JP4641809B2 - Biological information measuring device - Google Patents
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Description
本発明は、生体内の血液の流動性を示す血液レオロジーの評価のための特に動脈血管中を流れている血液の粘性状態を測定する技術に関する。 The present invention relates to a technique for measuring the viscosity state of blood flowing in an arterial blood vessel, particularly for evaluation of blood rheology indicating blood fluidity in a living body.
人体の健康状態を判断する検査項目のひとつとして、血液の流動性に着目した血液レオロジー測定が注目されている。血液レオロジーを測定する手段として、被験者より採血した一定量の血液が微小流路(マイクロチャネル)を通過する時間を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。 As one of the examination items for judging the health condition of the human body, blood rheology measurement focusing on blood fluidity has attracted attention. As a means for measuring blood rheology, a microchannel flow analyzer has been developed that measures the time for a certain amount of blood collected from a subject to pass through a microchannel (microchannel) (see Non-Patent Document 1). . At present, the micro-channel flow analyzer is a standard machine in blood rheology measurement.
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。 However, it is necessary to collect blood as described above in the measurement using a microchannel flow analyzer, and the measurement can be performed only by medical institutions, and it is great for the purpose of easily checking the health condition at any time. There is an inconvenience. In addition, blood sampling has a large physical and psychological burden on the subject, and the number of times that the measurement work can be performed per day is only a few times at most, so there is a problem that continuous data cannot be obtained in time series. is there.
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の血流速度は強い相関があると考えられる。すなわち、血液の流動性が低い(粘性が高い)場合、血流速度は遅く、流動性が高い(粘性が低い)場合は血流速度が速いと考えられる。そのため、生体内の血流速度を計測することで、間接的に血液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、血管内の血流に反射する超音波のドップラーシフトから血流速度を計測する発明である非侵襲ドップラー方式生体情報測定装置が提案されている(特許文献1または2参照)。この技術において、ドップラー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
Vc=Vh/Ph (式1)
と定義すると、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。
When Vc is large, the blood fluidity is high (viscosity is low). Conversely, when Vc is small, the fluidity is low (viscosity is high).
生体内を伝播し、血管内の血流から反射する超音波のドップラーシフトから血流速度を計測する非侵襲ドップラー方式血液レオロジー測定において、特定の被験者については、微小流路流動分析装置による測定データと高い相関を有するデータを得ることができた。しかしながら、複数の被験者について測定を行うと、その生体の動脈血管径の個体差(個人差)から、従来の技術では、異なる被験者間のデータの比較において、相関性が低下する場合があった。この課題に対応した従来技術として、血管径をパルス超音波エコーで計測する装置が提案されている(特許文献2)。ただし、この特許文献2に記載の技術は、反射パルスの時間差を計測する方法であるため、血管が複数存在する場合に、それぞれの反射信号を分離することが極めて困難であり、動脈血管と静脈血管の区別も困難であるため、近傍に動脈血管が一本のみ存在する単純な組織構造の部位の測定以外は適用できなかった。たとえば、指先では複数の血管が存在するため、正確な血液粘性測定が不可能であった。
In non-invasive Doppler blood rheology measurement that measures blood flow velocity from Doppler shift of ultrasonic wave that propagates in living body and reflects from blood flow in blood vessel, measurement data by micro-channel flow analyzer for specific subjects Data with high correlation was obtained. However, when measurement is performed on a plurality of subjects, the correlation may be reduced in comparison of data between different subjects in the conventional technique due to individual differences (individual differences) in the arterial blood vessel diameter of the living body. As a conventional technique corresponding to this problem, an apparatus for measuring a blood vessel diameter with a pulsed ultrasonic echo has been proposed (Patent Document 2). However, since the technique described in
そこで本願発明は、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に正確な血流速度を計測し、血液レオロジーを低コスト測定可能とするのみならず、指先などの血管構造が複雑な部位での測定が可能で、異なる被験者間のデータにおいても相関性に優れた測定が可能な生体情報測定装置を提供することを目的とする。 Therefore, the invention of the present application not only collects blood but allows anyone other than an expert to easily measure an accurate blood flow velocity and enable blood rheology to be measured at low cost as well as a complicated blood vessel structure such as a fingertip. It is an object of the present invention to provide a biological information measuring device that can perform measurement at various sites and can perform measurement with excellent correlation even in data between different subjects.
