血液流動性の評価方法および評価装置
【課題】簡単に感度良く血液の流動性を評価することのできる方法及び装置を提供すること。
【解決手段】被験者の被験部位１００へ押し当て部材１０を押し当て、被験部位１００内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位１００内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位１００の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法、好ましくは、弱い力で押し当て部材１０を被験部位１００に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を求める位置決め工程が先立つ前記方法。
【解決手段】被験者の被験部位１００へ押し当て部材１０を押し当て、被験部位１００内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位１００内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位１００の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法、好ましくは、弱い力で押し当て部材１０を被験部位１００に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を求める位置決め工程が先立つ前記方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、外部から簡単に血液の流動性（主に血液の粘性）を評価することのできる方法及び装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
血液の粘性を客観的に知ることで、健康維持に役立てたいという要望が最近では強い。しかし、血液の粘性を知るためには、一般的には採血して検査しなくてはならず、簡単には実施できない。
【０００３】
従来、血液の粘性を知るためではないが、生体の末梢循環状態を客観的に測定することにより、心臓の機能や血圧、動脈の硬化状態などを評価する試みがなされている。特許文献１に記載のこの種の装置は、生体の所定部位を虚血させるために該所定部位を押圧する押圧装置と、押圧装置の押圧が解除されたときに生体の所定部位に対する血液の復帰量を光学的に検出する血液復帰量検出装置と、血液復帰量検出装置により検出された血液の復帰量の変化を所定の時間軸に沿って経時的にグラフ表示する血液復帰量表示手段と、を具備しており、虚血状態から復帰する際の血流の戻りの速さにより、機能の評価を行うようにしている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１１−８９８０８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に記載の技術のように、圧迫を解除したときの血流変化を測定する場合、圧迫解除時には全ての血管系に血液が一斉に充満することになるので、たとえ光の波長や光学素子の間隔を最適化したとしても、動脈系と毛細血管系の完全な区別が難しい。また心臓から送り出される血液の圧力、いわゆる血圧の影響を受け、血圧は刻々と変化するため校正は困難である。さらに血圧は心臓の鼓動に応じ脈動するので脈動成分を除去せねばならないが、除去は困難である。従って、血液の粘性評価のためには毛細血管系だけの血流データが欲しいにも拘わらず、計測したデータの中には動脈等の余計な情報が含まれてしまうため、感度の良い粘性評価を行うことは無理であった。
【０００６】
本発明は、上記事情を考慮し、簡単に感度良く血液の流動性を評価することのできる方法及び装置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】
【０００７】
本発明者らが鋭意検討した結果、以下のような本発明を完成した。
（１）被験者の被験部位へ押し当て部材を押し当て、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法。
（２）上記計測に先立ち以下の位置決め工程：
被験部位に対する押し当て部材の相対位置を移動させながら、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめぬ程度の弱い力で押し当て部材を被験部位に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を最適な測定位置であると決める工程、を行う（１）記載の方法。
（３）上記被験部位または被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を計測し、該脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動を制御する（１）または（２）記載の方法。
（４）上記脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動開始時を決定する（３）記載の方法。
（５）被験部位とは異なる脈拍測定部位における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減する（１）〜（４）のいずれかに記載の方法。
（６）被験者の被験部位への押し当てが可能な押し当て部材と、
押し当て部材を制御して駆動せしめる駆動制御装置と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位に光を照射する発光素子と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位内で散乱した光を検出する受光素子と、
受光素子の計測データから被験部位の血液量および血液流動性を算出する演算手段と、
上記血液量と血液流動性の少なくとも一方を表示する表示手段と、
を備える血液流動性評価装置。
（７）被験者の被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を測定する脈拍測定手段をさらに備え、脈拍測定手段の計測データに基づいて上記駆動制御装置が押し当て部材の駆動を制御するよう構成されている（６）記載の装置。
（８）上記演算手段が、脈拍測定手段の計測データを利用して血液量および血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減するよう構成されている、（７）記載の装置。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、簡便に血液の流動性を評価できる方法および装置が提供される。本発明によれば、押し当て部材には発光素子および受光素子を組み込んでいればよいので、押し当て部材の寸法を小さくすることが可能である。押し当て部材の寸法が小さいと、被験部位に押し当てる領域が小さくなるので、被験部位のうち測定領域をピンポイントに押し当てることが可能になり、測定領域の周辺領域の圧迫により生じうる測定誤差を軽減できる。
【０００９】
本発明の好適態様によれば、脈拍測定と同期した血液流動性の評価も可能であり、脈拍による誤差を軽減することも可能である。また別の態様では、血液流動性評価に先立つ脈拍測定を利用して、被験部位と押し当て部材との相対位置の最適化を図ることもでき、血液流動性評価における精度向上に寄与する。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明による血液流動性評価装置の一つの実施形態についてその概略構成を示すブロック図である
【図２】本発明の別の一態様の装置による測定の模式図である。
【図３】血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す図である。
【図４】血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す図である。
【図５】流れの変化が遅い場合の動脈モデルを表す図である。
【図６】静脈モデルの等価回路を表す図である。
【図７】静脈モデルの等価回路を表す図である。
【図８】毛細血管系モデルの等価回路を表す図である。
【図９】毛細血管系モデルの微分方程式の物理的意味を表す図である。
【図１０】Ｑ及び観測される受光強度ＩＲを表す図である。
【図１１】評価パラメータの意味を模式的に表す図である。
【図１２】複数層を光が伝播する場合の受光強度についての説明図である。
【図１３】圧印加後のヘモグロビン濃度の変化の様子を示す図である。
【図１４】処理の流れを示す図である。
【図１５】ｔ２−ｔ１の物理的意味を表す図である。
【図１６】測定データのモデルケースを示す図である。
【図１７】測定データのモデルケースを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、図面を参照しながら本発明を詳述する。しかし、本発明は図示された態様に限定されない。
【００１２】
図１は本発明による血液流動性評価装置の一つの実施形態についてその概略構成を示すブロック図である。
この血液流動性評価装置１は、被験者の指先などの被験部位１００に押し当てられる押し当て部材１０を有する。押し当て部材１０は、後述する押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２などからなる駆動制御装置の制御によって被験者の被験部位１００へと押し当てられたり、押し当てが解除されたりする。押し当て部材１０には発光素子１１と受光素子１２とが組み込まれている。発光素子１１は、押し当てられた被験部位１００に照射する光を発する素子である。発光素子１１から発せられた光は、被験部位１００内で散乱して、受光素子１２によって検出される。後述するように、発光素子１１からの発光と受光素子１２による計測データとの対比から被験部位１００の血液量を算出することができる。そして、押し当て部材１０による押し当ての程度・時間などのデータと前記血液量の経時変化から、被験部位１００における血液流動性を評価することができる。この血液流動性評価装置１には、そのようにして血液量および血液流動性を算出する演算手段と、それらの少なくとも一方を表示する表示手段も備えられている。
【００１３】
押し当て部材１０は、それ自体が例えば一軸上を前後に動くことで皮膚などの被験部位１００に押し当てられるよう構成されている。押し当て部材１０の動きは、押し当て装置２１、押し当て装置駆動回路２２などにより、アクチュエータを電気的にコントロールすることなどによって制御される。図示された態様では、押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２を以って駆動制御装置を構成している。
【００１４】
押し当て部材１０を被験部位１００の所定位置に押し当てるために、被験部位（指等）を載せる所定の測定台（図示せず）などを用意しておくことが好ましい。その際、血流への影響を最小限にするため、測定台が被験部位１００に圧迫を加えないように構成されていることが好ましい。押し当て部材１０の被験部位１００への精度のより高い位置決めについては、後述する。
【００１５】
発光素子１１は押し当て部材１０に組み込まれている。発光素子１１は発光素子駆動回路２３によって駆動制御され、受光素子１２の信号は、受光信号検出回路２４を経て必要に応じて増幅回路等（図示せず）によって増幅された上で、ＣＰＵ２５に入力される。なお、発光素子１１の数や受光素子１２の個数は特に限定されるものではない。例えば、複数個の受光素子１２を設け、各受光素子１２からの複数の受光信号を平均化処理して、血液粘性の評価演算に役立ててもよい。そのようにして、測定位置等による誤差の影響を緩和できる。発光素子１１は指の皮膚などといった被験部位１００の表面に向けて光を照射し、受光素子１２は被験部位１００からの戻り光を受光するよう構成されている。
【００１６】
発光素子１１は、青またはそれに近い短波長の波長の光を発する材質で構成されることが好ましく、受光素子１２としては、上述の光を受光することができる材質で構成される。
【００１７】
