生体情報算出装置及び生体情報算出方法
【課題】 本発明は、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することを目的とする。
【解決手段】 本発明は、生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部２と、超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して反射波に対応する信号を出力する受信部３及び受信部４と、受信部３により受信された信号の振幅と、受信部４により受信された信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部２３とを備える。受信部３及び受信部４のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力する。
【解決手段】 本発明は、生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部２と、超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して反射波に対応する信号を出力する受信部３及び受信部４と、受信部３により受信された信号の振幅と、受信部４により受信された信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部２３とを備える。受信部３及び受信部４のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体内を流れる血液の流動性の評価をするものであり、特に生体内における血管を流れている血液の流速を測定する生体情報算出装置及び生体情報算出方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体の健康状態を判断する検査項目のひとつとして、血液の流動性に着目した血液レオロジー測定が注目されている。血液レオロジー（流動性）を測定する部として、被験者より採血した一定量の血液が微小流路（マイクロチャネル）を通過する時間を測定する微小流路流動分析装置が開発されている（非特許文献１参照。）。現在においては、微小流路流動分析装置は、血液レオロジー測定における標準機とされている。
【０００３】
しかし、微小流路流動分析装置による測定においては上記のように必ず採血を行う必要があり、測定が行えるのは医療機関に限られ、いつでもだれでもが手軽に健康状態を検査する目的には大きな不都合がある。また、採血は被験者に対する肉体的および心理的な負担も大きく、１日あたりに測定作業が可能な回数もせいぜい数回まででしかないため、時系列的に連続したデータが得られないという問題がある。
【０００４】
血液レオロジーを示す指標のひとつとして血液粘性と生体内を流れる血液の速度（以下、血流速度）とは強い相関があると考えられる。すなわち、血液の流動性が低い（粘性が高い）場合、血流速度は遅いと考えられる。一方、流動性が高い（粘性が低い）場合、血流速度が速いと考えられる。そのため、生体内の血流速度を計測することにより、間接的に血液粘性を知ることが可能となる。
そこで従来から、血液粘性と強い相関のある血流速度を計測するため、生体内を伝播し、血管内を流れる血液に反射する超音波のドップラシフト信号から血流速度を計測する発明である非侵襲ドップラ方式生体情報算出装置が提案されている（特許文献１参照）。この技術において、ドップラ方式で計測される血流速度Ｖｈを生体（人体）の最高血圧値Ｐｈで補正し、血液レオロジーを示すひとつの指標として、補正血流速度Ｖｃを以下の式により定義することができる。
【０００５】
Ｖｃ＝Ｖｈ／Ｐｈ （式１）
上記式によりＶｃが大きい場合は、血液の流動性が高く（粘性が低い）、逆にＶｃが小さい場合は、流動性が低い（粘性が高い）といえるのである。
【特許文献１】特開２００３−１５９２５０号公報
【非特許文献１】菊池佑二「毛細血管モデルを用いた全血流動性の測定」（食品研究成果情報，NO.11 1999年発行）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、生体内を伝播し、血管内を流れる血液に反射する超音波のドップラシフトを計測する技術においては、受信した反射波に対応する微小な信号を大きく増幅する必要がある。このため、センサやセンサと増幅回路とを接続する配線部に入り込むノイズの影響も大きく、Ｓ／Ｎ比（信号対ノイズ比）の優れた信号が得にくいという問題がある。
【０００７】
そこで、本発明は以上の点に鑑みてなされたものであり、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる生体情報算出装置及び生体情報算出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】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明の第１の特徴は、 生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部と、前記超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部と、前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部と、前記差動増幅部により増幅された前記信号の周波数と前記送信部により送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するドップラシフト周波数算出部と、前記送信部により送信された前記超音波の周波数、及び前記ドップラシフト周波数算出部により算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出する流速算出部とを備え、前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを要旨とする。
【０００９】
かかる特徴によれば、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれの分極方向が逆であり、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれから出力された信号の位相が逆相となるため、差動増幅部により反射波に対応する信号を確実に増幅することができる。一方、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれと差動増幅部とを接続する各配線にノイズが混入しても、当該ノイズが上記分極作用により発生した信号ではなく、その信号の位相が略同相であるため、差動増幅部により各配線に混入したノイズを打ち消すことができる。
【００１０】
これにより、各配線に混入したノイズによる影響を低減して第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれから出力される信号のＳ／Ｎ比を高めることができ、血流速度を高精度に算出することができる。
【００１１】
すなわち、本発明によれば、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる。
【００１２】
本発明の第２の特徴は、前記第１受信部は前記信号を出力する第１圧電体を備え、前記第２受信部は前記信号を出力する第２圧電体を備えており、前記第１圧電体及び前記第２圧電体のそれぞれは、前記信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆であることを要旨とする。
【００１３】
本発明の第３の特徴は、前記第１圧電体及び前記第２圧電体が一体に形成されていることを要旨とする。
【００１４】
本発明の第４の特徴は、前記第１圧電体と前記第２圧電体との境界部分には溝が形成されていることを要旨とする。
【００１５】
本発明の第５の特徴は、前記送信部は前記超音波を発生する第３圧電体を備え、前記第１圧電体、前記第２圧電体及び前記第３圧電体は一体に形成されていることを要旨とする。
【００１６】
本発明の第６の特徴は、前記第３圧電体は前記第１圧電体の隣に配置されており、前記第１圧電体と前記第３圧電体との境界部分には溝が形成されていることを要旨とする。