上記課題を解決するために、本願発明では、超音波発信素子と超音波受信素子から成る超音波センサを複数個組み合わせた血流速度センサと、血管撮像装置とを組合わせて用いて計測を行う。一般に、管内を流れる粘性流体の速度は、圧力と、管径の2乗に比例し、粘性に反比例する。したがって、上記の関係から、生体中(血管中)を流れる血液の速度は超音波センサで測定し、圧力は血圧計にて測定する。動脈血管径は画像撮影装置にて撮影した血管画像から検出する。よって以上の各パラメータから流動性を求めることができる。 In order to solve the above problem, in the present invention, measurement is performed using a blood flow velocity sensor in which a plurality of ultrasonic sensors each including an ultrasonic transmission element and an ultrasonic reception element are combined, and a blood vessel imaging apparatus. . In general, the velocity of the viscous fluid flowing in the pipe is proportional to the pressure and the square of the pipe diameter, and inversely proportional to the viscosity. Therefore, from the above relationship, the velocity of blood flowing in the living body (in the blood vessel) is measured with an ultrasonic sensor, and the pressure is measured with a sphygmomanometer. The arterial blood vessel diameter is detected from a blood vessel image photographed by the image photographing device. Therefore, fluidity can be obtained from the above parameters.
超音波センサと光センサを組合わせて用いることにより、被験者から採血を行うことなく、手軽に誰であっても血液レオロジーの測定が可能となり、さらに画像から動脈血管径のデータを得ることで、装置の精度が向上する。 By using a combination of an ultrasonic sensor and an optical sensor, anyone can easily measure blood rheology without collecting blood from a subject, and by obtaining data on arterial blood vessel diameter from images, The accuracy of the device is improved.
(実施の形態1)
まず、図面に基づき実施例の構成を説明する。図1は、本発明の測定装置の構成を示すブロック図である。図2には本発明で用いた血流速度センサを示す。また、図3に超音波ドップラー信号測定原理の概略を示す模式図を示す。
(Embodiment 1)
First, the structure of an Example is demonstrated based on drawing. FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the measuring apparatus of the present invention. FIG. 2 shows a blood flow velocity sensor used in the present invention. FIG. 3 is a schematic diagram showing an outline of the principle of ultrasonic Doppler signal measurement.
血流速度センサは、2対の超音波センサ、すなわち、発信素子2a、受信素子3aから成る超音波センサ1aと、発信素子2b、受信素子3bから成る超音波センサ1bとを組み合わせたものである。超音波センサ1a、1bの発信素子2a、2bと受信素子3a、3bはいずれも圧電性セラミックス板に電極薄膜を形成した圧電振動素子である。本実施の形態においては超音波の周波数は15MHzとした。本発明においては、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。この血流センサに、図3に示すよう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、血流速度を計測する。
超音波センサ1aの発信素子2aから発した超音波(送信波13a)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14aは、血液の流れる速度に従いドップラーシフトを受けた信号に変化している。この反射波を受信素子3aで受信する。超音波センサ1bについても同様に、発信素子2bから発した超音波(送信波13b)は血流によるドップラーシフトを受けて反射され受信素子3bで検出されるのであるが、超音波センサ1aと1bでは超音波の放射される指向方向が異なる。この超音波センサ1aと1bの角度の差αと超音波センサ1aと1bの信号から得られたそれぞれのドップラーシフト周波数ΔFa、ΔFbから血流速度を計算することが可能である。
The blood flow velocity sensor is a combination of two pairs of ultrasonic sensors, that is, an ultrasonic sensor 1a including a transmitting element 2a and a receiving element 3a, and an ultrasonic sensor 1b including a transmitting element 2b and a receiving element 3b. . The transmitting elements 2a and 2b and the receiving elements 3a and 3b of the ultrasonic sensors 1a and 1b are all piezoelectric vibrating elements in which an electrode thin film is formed on a piezoelectric ceramic plate. In the present embodiment, the ultrasonic frequency is 15 MHz. In the present invention, two pairs of ultrasonic sensors 1a and 1b are used and arranged on the
The ultrasonic wave (transmission wave 13a) emitted from the transmitting element 2a of the ultrasonic sensor 1a propagates through the living tissue and is reflected by the blood flowing through the blood vessel. The reflected wave 14a changes to a signal subjected to Doppler shift according to the blood flow speed. This reflected wave is received by the receiving element 3a. Similarly, with respect to the ultrasonic sensor 1b, the ultrasonic wave (transmitted wave 13b) emitted from the transmitting element 2b is reflected by the Doppler shift due to blood flow and is detected by the receiving element 3b, but the ultrasonic sensors 1a and 1b Then, the directivity directions in which ultrasonic waves are emitted are different. The blood flow velocity can be calculated from the angle difference α between the ultrasonic sensors 1a and 1b and the respective Doppler shift frequencies ΔFa and ΔFb obtained from the signals of the ultrasonic sensors 1a and 1b.