図１の態様では、ＣＰＵ２５は、受光素子１１の計測データから血液量を算出する。ＣＰＵ２５では、血液流動性（主に粘性）も算出する。血液流動性は、押し当て部材１０が被験部位１００への押し当てを開始してからの血液量の時間変化から求められる。算出のメカニズムについては後述する。ＣＰＵ２５は、さらに、発光素子駆動回路２３、受光信号増幅回路２４、血液粘性演算回路（図示せず）、表示器２７の全てを駆動制御する。また、ＣＰＵ２５には操作スイッチ２６から操作信号が入力される。
【００１８】
次に、脈拍測定手段との併用について説明する。
図２は、本発明の別の一態様の装置による測定の模式図である。図示された態様では、人差し指の先を被験部位１００として血液流動性を評価するためのユニット３０と、薬指の脈拍測定のためのユニット３１が存在する。この場合は人差し指が被験部位１００であり、薬指が脈拍測定部位１１０であると評価される。ユニット３０は、上述した押し当て部材、発光素子、受光素子を備える。ユニット３０とユニット３１とは上述した演算手段（図示せず）を介して後述するように連動して動作させることができる。
【００１９】
脈拍測定手段の具体的構成は特に限定はない。一例として、上述した押し当て部材１０、発光素子１１および受光素子１２を有するユニット３０と同様のユニットが挙げられる。このユニットで脈拍を測定する態様は以下のとおりである。脈拍測定部位１１０を弱い力で押しながら光を照射してその散乱する光を検出することにより脈波を検出することができる。脈波を検出する場合の押し当て圧力は、押し当てた部位の血液がその周囲に流出しにくい程度の弱い圧力であり、具体的には、好ましくは３０〜６０ｍｍＨｇ程度である。こういった脈波の検出を利用した脈拍測定手段を本発明で用いることができる。
【００２０】
上記のように、脈波の検出も、血液量の検出と同様に、光を用いることができるので、ユニット３０において血液量を検出する際に、脈波による誤差を生じる可能性がある。例えば、押し当て部材１０による押し当ての開始が、被験部位１００の組織に脈拍によって血液が流入された直後かあるいは流入する直前かによって組織内の血液量が厳密には異なるから、誤差の原因となり得る。この誤差を解消または軽減するために、本発明の好適態様においては、脈拍測定部位１１０における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減することが提案される。
【００２１】
また好ましくは、脈拍測定部位１１０における脈拍の計測データを用いて、血液流動性を評価するユニット３０における押し付け部位１０の駆動を制御する。例えば、脈拍を計測するユニット３１において脈波を観察しつつ、被験部位１００への血液の流入が最大となる時点あるいは最小となる時点を以って押し付けを開始するなどの方法が挙げられる。この場合、図２に示すように血液流動性評価のためのユニット３０とは別のユニット３１において脈拍を計測してもよいし、血液流動性評価と同じユニットにおいて最初は脈拍を計測して所定時に血液流動性の計測に切替えてもよい。血液流動性の評価前の被験部位１００に力を加えないという点では、血液流動性評価のためのユニット３０とは別のユニット３１を設けて脈拍を計測することが好ましい。
【００２２】
次に、脈拍測定を利用した、被験部位の位置決め精度向上策について説明する。
血液流動性の計測に先立ち、血液流動性の評価のためのユニット３０において、押し当て部材１０を上述した弱い力で被験部位１００に押し当てて、光の吸収によって脈拍の計測データを取得する。このとき、押し当て部材１０と被験部位１００との位置関係が不適切であると検出する脈波成分が弱くなる。したがって、押し当て部材１０と被験部位１００との相対位置を動かしながら脈拍の計測データを計測し、その計測データが極大となる相対位置が血液流動性評価のために好ましい位置であるということができる。ヒトの指を被験部位とする場合、通常は、指先付近の５ミリ四方において脈拍の計測データが極大となる位置を求めることによって、好ましい測定位置を決定することができる。
【００２３】
次に、血液の粘性測定の原理について述べる。
皮膚下の浅い位置には毛細血管があり、深い位置には動脈や静脈がある。皮膚に圧迫力が加わった場合、動脈や静脈は流路径が大きいので、血液が急速に他の部分へ流出してしまうが、毛細血管は流路径が小さく流路抵抗が大きいので、ゆっくりと血液が周囲へ流出する。また、毛細血管が圧迫された場合、血管流路が更に狭められるので、赤血球の集合化や変形能低下といった粘性の変化の影響で、さらに流出量が減っていくことになる。
【００２４】
この血液流出の時間変化（速さ）は、血流抵抗（その一つの要素として血液の粘度がある）に依存する。そこで、本実施形態では、毛細血管内からの血液流出の時間変化を光学的に検出することにより、血流抵抗の一要素である粘性を推定することにしている。
【００２５】
一般に、可視光は、生体内においてヘモグロビンやその他の生体構成物質の吸収が大きく、殆ど透過することができない。しかし、皮膚に圧力を印加することで毛細血管中から血液が流出すると、それに伴って血液（ヘモグロビン）が減り、圧印加前と比べ生体内での光の吸収が減少する。つまり、圧印加によって毛細血管中の血液が流出し、血液量（ヘモグロビン量）が少なくなるにつれて光が透過することになる。
【００２６】
また、短波長の光は生体内を殆ど透過しない。つまり、生体に照射した短波長の光を観測することは、皮膚直下の毛細血管を伝播してきた光を観測することと考えられる。この原理を利用することによって、圧印加による毛細血管中の血液流出の様子を観測できることになり、そこから組織中におけるヘモグロビン濃度の変化を推定できることになる。
【００２７】
この場合、発光素子１１及び受光素子１２は、皮膚下の毛細血管の血液量のみを検出し、動脈や細動脈の血液量は検出しないように設定してあるのが望ましい。このため、発光素子１１と受光素子１２の相互位置を近づけて、浅い部分の血流を高感度で検出できるようにすることが好ましい。また、照射する光の波長は、赤や赤外でもよいが、好ましくは、青またはそれに近い短波長である。
【００２８】
これは、光の波長が長いほど、途中での散乱が少なく、光は深部にまで侵入する（動脈まで達する）が、光の波長が短いほど、深部には到達しない（動脈に達しない）で、浅い位置で戻って来るからである。つまり、発光素子１１から発せられた光は、皮膚内に侵入し、内部で散乱を繰り返し、その一部が皮膚表面に戻ってくるが、その光の経路には血管があるので、戻り光は、血液による吸収を受ける。そこで、短波長の光を使用することにより、皮膚下の深い部分にある細動脈や動脈中の血液による光の吸収の影響を受けずに、浅い部分にある毛細血管中の血液による光の吸収作用だけを受けて、光が皮膚表面に戻ってくるようにしているものである。
【００２９】
例えば、発光素子１１として青色ＬＥＤを使用する場合、そこから好ましくは約３ｍｍ以内の距離に受光素子１２としてフォトトランジスタを配置してある。
【００３０】
次に測定方法について説明する。
測定時は、指先などの被験部位１００の近傍に押し当て部材１０を近づける。好ましくは、被験部位１００を固定できるように型取った測定台（図示せず）などを用いる。操作スイッチ２６の操作により、押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２からなる駆動制御装置が作動して、押し当て部材１０が被験部位１００へ押し当たるように動き、所定の力で押し当てが継続する。
【００３１】
この状態で、押し当て部材１０に組み込まれた発光素子１１と受光素子１２によって光学的な測定が行われる。そして、時間経過に対する受光素子１２からの信号が増幅されて血液粘性演算回路（ＣＰＵ２５）に入力され、ここで、受光光量（受光強度）の信号の時間変化率から、毛細血管内を流動する血液の性質（血流抵抗）を示すデータが演算される。このデータには毛細血管内の血液流動性や血液粘性を示す指標が含まれており、表示器２７により表示される。
【００３２】
例えば、原理的には、血液量が多いほど、光の吸収が大きく、受光光量が少さい。血液量が少ない場合にはその逆である。よって、さらに考察すると、受光光量が多いということは、光の吸収が少なく、血液量が少なく、押し当てで血が逃げやすい、すなわち粘度が低いことを意味し、受光光量が少ないということはその逆を意味する。
【００３３】
本発明では、被験部位１００の表面を押し当てたときの毛細血管内からの血液流出の時間変化に基づいて血流抵抗の評価を行う。毛細血管よりも更に深い位置にある動脈や静脈等の血流の影響を受けずに、感度良く血液の流動性（主に血液の粘性）を評価することができる。つまり、動脈や静脈は元々血管抵抗が毛細血管に比べて低く、押し当てた時には急速に血液が流出するので、それらの影響を受けずに、毛細血管系に残る血液の流出のみの測定が可能である。そして、その測定に基づいて精度良く血液の流動性（主に粘性）を評価することができる。特に皮膚下残存血液量の変化を、ヘモグロビンによる光の吸収を利用して外部から光学的に測定することによって、測定構造の簡略化が図れる。
【００３４】
皮膚を押し当てる際の強さは、体内の最大血圧より高い圧力であることが望ましい。これは、体内で自然に行われている血液の循環を部分的に停止させ、押し当てられた部分にある血管内の血液を周囲に排出させる必要があるからである。しかし、指先や耳朶（指先でなく耳朶で測定することも可）等には太い動脈がなく、動脈は細動脈だけであり、細動脈内の血圧は動脈のそれよりも低いので、印加圧は必ずしも、予想される最大血圧より高くしないでもよく、そうすることで被験者の負担軽減を図ることができる。
【００３５】
押し当ててからの血流観察の時間は、押し当て開始から概ね数秒以内であればよい。その間のデータが血液流動性の変化をよく反映しているからである。
【００３６】
実際には、被験者により毛細血管の密度が異なっていたり、測定部位により血管密度が異なっていたりすることにより、測定誤差を生じる可能性がある。これを低減する手段として、１つの受光素子１２の周囲にほぼ等間隔に多数の発光素子１１を配置し、これら発光素子１１の点灯を順次時間をずらして行うことにより、皮膚の異なるエリアでの測定を同時に行い平均化してもよい。
【００３７】
図３および図４は、血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す。各図は受光光量の変化を示している。図３の測定データでは受光光量の波形の立ち上がり肩部の傾きが緩やかである。一方、図４の測定データでは、受光光量の波形の立ち上がり肩部の傾きが急である。これにより両者を比べた場合、図３の例は血液粘度が低く、図４の例は血液粘度が高いと評価できる。
【００３８】
図３および図４の例で示したように、皮膚下の血液量に対応した受光光量の測定データにより血液粘性評価パラメータαを算出すると、そのパラメータに基づいて血液の粘性を客観的に評価することができる。なお、このαは、動脈収縮による毛細血管系の総血流量変化に依存しない値であり、以下にαの求め方について説明する。
【００３９】
まず、血液粘性を数値評価する上でのパラメータを得るために、最初に血管系の電気回路モデルについて考えてみる。血管系を電気回路モデル化した場合、電圧Ｖが血管内圧Ｐに相当し、電流Ｉが血流量Ｓに相当する、と考えることができる。
【００４０】
流れの変化が遅い場合の動脈モデルは、図５に示すようになる。
この場合の血流抵抗（血管抵抗）Ｒ０は式（１）
【数１】
血液リアクタンスＬ０は式（２）
【数２】
血管系のキャパシタンス（血管内に蓄えられる血液量）Ｃは式（３）
【数３】
で表される。
【００４１】
ここで、
ρ：血液の質量
μ：血液の粘性率
σ：血管壁のポアッソン比
Ｒ：血管の内径
Ｅ：血管壁のヤング率
である
【００４２】
血流抵抗Ｒ０を示す（１）式は、血管の半径Ｒが大きいほど抵抗が小さく、血液の粘性が大きいほど抵抗が大きくなることを表している。一般に（１）式は血管抵抗と呼ばれているが、式中に血液の粘性μが含まれているように血液粘性に依存し、厳密には血液が流れるときに受ける抵抗の意味から、ここでは血流抵抗と呼ぶことにする。
【００４３】
次に静脈系を考えてみる。
定常流が流れる静脈内には逆流を防ぐ静脈弁があるので、静脈弁をダイオードでモデル化することで、その電気等価回路は図６に示すようになる。このモデルには、組織圧の影響と、姿勢による重力の影響も要素として含めてある。ここで、Ｒ０は血流抵抗（血管抵抗）であり、次式（４）として表される。
