場合では、走査直線方向Ｂが、基板１１の接線方向に沿うように、位置測定用超音波アレイ１７を配設することで、超音波センサー１０Ａの直下領域を通過する血管Ｋの位置を測定することができる。
【０１５１】
第一〜第六実施形態において、ステップＳ１０の反射位置演算処理では、中央演算回路２９は、第二周波数偏移量△ｆnextに対応した受信データから、反射位置Ｖ２を算出したが、例えば、その他の固有周波数偏移量△ｆaに対応した受信データから、反射位置Ｖ２を算出してもよい。
【０１５２】
そして、第四実施形態では、生体検査装置１が装着される位置が設定入力されることで、中央演算回路２９で最適なＦ値を選択して遅延時間計算部２７に出力し、遅延時間計算部２７で各超音波素子３２を構成する各超音波振動子１６に対して出力する駆動信号の遅延時間を算出する構成を例示したがこれに限定されない。例えば、血管状態の検査対象が予め設定された位置、例えば腕の血管状態の検査専用の生体検査装置１などでは、遅延時間計算部２７は、予め設定された最適Ｆ値に基づいて、遅延時間を計算する構成などとしてもよい。
【０１５３】
また、第一〜第六実施形態において、１つの走査直線方向Ａに対して１つの超音波アレイ１２が配設される例を示したが、例えば、１つの走査直線方向Ａに対して複数の超音波アレイ１２が配置される構成などとしてもよい。
【０１５４】
さらに、第六実施形態において、制御装置７内に、超音波アレイ切替回路２１、送受信切替回路２２、超音波モード切替制御部２３、超音波信号発信回路２４、信号遅延回路２５、受信計測部２６、遅延時間計算部２７、記憶部２８、中央演算回路２９が含まれる構成を例示したがこれに限定されない。例えば、超音波センサー１０Ｄに、超音波アレイ切替回路２１や送受信切替回路２２、信号遅延回路２５などの回路を設ける構成としてもよい。超音波センサー１０Ｄに各回路が構成される場合、例えば基板１１上に形成することで、超音波センサー１０Ｄの厚み寸法の増大を抑えることができる。
【０１５５】
そして、上記第一〜第六実施形態において、各超音波アレイ１２は、各超音波振動子１６により超音波の発信および受信の双方を実施し、超音波モード切替制御部２３により、超音波発信モードと、超音波受信モードとを切り替える例を示したが、これに限定されない。
例えば、各超音波アレイ１２を構成する超音波振動子１６のうち、奇数番目に配置される超音波振動子１６を超音波発信用の素子として用い、偶数番目に配置される超音波振動子１６を超音波受信用の素子として用いてもよい。また、超音波アレイ１２のライン一端側の超音波振動子１６から超音波を発信し、ライン他端側の超音波振動子１６で超音波を受信する構成などとしてもよい。
さらには、超音波発信専用の超音波振動子と、超音波受信専用の超音波振動子とがそれぞれ別体として設けられる構成としてもよい。
この場合、図２６に示すように、複数の超音波発信専用振動子１６１が直線上に配列された超音波発信用アレイ１２１と、超音波受信専用振動子１６２が直線上に配列された超音波受信用アレイ１２２とが、並設される構成などとしてもよい。
【０１５６】
また、上記のような変形例の測定システムや、第五実施形態の生体検査システム１Ａにおいて、制御装置７は、例えばインターネット回線を介して接続されるサーバー装置にデータを送信する構成であってもよく、この場合、例えば病院などの医療施設で超音波センサー１０Ｄを装着した患者の血管状態を常時監視することができる。
【０１５７】
第二実施形態において、中央演算回路２９は、血流方向演算処理の際に、位置測定用超音波アレイ１７の受信信号に基づく反射位置座標により演算された血管位置上に、最大周波数偏移量△ｆmaxと関連付けられたＴＯＦデータに基づいて演算された反射位置Ｖ１がない場合、位置測定用超音波アレイ１７の受信信号に基づく反射位置座標と、超音波アレイ１２の受信信号に基づく反射位置Ｖ１，Ｖ２により血管位置を補正する例を示したがこれに限定されない。例えば、位置測定用超音波アレイ１７から出力される受信信号に基づく受信データのみにより血管位置を演算し、Ｖ１座標を、この血管位置上の移動させる補正を行ってもよい。
【０１５８】
さらに、上記実施形態において、遅延時間計算部２７が、中央演算回路２９から発信角度データを受け取ることで、各超音波振動子１６に入力する駆動信号の遅延時間を演算する装置である例、すなわち、遅延時間計算部２７がハードウェアとして構成される例を示したが、これに限定されない。例えば、記憶部２８に遅延時間計算プログラムが記憶され、中央演算回路２９によりこの遅延時間計算プログラムが読み出されて実行されることで、各駆動信号に遅延時間を演算する構成としてもよい。
また、本発明の最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部として、中央演算回路２９が偏移量管理プログラム、反射位置算出プログラム、位置算出プログラム、速度算出プログラム、血管径算出プログラム、および血圧算出プログラムを読み出し実行することで機能する例を示したが、例えば、最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部が、例えばＩＣなどの集積回路により、ハードウェアとして構成されるものであってもよい。
【０１５９】
以上、本発明を実施するための最良の構成について具体的に説明したが、本発明は、これに限定されるものではない。すなわち、本発明は、主に特定の実施形態に関して特に図示され、かつ、説明されているが、本発明の技術的思想および目的の範囲から逸脱することなく、以上述べた実施形態に対し、当業者が様々な変形および改良を加えることができるものである。
【符号の説明】
【０１６０】
１…測定装置である生体検査装置、１Ａ…測定装置である生体検査システム、７…制御装置、１０，１０Ａ，１０Ｂ，１０Ｃ，１０Ｄ…超音波センサー、１１…基板、１２，３１…超音波アレイ、１６…超音波振動子、１７…径測定用超音波アレイとしても機能する位置測定用超音波アレイ、２５…遅延制御部を構成する信号遅延回路、２６…周波数偏移量算出部である受信計測部、２９…プログラムを読み込み実行することで最大偏移量取得部、反射位置算出部、移動方向測定部、流速算出部、径算出部、および圧測定部として機能する中央演算回路、３２…超音波素子、Ａ…走査直線方向。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーと、
前記超音波アレイから超音波を送受信させる制御をする送受信制御部と、
前記超音波アレイで受信される超音波に基づいて周波数偏移量の測定を実施する演算部と、
を具備したことを特徴とする測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御する遅延制御部を備える
ことを特徴とする測定装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の測定装置において、