本発明の第７の特徴は、超音波が生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部を備える生体情報算出装置において動作する生体情報算出方法であって、前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅するステップと、増幅された信号の周波数と送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するステップと、送信された前記超音波の周波数、及び算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出するステップとを備え、前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを要旨とする。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
（実施形態）
以下、図面に基づき実施例の構成を説明する。図１は、本発明に係る生体情報算出装置の構成を示すブロック図である。図２は、本発明で用いた血流速度センサの構成図である。図２（ａ）は血流速度センサの平面図であり、図２（ｂ）は血流速度センサの側面図である。図３は、各血流速度センサに指が載置された状態を示す図である。
【００１９】
本実施形態に係る生体情報算出装置１００は、生体を流れる血液の流速を算出するものであり、超音波計測部５０と、流速算出部５１とを備えている。
【００２０】
図１に示すように、超音波計測部５０は、血流速度センサ１０と、差動増幅部２３（２３ａ，２３ｂ）と、検波・フィルタ回路２４（２４ａ，２４ｂ）と、後段増幅回路２５（２５ａ，２５ｂ）と、Ａ／Ｄ変換部２６（２６ａ，２６ｂ）とを備えている。
【００２１】
図２に示すように、血流速度センサ１０は、２対の超音波センサ、すなわち、送信部２ａ、受信部３ａ、受信部４ａから成る超音波センサ１ａと、送信部２ｂ、受信部３ｂ、受信部４ｂから成る超音波センサ１ｂとを組み合わせたものである。
【００２２】
送信部２ａ（２ｂ）は、指７１を流れる血液に向けて超音波７８ａ（７８ｂ）を送信する。受信部３ａ（３ｂ）、受信部４ａ（４ｂ）は、送信部２ａ（２ｂ）により送信された超音波が指７１により反射されてくる反射波７９ａ（７９ｂ）を受信して反射波７９ａ（７９ｂ）に対応する信号を出力する。
受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力する。本実施形態では、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれは、出力信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆である。
【００２３】
なお、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれの分極方向が逆となるように、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれには極性の異なる電圧が印加されている。
【００２４】
受信部３ａ、３ｂ（第１受信部）は第１圧電体を備え、受信部４ａ、４ｂ（第２受信部）は第２圧電体を備え、送信部２ａ、２ｂは第３圧電体を備える。各圧電体は、いずれも圧電性セラミックス板からなり、電極薄膜が形成されている圧電振動素子である。
【００２５】
ここで、図２乃至図４を参照しながら、受信部３と受信部４の構成について詳細に説明する。なお、送信部２ａ，受信部３ａ，受信部４ａは、送信部２ｂ，受信部３ｂ，受信部４ｂの構成と同様である。このため、送信部２ａ，受信部３ａ，受信部４ａの構成についてのみ詳細に説明する。
【００２６】
図２に示すように、送信部２ａは、受信部３ａと隣り合うように配置されている。また、受信部３ａは、受信部４ａと隣り合うように配置されている。図３に示すように、具体的には、受信部３ａ、受信部４ａは、送信部２ａにより送信された超音波が指７１により反射されてくる反射波を受信し得る位置に備えられている。
【００２７】
図４に示すように、本実施形態に係る血流速度センサ１は、電極５として金などの金属膜を表面にめっきした分極処理済の単一の圧電体から切り出した圧電体をそれぞれに送信部２、受信部３、受信部４として圧電素子支持部材１７上に実装したものである。
【００２８】
本実施形態では、２対の超音波センサ１ａ、１ｂを用い、超音波の射出および受信の指向性の方向が互いに平行にならない角度αを成すようにセンサ支持基板１０上に配置してある。図３に示すように、この血流速度センサ１０に、測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて、その内部の血流速度を計測する。
【００２９】
超音波センサ１ａの送信部２ａから送信された超音波（送信波７８ａ）は生体組織中を伝播し、血管中を流れる血液で反射される。反射波７９ａは、血液の流れる速度に従いドップラシフトを受けた信号に変化している。この反射波が受信部３ａおよび受信部４ａで受信される。
【００３０】
超音波センサ１ｂについても同様に、送信部２ｂから送信された超音波（送信波７８ｂ）は血流によるドップラシフトを受けて反射される。そして、反射波が受信部３ｂ、受信部４ｂで受信される。
【００３１】
このように、送信された超音波の周波数と受信された反射波の周波数との差であるドップラシフト周波数に基づいて、体内を流れる血液の速度が算出される。
【００３２】
ここで、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂのいずれか一方を用いて、体内を流れる血液の速度を算出することができるのは勿論であるが、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂの双方を用いて、体内を流れる血液の速度を算出することもできる。
【００３３】
具体的には、超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂでは超音波の放射される方向が異なる。この超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂとの角度の差αと、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂのそれぞれに対応するドップラシフト周波数ΔＦａ、ΔＦｂを用いて、体内を流れる血液の速度を計算することができる。血液の速度を算出する詳細な説明については後述する。
【００３４】
次に、超音波センサ１ａ，１ｂ以外の超音波計測部５０の構成について説明する。差動増幅部２３は、受信部２により受信された信号の振幅と、受信部３により受信された信号の振幅との差分を増幅する。ここで、受信部３と受信部４とは、圧電対の分極方向を逆転させて圧電素子支持部材１７上に実装されている。このため、出力信号は位相が反転しているが、それぞれの信号は差動増幅部２３の反転増幅入力端子と非反転増幅入力端子から入力され、一方の位相が反転されて合成される。これにより、結果として２つの受信部の信号の和の信号として増幅される。
【００３５】
一方、センサやその信号配線が外部より雑音にさらされた場合、差動増幅部２３における反転増幅入力端子及び非反転増幅入力端子のそれぞれに入力されたノイズ成分が互いに打ち消し合うことになる。このため、結果としてノイズ成分は低減されることになり、Ｓ／Ｎ比が向上する。
差動増幅部２３から出力された信号は、検波・フィルタ回路２４ａ、２４ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）を取り除いたドップラシフト信号成分のみが抽出される。さらに、当該抽出された信号は、Ａ／Ｄ変換処理によって不要な周波数成分が取り除かれ、後段増幅回路２５ａ、２５ｂでそれぞれＡ／Ｄ変換器２６の入力レベルに適当な振幅までさらに増幅される。このドップラシフト信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６によりデジタルデータに変換され、バッファメモリ３１に一時蓄積される。
【００３６】
次に、流速算出部５１は、バッファメモリ３１（３１ａ，３１ｂ）と、演算処理装置４３とを備えている。バッファメモリ３１は超音波センサ１からの計測データを一時的に保持する機能を有し、それぞれのバッファメモリ内のデータは一定量ごとに演算処理装置４３に送られる。