【数４】
【００４４】
次に毛細血管系を考えてみる。
毛細血管は内皮細胞１層でできている血管であり、動脈のように自ら収縮する筋組織を持たない。また静脈系のような理想ダイオードとしてモデル化できる静脈弁もないため、静脈モデルを変形した図７のような等価回路を毛細血管系のモデルとして考えることができる。その場合、（ａ）、（ｂ）の２つのモデルが考えられるが、（ａ）は毛細血管系からの血液の流出時、（ｂ）は流入時に用いる。
【００４５】
図７において、血流抵抗（血管抵抗）Ｒ０は、静脈系の場合と同じであり、次式（５）である。
【数５】
ここで、毛細血管に蓄えられている血液量Ｑは、血管半径Ｒを用いて、次式（６）
【数６】
と近似できる。なお、ｎは対象としている毛細血管の本数であり、ｌｍは毛細血管の平均長さである。
【００４６】
（６）式を（５）式に代入すると、（７）式
【数７】
となる。
ここで、血流抵抗は血液粘性μに比例すること、また、血流抵抗自体は血管中に蓄えられている総血液量に依存して変化していくことに注意する必要がある。つまり、血管に一定の外圧を加え、内部の血液が静脈系に流出していく場合を考えると、時間と共に減少する総血液量Ｑの大きさに応じて血流抵抗Ｒが増加し、これが流出血液量を抑える働きをする。
【００４７】
次に圧力印加時の血液動態について考えてみる。
ここでは、動脈の最高血圧よりも高い圧力で押し当てた場合を考える。このとき、動脈に関しては動脈の低い血液抵抗を通じて（動脈の半径は毛細血管系の血管の半径に比べて充分に大きく、血流抵抗が小さい）内部の血液は急速に放出される。同様の現象は、静脈系に対しても起こり、圧の印加と共に静脈系の低い血流抵抗を通じて内部の血液は流れ出す。
【００４８】
しかし、毛細血管に蓄えられた血液は、外部から加えられた圧力と等しい圧力を受け、静脈系に流れ出そうとするが、毛細血管系の高い血流抵抗により、この流出はゆっくりしたものになる。また、毛細血管中の血液の流出と共に、毛細血管系の半径Ｒが減少するため、血流抵抗は大きくなり〔上記（５）式を参照〕、流出は更にゆっくりしたものになる。このとき、等価電気回路は、静脈系の血流抵抗が毛細血管系に比べて充分に小さいと考えられるので、図８に示すようになる。
【００４９】
ここで、Ｃ：毛細血管中の容量（ここに蓄えられている電荷Ｑが血液量に相当）
Ｒ０：血流抵抗〔（７）式参照〕
Ｐａ：外部から加えた圧力勾配（単位はＰａ／ｍ）、である。
【００５０】
この毛細血管系から外部に流れ出す血流量（電流）Ｉは、式（８）で表される。
【数８】
ここで、Ｉ＝ｄＱ／ｄｔを考慮すると、毛細血管系に蓄えられている血液量Ｑを満たす微分方程式として（９）式を得ることができる。即ち、毛細血管中の血液量Ｑが圧印加後に満たすべき微分方程式は、
【数９】
である。ただし、αは（１０）式で表される。
【数１０】
【００５１】
この微分方程式の物理的意味を図示すると、図９のように表される。図９は、時刻Ｔ１で外部からの圧力Ｐａを受けた場合、その圧力により血管内の血液の流出が起こり、それにより血管半径Ｒが減少し、血管半径の減少により血流抵抗Ｒ０の増大が起こり、結果的に単位時間当たりの血液流量（ｄＱ／ｄｔ）の低下が起こることを示している。
【００５２】
次に毛細血管中の血液量Ｑと受光強度ＩＲの関係について考えてみる。
毛細血管中を通り、再度体表面に置かれた光検出器（受光素子）で観測される光の強度は（１１）式
【数１１】
となる。ここで、ＡＢ、ＡＴはそれぞれ、血液中での光の減衰と組織中での光の減衰を表す。また、ＩＴは入射光の強度、Ｋは係数である。（１１）式の時間変化を考えると、次の（１２）式
【数１２】
となる。血液による減衰と血液量の間に近似的に次の関係式（１３）が成り立つものと考えると、
【数１３】
受光強度と血液量の関係式として、次式（１４）
【数１４】
が得られる。
【００５３】
上述した毛細血管中の血液量Ｑが満たす微分方程式（９）式は、解析的に解くことができる。まず、両辺をＱ２で除算し、Ｑの微分をＱ’とすると、次式（１５）
【数１５】
となる。この式は、次式（１６）に変形でき、
【数１６】
これにより、次式（１７）
【数１７】
が得られる。ここで、Ｃは積分定数であり、ｔ＝０のときの初期血流量をＱ０とすれば、Ｃ＝１／Ｑ０の関係がある。
【００５４】
Ｑ及びそのとき観測される受光強度ＩＲを図１０に示す。
αが関数形を決めるパラメータになるが、このαは、（１０）式から分かるように、血液の粘性μの逆数に比例し、このことからパラメータαを、受光光量の測定データから推定することにより、血液の粘性が評価できることがわかる。
【００５５】
次に、パラメータαの物理的意味について検討してみる。
押し当て部材１０を被験部位１００に押し当てたときの血液量の変化を表す運動方程式（９）式のパラメータαは、式（１０）
【数１８】
で与えられる。このパラメータは、（９）式の微分方程式でも明らかなように、「血液量Ｑの（圧印加による）減少の速さ」を表しているが、このパラメータを決める要因について列記してみる。
【００５６】
１．血液の粘性μ：
粘性が大きく血液の流動性が失われると、αは小さくなる。一方、粘性が小さいほど（つまり血液の流動性が高いほど）αは大きくなる。
【００５７】
２．ｎ及びｌｍ：
いま、毛細血管の圧印加前の総容量（総血液量）をＱ０とすれば、次式（１８）
【数１９】
の関係であるので（ただし、Ｒ１は圧印加前の血管の半径）、次式（１９）
【数２０】
となる。ｎ、ｌｍは、毛細血管内の血管の総延長に相当するパラメータであり、毛細血管系の総血液量には依存しない〔（１９）式で、内径の項で除算していることからも分かる通り〕。つまり、圧を加える面積に依存したパラメータである。
【００５８】
３．印加圧力Ｐａ：
印加圧力が大きくなるとαが大きくなる。Ｐａの影響を除くには、常に一定圧力を加えるか、αの代わりにＰａで正規化した値、次式（２０）
【数２１】
を使えばよい。
【００５９】
次に、圧を加えたときに観測される受光強度ＩＲからのαの推定方法について考えてみる。
総血液量Ｑが（１７）式で与えられ、その波形が図１０で表されるとき、受光強度ＩＲは、次式（２１）で与えられる。
【数２２】
ここで、ＩＲ,ｍは受光強度の最大値である。
【００６０】
（２１）式を時間で微分すると、次式（２２）となり、
【数２３】
微分値の時刻ｔ＝０における値は、次式（２３）
【数２４】
時刻ｔ＝１（ｓｅｃ）における値は、次式（２４）
【数２５】
となる。また、（２２）式より、もしＩＲ,ｍ＝１と規格化すれば、次式（２５）
【数２６】
となる。つまり、受光強度の最大値で規格化した時の初期の傾きに等しい。
【００６１】
（２５）式に示したように、αは受光強度の最大値が１に規格化されているときのｔ＝０における微係数であるので、これは図１１のように示すことができる。
ここで、直線ｙ＝αｔがｙ＝１となる時刻Ｔ１は、次式（２６）
【数２７】
となり、このＴ１も血液血液粘性に関連するパラメータとなる。つまり、Ｔ１（＝αの逆数）は、初期血液流出速度（＝α）が一定値で続くと仮定したときに全血液が流出する時間であり、このＴ１はαの定義式を用いると、次式（２７）
【数２８】
と表される、血液粘性μに比例したパラメータである。
【００６２】
また、時刻ｔ＝ｎ（sec）のときの微分値を求めてみると、次式（２８）
【数２９】
となる。式（２３）を考慮すると、（２９）
【数３０】
が得られる。
【００６３】
この式（２９）から理解できるように、受光強度の最大値ＩＲ,ｍが測定できなくても、初期微分値Ｋ０及び任意の時刻ｔ＝ｎのときの微分値Ｋｎがわかれば、それらの値からαを求めることができ、そのαから血液の粘性を評価することができる。
【００６４】
次に別の実施形態に係る血液の流動性評価方法について説明する。
この実施形態の血液の流動性評価方法は、前記受光素子１２の受光強度データから、圧迫を加えられた部位の組織中におけるヘモグロビン濃度（組織全体を１としたときのヘモグロビン量の割合であり０から１の値をとる）を算出し、そのヘモグロビン濃度の時間変化に基づいて、血液の流動性を評価することを特徴としている。
【００６５】
評価方法の一例としては、ヘモグロビン濃度が、前記圧迫を加える前より充分に小さな第１の所定値（例えば２％または１％）に減少した段階から、それより更に小さな第２の所定値（第１の所定値の半分の１％または０．５％）まで減少するのに要した時間T（＝ｔ２―ｔ１）に基づいて、血液の流動性の一要素である血液の粘性を評価する。
【００６６】
また、次の段階として、受光素子１２の受光強度のデータより血液粘性評価パラメータを算出し、その血液粘性評価パラメータと前記ヘモグロビン濃度との関係を、血液粘性評価パラメータを縦軸にし、ヘモグロビン濃度を横軸にして、グラフで表示する。
【００６７】
一般に、血液の粘性は、赤血球の変形能の低下や集合現象、ヘマトクリット値（赤血球の体積％）の上昇、白血球や血漿の粘弾性特性の変化等により上昇すると考えられている。また、血液は、ずり速度が大きくなると粘度が大きく低下する、いわゆるレオロジー的な性質を持っている。
【００６８】
このような特性を持つ血液の毛細血管中のヘモグロビン濃度を定量的に計測することができれば、そこから血液の粘性を推定できると考えられる。人の皮膚表面には多数の毛細血管があり、これが皮膚細胞への直接的な血液循環をつかさどっている。この皮膚表面の毛細血管に血圧以上の圧を印加すると、毛細血管から血液が流出し、圧を印加された皮膚下における毛細血管中の血液量が徐々に減っていく。この毛細血管から血液が流出する現象は、圧の印加によって血管径が小さくなり、血液が押し出されることで起こる。
【００６９】
しかし、毛細血管は管径が非常に小さいために、流出する血液量は限られ、他の圧を印加されていない血管系へゆっくりと流出していく。また、前述のように、血管径が微小になることで、赤血球の集合化や変形能低下といった粘性の変化が起こり、その影響によって、さらに圧迫時間の経過と共に毛細血管からの血液の流出量が減っていくことになる。つまり、逆に言えば、圧印加による毛細血管の血液の流出の過程を観測することで、血液の粘性を計測できることになる。
【００７０】
血液の流出を皮膚外から光学的に計測することを考えた場合、可視光は生体内においてヘモグロビンやその他の生体構成物質による吸収が大きく、殆ど透過することができない。しかし、皮膚に圧を印加することで毛細血管中から血液が流出すると、それに伴って血液（ヘモグロビン）が減り、圧印加前と比べて生体内での光の吸収が減少する。つまり、圧印加によって毛細血管中の血液が流出し、血液量（ヘモグロビン量）が少なくなるにつれて、光が透過することになる。
【００７１】
光の波長についてみると、短波長の光は生体内を殆ど透過しない。つまり、生体に照射した短波長の光を観測することは、皮膚直下の毛細血管を伝播してきた光を観測することと考えることができる。この原理を利用することによって、圧印加による毛細血管中の血液流出の様子を観測できることになり、そこからヘモグロビン濃度を計測できることになる。
【００７２】
次にヘモグロビン濃度の定量化について検討してみる。
本来、入射光は、生体組織中で多重散乱しながら検出器に到達するが、ここでは簡単化のために、ある光路を通って検出器に到達するものと考える。ここで、この等価光路長をｌ（スモールエル）とする。また、この光路は、毛細血管の血液の有無によらず、常に一定であると考える。ランバート・ベールの法則によれば、血液中のヘモグロビンによる減衰は、下記（４１）式
【数３１】
で与えられる。
ここで、ε：光の波長によるヘモグロビンの吸光係数（単位：ｍｍ−１）
ｃ：組織中のヘモグロビン濃度（割合であり０〜１の値をとる無次元量）
である。
【００７３】
生体組織での光の減衰をＡＴとする。この減衰には、組織の減衰のほか、圧を充分長い時間印加した後でも組織に残存している血液成分による減衰も含まれる。また、検出器の検出効率をKとする。
【００７４】
このとき、検出器の出力Iｒは、毛細血管系の血液の圧印加の有無により、（ａ）圧を加える直前（血液がある状態）での検出器出力ＩｒＢは、下記（４２）式
【数３２】
で与えられる。ここで、ＩＤは光源−検出器間の直接伝播光（外光も含まれる）である。
【００７５】
一方、（ｂ）圧を加えてから充分に時間がたった後の（あるいは適当なバイアス推定法により充分時間がたった後の値を推定した）検出器出力ＩｒＴは、下記（４３）式
