JPWO2010004940A1 - 血管特性計測装置及び血管特性計測方法 - Google Patents

Abstract

血管特性計測装置１００は、被験者の被計測領域の皮膚表面１０に対向する位置に保持される血流計測部２０と、血流計測部２０に内蔵された光学式のセンサユニット３０と、心電計４０と、制御装置５０とを有する。制御装置５０は、血流計測手段６０と、血管変位導出手段７０と、血管状態導出手段８０を有する。血流計測手段６０は、センサユニット３０の発光部３２から出射された光を受光部３４，３６で受光したときの光強度に基づいて、血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する。血管変位導出手段７０は、血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管１２の内壁の変位を導出する。血管状態導出手段８０は、心電計４０の心電信号の波形と受光部３４，３６から得られた検出信号の波形との位相差により各計測位置における脈波伝播速度を求め、当該脈波伝播速度から血管１２の内壁の変位状態を導出する。

Description

本発明は、血液が流れる血管内の状態を非接触で計測するよう構成された血管特性計測装置及び血管特性計測方法に関する。

例えば、心臓から吐出された血液が圧力によって血管内を送液される際、圧力の高い領域が伝搬する部分では、血管の内径が圧力によって拡径される。血管の拡径部分が伝搬する伝搬速度（脈波伝搬速度とも言う）を計測することで血管（動脈）の内部の変化を測定する脈波伝搬速度測定装置の開発が進められている（例えば、特許文献１参照）。

脈波伝搬速度測定装置は、心電誘導装置により検出された心電誘導波形の周期毎に発生する所定の部位から圧脈波センサにより検出された脈波の周期毎に発生する所定部位までの時間差が算出されると、当該時間差に基づいて動脈内の脈波の伝播速度が算出される。当該伝播速度は、心臓に連結された大動脈内の伝播を含む距離を基礎として算出される。このことから、脈波伝搬速度測定装置においては、伝播距離が長く、且つ大動脈の径が大きいために動脈内の脈波伝播速度が低くなって伝播時間すなわち時間差が長くなると、脈波伝播速度の精度が高くなる。

また、被験者の被測定領域に光を照射して血管を透過した光を受光したときの信号の波形から脈波を測定する脈波センサがある（例えば、特許文献２参照）。

特開平８−２５７００２号公報 特開２００４−４６７号公報

しかしながら、上記特許文献１に記載された装置では、血圧測定器具のように被測定部にカフを巻き付けてカフに圧力を加えて脈波を測定するものであるので、直接被験者に圧力を付加して脈波センサを被験者の被測定部分に密着させる必要がある。また、特許文献１に記載された装置では、計測中は被験者を拘束することになるため、同一の被験者に対して複数箇所の計測を行なう場合には、当該被装着者を長時間拘束しなければならず、被験者の負担が増大するという問題がある。

また、上記特許文献２に記載された脈波センサでは、指先に光を照射して光の検出信号から血流を測定する方式であるが、指先を強く押圧した場合、指先の皮膚が受光部に接触して指先が圧迫されてしまうため、指先の血管における血流が変化して計測精度が低下するという問題がある。