【００３７】
演算処理装置４３は、以下に説明するように、デジタル入力部４４、主記憶部４１、前記計測部から出力された前記検波信号を演算処理して周波数分布データを算出する周波数解析部４５（ドップラシフト周波数算出部）、前記周波数分布データを演算処理して血流の方向角を算出する角度演算部４６、前記角度演算部において算出した前記方向角の値と対応させながら前記血液の流速値を算出する流速算出部４８を備えている。
【００３８】
デジタル入力部４４は、各Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂによりデジタル化された各超音波センサ１ａ、１ｂからのデータをバッファメモリ３１ａ、３１ｂを介して受取った後、主記憶部４１に転送し記憶させる機能を有している。
【００３９】
なお、上述の演算部（周波数解析部４５、角度演算部４６、流速算出部４８）は、具体的には、コンピュータ機能を用いて演算処理及び制御を行う信号演算処理部及び汎用演算処理部からなり、詳しくは後述するが、主記憶部４１に記憶したデジタルデータを適宜取り出して演算処理を行い、必要に応じて、再度、主記憶部４１に記憶させながら演算処理を行う機能を有するものである。
【００４０】
以下、周波数解析部４５、角度演算部４６、流速算出部４８について詳しく説明する。
【００４１】
まず、周波数解析部４５は、上記測定で得られた超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂのそれぞれのドップラシフト信号のデジタルデータを演算処理装置４３の信号演算処理部および汎用演算処理部においてフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布（スペクトル）データに変換し、変換した周波数分布データを主記憶部４１に記憶させる機能を有する。
【００４２】
例えば、周波数解析部４５は、Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂのサンプリング周波数をｆｓ＝２０ｋＨｚ、ＦＦＴ処理の個数をＮｆ＝２５６個とし、０．０１２８秒毎の周波数分布データが、Ｎｆ＝５１２個とすると、０．０２５６秒毎の周波数分布データ（ドップラシフト周波数と、そのドップラシフト周波数に対応するドップラシフト信号の強度分布）が得られる。ただし、ＦＦＴ処理のデータ個数とＦＦＴ処理の時間間隔は必ずしも一致しなくてもよく、例えば、０．０１秒間隔で２５６個ずつのデータを処理することも可能である。
【００４３】
すなわち、周波数解析部４５は、超音波センサ１ａ，１ｂにより出力された信号の周波数と送信部により送信された超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出する。
【００４４】
次に、角度演算部４６及び流速算出部４８について説明する前に、超音波センサ１ａ、１ｂから得られたドップラシフト信号（ドップラシフト周波数）から血流速度を算出する算出原理について説明する。
【００４５】
上記の方法で超音波センサ１ａのデータから得られたドップラシフト周波数をＦａ、超音波センサ１ｂのデータから得られたドップラシフト周波数をＦｂとすると、血流速度Ｖｈは、下記の式で導出できる。ここで、θは血流速度センサ１０（超音波センサ１ａ又は１ｂ）と血流の方向のなす角度である。αは２つの超音波センサの超音波の射出及び受信の指向性のなす角度である。ｃは生体中での音速である。Ｆｓは超音波センサの発信周波数（駆動周波数）である。
【００４６】
Ｖｈ ＝ ｃＦａ／２Ｆｓｃｏｓθ （式１）
θ＝ａｔａｎ（ （−ｃｏｓα − Ｆｂ／Ｆａ）／ｓｉｎα ） （式２）
ここで、上記のθを算出する機能を有するものが角度演算部４６であり、上記のＶｈを算出する機能を有するものが流速算出部４８である。これらの角度演算部４６及び流速算出部４８は、周波数解析部４５により算出された周波数分布データを用いて演算処理を行って上記のθ（血流の方向角）やＶｈ（血流速度）を算出する。なお、θは、式２に示すように算出されていてもよいし、予め定められていてもよい。
【００４７】
このように、流速算出部４８は、超音波センサにより出力された信号の周波数、及び算出されたドップラシフト周波数に基づいて、血流速度を算出するものとして機能する。
【００４８】
超音波センサ１ａ，１ｂの出力信号は小さいため、Ａ／Ｄ変換を行うには大きな増幅率が必要であり、外部からのノイズの影響を受けやすい。信号にノイズが混入すると、周波数分布に大きな変動を与え、正確なドップラシフト周波数が得られず、算出される血流速度にも大きな誤差が生じてしまう。そこで、本発明のように雑音を除去または低減させる対策が必要とされるのである。
【００４９】
また、血液は生体の血圧Ｐで押し出されて流動するものであるため、血流速度Ｖｈは、生体の血圧の影響も受けるものと考えられる。そのため、被検者の血流速度と血圧値との関係をも考慮し、流速算出部４８において、血圧の影響を補正するために、血流速度Ｖｈを血圧測定器で測定した最高血圧Ｐｈで割り算し、このＶｈ／Ｐｈの値を用いて補正血流速度Ｖｃ（＝Ｖｈ／Ｐｈ）を算出する演算処理を行うことも可能である。
【００５０】
この補正血流速度Ｖｃが大きければ、相対的に生体中の血液の流動性が高く（粘性が低い）、補正血流速度Ｖｃが小さければ血液の流動性が低い（粘性が高い）ということで生体内の血液の流動性をより正確に評価することが可能である。
【００５１】
かかる特徴によれば、受信部３を構成する圧電体及び受信部４を構成する圧電体のそれぞれの分極方向が逆であり、圧電体のそれぞれから出力された信号の位相が逆相となるため、差動増幅部２３により反射波に対応する信号を確実に増幅することができる。一方、圧電体のそれぞれと差動増幅部２３とを接続する各配線にノイズが混入しても、当該ノイズが上記分極作用により発生した信号ではなく、その信号の位相が略同相であるため、差動増幅部２３により各配線に混入したノイズを打ち消すことができる。
【００５２】
これにより、各配線に混入したノイズによる影響を低減して圧電体のそれぞれから出力される信号のＳ／Ｎ比を高めることができ、血流速度を高精度に算出することができる。
【００５３】
すなわち、被験者から採血を行うことなく、非侵襲にて血液レオロジーと強い相関を持つ血流速度を測定することができ、また、超音波センサから得られる信号からノイズ成分を低減でき、Ｓ／Ｎ比が向上し、より正確な血流速度の測定が可能となり、被験者から採血を行うことなく、医療専門家以外の誰でも手軽に正確なレオロジーを調べることができ、被検者の健康状態の確認に利用することができるようになる。
（変更例）
なお、血流速度センサ１は、図４に示す構成に限定されるものではなく、図５に示す構成であってもよい。図４に示す構成では、受信部３及び受信部４の圧電体は、別々に構成されているが、図５に示す構成では、受信部３及び受信部４の圧電体は、一体に構成されている。
【００５４】
図５に示すように、受信部３及び受信部４の圧電体には、受信部３に対応する電極７，ＧＮＤ電極６が備えられていることに加えて、受信部４に対応する電極８，ＧＮＤ電極６が備えられている。図６に示すように、電極７，ＧＮＤ電極６と、電極８，ＧＮＤ電極６とは、出力信号の振幅方向を決定する分極方向が互いに逆になるように、互いに逆の電圧が印加されている。なお、送信部２、受信部３及び受信部４の位置関係は、図７に示す通りである。
【００５５】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されることにより、当該圧電体を単一の工程で一括して配置することができるため、受信部３及び受信部４の圧電体が別々に構成されるよりも、受信部３及び受信部４を少ない工程で配置することができ、血流速度センサ１０を短時間で製造することができる。
【００５６】
なお、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されている場合には、血流速度センサ１は、図５に示す構成に限定されるものではなく、図８に示す構成であってもよい。図８に示すように、具体的には、受信部３（第１圧電体）及び受信部４（第２圧電体）との境界部分には、溝１４が形成されている。この構成においては、当該溝１４に向かい合う溝１６がさらに形成されていてもよい（図１０参照）。
【００５７】