【数３３】
のように表すことができる。直接光ＩＤが測定できたとすると、これを（４２）、（４３）式から減算した値は、以下の（４４）および（４５）で与えられる。
【数３４】
（４４）、（４５）式の対数をとると、下記（４６）および（４７）式
【数３５】
が与えられる。よって、下記（４８）式を導出することができ、
【数３６】
【００７６】
これにより、等価光路長ｌ、ヘモグロビンの吸光係数εを既知として、ヘモグロビン濃度ｃは、下記（４９）式
【数３７】
として求められる。
【００７７】
例えば、圧印加直後から血液量の低下と共に組織中のヘモグロビン量は減少するが、任意の時点のヘモグロビン濃度がｃｉになったとして、その時点での受光素子の受光強度をＩrBiとすると、任意の時点でのヘモグロビン濃度ｃｉは、次式で推定される。ただし、ここでは、直接伝播光ＩＤの影響はないとみなしている。下記（５０）式は、
【数３８】
ヘモグロビン濃度を測定する汎用的な式であり、光の伝播経路に沿うヘモグロビン濃度ｃｉが推定できる。
【００７８】
一般には、光の煙波経路には表皮、真皮、皮下組織など、ヘモグロビン濃度の異なる層が重なっていると考えられる。図１２は、ヘモグロビン濃度が異なる複数の層を伝播する光伝播の模式図である。この場合、ヘモグロビン濃度ｃｉの層（厚みｌｉ）が光伝播経路に直列に重なっている場合の受光強度は、（５１）式
【数３９】
で表すことができる。ここで、εｉ：第ｉ層の吸光係数、ｃｉ；第ｉ層のヘモグロビン濃度、ｌｉ；第ｉ層の厚みである。
【００７９】
この場合も、圧印加後、充分時間がたった後〔実際には、光強度の最終値（バイアス値）を推定後〕の前層通過の光強度は、下記（５２）式で表すことができ、
【数４０】
ヘモグロビン量の重み付け平均値が推定できる。
【００８０】
ただし、皮膚は表皮、真皮、皮下組織という層構造を持っており、血管系の中で圧印加直後に血管抵抗の小さい動脈、静脈の血液は急速に流出してしまうので、ある程度時間がたった後では、（５２）式で推定できるヘモグロビン量は、毛細血管によるものと考えてよい。これをまとめたのが図１３である。
【００８１】
次に、ヘモグロビン濃度が所定量だけ低下する時間間隔から血液の粘性を推定する方法について述べる。
受光強度を利用した血液粘性の推定方法として、前述の実施形態では、受光強度（＝血液量）Ｑの時間微分から求める方法〔（９）式から求める方法〕を挙げたが、本実施形態では、血液粘性をヘモグロビン濃度が低下する時間間隔から求めることにしている。
【００８２】
血液量Ｑ（これはヘマトクリット値を一定と考え、ヘモグロビン濃度で置き換える）の時間変化は、（６１）式で表現することができる。
【数４１】
である。いま、時間ｔ１においてヘモグロビン濃度Ｑ１、時刻ｔ２においてヘモグロビン濃度Ｑ２であったとすると、（６１）式から（６２）式
【数４２】
を導くことができる。この式から、（６３）式ついで、（６４）式を導出することができ、
【数４３】
【数４４】
つまり、粘性μの逆数に関するパラメータαは、下記（６５）式、
【数４５】
あるいは、粘性μに比例するパラメータμ’として、下記（６６）式、
【数４６】
【００８３】
で表現することができる。ここで、粘性関連パラメータμ’について考察してみると、その単位は、Ｑとしてヘモグロビン濃度（％）、ｔとして時間をとると、％／ｓｅｃとなる。これは、ヘモグロビン濃度Ｑ１、Ｑ２間での血液粘性を表し、この値が大きいほど粘性が大きい。例えば、Ｑ２＝０．５Ｑ１の場合を考えてみる。このとき、（６６）式は下記（６７）式、
【数４７】
となる。つまり、Ｑ１としてヘモグロビン濃度２％をとれば、この濃度が半分の１％に低下するまでの時間間隔（ｔ２−ｔ１）の測定から、（６７）式でヘモグロビン濃度２％のときの血液粘性が推定できる。
【００８４】
同じように、Ｑ１としてヘモグロビン濃度１％をとれば、この濃度が半分の０．５％に低下するまでの時間間隔（ｔ２−ｔ１）の測定から、（６７）式でヘモグロビン濃度１％のときの血液粘性が推定できる。ヘモグロビン濃度が半分に低下するまでの時間が長いほど、粘性が高いと言える。
【００８５】
血液粘性関連パラメータμ’の推定のためのフローチャートを図１４に模式的に示す。
まず、第１のステップで、ヘモグロビン濃度Ｑ１に対して、濃度が半分になるまでの時間間隔（ｔ２―ｔ１）を測定する。次に、第２のステップで、（６７）式により、ヘモグロビン濃度Ｑ１における粘性μ’を推定する。そして、第３のステップでは、前記の推定をヘモグロビン濃度Ｑ１を変えて複数回同様に行い、「ヘモグロビン濃度」対「血液粘性パラメータ」の関係をグラフ化する。
【００８６】
ところで、ヘモグロビン濃度がＱ１から半分の０．５Ｑ１になるまでの時間（ｔ２−ｔ１）は、（７１）式、
【数４８】
で与えられる。
【００８７】
ここで、（ｔ２−ｔ１）の意味について検討してみる。いま時刻ｔ＝０でのヘモグロビン濃度をＱ１とすれば、その時間的変化は、（７２）式で表現することができ、
【数４９】
この式のｔで微分することにより（７３）式を導くことができ、
【数５０】
ｔ＝０（つまり、ヘモグロビン量がＱ１）での微分値は、（７４）式、
【数５１】
で表現することができ、（７４）式の傾きを持ち、ｔ＝０でＱ１をもつ、ヘモグロビン量Ｑの接線を考えると、（７５）式を導くことができ、
【数５２】
この接線がＱ＝０になる時刻Ｔを求めると、
【数５３】
となる。図１５は上記関係を模式的に示すものである。
【００８８】
この関係から、ヘモグロビン濃度が半分になる時刻（ｔ２−ｔ１）に、次の３つの意味を見出すことができる。
（１）（ｔ２−ｔ１）はヘモグロビン濃度Ｑが半分になる時刻である（本来の意味）。
（２）αまたは粘性パラメータμ’との意味付け（下記（７７）および（７８）式を参照）。
【数５４】
（３）ヘモグロビン濃度Ｑ１での接線がＱ＝０となるまでの時刻Ｔ（＝ｔ２−ｔ１）。
ただし、Ｔは、血液の流出が常に続く（Ｑ＝Ｑ１のときの流出速度が常に続く）と過程したときに、全血液が流出するのに要する時間である。
【実施例】
【００８９】
以下、本発明による実施例を示すが、本発明はこれらの実施例に限定されるわけではない。
【００９０】
処理の流れは、次のようになる。
（１）受光強度計測し、図１６のようにグラフに表す。
（２）無限時間後の受光強度を推定（実測値のある点を仮の収束値と考え、モデル方程式における時間無限大での血液量の収束値と仮の収束値との差、つまりバイアス値を求める）。
（３）ヘモグロビン濃度の算出（ランバート・ベール則より加圧直後の受光強度と加圧後充分時間が経過したときの受光強度からヘモグロビン濃度を算出）。図１７のＣ１、Ｃ２、Ｃ３がヘモグロビン濃度に相当する。
（４）血液粘性パラメータの算出〔ヘモグロビン濃度が１／２になるまでにかかる時間から、血液粘性パラメータμ’（μ’＝１／α）を導出〕。
【００９１】
波形の収束する部分に注目し、毛細血管内の血液流出のモデル方程式から、血圧やAVR（動脈-静脈シャント）の影響を受け難い部分を選択して、血液粘性を評価する。毛細血管では、血管抵抗が高いため、圧印加されても、ゆっくりと血液が流出し、血管の閉鎖までに長い時間がかかる。
【００９２】
ヘモグロビン濃度が大きいときは、濃度変化のグラフは各種の条件においてバラツキが大きく出るが、ヘモグロビン濃度が２％以下になると、グラフが収束する。そこで、ヘモグロビン濃度が２％以下になった段階での変化を見る。そうすれば、圧印加直後のバラツキを除外できるからである。
【００９３】
このようにヘモグロビン濃度を基準にして血液の粘性を評価することにより、次の効果が得られる。即ち、例えば、圧迫を加えてからの経過時間に伴って組織中におけるヘモグロビン濃度が変化する（血液流出に伴って変化する）が、そのヘモグロビン濃度の大きい段階での変化に基づいて血液の粘性を評価する場合は、特に赤血球や血漿などからなる混層流としての血液全体の粘性特性（いわゆる動粘性係数に関連するもので、血液の流れのどろどろ度合いに相当すると考えられる）を知ることができる。また、組織中におけるヘモグロビン濃度が充分に小さくなった段階での変化に基づいて血液の粘性を評価する場合は、毛細血管の血管径が充分に小さくなったことによる赤血球の変形能の変化を反映した粘性特性を知ることができる。
【００９４】
また、組織中におけるヘモグロビン濃度は、「毛細血管系への血の巡りの良し悪しを決めるパラメータである」と言うことができるので、このヘモグロビン濃度の測定（あるいは推定）により、毛細血管系への循環障害により起こる褥瘡（床ずれ）の危険因子の評価、凍傷（しもやけ程度の軽いものを含む）の予防、外傷後の皮膚再生の評価などに有用性を発揮することが期待できる。
【００９５】
また、ヘモグロビン濃度が半減する時間間隔に基づいて血液の粘性を評価することにより、充分に血液が毛細血管系から流出した段階、つまり、動脈−静脈シャントの影響のない段階での血液の粘性評価を短時間で行うことができる。
また、血液粘性評価パラメータとヘモグロビン濃度の関係を、図１７に示すように１つのグラフとして表示することにより、動脈−静脈シャントの影響のない必要レベルだけの表示が可能で、初期血液量や圧印加からの時間経過の違いによらず、粘性を評価することができる。また、このグラフによれば、血液のレオロジー〔血管径（ここではヘモグロビン量に相当）により粘性が変化する様子〕も一目瞭然で分かるようになる。
【産業上の利用可能性】
【００９６】
本発明によれば、外部から簡単に血液の流動性を評価でき、健康維持に役立てたいという要望に応えることができる。
【符号の説明】
【００９７】
１ 血液流動性評価装置
１０ 押し当て部材
１１ 発光素子
１２ 受光素子
２１ 押し当て装置
２２ 押し当て装置駆動回路
２３ 発光素子駆動回路
２４ 受光信号検出回路
２５ ＣＰＵ
２６ 操作スイッチ
２７ 表示器
３０ 血液流動性を評価するためのユニット
３１ 脈拍測定のためのユニット
１００ 被験部位
１１０ 脈拍測定部位
【技術分野】
【０００１】
本発明は、外部から簡単に血液の流動性（主に血液の粘性）を評価することのできる方法及び装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
血液の粘性を客観的に知ることで、健康維持に役立てたいという要望が最近では強い。しかし、血液の粘性を知るためには、一般的には採血して検査しなくてはならず、簡単には実施できない。
【０００３】
従来、血液の粘性を知るためではないが、生体の末梢循環状態を客観的に測定することにより、心臓の機能や血圧、動脈の硬化状態などを評価する試みがなされている。特許文献１に記載のこの種の装置は、生体の所定部位を虚血させるために該所定部位を押圧する押圧装置と、押圧装置の押圧が解除されたときに生体の所定部位に対する血液の復帰量を光学的に検出する血液復帰量検出装置と、血液復帰量検出装置により検出された血液の復帰量の変化を所定の時間軸に沿って経時的にグラフ表示する血液復帰量表示手段と、を具備しており、虚血状態から復帰する際の血流の戻りの速さにより、機能の評価を行うようにしている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１１−８９８０８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に記載の技術のように、圧迫を解除したときの血流変化を測定する場合、圧迫解除時には全ての血管系に血液が一斉に充満することになるので、たとえ光の波長や光学素子の間隔を最適化したとしても、動脈系と毛細血管系の完全な区別が難しい。また心臓から送り出される血液の圧力、いわゆる血圧の影響を受け、血圧は刻々と変化するため校正は困難である。さらに血圧は心臓の鼓動に応じ脈動するので脈動成分を除去せねばならないが、除去は困難である。従って、血液の粘性評価のためには毛細血管系だけの血流データが欲しいにも拘わらず、計測したデータの中には動脈等の余計な情報が含まれてしまうため、感度の良い粘性評価を行うことは無理であった。
【０００６】
本発明は、上記事情を考慮し、簡単に感度良く血液の流動性を評価することのできる方法及び装置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】
【０００７】
本発明者らが鋭意検討した結果、以下のような本発明を完成した。