そこで、本発明は上記事情に鑑み、上記被験者の負担を軽減すると共に、計測精度の低下を解決することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明は以下のような手段を有する。
（１）本発明は、被験者の被計測領域に対向する位置に設けられ、前記被計測領域に光を照射する発光部と前記被計測領域を伝搬した光を非接触で受光する受光部とを有するセンサユニットと、前記発光部から出射された光を前記受光部で受光したときの光強度に基づいて、前記被計測領域における血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する血流計測手段と、該血流計測手段により得られた前記血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管壁の変位を導出する血管変位導出手段と、前記被験者の心電信号を計測する心電計測手段と、前記心電信号の波形と前記受光部から得られた検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出する血管状態導出手段と、を有することにより、上記課題を解決するものである。
（２）本発明は、（１）に記載の血管特性計測装置であって、前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記受光部から得られた前記検出信号の波形との位相差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出することにより、上記課題を解決するものである。
（３）本発明は、（１）に記載の血管特性計測装置であって、前記血管の内壁の状態に応じた血球成分を光学的に計測することにより、上記課題を解決するものである。
（４）本発明は、（１）に記載の血管特性計測装置であって、前記センサユニットは、被験者の複数の被計測点に光を照射する複数の発光部と前記複数の被計測点を伝搬した光を非接触で受光する複数の受光部とを有し、前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記複数の受光部から得られた前記複数の検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出することにより、上記課題を解決するものである。
（５）本発明は、（４）に記載の血管特性計測装置であって、前記複数の受光部は、被計測領域に存在する血管の上流で光の伝搬強度を計測する第１の受光部と、前記第１の受光部より当該血管の下流に配され、被計測領域に存在する血管の下流で光の伝搬強度を計測する第２の受光部と、を有することにより、上記課題を解決するものである。
（６）本発明は、（４）に記載の血流特性計測装置であって、前記複数の受光部は、前記発光部を中心とする異なる半径位置に周方向に所定間隔毎に配されることにより、上記課題を解決するものである。
（７）本発明は、（１）に記載の血管特性計測装置であって、
前記センサユニットは、移動可能な血流計測部に設けられ、任意の被計測領域における光の伝搬強度を計測することにより、上記課題を解決するものである。
（８）本発明は、（７）に記載の血管特性計測装置であって、
前記血流計測部は、
前記センサユニットに電流を供給するバッテリと、
前記センサユニットで検出された検出信号を無線信号で送信する無線通信装置と、
を有することにより、上記課題を解決するものである。
（９）本発明は、（１）に記載の血管特性計測装置であって、
前記センサユニットは、前記被験者の頭部に装着されるネット状ベースの複数箇所に支持され、前記被験者の頭部の複数の各計測位置における光の伝搬強度を計測することにより、上記課題を解決するものである。
（１０）本発明は、（９）に記載の血管特性計測装置であって、前記複数の受光部は、頭部の表面に対して外側から対向するように所定間隔毎に配置され、前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記複数の受光部から得られた前記複数の検出信号の波形との差に基づいて前記頭部の各計測位置における血管の内壁状態を導出することにより、上記課題を解決するものである。
（１１）本発明は、（９）に記載の血管特性計測装置であって、前記血流計測手段は、前記複数の受光部から得られた各計測データを前記頭部に対する各アドレス毎にマッピング処理し、各アドレスに対応する計測位置毎に血管の変位をデータベースに格納し、前記血管状態導出手段は、各計測位置毎の血管の変位を前記データベースから読み出し、各アドレスに対応する血管の変位を抽出して前記頭部の各計測位置における血管の状態を導出し、前記頭部全体の血管特性の画像を生成することにより、上記課題を解決するものである。
（１２）本発明は、被験者の任意の被計測領域に対向するように配されたセンサユニットの発光部より前記被計測領域に光を照射し、前記被計測領域を伝搬した光を受光部で受光する手順と、
前記発光部から出射された光を前記受光部で受光したときの光強度の検出信号に基づいて、前記被計測領域における血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する手順と、
前記血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管壁の変位を導出する手順と、
前記被験者の心電信号を計測する手順と、
前記心電信号の波形と前記受光部から得られた検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出する手順と、
を実行することにより、上記課題を解決するものである。

本発明によれば、被計測領域を伝搬した光を非接触で受光する受光部の波形と心電信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出するため、被験者に接触せずに血管の状態を計測することができ、被験者を拘束することがないので、被験者の負担を軽減することが可能になる。また、本発明によれば、血管を圧迫せずに血管の状態を計測するため、計測精度が高く、例えば、複数の血管が配される頭部においても、血管の内壁状態に応じた血管特性のデータを計測することが可能である。