ここで、図８に示すセンサは、電極膜をエッチングなどの方法で加工することで、図８に示すように１つの圧電体に２つの領域を作り、その後、図６に示すように互いに逆方向となるように分極処理を行い、２つの受信部が一体となった素子として圧電素子支持部材１７上に実装される。
【００５８】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されていても、受信部３及び受信部４との境界部分には溝１４が形成されていることにより、受信部３により受信された反射波と受信部４により受信された反射波との干渉が低減される。
【００５９】
これにより、他の受信部により受信された反射波が混入し難い状態になるため、受信部３及び受信部４のそれぞれは、他の受信部による反射波の影響が低減された信号を出力することができ、生体情報算出装置１は、生体内を流れる血液の速度をより高精度に算出することができる。
【００６０】
なお、図９に示すように、受信部３（第１圧電体）及び受信部４（第２圧電体）に加えて、送信部２（第３圧電体）も一体に構成されていてもよい。
【００６１】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体のみならずに、送信部２の圧電体も一体に構成されることにより、当該圧電体を単一の工程で一括して配置することができるため、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が別々に構成されるよりも、血流速度センサ１０を短時間で製造することができる。
【００６２】
なお、図９に示すように、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されている場合には、送信部２と受信部３との境界部分には、溝１５が形成されていてもよい。この構成においては、当該溝１５に向かい合う溝１６がさらに形成されていてもよい。
【００６３】
かかる特徴によれば、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されていても、送信部２と受信部３との境界部分には溝１５が形成されていることにより、送信部２により送信された超音波が受信部３及び受信部４に混入し難くなる。
【００６４】
これにより、送信部２により送信された超音波が各受信部に混入し難い状態になるため、受信部３及び受信部４のそれぞれは、送信部による超音波の影響が低減された信号を出力することができ、生体情報算出装置１は、生体内を流れる血液の速度をより高精度に算出することができる。
【００６５】
また、複数の素子を設けるセンサの構造を採用しても、同じ材料の同形状の素子を用いたり、一体の圧電体に複数の素子を形成することで、最小限のコスト上昇で、より正確に血流速度を測定可能な計測系を実現できる。
【００６６】
なお、本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、血液の流動性（流れやすさ）を計測することが可能であるだけでなく、生体（人体）の活動状況と生体各部における血流状態の相関を知るための計測においても利用可能である。
【００６７】
なお、本実施形態及び各変更例では、生体として指を例にして説明したが、これに限定されるものではなく、腕などであってもよいのは勿論のことである。
【００６８】
なお、本発明の一例を説明したが、具体例を例示したに過ぎず、特に本発明を限定するものではなく、実施形態における具体的構成等は、適宜設計変更可能である。また、実施形態及び各変更例の具体的構成のそれぞれは、組み合わせることが可能である。さらに、実施形態の作用及び効果は、本発明から生じる最も好適な作用及び効果を列挙したに過ぎず、本発明による作用及び効果は、実施形態に記載されたものに限定されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】本発明に係る生体情報算出装置の構成を示すブロック図である。
【図２】本発明に係る血流速度センサの構成を示す図である。
【図３】本発明に係る超音波センサに指が載置された状態を示す図である。
【図４】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図５】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図６】本発明に係る圧電素子の分極方法の概略を示す図である。
【図７】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図８】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図９】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図１０】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【符号の説明】
【００７０】
１ａ、１ｂ 超音波センサ
２ａ、２ｂ 送信部
３ａ、３ｂ 受信部
４ａ、４ｂ 受信部（分極反転）
５ 圧電基板
６ ＧＮＤ電極
７ 電極
８ 電極
９ 絶縁保護層
１０ 血流速度センサ
１１ センサ支持部材
１２ ＧＮＤ電極
１３ 電極
１４ 分離溝
１５ 分離溝
１６ 分離溝
１７ 圧電素子支持部材
１８ 圧電体分極方向
１９ 接着層
２１ａ、２１ｂ 発振回路
２３ａ、２３ｂ 差動増幅回路
２４ａ、２４ｂ 検波・フィルタ回路
２５ａ、２５ｂ 後段増幅回路
２６ａ、２６ｂ Ａ／Ｄ変換器
２７ 増幅回路
２８ フィルタ回路
２９ Ａ／Ｄ変換器
３１ａ、３１ｂ バッファメモリ
４１ 主記憶部
４４ デジタル入力部
４５ 周波数解析部
４６ 角度演算部
４７ エラー判定部
４８ 流速算出部
４９ データ補完部
５０ 超音波計測部
５１ 流速算出部
７１ 生体（指先）
７２ 動脈血管
７８ 送信波
７９ 反射波
８１ 分極用直流電源
８２ 分極用直流電源
８３ 圧電体分極方向
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体内を流れる血液の流動性の評価をするものであり、特に生体内における血管を流れている血液の流速を測定する生体情報算出装置及び生体情報算出方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体の健康状態を判断する検査項目のひとつとして、血液の流動性に着目した血液レオロジー測定が注目されている。血液レオロジー（流動性）を測定する部として、被験者より採血した一定量の血液が微小流路（マイクロチャネル）を通過する時間を測定する微小流路流動分析装置が開発されている（非特許文献１参照。）。現在においては、微小流路流動分析装置は、血液レオロジー測定における標準機とされている。
【０００３】
しかし、微小流路流動分析装置による測定においては上記のように必ず採血を行う必要があり、測定が行えるのは医療機関に限られ、いつでもだれでもが手軽に健康状態を検査する目的には大きな不都合がある。また、採血は被験者に対する肉体的および心理的な負担も大きく、１日あたりに測定作業が可能な回数もせいぜい数回まででしかないため、時系列的に連続したデータが得られないという問題がある。
【０００４】
血液レオロジーを示す指標のひとつとして血液粘性と生体内を流れる血液の速度（以下、血流速度）とは強い相関があると考えられる。すなわち、血液の流動性が低い（粘性が高い）場合、血流速度は遅いと考えられる。一方、流動性が高い（粘性が低い）場合、血流速度が速いと考えられる。そのため、生体内の血流速度を計測することにより、間接的に血液粘性を知ることが可能となる。
そこで従来から、血液粘性と強い相関のある血流速度を計測するため、生体内を伝播し、血管内を流れる血液に反射する超音波のドップラシフト信号から血流速度を計測する発明である非侵襲ドップラ方式生体情報算出装置が提案されている（特許文献１参照）。この技術において、ドップラ方式で計測される血流速度Ｖｈを生体（人体）の最高血圧値Ｐｈで補正し、血液レオロジーを示すひとつの指標として、補正血流速度Ｖｃを以下の式により定義することができる。
【０００５】
Ｖｃ＝Ｖｈ／Ｐｈ （式１）
上記式によりＶｃが大きい場合は、血液の流動性が高く（粘性が低い）、逆にＶｃが小さい場合は、流動性が低い（粘性が高い）といえるのである。
【特許文献１】特開２００３−１５９２５０号公報