（１）被験者の被験部位へ押し当て部材を押し当て、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法。
（２）上記計測に先立ち以下の位置決め工程：
被験部位に対する押し当て部材の相対位置を移動させながら、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめぬ程度の弱い力で押し当て部材を被験部位に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を最適な測定位置であると決める工程、を行う（１）記載の方法。
（３）上記被験部位または被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を計測し、該脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動を制御する（１）または（２）記載の方法。
（４）上記脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動開始時を決定する（３）記載の方法。
（５）被験部位とは異なる脈拍測定部位における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減する（１）〜（４）のいずれかに記載の方法。
（６）被験者の被験部位への押し当てが可能な押し当て部材と、
押し当て部材を制御して駆動せしめる駆動制御装置と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位に光を照射する発光素子と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位内で散乱した光を検出する受光素子と、
受光素子の計測データから被験部位の血液量および血液流動性を算出する演算手段と、
上記血液量と血液流動性の少なくとも一方を表示する表示手段と、
を備える血液流動性評価装置。
（７）被験者の被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を測定する脈拍測定手段をさらに備え、脈拍測定手段の計測データに基づいて上記駆動制御装置が押し当て部材の駆動を制御するよう構成されている（６）記載の装置。
（８）上記演算手段が、脈拍測定手段の計測データを利用して血液量および血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減するよう構成されている、（７）記載の装置。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、簡便に血液の流動性を評価できる方法および装置が提供される。本発明によれば、押し当て部材には発光素子および受光素子を組み込んでいればよいので、押し当て部材の寸法を小さくすることが可能である。押し当て部材の寸法が小さいと、被験部位に押し当てる領域が小さくなるので、被験部位のうち測定領域をピンポイントに押し当てることが可能になり、測定領域の周辺領域の圧迫により生じうる測定誤差を軽減できる。
【０００９】
本発明の好適態様によれば、脈拍測定と同期した血液流動性の評価も可能であり、脈拍による誤差を軽減することも可能である。また別の態様では、血液流動性評価に先立つ脈拍測定を利用して、被験部位と押し当て部材との相対位置の最適化を図ることもでき、血液流動性評価における精度向上に寄与する。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明による血液流動性評価装置の一つの実施形態についてその概略構成を示すブロック図である
【図２】本発明の別の一態様の装置による測定の模式図である。
【図３】血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す図である。
【図４】血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す図である。
【図５】流れの変化が遅い場合の動脈モデルを表す図である。
【図６】静脈モデルの等価回路を表す図である。
【図７】静脈モデルの等価回路を表す図である。
【図８】毛細血管系モデルの等価回路を表す図である。
【図９】毛細血管系モデルの微分方程式の物理的意味を表す図である。
【図１０】Ｑ及び観測される受光強度ＩＲを表す図である。
【図１１】評価パラメータの意味を模式的に表す図である。
【図１２】複数層を光が伝播する場合の受光強度についての説明図である。
【図１３】圧印加後のヘモグロビン濃度の変化の様子を示す図である。
【図１４】処理の流れを示す図である。
【図１５】ｔ２−ｔ１の物理的意味を表す図である。
【図１６】測定データのモデルケースを示す図である。
【図１７】測定データのモデルケースを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、図面を参照しながら本発明を詳述する。しかし、本発明は図示された態様に限定されない。
【００１２】
図１は本発明による血液流動性評価装置の一つの実施形態についてその概略構成を示すブロック図である。
この血液流動性評価装置１は、被験者の指先などの被験部位１００に押し当てられる押し当て部材１０を有する。押し当て部材１０は、後述する押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２などからなる駆動制御装置の制御によって被験者の被験部位１００へと押し当てられたり、押し当てが解除されたりする。押し当て部材１０には発光素子１１と受光素子１２とが組み込まれている。発光素子１１は、押し当てられた被験部位１００に照射する光を発する素子である。発光素子１１から発せられた光は、被験部位１００内で散乱して、受光素子１２によって検出される。後述するように、発光素子１１からの発光と受光素子１２による計測データとの対比から被験部位１００の血液量を算出することができる。そして、押し当て部材１０による押し当ての程度・時間などのデータと前記血液量の経時変化から、被験部位１００における血液流動性を評価することができる。この血液流動性評価装置１には、そのようにして血液量および血液流動性を算出する演算手段と、それらの少なくとも一方を表示する表示手段も備えられている。
【００１３】
押し当て部材１０は、それ自体が例えば一軸上を前後に動くことで皮膚などの被験部位１００に押し当てられるよう構成されている。押し当て部材１０の動きは、押し当て装置２１、押し当て装置駆動回路２２などにより、アクチュエータを電気的にコントロールすることなどによって制御される。図示された態様では、押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２を以って駆動制御装置を構成している。
【００１４】
押し当て部材１０を被験部位１００の所定位置に押し当てるために、被験部位（指等）を載せる所定の測定台（図示せず）などを用意しておくことが好ましい。その際、血流への影響を最小限にするため、測定台が被験部位１００に圧迫を加えないように構成されていることが好ましい。押し当て部材１０の被験部位１００への精度のより高い位置決めについては、後述する。
【００１５】
発光素子１１は押し当て部材１０に組み込まれている。発光素子１１は発光素子駆動回路２３によって駆動制御され、受光素子１２の信号は、受光信号検出回路２４を経て必要に応じて増幅回路等（図示せず）によって増幅された上で、ＣＰＵ２５に入力される。なお、発光素子１１の数や受光素子１２の個数は特に限定されるものではない。例えば、複数個の受光素子１２を設け、各受光素子１２からの複数の受光信号を平均化処理して、血液粘性の評価演算に役立ててもよい。そのようにして、測定位置等による誤差の影響を緩和できる。発光素子１１は指の皮膚などといった被験部位１００の表面に向けて光を照射し、受光素子１２は被験部位１００からの戻り光を受光するよう構成されている。
【００１６】
発光素子１１は、青またはそれに近い短波長の波長の光を発する材質で構成されることが好ましく、受光素子１２としては、上述の光を受光することができる材質で構成される。
【００１７】
図１の態様では、ＣＰＵ２５は、受光素子１１の計測データから血液量を算出する。ＣＰＵ２５では、血液流動性（主に粘性）も算出する。血液流動性は、押し当て部材１０が被験部位１００への押し当てを開始してからの血液量の時間変化から求められる。算出のメカニズムについては後述する。ＣＰＵ２５は、さらに、発光素子駆動回路２３、受光信号増幅回路２４、血液粘性演算回路（図示せず）、表示器２７の全てを駆動制御する。また、ＣＰＵ２５には操作スイッチ２６から操作信号が入力される。
【００１８】
次に、脈拍測定手段との併用について説明する。
図２は、本発明の別の一態様の装置による測定の模式図である。図示された態様では、人差し指の先を被験部位１００として血液流動性を評価するためのユニット３０と、薬指の脈拍測定のためのユニット３１が存在する。この場合は人差し指が被験部位１００であり、薬指が脈拍測定部位１１０であると評価される。ユニット３０は、上述した押し当て部材、発光素子、受光素子を備える。ユニット３０とユニット３１とは上述した演算手段（図示せず）を介して後述するように連動して動作させることができる。
【００１９】
脈拍測定手段の具体的構成は特に限定はない。一例として、上述した押し当て部材１０、発光素子１１および受光素子１２を有するユニット３０と同様のユニットが挙げられる。このユニットで脈拍を測定する態様は以下のとおりである。脈拍測定部位１１０を弱い力で押しながら光を照射してその散乱する光を検出することにより脈波を検出することができる。脈波を検出する場合の押し当て圧力は、押し当てた部位の血液がその周囲に流出しにくい程度の弱い圧力であり、具体的には、好ましくは３０〜６０ｍｍＨｇ程度である。こういった脈波の検出を利用した脈拍測定手段を本発明で用いることができる。
【００２０】
上記のように、脈波の検出も、血液量の検出と同様に、光を用いることができるので、ユニット３０において血液量を検出する際に、脈波による誤差を生じる可能性がある。例えば、押し当て部材１０による押し当ての開始が、被験部位１００の組織に脈拍によって血液が流入された直後かあるいは流入する直前かによって組織内の血液量が厳密には異なるから、誤差の原因となり得る。この誤差を解消または軽減するために、本発明の好適態様においては、脈拍測定部位１１０における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減することが提案される。
【００２１】
また好ましくは、脈拍測定部位１１０における脈拍の計測データを用いて、血液流動性を評価するユニット３０における押し付け部位１０の駆動を制御する。例えば、脈拍を計測するユニット３１において脈波を観察しつつ、被験部位１００への血液の流入が最大となる時点あるいは最小となる時点を以って押し付けを開始するなどの方法が挙げられる。この場合、図２に示すように血液流動性評価のためのユニット３０とは別のユニット３１において脈拍を計測してもよいし、血液流動性評価と同じユニットにおいて最初は脈拍を計測して所定時に血液流動性の計測に切替えてもよい。血液流動性の評価前の被験部位１００に力を加えないという点では、血液流動性評価のためのユニット３０とは別のユニット３１を設けて脈拍を計測することが好ましい。
【００２２】
次に、脈拍測定を利用した、被験部位の位置決め精度向上策について説明する。
血液流動性の計測に先立ち、血液流動性の評価のためのユニット３０において、押し当て部材１０を上述した弱い力で被験部位１００に押し当てて、光の吸収によって脈拍の計測データを取得する。このとき、押し当て部材１０と被験部位１００との位置関係が不適切であると検出する脈波成分が弱くなる。したがって、押し当て部材１０と被験部位１００との相対位置を動かしながら脈拍の計測データを計測し、その計測データが極大となる相対位置が血液流動性評価のために好ましい位置であるということができる。ヒトの指を被験部位とする場合、通常は、指先付近の５ミリ四方において脈拍の計測データが極大となる位置を求めることによって、好ましい測定位置を決定することができる。
【００２３】