本発明による血管特性計測装置の実施例１の概略構成を示すシステム系統図である。 血流計測方法の原理を説明するための図である。 レーザ光の波長と、血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示すグラフである。 制御装置が実行する計測制御処理について説明するフローチャートである。 心電位信号波形（Ａ）と受光部検出信号波形（Ｂ）とを比較する図である。 血流計測部の変形例１を示す縦断面図である。 血流計測部の変形例２を示す縦断面図である。 血流計測部の変形例２の底面図である。 本発明による血管特性計測装置の実施例２を用いた脳血管特性計測システムのシステム構成図である。 センサユニットの取付構造を拡大して示す図である。 頭部を後方から見た場合の動脈を模式的に示す図である。 頭部を左側方から見た場合の動脈を模式的に示す図である。 被験者の頭部を上方からみた平面図である。 心電計の検出信号波形、被計測位置Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３の各センサユニットの検出信号波形を示す波形図である。 脳の血流から血管特性を検出する場合の原理を説明するための図である。 脳血管特性計測システムの制御部が実行する脳の血流計測処理を説明するためのフローチャートである。 データ管理装置の計測データ画像表示制御装置が実行する計測データ画像表示処理を説明するためのフローチャートである。

本発明をより詳細に説明するために、以下、図面を参照して本発明を実施の形態について説明する。

図１は本発明による血管特性計測装置の実施例１の概略構成を示すシステム系統図である。図１に示されるように、血管特性計測装置１００は、移動式の血流計測部２０と、光学式のセンサユニット３０と、心電計（心電計測手段）４０と、制御装置５０とを有する。血流計測部２０は、被験者の被計測領域の皮膚表面１０に対向する位置の血流を計測する。センサユニット３０は、血流計測部２０に内蔵され血管内を流れる血流を非接触で計測する光学式のセンサを有する。心電計（心電計測手段）４０は、心電位を計測し、心電位信号を出力する。制御装置５０は、センサユニット３０の検出信号と心電計４０の心電位信号との差により血管の内壁変位および血管周辺の組織の変位を求め、これに基づいて血管特性（血管の弾性の割合、血管内のプラーク量、動脈硬化の割合）を導出する。

血流計測部２０は、手に持って移動させることができる大きさに形成されており、例えば、人体のどの箇所の血流を計測するかによって適宜移動させることができ、任意の被計測領域における血流を計測することが可能である。また、血流計測部２０は、円錐状部２２の底面が被計測領域に対向（非接触で近接した状態）される計測面２４であり、円錐状部２２の上部には把持部２６が突出している。従って、血管特性の計測を行なう計測者は、把持部２６を把持して底面側の計測面２４を適宜被計測領域の皮膚表面１０に対向させることで、当該被計測領域の血流による血管および血管周辺の組織の変位の計測を非接触で行える。

センサユニット３０は、発光部３２と、一対の受光部３４，３６とを有する。発光部３２は、レーザ光を被検者に照射する光源である。一対の受光部３４，３６は、それぞれ発光部３２の光出射点から血流の下流に配されており、受光した光強度に応じた信号を出力する。

また、血流計測部２０は、充電式のバッテリ３３と、制御部３７と、無線通信装置３９とを有する。制御部３７は、バッテリ３３からの電流を発光部３２に通電して発光させると共に、皮膚表面１０を伝搬した光を受光した受光部３４，３６からの受光信号を読み込む。無線通信装置３９は、制御装置５０と無線による通信を行なっており、受光部３４，３６からの受光信号を制御装置５０に無線で送信する。
さらに、円錐状部２２の下流傾斜位置には、発光部３２に対して下流側（受光部３４，３６側）であることを知らせるための表示灯２２ａが設けられている。表示灯２２ａは、例えば、発光ダイオードなどからなり、一定の周期で点滅することで受光方向（移動方向）を示す移動方向指示灯である。また、表示灯２２ａは、ワイヤレスによる紛失を防止するための警告灯、及びバッテリ３３の充電が必要になった時点で点滅から点灯に切り替わることで充電を指示する充電指示灯も兼ねる。