超音波計測部50は、2対の超音波センサ1からなる血流速度センサ、それぞれ2組の検波回路23、フィルタ回路24、増幅回路25、A/D変換器26からなる。反射波79a、79bを受けた受信素子3a、3bのそれぞれの信号は、検波回路23a、23b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ーシフト信号成分のみが取り出され、さらにフィルタ回路24a、24bによりA/D変換処理に不要な周波数成分を取り除き、増幅回路25a、25bでそれぞれ増幅される。このドップラーシフト信号はアナログ信号であるが、A/D変換器26a、26bによりデジタルデータに変換され、バッファメモリ41に一時蓄積される。
The
演算部51は、バッファメモリ41と、演算処理装置43からなる。バッファメモリ41は超音波計測部50からの計測データを一時的に保持する。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。演算処理装置43は、各A/D変換器によりデジタル化された各センサからのデータをデジタル入力部44を経由して受取り、信号演算処理部45および汎用演算処理部46の演算機能により演算処理し、ノイズ成分を除去した血流速度を算出する。なお、演算処理装置43が計測データのサンプリングレートに対して十分高速に動作するのであれば、バッファメモリ41および42は省略可能である。また信号演算処理部45は特殊なハードウェア構成によって信号処理を高速に実行する装置であり、汎用演算処理部46の処理速度が高速である場合は、信号演算処理部45は省略可能である。
The calculation unit 51 includes a
主記憶部47は、計測データと演算処理装置43が演算を実行するにあたって使用する演算データを保持するものである。測定データや演算結果のデータなど保存が必要なデータはストレージ48に保存する。ストレージ48は不揮発性のフラッシュメモリ装置またはハードディスク装置等で構成されるものである。
The
入出力装置等49は、キーボード、マウスなどのユーザーインターフェース機能を有する装置、イーサネット(登録商標)またはシリアル通信バスなどの通信機能を有する装置等である。ディスプレイ装置55はCRT装置または液晶表示装置などの画面表示機能を有する装置である。さらに、周辺装置としては、血圧測定器が接続され、データを血圧値で補正することができる。
The input /
図3に示すように、血流センサ10に測定対象である生体71(実施例においては被験者の指先)を接触させて、血流速度を計測する。超音波センサ1aの発信素子2aから発した超音波(送信波78a)は生体組織中を伝播し、血管を流れる血液で反射される。反射波14aは、血液の流速に従いドップラーシフトを受けた信号に変化する。この反射を受信素子3aで受信する。超音波センサ1bについても同様に、発信素子2bから発した超音波(送信波78b)は血流によるドップラーシフトを受けて反射され受信素子3bで検出されるのであるが、超音波の放射される指向方向が異なる。
受信素子3a、3bで受けたそれぞれの反射波79a、79bの信号は、それぞれ、検波回路23a、23b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ー信号成分のみが取り出され、さらにフィルタ回路24a、24bによりA/D変換処理に不要な高周波成分を取り除いた後、増幅回路25a,26bでそれぞれ増幅される。このドップラー信号はアナログ信号であるが、A/D変換器26a、26bによりデジタルデータに変換され、バッファメモリ42に一時蓄積された後、演算処理装置43へデジタル入力部を通して主記憶部47に転送され、記憶される。
As shown in FIG. 3, the blood flow velocity is measured by bringing a living body 71 (in the embodiment, a fingertip of a subject) into contact with the
The signals of the reflected waves 79a and 79b received by the receiving elements 3a and 3b are detected by the detection circuits 23a and 23b, respectively, and only the Doppler signal component from which the ultrasonic carrier component (base component) is removed is extracted. Further, high frequency components unnecessary for A / D conversion processing are removed by the filter circuits 24a and 24b, and then amplified by the amplification circuits 25a and 26b, respectively. Although this Doppler signal is an analog signal, it is converted into digital data by the A / D converters 26a and 26b, temporarily stored in the buffer memory 42, and then transferred to the arithmetic processing unit 43 to the
なお、これら測定データを直ちに解析処理を行わない場合、装置に付属した外部記憶であるストレージ48または入出力装置等49のネットワークを介して外部記憶メディアに蓄積しておき、解析処理に必要な時点で取り出せばよい。
If these measurement data are not immediately analyzed, they are stored in the external storage medium via the network of the
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ー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45および汎用演算処理部46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、周波数分布データを主記憶部47に記憶する。A/D変換のサンプリング周波数をfs=20kHz、FFT処理の個数をNf=256個とすると、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が得られることになる(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い。たとえば、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)。