次に、血液の粘性測定の原理について述べる。
皮膚下の浅い位置には毛細血管があり、深い位置には動脈や静脈がある。皮膚に圧迫力が加わった場合、動脈や静脈は流路径が大きいので、血液が急速に他の部分へ流出してしまうが、毛細血管は流路径が小さく流路抵抗が大きいので、ゆっくりと血液が周囲へ流出する。また、毛細血管が圧迫された場合、血管流路が更に狭められるので、赤血球の集合化や変形能低下といった粘性の変化の影響で、さらに流出量が減っていくことになる。
【００２４】
この血液流出の時間変化（速さ）は、血流抵抗（その一つの要素として血液の粘度がある）に依存する。そこで、本実施形態では、毛細血管内からの血液流出の時間変化を光学的に検出することにより、血流抵抗の一要素である粘性を推定することにしている。
【００２５】
一般に、可視光は、生体内においてヘモグロビンやその他の生体構成物質の吸収が大きく、殆ど透過することができない。しかし、皮膚に圧力を印加することで毛細血管中から血液が流出すると、それに伴って血液（ヘモグロビン）が減り、圧印加前と比べ生体内での光の吸収が減少する。つまり、圧印加によって毛細血管中の血液が流出し、血液量（ヘモグロビン量）が少なくなるにつれて光が透過することになる。
【００２６】
また、短波長の光は生体内を殆ど透過しない。つまり、生体に照射した短波長の光を観測することは、皮膚直下の毛細血管を伝播してきた光を観測することと考えられる。この原理を利用することによって、圧印加による毛細血管中の血液流出の様子を観測できることになり、そこから組織中におけるヘモグロビン濃度の変化を推定できることになる。
【００２７】
この場合、発光素子１１及び受光素子１２は、皮膚下の毛細血管の血液量のみを検出し、動脈や細動脈の血液量は検出しないように設定してあるのが望ましい。このため、発光素子１１と受光素子１２の相互位置を近づけて、浅い部分の血流を高感度で検出できるようにすることが好ましい。また、照射する光の波長は、赤や赤外でもよいが、好ましくは、青またはそれに近い短波長である。
【００２８】
これは、光の波長が長いほど、途中での散乱が少なく、光は深部にまで侵入する（動脈まで達する）が、光の波長が短いほど、深部には到達しない（動脈に達しない）で、浅い位置で戻って来るからである。つまり、発光素子１１から発せられた光は、皮膚内に侵入し、内部で散乱を繰り返し、その一部が皮膚表面に戻ってくるが、その光の経路には血管があるので、戻り光は、血液による吸収を受ける。そこで、短波長の光を使用することにより、皮膚下の深い部分にある細動脈や動脈中の血液による光の吸収の影響を受けずに、浅い部分にある毛細血管中の血液による光の吸収作用だけを受けて、光が皮膚表面に戻ってくるようにしているものである。
【００２９】
例えば、発光素子１１として青色ＬＥＤを使用する場合、そこから好ましくは約３ｍｍ以内の距離に受光素子１２としてフォトトランジスタを配置してある。
【００３０】
次に測定方法について説明する。
測定時は、指先などの被験部位１００の近傍に押し当て部材１０を近づける。好ましくは、被験部位１００を固定できるように型取った測定台（図示せず）などを用いる。操作スイッチ２６の操作により、押し当て装置２１および押し当て装置駆動回路２２からなる駆動制御装置が作動して、押し当て部材１０が被験部位１００へ押し当たるように動き、所定の力で押し当てが継続する。
【００３１】
この状態で、押し当て部材１０に組み込まれた発光素子１１と受光素子１２によって光学的な測定が行われる。そして、時間経過に対する受光素子１２からの信号が増幅されて血液粘性演算回路（ＣＰＵ２５）に入力され、ここで、受光光量（受光強度）の信号の時間変化率から、毛細血管内を流動する血液の性質（血流抵抗）を示すデータが演算される。このデータには毛細血管内の血液流動性や血液粘性を示す指標が含まれており、表示器２７により表示される。
【００３２】
例えば、原理的には、血液量が多いほど、光の吸収が大きく、受光光量が少さい。血液量が少ない場合にはその逆である。よって、さらに考察すると、受光光量が多いということは、光の吸収が少なく、血液量が少なく、押し当てで血が逃げやすい、すなわち粘度が低いことを意味し、受光光量が少ないということはその逆を意味する。
【００３３】
本発明では、被験部位１００の表面を押し当てたときの毛細血管内からの血液流出の時間変化に基づいて血流抵抗の評価を行う。毛細血管よりも更に深い位置にある動脈や静脈等の血流の影響を受けずに、感度良く血液の流動性（主に血液の粘性）を評価することができる。つまり、動脈や静脈は元々血管抵抗が毛細血管に比べて低く、押し当てた時には急速に血液が流出するので、それらの影響を受けずに、毛細血管系に残る血液の流出のみの測定が可能である。そして、その測定に基づいて精度良く血液の流動性（主に粘性）を評価することができる。特に皮膚下残存血液量の変化を、ヘモグロビンによる光の吸収を利用して外部から光学的に測定することによって、測定構造の簡略化が図れる。
【００３４】
皮膚を押し当てる際の強さは、体内の最大血圧より高い圧力であることが望ましい。これは、体内で自然に行われている血液の循環を部分的に停止させ、押し当てられた部分にある血管内の血液を周囲に排出させる必要があるからである。しかし、指先や耳朶（指先でなく耳朶で測定することも可）等には太い動脈がなく、動脈は細動脈だけであり、細動脈内の血圧は動脈のそれよりも低いので、印加圧は必ずしも、予想される最大血圧より高くしないでもよく、そうすることで被験者の負担軽減を図ることができる。
【００３５】
押し当ててからの血流観察の時間は、押し当て開始から概ね数秒以内であればよい。その間のデータが血液流動性の変化をよく反映しているからである。
【００３６】
実際には、被験者により毛細血管の密度が異なっていたり、測定部位により血管密度が異なっていたりすることにより、測定誤差を生じる可能性がある。これを低減する手段として、１つの受光素子１２の周囲にほぼ等間隔に多数の発光素子１１を配置し、これら発光素子１１の点灯を順次時間をずらして行うことにより、皮膚の異なるエリアでの測定を同時に行い平均化してもよい。
【００３７】
図３および図４は、血液流動性評価のための測定データのモデルケースを表す。各図は受光光量の変化を示している。図３の測定データでは受光光量の波形の立ち上がり肩部の傾きが緩やかである。一方、図４の測定データでは、受光光量の波形の立ち上がり肩部の傾きが急である。これにより両者を比べた場合、図３の例は血液粘度が低く、図４の例は血液粘度が高いと評価できる。
【００３８】
図３および図４の例で示したように、皮膚下の血液量に対応した受光光量の測定データにより血液粘性評価パラメータαを算出すると、そのパラメータに基づいて血液の粘性を客観的に評価することができる。なお、このαは、動脈収縮による毛細血管系の総血流量変化に依存しない値であり、以下にαの求め方について説明する。
【００３９】
まず、血液粘性を数値評価する上でのパラメータを得るために、最初に血管系の電気回路モデルについて考えてみる。血管系を電気回路モデル化した場合、電圧Ｖが血管内圧Ｐに相当し、電流Ｉが血流量Ｓに相当する、と考えることができる。
【００４０】
流れの変化が遅い場合の動脈モデルは、図５に示すようになる。
この場合の血流抵抗（血管抵抗）Ｒ０は式（１）
【数１】
血液リアクタンスＬ０は式（２）
【数２】
血管系のキャパシタンス（血管内に蓄えられる血液量）Ｃは式（３）
【数３】
で表される。
【００４１】
ここで、
ρ：血液の質量
μ：血液の粘性率
σ：血管壁のポアッソン比
Ｒ：血管の内径
Ｅ：血管壁のヤング率
である
【００４２】
血流抵抗Ｒ０を示す（１）式は、血管の半径Ｒが大きいほど抵抗が小さく、血液の粘性が大きいほど抵抗が大きくなることを表している。一般に（１）式は血管抵抗と呼ばれているが、式中に血液の粘性μが含まれているように血液粘性に依存し、厳密には血液が流れるときに受ける抵抗の意味から、ここでは血流抵抗と呼ぶことにする。
【００４３】
次に静脈系を考えてみる。
定常流が流れる静脈内には逆流を防ぐ静脈弁があるので、静脈弁をダイオードでモデル化することで、その電気等価回路は図６に示すようになる。このモデルには、組織圧の影響と、姿勢による重力の影響も要素として含めてある。ここで、Ｒ０は血流抵抗（血管抵抗）であり、次式（４）として表される。
【数４】
【００４４】
次に毛細血管系を考えてみる。
毛細血管は内皮細胞１層でできている血管であり、動脈のように自ら収縮する筋組織を持たない。また静脈系のような理想ダイオードとしてモデル化できる静脈弁もないため、静脈モデルを変形した図７のような等価回路を毛細血管系のモデルとして考えることができる。その場合、（ａ）、（ｂ）の２つのモデルが考えられるが、（ａ）は毛細血管系からの血液の流出時、（ｂ）は流入時に用いる。
【００４５】
図７において、血流抵抗（血管抵抗）Ｒ０は、静脈系の場合と同じであり、次式（５）である。
【数５】
ここで、毛細血管に蓄えられている血液量Ｑは、血管半径Ｒを用いて、次式（６）
【数６】
と近似できる。なお、ｎは対象としている毛細血管の本数であり、ｌｍは毛細血管の平均長さである。
【００４６】
（６）式を（５）式に代入すると、（７）式
【数７】
となる。
ここで、血流抵抗は血液粘性μに比例すること、また、血流抵抗自体は血管中に蓄えられている総血液量に依存して変化していくことに注意する必要がある。つまり、血管に一定の外圧を加え、内部の血液が静脈系に流出していく場合を考えると、時間と共に減少する総血液量Ｑの大きさに応じて血流抵抗Ｒが増加し、これが流出血液量を抑える働きをする。
【００４７】
次に圧力印加時の血液動態について考えてみる。
ここでは、動脈の最高血圧よりも高い圧力で押し当てた場合を考える。このとき、動脈に関しては動脈の低い血液抵抗を通じて（動脈の半径は毛細血管系の血管の半径に比べて充分に大きく、血流抵抗が小さい）内部の血液は急速に放出される。同様の現象は、静脈系に対しても起こり、圧の印加と共に静脈系の低い血流抵抗を通じて内部の血液は流れ出す。
【００４８】
しかし、毛細血管に蓄えられた血液は、外部から加えられた圧力と等しい圧力を受け、静脈系に流れ出そうとするが、毛細血管系の高い血流抵抗により、この流出はゆっくりしたものになる。また、毛細血管中の血液の流出と共に、毛細血管系の半径Ｒが減少するため、血流抵抗は大きくなり〔上記（５）式を参照〕、流出は更にゆっくりしたものになる。このとき、等価電気回路は、静脈系の血流抵抗が毛細血管系に比べて充分に小さいと考えられるので、図８に示すようになる。
【００４９】
ここで、Ｃ：毛細血管中の容量（ここに蓄えられている電荷Ｑが血液量に相当）
Ｒ０：血流抵抗〔（７）式参照〕
Ｐａ：外部から加えた圧力勾配（単位はＰａ／ｍ）、である。
【００５０】
この毛細血管系から外部に流れ出す血流量（電流）Ｉは、式（８）で表される。
【数８】
ここで、Ｉ＝ｄＱ／ｄｔを考慮すると、毛細血管系に蓄えられている血液量Ｑを満たす微分方程式として（９）式を得ることができる。即ち、毛細血管中の血液量Ｑが圧印加後に満たすべき微分方程式は、
【数９】
である。ただし、αは（１０）式で表される。
【数１０】
【００５１】
この微分方程式の物理的意味を図示すると、図９のように表される。図９は、時刻Ｔ１で外部からの圧力Ｐａを受けた場合、その圧力により血管内の血液の流出が起こり、それにより血管半径Ｒが減少し、血管半径の減少により血流抵抗Ｒ０の増大が起こり、結果的に単位時間当たりの血液流量（ｄＱ／ｄｔ）の低下が起こることを示している。
【００５２】
次に毛細血管中の血液量Ｑと受光強度ＩＲの関係について考えてみる。
毛細血管中を通り、再度体表面に置かれた光検出器（受光素子）で観測される光の強度は（１１）式
【数１１】
となる。ここで、ＡＢ、ＡＴはそれぞれ、血液中での光の減衰と組織中での光の減衰を表す。また、ＩＴは入射光の強度、Ｋは係数である。（１１）式の時間変化を考えると、次の（１２）式
【数１２】
となる。血液による減衰と血液量の間に近似的に次の関係式（１３）が成り立つものと考えると、
【数１３】
受光強度と血液量の関係式として、次式（１４）
【数１４】
が得られる。
【００５３】
上述した毛細血管中の血液量Ｑが満たす微分方程式（９）式は、解析的に解くことができる。まず、両辺をＱ２で除算し、Ｑの微分をＱ’とすると、次式（１５）
【数１５】
となる。この式は、次式（１６）に変形でき、