【非特許文献１】菊池佑二「毛細血管モデルを用いた全血流動性の測定」（食品研究成果情報，NO.11 1999年発行）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、生体内を伝播し、血管内を流れる血液に反射する超音波のドップラシフトを計測する技術においては、受信した反射波に対応する微小な信号を大きく増幅する必要がある。このため、センサやセンサと増幅回路とを接続する配線部に入り込むノイズの影響も大きく、Ｓ／Ｎ比（信号対ノイズ比）の優れた信号が得にくいという問題がある。
【０００７】
そこで、本発明は以上の点に鑑みてなされたものであり、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる生体情報算出装置及び生体情報算出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】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明の第１の特徴は、 生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部と、前記超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部と、前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部と、前記差動増幅部により増幅された前記信号の周波数と前記送信部により送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するドップラシフト周波数算出部と、前記送信部により送信された前記超音波の周波数、及び前記ドップラシフト周波数算出部により算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出する流速算出部とを備え、前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを要旨とする。
【０００９】
かかる特徴によれば、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれの分極方向が逆であり、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれから出力された信号の位相が逆相となるため、差動増幅部により反射波に対応する信号を確実に増幅することができる。一方、第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれと差動増幅部とを接続する各配線にノイズが混入しても、当該ノイズが上記分極作用により発生した信号ではなく、その信号の位相が略同相であるため、差動増幅部により各配線に混入したノイズを打ち消すことができる。
【００１０】
これにより、各配線に混入したノイズによる影響を低減して第１圧電体及び第２圧電体のそれぞれから出力される信号のＳ／Ｎ比を高めることができ、血流速度を高精度に算出することができる。
【００１１】
すなわち、本発明によれば、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる。
【００１２】
本発明の第２の特徴は、前記第１受信部は前記信号を出力する第１圧電体を備え、前記第２受信部は前記信号を出力する第２圧電体を備えており、前記第１圧電体及び前記第２圧電体のそれぞれは、前記信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆であることを要旨とする。
【００１３】
本発明の第３の特徴は、前記第１圧電体及び前記第２圧電体が一体に形成されていることを要旨とする。
【００１４】
本発明の第４の特徴は、前記第１圧電体と前記第２圧電体との境界部分には溝が形成されていることを要旨とする。
【００１５】
本発明の第５の特徴は、前記送信部は前記超音波を発生する第３圧電体を備え、前記第１圧電体、前記第２圧電体及び前記第３圧電体は一体に形成されていることを要旨とする。
【００１６】
本発明の第６の特徴は、前記第３圧電体は前記第１圧電体の隣に配置されており、前記第１圧電体と前記第３圧電体との境界部分には溝が形成されていることを要旨とする。
本発明の第７の特徴は、超音波が生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部を備える生体情報算出装置において動作する生体情報算出方法であって、前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅するステップと、増幅された信号の周波数と送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するステップと、送信された前記超音波の周波数、及び算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出するステップとを備え、前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを要旨とする。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に血流速度を計測することができるとともに、ノイズによる影響を低減して血流速度を高精度に算出することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
（実施形態）
以下、図面に基づき実施例の構成を説明する。図１は、本発明に係る生体情報算出装置の構成を示すブロック図である。図２は、本発明で用いた血流速度センサの構成図である。図２（ａ）は血流速度センサの平面図であり、図２（ｂ）は血流速度センサの側面図である。図３は、各血流速度センサに指が載置された状態を示す図である。
【００１９】
本実施形態に係る生体情報算出装置１００は、生体を流れる血液の流速を算出するものであり、超音波計測部５０と、流速算出部５１とを備えている。
【００２０】
図１に示すように、超音波計測部５０は、血流速度センサ１０と、差動増幅部２３（２３ａ，２３ｂ）と、検波・フィルタ回路２４（２４ａ，２４ｂ）と、後段増幅回路２５（２５ａ，２５ｂ）と、Ａ／Ｄ変換部２６（２６ａ，２６ｂ）とを備えている。
【００２１】
図２に示すように、血流速度センサ１０は、２対の超音波センサ、すなわち、送信部２ａ、受信部３ａ、受信部４ａから成る超音波センサ１ａと、送信部２ｂ、受信部３ｂ、受信部４ｂから成る超音波センサ１ｂとを組み合わせたものである。
【００２２】
送信部２ａ（２ｂ）は、指７１を流れる血液に向けて超音波７８ａ（７８ｂ）を送信する。受信部３ａ（３ｂ）、受信部４ａ（４ｂ）は、送信部２ａ（２ｂ）により送信された超音波が指７１により反射されてくる反射波７９ａ（７９ｂ）を受信して反射波７９ａ（７９ｂ）に対応する信号を出力する。
受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力する。本実施形態では、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれは、出力信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆である。
【００２３】
なお、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれの分極方向が逆となるように、受信部３ａ（３ｂ）及び受信部４ａ（４ｂ）のそれぞれには極性の異なる電圧が印加されている。
【００２４】
受信部３ａ、３ｂ（第１受信部）は第１圧電体を備え、受信部４ａ、４ｂ（第２受信部）は第２圧電体を備え、送信部２ａ、２ｂは第３圧電体を備える。各圧電体は、いずれも圧電性セラミックス板からなり、電極薄膜が形成されている圧電振動素子である。
【００２５】
ここで、図２乃至図４を参照しながら、受信部３と受信部４の構成について詳細に説明する。なお、送信部２ａ，受信部３ａ，受信部４ａは、送信部２ｂ，受信部３ｂ，受信部４ｂの構成と同様である。このため、送信部２ａ，受信部３ａ，受信部４ａの構成についてのみ詳細に説明する。
【００２６】
図２に示すように、送信部２ａは、受信部３ａと隣り合うように配置されている。また、受信部３ａは、受信部４ａと隣り合うように配置されている。図３に示すように、具体的には、受信部３ａ、受信部４ａは、送信部２ａにより送信された超音波が指７１により反射されてくる反射波を受信し得る位置に備えられている。