The digital data of the respective Doppler signals of the ultrasonic sensor 1a and the ultrasonic sensor 1b obtained by the above measurement is subjected to frequency transformation by Fourier transform (FFT) processing in the signal
以上の方法で超音波センサ1aのデータから得られた周波数シフトをFa、超音波センサ1bのデータから得られた周波数シフトをFb、とすると、血流速度Vhは、下記の式で導出できる。 If the frequency shift obtained from the data of the ultrasonic sensor 1a by the above method is Fa and the frequency shift obtained from the data of the ultrasonic sensor 1b is Fb, the blood flow velocity Vh can be derived by the following equation.
Vh = cFa/2Fscosθ (式2)
ここで、
θ=atan( (−cosα − Fb/Fa)/sinα ) (式3)
αは2つの超音波センサの超音波の射出および受信の指向性のなす角度、cは生体中での音速、Fsは超音波センサの発信周波数(駆動周波数)である。
Vh = cFa / 2Fscosθ (Formula 2)
here,
θ = atan ((− cos α−Fb / Fa) / sin α) (Formula 3)
α is an angle formed by directivity of emission and reception of ultrasonic waves of the two ultrasonic sensors, c is a sound velocity in the living body, and Fs is a transmission frequency (drive frequency) of the ultrasonic sensors.
なお、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。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で割り算する。このVh/Phの値を便宜上、補正血流速度Vcと呼ぶこととする。 In addition, since the blood is pushed by the blood pressure P of the living body and flows, the blood flow velocity Vh is considered to be affected by the blood pressure of the living body. In order to correct the influence of blood pressure, the blood flow velocity Vh is divided by the maximum blood pressure Ph measured by a blood pressure measuring device. The value of Vh / Ph is referred to as a corrected blood flow velocity Vc for convenience.
Vc=Vh/Ph (式1)
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)ということである。ただし、複数の個体(被験者)のデータを評価すると、動脈血管径の個体差(個人差)の影響があり、測定値のばらつきが大きくなる場合がある。
Vc = Vh / Ph (Formula 1)
If the corrected blood flow velocity Vc is large, the blood fluidity in the living body is relatively high (low viscosity), and if the corrected blood flow velocity Vc is small, the blood fluidity is low (high viscosity). is there. However, when data of a plurality of individuals (subjects) is evaluated, there is an influence of individual differences (individual differences) in arterial blood vessel diameters, and there may be cases where variations in measured values become large.
上記の動脈血管径を計測するために、図2〜図5に示す画像撮影装置9を用いる。画像撮影装置9は、照明装置11が発し、生体71を透過した光線をとらえて生体71内部の血管画像を得る手段である。実施例では発光素子12は、波長860nmの高輝度LEDであり、レンズ13で集光され、生体71に照射される。透過光は、生体中の水を透過し、血管中のヘモグロビンで一部が吸収されるため、レンズ5を通して撮像素子6上に、血管部分の輝度が低下した画素として像を結ぶ。撮像素子6としては、35万画素以上のCCD画像センサまたはCMOS画像センサを用いる。撮像素子6で得られた画像データはいったんバッファメモリ31に蓄積され、画像データ処理装置32へ転送される。画像データは画像データ処理装置32の演算処理部で処理され、処理装置32は血管径94を抽出する。
血管径検出手段は画像データ処理装置32の演算処理部で実行されるプログラムであり、バッファメモリから処理メモリ上に転送された画像データにコントラスト強調、2値化などの処理を行い、図8に例として示す画像データ90から動脈血管径94(図10)を得る。動脈血管径94のデータは演算処理装置51に送られ、血液流動性データの補正に用いられる。
In order to measure the arterial blood vessel diameter, an
The blood vessel diameter detecting means is a program executed by the arithmetic processing unit of the image
ここで新たに、血液の流動性を示す血液粘性指標Rhを、補正血流速度Vcを血管径dの二乗で割ってさらに補正した値として次式のように定義する。 Here, the blood viscosity index Rh indicating the blood fluidity is newly defined as a value obtained by further correcting by correcting the corrected blood flow velocity Vc by the square of the blood vessel diameter d as follows.