【数１６】
これにより、次式（１７）
【数１７】
が得られる。ここで、Ｃは積分定数であり、ｔ＝０のときの初期血流量をＱ０とすれば、Ｃ＝１／Ｑ０の関係がある。
【００５４】
Ｑ及びそのとき観測される受光強度ＩＲを図１０に示す。
αが関数形を決めるパラメータになるが、このαは、（１０）式から分かるように、血液の粘性μの逆数に比例し、このことからパラメータαを、受光光量の測定データから推定することにより、血液の粘性が評価できることがわかる。
【００５５】
次に、パラメータαの物理的意味について検討してみる。
押し当て部材１０を被験部位１００に押し当てたときの血液量の変化を表す運動方程式（９）式のパラメータαは、式（１０）
【数１８】
で与えられる。このパラメータは、（９）式の微分方程式でも明らかなように、「血液量Ｑの（圧印加による）減少の速さ」を表しているが、このパラメータを決める要因について列記してみる。
【００５６】
１．血液の粘性μ：
粘性が大きく血液の流動性が失われると、αは小さくなる。一方、粘性が小さいほど（つまり血液の流動性が高いほど）αは大きくなる。
【００５７】
２．ｎ及びｌｍ：
いま、毛細血管の圧印加前の総容量（総血液量）をＱ０とすれば、次式（１８）
【数１９】
の関係であるので（ただし、Ｒ１は圧印加前の血管の半径）、次式（１９）
【数２０】
となる。ｎ、ｌｍは、毛細血管内の血管の総延長に相当するパラメータであり、毛細血管系の総血液量には依存しない〔（１９）式で、内径の項で除算していることからも分かる通り〕。つまり、圧を加える面積に依存したパラメータである。
【００５８】
３．印加圧力Ｐａ：
印加圧力が大きくなるとαが大きくなる。Ｐａの影響を除くには、常に一定圧力を加えるか、αの代わりにＰａで正規化した値、次式（２０）
【数２１】
を使えばよい。
【００５９】
次に、圧を加えたときに観測される受光強度ＩＲからのαの推定方法について考えてみる。
総血液量Ｑが（１７）式で与えられ、その波形が図１０で表されるとき、受光強度ＩＲは、次式（２１）で与えられる。
【数２２】
ここで、ＩＲ,ｍは受光強度の最大値である。
【００６０】
（２１）式を時間で微分すると、次式（２２）となり、
【数２３】
微分値の時刻ｔ＝０における値は、次式（２３）
【数２４】
時刻ｔ＝１（ｓｅｃ）における値は、次式（２４）
【数２５】
となる。また、（２２）式より、もしＩＲ,ｍ＝１と規格化すれば、次式（２５）
【数２６】
となる。つまり、受光強度の最大値で規格化した時の初期の傾きに等しい。
【００６１】
（２５）式に示したように、αは受光強度の最大値が１に規格化されているときのｔ＝０における微係数であるので、これは図１１のように示すことができる。
ここで、直線ｙ＝αｔがｙ＝１となる時刻Ｔ１は、次式（２６）
【数２７】
となり、このＴ１も血液血液粘性に関連するパラメータとなる。つまり、Ｔ１（＝αの逆数）は、初期血液流出速度（＝α）が一定値で続くと仮定したときに全血液が流出する時間であり、このＴ１はαの定義式を用いると、次式（２７）
【数２８】
と表される、血液粘性μに比例したパラメータである。
【００６２】
また、時刻ｔ＝ｎ（sec）のときの微分値を求めてみると、次式（２８）
【数２９】
となる。式（２３）を考慮すると、（２９）
【数３０】
が得られる。
【００６３】
この式（２９）から理解できるように、受光強度の最大値ＩＲ,ｍが測定できなくても、初期微分値Ｋ０及び任意の時刻ｔ＝ｎのときの微分値Ｋｎがわかれば、それらの値からαを求めることができ、そのαから血液の粘性を評価することができる。
【００６４】
次に別の実施形態に係る血液の流動性評価方法について説明する。
この実施形態の血液の流動性評価方法は、前記受光素子１２の受光強度データから、圧迫を加えられた部位の組織中におけるヘモグロビン濃度（組織全体を１としたときのヘモグロビン量の割合であり０から１の値をとる）を算出し、そのヘモグロビン濃度の時間変化に基づいて、血液の流動性を評価することを特徴としている。
【００６５】
評価方法の一例としては、ヘモグロビン濃度が、前記圧迫を加える前より充分に小さな第１の所定値（例えば２％または１％）に減少した段階から、それより更に小さな第２の所定値（第１の所定値の半分の１％または０．５％）まで減少するのに要した時間T（＝ｔ２―ｔ１）に基づいて、血液の流動性の一要素である血液の粘性を評価する。
【００６６】
また、次の段階として、受光素子１２の受光強度のデータより血液粘性評価パラメータを算出し、その血液粘性評価パラメータと前記ヘモグロビン濃度との関係を、血液粘性評価パラメータを縦軸にし、ヘモグロビン濃度を横軸にして、グラフで表示する。
【００６７】
一般に、血液の粘性は、赤血球の変形能の低下や集合現象、ヘマトクリット値（赤血球の体積％）の上昇、白血球や血漿の粘弾性特性の変化等により上昇すると考えられている。また、血液は、ずり速度が大きくなると粘度が大きく低下する、いわゆるレオロジー的な性質を持っている。
【００６８】
このような特性を持つ血液の毛細血管中のヘモグロビン濃度を定量的に計測することができれば、そこから血液の粘性を推定できると考えられる。人の皮膚表面には多数の毛細血管があり、これが皮膚細胞への直接的な血液循環をつかさどっている。この皮膚表面の毛細血管に血圧以上の圧を印加すると、毛細血管から血液が流出し、圧を印加された皮膚下における毛細血管中の血液量が徐々に減っていく。この毛細血管から血液が流出する現象は、圧の印加によって血管径が小さくなり、血液が押し出されることで起こる。
【００６９】
しかし、毛細血管は管径が非常に小さいために、流出する血液量は限られ、他の圧を印加されていない血管系へゆっくりと流出していく。また、前述のように、血管径が微小になることで、赤血球の集合化や変形能低下といった粘性の変化が起こり、その影響によって、さらに圧迫時間の経過と共に毛細血管からの血液の流出量が減っていくことになる。つまり、逆に言えば、圧印加による毛細血管の血液の流出の過程を観測することで、血液の粘性を計測できることになる。
【００７０】
血液の流出を皮膚外から光学的に計測することを考えた場合、可視光は生体内においてヘモグロビンやその他の生体構成物質による吸収が大きく、殆ど透過することができない。しかし、皮膚に圧を印加することで毛細血管中から血液が流出すると、それに伴って血液（ヘモグロビン）が減り、圧印加前と比べて生体内での光の吸収が減少する。つまり、圧印加によって毛細血管中の血液が流出し、血液量（ヘモグロビン量）が少なくなるにつれて、光が透過することになる。
【００７１】
光の波長についてみると、短波長の光は生体内を殆ど透過しない。つまり、生体に照射した短波長の光を観測することは、皮膚直下の毛細血管を伝播してきた光を観測することと考えることができる。この原理を利用することによって、圧印加による毛細血管中の血液流出の様子を観測できることになり、そこからヘモグロビン濃度を計測できることになる。
【００７２】
次にヘモグロビン濃度の定量化について検討してみる。
本来、入射光は、生体組織中で多重散乱しながら検出器に到達するが、ここでは簡単化のために、ある光路を通って検出器に到達するものと考える。ここで、この等価光路長をｌ（スモールエル）とする。また、この光路は、毛細血管の血液の有無によらず、常に一定であると考える。ランバート・ベールの法則によれば、血液中のヘモグロビンによる減衰は、下記（４１）式
【数３１】
で与えられる。
ここで、ε：光の波長によるヘモグロビンの吸光係数（単位：ｍｍ−１）
ｃ：組織中のヘモグロビン濃度（割合であり０〜１の値をとる無次元量）
である。
【００７３】
生体組織での光の減衰をＡＴとする。この減衰には、組織の減衰のほか、圧を充分長い時間印加した後でも組織に残存している血液成分による減衰も含まれる。また、検出器の検出効率をKとする。
【００７４】
このとき、検出器の出力Iｒは、毛細血管系の血液の圧印加の有無により、（ａ）圧を加える直前（血液がある状態）での検出器出力ＩｒＢは、下記（４２）式
【数３２】
で与えられる。ここで、ＩＤは光源−検出器間の直接伝播光（外光も含まれる）である。
【００７５】
一方、（ｂ）圧を加えてから充分に時間がたった後の（あるいは適当なバイアス推定法により充分時間がたった後の値を推定した）検出器出力ＩｒＴは、下記（４３）式
【数３３】
のように表すことができる。直接光ＩＤが測定できたとすると、これを（４２）、（４３）式から減算した値は、以下の（４４）および（４５）で与えられる。
【数３４】
（４４）、（４５）式の対数をとると、下記（４６）および（４７）式
【数３５】
が与えられる。よって、下記（４８）式を導出することができ、
【数３６】
【００７６】
これにより、等価光路長ｌ、ヘモグロビンの吸光係数εを既知として、ヘモグロビン濃度ｃは、下記（４９）式
【数３７】
として求められる。
【００７７】
例えば、圧印加直後から血液量の低下と共に組織中のヘモグロビン量は減少するが、任意の時点のヘモグロビン濃度がｃｉになったとして、その時点での受光素子の受光強度をＩrBiとすると、任意の時点でのヘモグロビン濃度ｃｉは、次式で推定される。ただし、ここでは、直接伝播光ＩＤの影響はないとみなしている。下記（５０）式は、
【数３８】
ヘモグロビン濃度を測定する汎用的な式であり、光の伝播経路に沿うヘモグロビン濃度ｃｉが推定できる。
【００７８】
一般には、光の煙波経路には表皮、真皮、皮下組織など、ヘモグロビン濃度の異なる層が重なっていると考えられる。図１２は、ヘモグロビン濃度が異なる複数の層を伝播する光伝播の模式図である。この場合、ヘモグロビン濃度ｃｉの層（厚みｌｉ）が光伝播経路に直列に重なっている場合の受光強度は、（５１）式
【数３９】
で表すことができる。ここで、εｉ：第ｉ層の吸光係数、ｃｉ；第ｉ層のヘモグロビン濃度、ｌｉ；第ｉ層の厚みである。
【００７９】
この場合も、圧印加後、充分時間がたった後〔実際には、光強度の最終値（バイアス値）を推定後〕の前層通過の光強度は、下記（５２）式で表すことができ、
【数４０】
ヘモグロビン量の重み付け平均値が推定できる。
【００８０】
ただし、皮膚は表皮、真皮、皮下組織という層構造を持っており、血管系の中で圧印加直後に血管抵抗の小さい動脈、静脈の血液は急速に流出してしまうので、ある程度時間がたった後では、（５２）式で推定できるヘモグロビン量は、毛細血管によるものと考えてよい。これをまとめたのが図１３である。
【００８１】
次に、ヘモグロビン濃度が所定量だけ低下する時間間隔から血液の粘性を推定する方法について述べる。
受光強度を利用した血液粘性の推定方法として、前述の実施形態では、受光強度（＝血液量）Ｑの時間微分から求める方法〔（９）式から求める方法〕を挙げたが、本実施形態では、血液粘性をヘモグロビン濃度が低下する時間間隔から求めることにしている。
【００８２】
血液量Ｑ（これはヘマトクリット値を一定と考え、ヘモグロビン濃度で置き換える）の時間変化は、（６１）式で表現することができる。
【数４１】
である。いま、時間ｔ１においてヘモグロビン濃度Ｑ１、時刻ｔ２においてヘモグロビン濃度Ｑ２であったとすると、（６１）式から（６２）式
【数４２】
を導くことができる。この式から、（６３）式ついで、（６４）式を導出することができ、
【数４３】
【数４４】
つまり、粘性μの逆数に関するパラメータαは、下記（６５）式、
【数４５】
あるいは、粘性μに比例するパラメータμ’として、下記（６６）式、
【数４６】
【００８３】
で表現することができる。ここで、粘性関連パラメータμ’について考察してみると、その単位は、Ｑとしてヘモグロビン濃度（％）、ｔとして時間をとると、％／ｓｅｃとなる。これは、ヘモグロビン濃度Ｑ１、Ｑ２間での血液粘性を表し、この値が大きいほど粘性が大きい。例えば、Ｑ２＝０．５Ｑ１の場合を考えてみる。このとき、（６６）式は下記（６７）式、
【数４７】
となる。つまり、Ｑ１としてヘモグロビン濃度２％をとれば、この濃度が半分の１％に低下するまでの時間間隔（ｔ２−ｔ１）の測定から、（６７）式でヘモグロビン濃度２％のときの血液粘性が推定できる。
【００８４】
同じように、Ｑ１としてヘモグロビン濃度１％をとれば、この濃度が半分の０．５％に低下するまでの時間間隔（ｔ２−ｔ１）の測定から、（６７）式でヘモグロビン濃度１％のときの血液粘性が推定できる。ヘモグロビン濃度が半分に低下するまでの時間が長いほど、粘性が高いと言える。