【００２７】
図４に示すように、本実施形態に係る血流速度センサ１は、電極５として金などの金属膜を表面にめっきした分極処理済の単一の圧電体から切り出した圧電体をそれぞれに送信部２、受信部３、受信部４として圧電素子支持部材１７上に実装したものである。
【００２８】
本実施形態では、２対の超音波センサ１ａ、１ｂを用い、超音波の射出および受信の指向性の方向が互いに平行にならない角度αを成すようにセンサ支持基板１０上に配置してある。図３に示すように、この血流速度センサ１０に、測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて、その内部の血流速度を計測する。
【００２９】
超音波センサ１ａの送信部２ａから送信された超音波（送信波７８ａ）は生体組織中を伝播し、血管中を流れる血液で反射される。反射波７９ａは、血液の流れる速度に従いドップラシフトを受けた信号に変化している。この反射波が受信部３ａおよび受信部４ａで受信される。
【００３０】
超音波センサ１ｂについても同様に、送信部２ｂから送信された超音波（送信波７８ｂ）は血流によるドップラシフトを受けて反射される。そして、反射波が受信部３ｂ、受信部４ｂで受信される。
【００３１】
このように、送信された超音波の周波数と受信された反射波の周波数との差であるドップラシフト周波数に基づいて、体内を流れる血液の速度が算出される。
【００３２】
ここで、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂのいずれか一方を用いて、体内を流れる血液の速度を算出することができるのは勿論であるが、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂの双方を用いて、体内を流れる血液の速度を算出することもできる。
【００３３】
具体的には、超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂでは超音波の放射される方向が異なる。この超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂとの角度の差αと、超音波センサ１ａ及び超音波センサ１ｂのそれぞれに対応するドップラシフト周波数ΔＦａ、ΔＦｂを用いて、体内を流れる血液の速度を計算することができる。血液の速度を算出する詳細な説明については後述する。
【００３４】
次に、超音波センサ１ａ，１ｂ以外の超音波計測部５０の構成について説明する。差動増幅部２３は、受信部２により受信された信号の振幅と、受信部３により受信された信号の振幅との差分を増幅する。ここで、受信部３と受信部４とは、圧電対の分極方向を逆転させて圧電素子支持部材１７上に実装されている。このため、出力信号は位相が反転しているが、それぞれの信号は差動増幅部２３の反転増幅入力端子と非反転増幅入力端子から入力され、一方の位相が反転されて合成される。これにより、結果として２つの受信部の信号の和の信号として増幅される。
【００３５】
一方、センサやその信号配線が外部より雑音にさらされた場合、差動増幅部２３における反転増幅入力端子及び非反転増幅入力端子のそれぞれに入力されたノイズ成分が互いに打ち消し合うことになる。このため、結果としてノイズ成分は低減されることになり、Ｓ／Ｎ比が向上する。
差動増幅部２３から出力された信号は、検波・フィルタ回路２４ａ、２４ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）を取り除いたドップラシフト信号成分のみが抽出される。さらに、当該抽出された信号は、Ａ／Ｄ変換処理によって不要な周波数成分が取り除かれ、後段増幅回路２５ａ、２５ｂでそれぞれＡ／Ｄ変換器２６の入力レベルに適当な振幅までさらに増幅される。このドップラシフト信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６によりデジタルデータに変換され、バッファメモリ３１に一時蓄積される。
【００３６】
次に、流速算出部５１は、バッファメモリ３１（３１ａ，３１ｂ）と、演算処理装置４３とを備えている。バッファメモリ３１は超音波センサ１からの計測データを一時的に保持する機能を有し、それぞれのバッファメモリ内のデータは一定量ごとに演算処理装置４３に送られる。
【００３７】
演算処理装置４３は、以下に説明するように、デジタル入力部４４、主記憶部４１、前記計測部から出力された前記検波信号を演算処理して周波数分布データを算出する周波数解析部４５（ドップラシフト周波数算出部）、前記周波数分布データを演算処理して血流の方向角を算出する角度演算部４６、前記角度演算部において算出した前記方向角の値と対応させながら前記血液の流速値を算出する流速算出部４８を備えている。
【００３８】
デジタル入力部４４は、各Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂによりデジタル化された各超音波センサ１ａ、１ｂからのデータをバッファメモリ３１ａ、３１ｂを介して受取った後、主記憶部４１に転送し記憶させる機能を有している。
【００３９】
なお、上述の演算部（周波数解析部４５、角度演算部４６、流速算出部４８）は、具体的には、コンピュータ機能を用いて演算処理及び制御を行う信号演算処理部及び汎用演算処理部からなり、詳しくは後述するが、主記憶部４１に記憶したデジタルデータを適宜取り出して演算処理を行い、必要に応じて、再度、主記憶部４１に記憶させながら演算処理を行う機能を有するものである。
【００４０】
以下、周波数解析部４５、角度演算部４６、流速算出部４８について詳しく説明する。
【００４１】
まず、周波数解析部４５は、上記測定で得られた超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂのそれぞれのドップラシフト信号のデジタルデータを演算処理装置４３の信号演算処理部および汎用演算処理部においてフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布（スペクトル）データに変換し、変換した周波数分布データを主記憶部４１に記憶させる機能を有する。
【００４２】
例えば、周波数解析部４５は、Ａ／Ｄ変換器２６ａ、２６ｂのサンプリング周波数をｆｓ＝２０ｋＨｚ、ＦＦＴ処理の個数をＮｆ＝２５６個とし、０．０１２８秒毎の周波数分布データが、Ｎｆ＝５１２個とすると、０．０２５６秒毎の周波数分布データ（ドップラシフト周波数と、そのドップラシフト周波数に対応するドップラシフト信号の強度分布）が得られる。ただし、ＦＦＴ処理のデータ個数とＦＦＴ処理の時間間隔は必ずしも一致しなくてもよく、例えば、０．０１秒間隔で２５６個ずつのデータを処理することも可能である。
【００４３】
すなわち、周波数解析部４５は、超音波センサ１ａ，１ｂにより出力された信号の周波数と送信部により送信された超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出する。
【００４４】
次に、角度演算部４６及び流速算出部４８について説明する前に、超音波センサ１ａ、１ｂから得られたドップラシフト信号（ドップラシフト周波数）から血流速度を算出する算出原理について説明する。
【００４５】
上記の方法で超音波センサ１ａのデータから得られたドップラシフト周波数をＦａ、超音波センサ１ｂのデータから得られたドップラシフト周波数をＦｂとすると、血流速度Ｖｈは、下記の式で導出できる。ここで、θは血流速度センサ１０（超音波センサ１ａ又は１ｂ）と血流の方向のなす角度である。αは２つの超音波センサの超音波の射出及び受信の指向性のなす角度である。ｃは生体中での音速である。Ｆｓは超音波センサの発信周波数（駆動周波数）である。
【００４６】
Ｖｈ ＝ ｃＦａ／２Ｆｓｃｏｓθ （式１）
θ＝ａｔａｎ（ （−ｃｏｓα − Ｆｂ／Ｆａ）／ｓｉｎα ） （式２）
ここで、上記のθを算出する機能を有するものが角度演算部４６であり、上記のＶｈを算出する機能を有するものが流速算出部４８である。これらの角度演算部４６及び流速算出部４８は、周波数解析部４５により算出された周波数分布データを用いて演算処理を行って上記のθ（血流の方向角）やＶｈ（血流速度）を算出する。なお、θは、式２に示すように算出されていてもよいし、予め定められていてもよい。