Rh = Vc/(d×d)= Vh/Ph/(d×d) (式4)
すなわち、Rhが大きいほど、血液の流動性が高く、Rhが小さいほど血液の流動性が低いことを表しているが、バラツキの要因と考えられる血管径dの値を計測して補正しているため、補正血流速度VcよりもRhはより正確に血液の流動性を示すことができるのである。指における実際の血管径は、約0.5mmから1.5mmと考えられるので、これを補正しないと、データに約9倍ものばらつきが生じてしまうが、動脈血管径をプラスマイナス10%の精度で測定できれば、プラスマイナス20%程度の精度で粘性指標Rhが測定できるのである。
Rh = Vc / (d × d) = Vh / Ph / (d × d) (Formula 4)
That is, the larger the Rh, the higher the blood fluidity, and the smaller the Rh, the lower the blood fluidity. However, the value of the blood vessel diameter d, which is considered to be a variation factor, is measured and corrected. Therefore, Rh can more accurately indicate blood fluidity than the corrected blood flow velocity Vc. Since the actual blood vessel diameter in the finger is considered to be about 0.5 mm to 1.5 mm, if this is not corrected, the data will vary by about 9 times, but the arterial blood vessel diameter will have an accuracy of plus or minus 10%. The viscosity index Rh can be measured with an accuracy of about plus or minus 20%.
なお、演算処理装置43の処理能力が十分大きい場合、別途画像処理装置32を備えることなく、画像処理装置32の機能を演算処理装置43で兼ねても良い。
(実施の形態2)
近赤外線は静脈血液にも吸収されるため、図8に示すように同一の画像データ内に動脈画像と静脈画像の両方が含まれている場合があり、血管径の計測を誤ってしまうことがありえる。そこで、実施の形態2においては、この課題を解決するための手段を提供するものである。
If the processing capacity of the arithmetic processing device 43 is sufficiently large, the arithmetic processing device 43 may also serve as the function of the
(Embodiment 2)
Since near-infrared light is also absorbed by venous blood, both the arterial image and the venous image may be included in the same image data as shown in FIG. It can be. Therefore, the second embodiment provides a means for solving this problem.
照明装置11の発光素子12として、実施例では、波長860nmに加えて波長680nmのLEDを用いて、2波長とする。図13に示すようにそれぞれの波長の発光素子を交互に発光させ、それぞれのタイミングにおいて撮像素子6で撮像を行い、それぞれ別の画像データを得る。波長680nmの光は、動脈血に比較して静脈血に吸収されやすい波長であるため、図9に示すような静脈のみの画像の写された画像データが得られる。図8の画像データから図9の画像データを差し引くことで、動脈の画像のみが残り、図10のような動脈像の画像データが得られ、そこから動脈血管径を得ることができる。
(実施の形態3)
前述の実施の形態2と同様の課題に対処するものである。図6の画像データを0.1秒以下の一定時間間隔で連続的に撮影し、記録する。この連続した画像データの各画素の輝度(または濃度)の時間変化は、図10に示すように、動脈画像の画素輝度変化は脈動状であり(動脈領域画素輝度84)、他方、組織透過領域画素輝度83と静脈領域画素輝度87は、動脈画像のような規則的な脈動はほとんどない。したがって、脈動の振幅85が一定以上となる画素のみを残し、脈動の見られない画素を消去することで、図8のような動脈のみの画像が得られ、動脈血管径が得られる。
(実施の形態4)
実施の形態3において、静脈にもなんらかのゆらぎが生じたり、微小信号を検出することから、ノイズの混入によって動脈領域の画素以外にもなんらかの脈動が発生した場合、単純に振幅85を評価しただけでは動脈画像の抽出が困難になると考えられる。そこで、実施の形態4として、図9に示す、血流速度センサ10で得られた血流速度波形80の脈動周期82と同期する周期86を有する画素のみを残して、他の画素を消去することで、図8のような動脈のみの画像が得られ、動脈血管径が得られる。
(実施の形態5)
図5、6、7は、本発明の装置における照明装置11を支持する構成を模式的に示すものである。
In the embodiment, the
(Embodiment 3)