【００８５】
血液粘性関連パラメータμ’の推定のためのフローチャートを図１４に模式的に示す。
まず、第１のステップで、ヘモグロビン濃度Ｑ１に対して、濃度が半分になるまでの時間間隔（ｔ２―ｔ１）を測定する。次に、第２のステップで、（６７）式により、ヘモグロビン濃度Ｑ１における粘性μ’を推定する。そして、第３のステップでは、前記の推定をヘモグロビン濃度Ｑ１を変えて複数回同様に行い、「ヘモグロビン濃度」対「血液粘性パラメータ」の関係をグラフ化する。
【００８６】
ところで、ヘモグロビン濃度がＱ１から半分の０．５Ｑ１になるまでの時間（ｔ２−ｔ１）は、（７１）式、
【数４８】
で与えられる。
【００８７】
ここで、（ｔ２−ｔ１）の意味について検討してみる。いま時刻ｔ＝０でのヘモグロビン濃度をＱ１とすれば、その時間的変化は、（７２）式で表現することができ、
【数４９】
この式のｔで微分することにより（７３）式を導くことができ、
【数５０】
ｔ＝０（つまり、ヘモグロビン量がＱ１）での微分値は、（７４）式、
【数５１】
で表現することができ、（７４）式の傾きを持ち、ｔ＝０でＱ１をもつ、ヘモグロビン量Ｑの接線を考えると、（７５）式を導くことができ、
【数５２】
この接線がＱ＝０になる時刻Ｔを求めると、
【数５３】
となる。図１５は上記関係を模式的に示すものである。
【００８８】
この関係から、ヘモグロビン濃度が半分になる時刻（ｔ２−ｔ１）に、次の３つの意味を見出すことができる。
（１）（ｔ２−ｔ１）はヘモグロビン濃度Ｑが半分になる時刻である（本来の意味）。
（２）αまたは粘性パラメータμ’との意味付け（下記（７７）および（７８）式を参照）。
【数５４】
（３）ヘモグロビン濃度Ｑ１での接線がＱ＝０となるまでの時刻Ｔ（＝ｔ２−ｔ１）。
ただし、Ｔは、血液の流出が常に続く（Ｑ＝Ｑ１のときの流出速度が常に続く）と過程したときに、全血液が流出するのに要する時間である。
【実施例】
【００８９】
以下、本発明による実施例を示すが、本発明はこれらの実施例に限定されるわけではない。
【００９０】
処理の流れは、次のようになる。
（１）受光強度計測し、図１６のようにグラフに表す。
（２）無限時間後の受光強度を推定（実測値のある点を仮の収束値と考え、モデル方程式における時間無限大での血液量の収束値と仮の収束値との差、つまりバイアス値を求める）。
（３）ヘモグロビン濃度の算出（ランバート・ベール則より加圧直後の受光強度と加圧後充分時間が経過したときの受光強度からヘモグロビン濃度を算出）。図１７のＣ１、Ｃ２、Ｃ３がヘモグロビン濃度に相当する。
（４）血液粘性パラメータの算出〔ヘモグロビン濃度が１／２になるまでにかかる時間から、血液粘性パラメータμ’（μ’＝１／α）を導出〕。
【００９１】
波形の収束する部分に注目し、毛細血管内の血液流出のモデル方程式から、血圧やAVR（動脈-静脈シャント）の影響を受け難い部分を選択して、血液粘性を評価する。毛細血管では、血管抵抗が高いため、圧印加されても、ゆっくりと血液が流出し、血管の閉鎖までに長い時間がかかる。
【００９２】
ヘモグロビン濃度が大きいときは、濃度変化のグラフは各種の条件においてバラツキが大きく出るが、ヘモグロビン濃度が２％以下になると、グラフが収束する。そこで、ヘモグロビン濃度が２％以下になった段階での変化を見る。そうすれば、圧印加直後のバラツキを除外できるからである。
【００９３】
このようにヘモグロビン濃度を基準にして血液の粘性を評価することにより、次の効果が得られる。即ち、例えば、圧迫を加えてからの経過時間に伴って組織中におけるヘモグロビン濃度が変化する（血液流出に伴って変化する）が、そのヘモグロビン濃度の大きい段階での変化に基づいて血液の粘性を評価する場合は、特に赤血球や血漿などからなる混層流としての血液全体の粘性特性（いわゆる動粘性係数に関連するもので、血液の流れのどろどろ度合いに相当すると考えられる）を知ることができる。また、組織中におけるヘモグロビン濃度が充分に小さくなった段階での変化に基づいて血液の粘性を評価する場合は、毛細血管の血管径が充分に小さくなったことによる赤血球の変形能の変化を反映した粘性特性を知ることができる。
【００９４】
また、組織中におけるヘモグロビン濃度は、「毛細血管系への血の巡りの良し悪しを決めるパラメータである」と言うことができるので、このヘモグロビン濃度の測定（あるいは推定）により、毛細血管系への循環障害により起こる褥瘡（床ずれ）の危険因子の評価、凍傷（しもやけ程度の軽いものを含む）の予防、外傷後の皮膚再生の評価などに有用性を発揮することが期待できる。
【００９５】
また、ヘモグロビン濃度が半減する時間間隔に基づいて血液の粘性を評価することにより、充分に血液が毛細血管系から流出した段階、つまり、動脈−静脈シャントの影響のない段階での血液の粘性評価を短時間で行うことができる。
また、血液粘性評価パラメータとヘモグロビン濃度の関係を、図１７に示すように１つのグラフとして表示することにより、動脈−静脈シャントの影響のない必要レベルだけの表示が可能で、初期血液量や圧印加からの時間経過の違いによらず、粘性を評価することができる。また、このグラフによれば、血液のレオロジー〔血管径（ここではヘモグロビン量に相当）により粘性が変化する様子〕も一目瞭然で分かるようになる。
【産業上の利用可能性】
【００９６】
本発明によれば、外部から簡単に血液の流動性を評価でき、健康維持に役立てたいという要望に応えることができる。
【符号の説明】
【００９７】
１ 血液流動性評価装置
１０ 押し当て部材
１１ 発光素子
１２ 受光素子
２１ 押し当て装置
２２ 押し当て装置駆動回路
２３ 発光素子駆動回路
２４ 受光信号検出回路
２５ ＣＰＵ
２６ 操作スイッチ
２７ 表示器
３０ 血液流動性を評価するためのユニット
３１ 脈拍測定のためのユニット
１００ 被験部位
１１０ 脈拍測定部位
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の被験部位へ押し当て部材を押し当て、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法。
【請求項２】
上記計測に先立ち以下の位置決め工程：
被験部位に対する押し当て部材の相対位置を移動させながら、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめぬ程度の弱い力で押し当て部材を被験部位に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を最適な測定位置であると決める工程、
を行う請求項１記載の方法。
【請求項３】
上記被験部位または被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を計測し、該脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動を制御する請求項１または２記載の方法。
【請求項４】
上記脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動開始時を決定する請求項３記載の方法。
【請求項５】
被験部位とは異なる脈拍測定部位における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減する請求項１〜４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
被験者の被験部位への押し当てが可能な押し当て部材と、
押し当て部材を制御して駆動せしめる駆動制御装置と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位に光を照射する発光素子と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位内で散乱した光を検出する受光素子と、
受光素子の計測データから被験部位の血液量および血液流動性を算出する演算手段と、
上記血液量と血液流動性の少なくとも一方を表示する表示手段と、
を備える血液流動性評価装置。
【請求項７】
被験者の被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を測定する脈拍測定手段をさらに備え、
脈拍測定手段の計測データに基づいて上記駆動制御装置が押し当て部材の駆動を制御するよう構成されている請求項６記載の装置。
【請求項８】
上記演算手段が、脈拍測定手段の計測データを利用して血液量および血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減するよう構成されている、請求項７記載の装置。
【請求項１】
被験者の被験部位へ押し当て部材を押し当て、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめ、そのときの被験部位内の血液量の時間変化を光散乱を用いて計測し、その計測データから被験部位の血液流動性を評価する、血液流動性の評価方法。
【請求項２】
上記計測に先立ち以下の位置決め工程：
被験部位に対する押し当て部材の相対位置を移動させながら、被験部位内の血液を被験部位の周辺に流出せしめぬ程度の弱い力で押し当て部材を被験部位に押し当て、光の吸収によって脈拍の計測データを取得し、脈拍の計測データの強度が極大となる相対位置を最適な測定位置であると決める工程、
を行う請求項１記載の方法。
【請求項３】
上記被験部位または被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を計測し、該脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動を制御する請求項１または２記載の方法。
【請求項４】
上記脈拍の計測データに基づいて上記押し当て部材の駆動開始時を決定する請求項３記載の方法。
【請求項５】
被験部位とは異なる脈拍測定部位における脈拍の計測データを利用して、血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減する請求項１〜４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
被験者の被験部位への押し当てが可能な押し当て部材と、
押し当て部材を制御して駆動せしめる駆動制御装置と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位に光を照射する発光素子と、
押し当て部材に組み込まれ被験部位内で散乱した光を検出する受光素子と、
受光素子の計測データから被験部位の血液量および血液流動性を算出する演算手段と、
上記血液量と血液流動性の少なくとも一方を表示する表示手段と、
を備える血液流動性評価装置。
【請求項７】
被験者の被験部位とは異なる脈拍測定部位で被験者の脈拍を測定する脈拍測定手段をさらに備え、
脈拍測定手段の計測データに基づいて上記駆動制御装置が押し当て部材の駆動を制御するよう構成されている請求項６記載の装置。
【請求項８】
上記演算手段が、脈拍測定手段の計測データを利用して血液量および血液流動性を算出する際に脈拍による算出誤差を軽減するよう構成されている、請求項７記載の装置。
【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】
【公開番号】特開２０１１−５０６９６（Ｐ２０１１−５０６９６Ａ）
【公開日】平成２３年３月１７日（２０１１．３．１７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−２０５０８０（Ｐ２００９−２０５０８０）
【出願日】平成２１年９月４日（２００９．９．４）
【出願人】（３９２０３２４４３）株式会社アドテックス (10)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年３月１７日（２０１１．３．１７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年９月４日（２００９．９．４）
【出願人】（３９２０３２４４３）株式会社アドテックス (10)
【Ｆターム（参考）】
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