【００４７】
このように、流速算出部４８は、超音波センサにより出力された信号の周波数、及び算出されたドップラシフト周波数に基づいて、血流速度を算出するものとして機能する。
【００４８】
超音波センサ１ａ，１ｂの出力信号は小さいため、Ａ／Ｄ変換を行うには大きな増幅率が必要であり、外部からのノイズの影響を受けやすい。信号にノイズが混入すると、周波数分布に大きな変動を与え、正確なドップラシフト周波数が得られず、算出される血流速度にも大きな誤差が生じてしまう。そこで、本発明のように雑音を除去または低減させる対策が必要とされるのである。
【００４９】
また、血液は生体の血圧Ｐで押し出されて流動するものであるため、血流速度Ｖｈは、生体の血圧の影響も受けるものと考えられる。そのため、被検者の血流速度と血圧値との関係をも考慮し、流速算出部４８において、血圧の影響を補正するために、血流速度Ｖｈを血圧測定器で測定した最高血圧Ｐｈで割り算し、このＶｈ／Ｐｈの値を用いて補正血流速度Ｖｃ（＝Ｖｈ／Ｐｈ）を算出する演算処理を行うことも可能である。
【００５０】
この補正血流速度Ｖｃが大きければ、相対的に生体中の血液の流動性が高く（粘性が低い）、補正血流速度Ｖｃが小さければ血液の流動性が低い（粘性が高い）ということで生体内の血液の流動性をより正確に評価することが可能である。
【００５１】
かかる特徴によれば、受信部３を構成する圧電体及び受信部４を構成する圧電体のそれぞれの分極方向が逆であり、圧電体のそれぞれから出力された信号の位相が逆相となるため、差動増幅部２３により反射波に対応する信号を確実に増幅することができる。一方、圧電体のそれぞれと差動増幅部２３とを接続する各配線にノイズが混入しても、当該ノイズが上記分極作用により発生した信号ではなく、その信号の位相が略同相であるため、差動増幅部２３により各配線に混入したノイズを打ち消すことができる。
【００５２】
これにより、各配線に混入したノイズによる影響を低減して圧電体のそれぞれから出力される信号のＳ／Ｎ比を高めることができ、血流速度を高精度に算出することができる。
【００５３】
すなわち、被験者から採血を行うことなく、非侵襲にて血液レオロジーと強い相関を持つ血流速度を測定することができ、また、超音波センサから得られる信号からノイズ成分を低減でき、Ｓ／Ｎ比が向上し、より正確な血流速度の測定が可能となり、被験者から採血を行うことなく、医療専門家以外の誰でも手軽に正確なレオロジーを調べることができ、被検者の健康状態の確認に利用することができるようになる。
（変更例）
なお、血流速度センサ１は、図４に示す構成に限定されるものではなく、図５に示す構成であってもよい。図４に示す構成では、受信部３及び受信部４の圧電体は、別々に構成されているが、図５に示す構成では、受信部３及び受信部４の圧電体は、一体に構成されている。
【００５４】
図５に示すように、受信部３及び受信部４の圧電体には、受信部３に対応する電極７，ＧＮＤ電極６が備えられていることに加えて、受信部４に対応する電極８，ＧＮＤ電極６が備えられている。図６に示すように、電極７，ＧＮＤ電極６と、電極８，ＧＮＤ電極６とは、出力信号の振幅方向を決定する分極方向が互いに逆になるように、互いに逆の電圧が印加されている。なお、送信部２、受信部３及び受信部４の位置関係は、図７に示す通りである。
【００５５】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されることにより、当該圧電体を単一の工程で一括して配置することができるため、受信部３及び受信部４の圧電体が別々に構成されるよりも、受信部３及び受信部４を少ない工程で配置することができ、血流速度センサ１０を短時間で製造することができる。
【００５６】
なお、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されている場合には、血流速度センサ１は、図５に示す構成に限定されるものではなく、図８に示す構成であってもよい。図８に示すように、具体的には、受信部３（第１圧電体）及び受信部４（第２圧電体）との境界部分には、溝１４が形成されている。この構成においては、当該溝１４に向かい合う溝１６がさらに形成されていてもよい（図１０参照）。
【００５７】
ここで、図８に示すセンサは、電極膜をエッチングなどの方法で加工することで、図８に示すように１つの圧電体に２つの領域を作り、その後、図６に示すように互いに逆方向となるように分極処理を行い、２つの受信部が一体となった素子として圧電素子支持部材１７上に実装される。
【００５８】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されていても、受信部３及び受信部４との境界部分には溝１４が形成されていることにより、受信部３により受信された反射波と受信部４により受信された反射波との干渉が低減される。
【００５９】
これにより、他の受信部により受信された反射波が混入し難い状態になるため、受信部３及び受信部４のそれぞれは、他の受信部による反射波の影響が低減された信号を出力することができ、生体情報算出装置１は、生体内を流れる血液の速度をより高精度に算出することができる。
【００６０】
なお、図９に示すように、受信部３（第１圧電体）及び受信部４（第２圧電体）に加えて、送信部２（第３圧電体）も一体に構成されていてもよい。
【００６１】
かかる特徴によれば、受信部３及び受信部４の圧電体のみならずに、送信部２の圧電体も一体に構成されることにより、当該圧電体を単一の工程で一括して配置することができるため、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が別々に構成されるよりも、血流速度センサ１０を短時間で製造することができる。
【００６２】
なお、図９に示すように、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されている場合には、送信部２と受信部３との境界部分には、溝１５が形成されていてもよい。この構成においては、当該溝１５に向かい合う溝１６がさらに形成されていてもよい。
【００６３】
かかる特徴によれば、送信部２、受信部３及び受信部４の圧電体が一体に構成されていても、送信部２と受信部３との境界部分には溝１５が形成されていることにより、送信部２により送信された超音波が受信部３及び受信部４に混入し難くなる。
【００６４】
これにより、送信部２により送信された超音波が各受信部に混入し難い状態になるため、受信部３及び受信部４のそれぞれは、送信部による超音波の影響が低減された信号を出力することができ、生体情報算出装置１は、生体内を流れる血液の速度をより高精度に算出することができる。
【００６５】
また、複数の素子を設けるセンサの構造を採用しても、同じ材料の同形状の素子を用いたり、一体の圧電体に複数の素子を形成することで、最小限のコスト上昇で、より正確に血流速度を測定可能な計測系を実現できる。
【００６６】
なお、本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、血液の流動性（流れやすさ）を計測することが可能であるだけでなく、生体（人体）の活動状況と生体各部における血流状態の相関を知るための計測においても利用可能である。
【００６７】
なお、本実施形態及び各変更例では、生体として指を例にして説明したが、これに限定されるものではなく、腕などであってもよいのは勿論のことである。
【００６８】
なお、本発明の一例を説明したが、具体例を例示したに過ぎず、特に本発明を限定するものではなく、実施形態における具体的構成等は、適宜設計変更可能である。また、実施形態及び各変更例の具体的構成のそれぞれは、組み合わせることが可能である。さらに、実施形態の作用及び効果は、本発明から生じる最も好適な作用及び効果を列挙したに過ぎず、本発明による作用及び効果は、実施形態に記載されたものに限定されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】本発明に係る生体情報算出装置の構成を示すブロック図である。
【図２】本発明に係る血流速度センサの構成を示す図である。
【図３】本発明に係る超音波センサに指が載置された状態を示す図である。
【図４】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図５】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図６】本発明に係る圧電素子の分極方法の概略を示す図である。