前記演算部は、
各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数の差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出部と、
前記周波数偏移量算出部により算出された前記超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得部と、
を備えることを特徴とする測定装置。
【請求項４】
請求項３に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、
前記周波数偏移量算出部は、前記最大偏移量取得部において先のタイミングで取得された最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出する
ことを特徴とした測定装置。
【請求項５】
請求項３に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、
前記周波数偏移量算出部は、各超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出し、
前記最大偏移量取得部は、前記周波数偏移量算出部により算出される度に、前記周波数偏移量から前記最大周波数偏移量を取得する
ことを特徴とする測定装置。
【請求項６】
請求項４または請求項５に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、周期的に、前記超音波センサーにより超音波を送受信させる
ことを特徴とする測定装置。
【請求項７】
請求項３から請求項６のいずれかに記載の測定装置において、
前記演算部は、
複数の前記超音波アレイのうち、前記最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイ、および他の超音波アレイのうちいずれか１つにおいて、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの受信時間を計測する受信時間計測部と、
前記超音波アレイの位置データ、前記受信時間、および前記超音波アレイから発信された超音波の発信角度に基づいて、超音波が反射された反射位置を算出する反射位置算出部と、
前記反射位置算出部により算出される前記反射位置から、被測定流体の移動方向を求める移動方向測定部と、を備えた
ことを特徴とする測定装置。
【請求項８】
請求項３から請求項６のいずれかに記載の測定装置において、
前記超音波センサーは、被測定流体が流れる管の位置を測定するための位置測定用超音波アレイを備え、
前記演算部は、前記位置測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、前記管内の前記被測定流体の移動方向を算出する移動方向算出部を備えた
を備えたことを特徴とする測定装置。
【請求項９】
請求項７または請求項８に記載の測定装置において、
前記被測定流体の移動方向、前記最大周波数偏移量、および前記超音波アレイから発信される発信超音波の周波数、に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速算出部を備える
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の測定装置において、
前記被測定流体が流れる流路径を取得する径取得部と、
前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を測定する圧測定部と、を備えた
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の測定装置において、
前記超音波センサーは、前記流路径を測定するための径測定用超音波アレイを備え、
前記径取得部は、前記径測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて前記流路径を算出する
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１２】
請求項１から請求項１１のいずれかに記載の測定装置と、
前記超音波センサーにおける複数の前記超音波アレイの表面を覆い、生体の音響インピーダンスと同等の音響インピーダンスを有する音響整合部と、
を備えたことを特徴とする生体検査装置。
【請求項１３】
複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーを用い、被測定流体の流速を測定する流速測定方法であって、
各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御して、前記超音波アレイから超音波を発信、および反射された超音波の受信を実施する超音波受発信ステップと、
各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数との差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出ステップと、
前記周波数偏移量算出部により算出された超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得ステップと、
前記被測定流体の移動方向を検出する移動方向検出ステップと、
前記発信超音波の周波数、前記最大周波数偏移量、および前記被測定流体の移動方向に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速演算ステップと、
を備えることを特徴とする流速測定方法。
【請求項１４】
請求項１３の血流測定方法により測定される前記被測定流体の流速を用いた前記被測定流体の圧力測定方法であって、
前記被測定流体の流路径を取得する流路径取得ステップと、
前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を算出する圧測定ステップと、
を備えることを特徴とする圧力測定方法。
【請求項１】
複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーと、
前記超音波アレイから超音波を送受信させる制御をする送受信制御部と、
前記超音波アレイで受信される超音波に基づいて周波数偏移量の測定を実施する演算部と、
を具備したことを特徴とする測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御する遅延制御部を備える
ことを特徴とする測定装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の測定装置において、
前記演算部は、