The present invention addresses the same problems as those in the second embodiment. The image data of FIG. 6 is continuously photographed and recorded at regular time intervals of 0.1 seconds or less. As shown in FIG. 10, the temporal change in the luminance (or density) of each pixel of the continuous image data is a pulsating change in the pixel luminance of the arterial image (arterial region pixel luminance 84), while the tissue transmission region. The pixel luminance 83 and the vein
(Embodiment 4)
In the third embodiment, since some fluctuation occurs in the vein or a minute signal is detected, if any pulsation occurs in addition to the pixels in the arterial region due to noise mixing, simply evaluating the amplitude 85 It is considered that extraction of arterial images becomes difficult. Therefore, as the fourth embodiment, other pixels are erased while leaving only pixels having a period 86 synchronized with the pulsation period 82 of the blood flow velocity waveform 80 obtained by the blood
(Embodiment 5)
5, 6 and 7 schematically show a structure for supporting the
図5、6はレール101の任意の位置に照明装置11が固定可能な構成の例を示す図である。図5においては照明装置11を複数備えた実施例を示している。レール101は装置本体に固定された十分な強度を有する部材である。図6に示すように、照明装置11はクランプ部102を介してレール101と接続されている。レール101とクランプ部102は固定ねじ103を締込むことで固定される。ねじ以外にばね性の部材などで固定してもよい。
5 and 6 are diagrams illustrating examples of configurations in which the
図7は、任意の角度で照明装置11が固定可能な構成の例を示す図である。照明装置11は支持腕部111に固定され支持されている。支持腕部111と軸112は固定されており、軸受け113に取り付けられている。軸受け113は、装置本体に固定されている。支持腕部111は軸を中心に自由な角度を取ることができ、固定ねじ114を締込むことで固定される。
FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a configuration in which the
以上のような構成で照明装置11を血管画像撮影に適した位置に固定することができる。たとえば、骨組織74を避けた位置などである。
With the configuration as described above, the
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。 The present invention is not only capable of measuring blood fluidity (ease of flow) for the purpose of medical care and health maintenance / enhancement, but also the activity state of a living body (human body) and the blood flow state in each part of the living body It can also be used in measurement to know the correlation.
図b本発明に係るセンサの構成を示す図である。
1a、1b 超音波センサ
2a、2b 発信素子
3a、3b 受信素子
4 センサ支持部材
5 レンズ
6 撮像素子
7 保護ガラス
8 光学フィルタ
9 画像撮影装置
10 血流速度センサ
11 照明装置
12 発光素子
13 レンズ
14 光学フィルタ
21 発信回路
23a、23b 検波回路
24a、24b フィルタ回路
25a、25b 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
31 バッファメモリ
32 画像データ処理装置
41a、41b バッファメモリ
43 演算処理装置
44 デジタル入力部
45 信号演算部
46 汎用演算部
47 主記憶部
48 ストレージ
49 入出力装置等
50 超音波計測部
51 演算部
52 血圧測定器
53 光計測部
54 周辺機器
55 ディスプレイ装置
64 駆動電圧(a)
65 駆動電圧(b)
66 A/D変換タイミング
71 生体(指先)
72 動脈血管
73 静脈血管
74 骨組織
78 送信波
79 反射波
80 血流速度波形
81 血流速度のピーク
82 脈動周期
83 組織透過領域画素輝度
84 動脈領域画素輝度
85 振幅
86 脈周期
87 静脈領域画素輝度
90 画像データ
91 組織透過領域
92 静脈領域
93 動脈領域
94 動脈血管径
101 レール
102 クランプ部
103 固定ねじ
111 支持腕部
112 軸
113a 軸受け部
113b 軸受け部
114 固定ねじ
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1a, 1b Ultrasonic sensor 2a, 2b Transmitting element 3a,
65 Drive voltage (b)
66 A /
72
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