【図７】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図８】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図９】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【図１０】本発明に係る超音波センサの構成を示す図である。
【符号の説明】
【００７０】
１ａ、１ｂ 超音波センサ
２ａ、２ｂ 送信部
３ａ、３ｂ 受信部
４ａ、４ｂ 受信部（分極反転）
５ 圧電基板
６ ＧＮＤ電極
７ 電極
８ 電極
９ 絶縁保護層
１０ 血流速度センサ
１１ センサ支持部材
１２ ＧＮＤ電極
１３ 電極
１４ 分離溝
１５ 分離溝
１６ 分離溝
１７ 圧電素子支持部材
１８ 圧電体分極方向
１９ 接着層
２１ａ、２１ｂ 発振回路
２３ａ、２３ｂ 差動増幅回路
２４ａ、２４ｂ 検波・フィルタ回路
２５ａ、２５ｂ 後段増幅回路
２６ａ、２６ｂ Ａ／Ｄ変換器
２７ 増幅回路
２８ フィルタ回路
２９ Ａ／Ｄ変換器
３１ａ、３１ｂ バッファメモリ
４１ 主記憶部
４４ デジタル入力部
４５ 周波数解析部
４６ 角度演算部
４７ エラー判定部
４８ 流速算出部
４９ データ補完部
５０ 超音波計測部
５１ 流速算出部
７１ 生体（指先）
７２ 動脈血管
７８ 送信波
７９ 反射波
８１ 分極用直流電源
８２ 分極用直流電源
８３ 圧電体分極方向
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部と、
前記超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部と、
前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部と、
前記差動増幅部により増幅された前記信号の周波数と前記送信部により送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するドップラシフト周波数算出部と、
前記送信部により送信された前記超音波の周波数、及び前記ドップラシフト周波数算出部により算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出する流速算出部とを備え、
前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを特徴とする生体情報算出装置。
【請求項２】
前記第１受信部は、前記信号を出力する第１圧電体を備え、
前記第２受信部は、前記信号を出力する第２圧電体を備えており、
前記第１圧電体及び前記第２圧電体のそれぞれは、前記信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆である請求項１に記載の生体情報算出装置。
【請求項３】
前記第１圧電体及び前記第２圧電体は、一体に形成されている請求項２に記載の生体情報算出装置。
【請求項４】
前記第１圧電体と前記第２圧電体との境界部分には溝が形成されている請求項３に記載の生体情報算出装置。
【請求項５】
前記送信部は、前記超音波を発生する第３圧電体を備え、
前記第１圧電体、前記第２圧電体及び前記第３圧電体は、一体に形成されている請求項３に記載の生体情報算出装置。
【請求項６】
前記第３圧電体は、前記第１圧電体の隣に配置されており、
前記第１圧電体と前記第３圧電体との境界部分には溝が形成されている請求項５に記載の生体情報算出装置。
【請求項７】
超音波が生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部を備える生体情報算出装置において動作する生体情報算出方法であって、
前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅するステップと、
増幅された前記信号の周波数と送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するステップと、
送信された前記超音波の周波数、及び算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出するステップとを備え、
前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを特徴とする生体情報算出方法。
【請求項１】
生体を流れる血液に向けて超音波を送信する送信部と、
前記超音波が前記生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部と、
前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅する差動増幅部と、
前記差動増幅部により増幅された前記信号の周波数と前記送信部により送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するドップラシフト周波数算出部と、
前記送信部により送信された前記超音波の周波数、及び前記ドップラシフト周波数算出部により算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出する流速算出部とを備え、
前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを特徴とする生体情報算出装置。
【請求項２】
前記第１受信部は、前記信号を出力する第１圧電体を備え、
前記第２受信部は、前記信号を出力する第２圧電体を備えており、
前記第１圧電体及び前記第２圧電体のそれぞれは、前記信号の振幅方向を決定する分極方向が他の圧電体の分極方向とは逆である請求項１に記載の生体情報算出装置。
【請求項３】
前記第１圧電体及び前記第２圧電体は、一体に形成されている請求項２に記載の生体情報算出装置。
【請求項４】
前記第１圧電体と前記第２圧電体との境界部分には溝が形成されている請求項３に記載の生体情報算出装置。
【請求項５】
前記送信部は、前記超音波を発生する第３圧電体を備え、
前記第１圧電体、前記第２圧電体及び前記第３圧電体は、一体に形成されている請求項３に記載の生体情報算出装置。
【請求項６】
前記第３圧電体は、前記第１圧電体の隣に配置されており、
前記第１圧電体と前記第３圧電体との境界部分には溝が形成されている請求項５に記載の生体情報算出装置。
【請求項７】
超音波が生体により反射されてくる反射波を受信して前記反射波に対応する信号を出力する第１受信部及び第２受信部を備える生体情報算出装置において動作する生体情報算出方法であって、
前記第１受信部により受信された前記信号の振幅と、前記第２受信部により受信された前記信号の振幅との差分を増幅するステップと、
増幅された前記信号の周波数と送信された前記超音波の周波数との差分をドップラシフト周波数として算出するステップと、
送信された前記超音波の周波数、及び算出された前記ドップラシフト周波数に基づいて、前記血液の流速を算出するステップとを備え、
前記第１受信部及び前記第２受信部のそれぞれは、互いに逆相となる信号を出力することを特徴とする生体情報算出方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【公開番号】特開２００８−１２５６０９（Ｐ２００８−１２５６０９Ａ）
【公開日】平成２０年６月５日（２００８．６．５）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−３１１５５９（Ｐ２００６−３１１５５９）
【出願日】平成１８年１１月１７日（２００６．１１．１７）
【出願人】（０００００２３２５）セイコーインスツル株式会社 (3,629)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年６月５日（２００８．６．５）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年１１月１７日（２００６．１１．１７）
【出願人】（０００００２３２５）セイコーインスツル株式会社 (3,629)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]