各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数の差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出部と、
前記周波数偏移量算出部により算出された前記超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得部と、
を備えることを特徴とする測定装置。
【請求項４】
請求項３に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、
前記周波数偏移量算出部は、前記最大偏移量取得部において先のタイミングで取得された最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出する
ことを特徴とした測定装置。
【請求項５】
請求項３に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、複数タイミングで、前記超音波センサーにより超音波を送受信させ、
前記周波数偏移量算出部は、各超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、各タイミングにおける前記周波数偏移量を算出し、
前記最大偏移量取得部は、前記周波数偏移量算出部により算出される度に、前記周波数偏移量から前記最大周波数偏移量を取得する
ことを特徴とする測定装置。
【請求項６】
請求項４または請求項５に記載の測定装置において、
前記送受信制御部は、周期的に、前記超音波センサーにより超音波を送受信させる
ことを特徴とする測定装置。
【請求項７】
請求項３から請求項６のいずれかに記載の測定装置において、
前記演算部は、
複数の前記超音波アレイのうち、前記最大周波数偏移量に対応した前記超音波アレイ、および他の超音波アレイのうちいずれか１つにおいて、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの受信時間を計測する受信時間計測部と、
前記超音波アレイの位置データ、前記受信時間、および前記超音波アレイから発信された超音波の発信角度に基づいて、超音波が反射された反射位置を算出する反射位置算出部と、
前記反射位置算出部により算出される前記反射位置から、被測定流体の移動方向を求める移動方向測定部と、を備えた
ことを特徴とする測定装置。
【請求項８】
請求項３から請求項６のいずれかに記載の測定装置において、
前記超音波センサーは、被測定流体が流れる管の位置を測定するための位置測定用超音波アレイを備え、
前記演算部は、前記位置測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて、前記管内の前記被測定流体の移動方向を算出する移動方向算出部を備えた
を備えたことを特徴とする測定装置。
【請求項９】
請求項７または請求項８に記載の測定装置において、
前記被測定流体の移動方向、前記最大周波数偏移量、および前記超音波アレイから発信される発信超音波の周波数、に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速算出部を備える
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の測定装置において、
前記被測定流体が流れる流路径を取得する径取得部と、
前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を測定する圧測定部と、を備えた
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の測定装置において、
前記超音波センサーは、前記流路径を測定するための径測定用超音波アレイを備え、
前記径取得部は、前記径測定用超音波アレイから出力される受信信号に基づいて前記流路径を算出する
ことを特徴とする測定装置。
【請求項１２】
請求項１から請求項１１のいずれかに記載の測定装置と、
前記超音波センサーにおける複数の前記超音波アレイの表面を覆い、生体の音響インピーダンスと同等の音響インピーダンスを有する音響整合部と、
を備えたことを特徴とする生体検査装置。
【請求項１３】
複数の超音波素子が走査直線方向に沿って配設されたライン状アレイ構造を有する超音波の送受信が可能な超音波アレイ、およびこの超音波アレイが複数配設された基板を備えるとともに、複数の前記超音波アレイが、前記走査直線方向がそれぞれ異なる方向となる状態に配設された超音波センサーを用い、被測定流体の流速を測定する流速測定方法であって、
各超音波アレイから発信される超音波の発信角度を制御して、前記超音波アレイから超音波を発信、および反射された超音波の受信を実施する超音波受発信ステップと、
各超音波アレイから出力された受信信号に基づいて、発信超音波の周波数と受信超音波の周波数との差である周波数偏移量を、前記超音波アレイ毎に算出する周波数偏移量算出ステップと、
前記周波数偏移量算出部により算出された超音波アレイ毎の前記周波数偏移量のうち、最大となる最大周波数偏移量を取得する最大偏移量取得ステップと、
前記被測定流体の移動方向を検出する移動方向検出ステップと、
前記発信超音波の周波数、前記最大周波数偏移量、および前記被測定流体の移動方向に基づいて、前記被測定流体の流速を算出する流速演算ステップと、
を備えることを特徴とする流速測定方法。
【請求項１４】
請求項１３の血流測定方法により測定される前記被測定流体の流速を用いた前記被測定流体の圧力測定方法であって、
前記被測定流体の流路径を取得する流路径取得ステップと、
前記流路径、および前記被測定流体の流速に基づいて、前記被測定流体の圧力を算出する圧測定ステップと、
を備えることを特徴とする圧力測定方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【公開番号】特開２０１２−５６９０（Ｐ２０１２−５６９０Ａ）
【公開日】平成２４年１月１２日（２０１２．１．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−１４５１０７（Ｐ２０１０−１４５１０７）
【出願日】平成２２年６月２５日（２０１０．６．２５）
【出願人】（０００００２３６９）セイコーエプソン株式会社 (51,324)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年１月１２日（２０１２．１．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年６月２５日（２０１０．６．２５）
【出願人】（０００００２３６９）セイコーエプソン株式会社 (51,324)
【Ｆターム（参考）】
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