血流計測部２０は、制御装置５０と微弱電波による近接通信が可能なワイヤレスユニットであるので、被測定領域への移動が自由に行える。また、血流計測部２０の充電式のバッテリ（電池）３３は、血流計測を行なわない不使用時に適宜充電される。

発光部３２及び一対の受光部３４，３６は、夫々の発光面、受光面がセンサユニット３０の下面に形成された計測面２４と同一平面に設けられている。そのため、発光部３２からのレーザ光Ａが任意の被計測領域の皮膚表面１０に照射されると、レーザ光Ａは皮膚表面１０に反射すると共に、皮膚表面１０の下側に配された血管１２を流れる血流を透過して計測面２４に伝搬する。

一対の受光部３４，３６では、夫々皮膚表面１０から放射された光（反射光及び透過光を含む光）を受光し、受光した光量（光強度）に応じた電気信号を出力する。そして、血流計測部２０の制御部３７は、受光部３４，３６によって検出された検出信号を無線通信装置３９により無線信号に変換して制御装置５０に送信する。尚、受光部３４，３６からの検出信号は、発光部３２からの発光信号によって所定の周期、あるいは連続した信号として出力される。

また、無線通信装置３９は、血流計測部２０の検出信号を送信しやすい把持部２６の上端に設けられており、半球状の保護カバーにより保護されている。

心電計４０は、被験者の皮膚に貼着された電極４２により心臓１１０の動きに応じて発生する心電位を計測する。尚、電極４２の取付位置は、心臓の近くで心電位を検出しやすい位置であれば良い。一般的な心電図の計測を行なう場合には、四肢に取り付けられる肢誘導用の４箇所と被験者の胸部に取り付けられる胸部誘導用の６箇所に電極を取付けることになる。しかしながら、本発明においては、心電図から心臓の動きを観察するのでなく、心電位の波形をトリガにして血管特性を計測するため、心電位の被計測位置としては１箇所のみとしても良い。

制御装置５０は、パーソナルコンピュータなどからなり、記憶装置５２に格納された各制御プログラムを読み込んで各制御処理を行なう血流計測手段６０と、血管変位導出手段７０と、血管状態導出手段８０を有する。血流計測手段６０は、センサユニット３０の発光部３２から出射された光を受光部３４，３６で受光したときの光強度に基づいて、血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する。血管変位導出手段７０は、血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管１２の内壁の変位を導出する。血管状態導出手段８０は、心電計４０の心電信号の波形と受光部３４，３６から得られた検出信号の波形との位相差により各計測位置における脈波伝播速度を求め、当該脈波伝播速度から血管１２の内壁の変位状態を導出する。

さらに、制御装置５０は、記憶装置５２と、無線通信装置５４と、充電装置５６とを有する。記憶装置５２は、上記各制御プログラム及び血流計測部２０から送信された計測データ及び演算結果などを格納するデータベースを形成する。無線通信装置５４は、血流計測部２０の無線通信装置３９と無線でデータ通信を行なう。充電装置５６は、非計測時になると、血流計測部２０が装着されると共に、血流計測部２０のバッテリ３３を充電する。

制御装置５０は、無線通信装置５４で血流計測部２０から送信された計測データを受信すると、当該計測データを自動的に記憶装置５２のデータベースに格納する。当該データベースには、血流による血管および血管周辺の組織の変位の計測結果に対応する血管の内壁変位データ（血管の内径の収縮）、及び心電計４０の心電位信号波形と受光部３４，３６の検出信号波形との位相差Ｔに対応する血管特性のデータが予め格納されている。上記血管特性には、血管の弾性の割合、血管内のプラーク量（内膜の盛上がり）、動脈硬化の割合などが含まれる。

制御装置５０は、モニタ９０に接続されており、血流計測部２０のセンサユニット３０によって計測された血流の計測データから画像データを生成し、当該画像データによる血流計測画像９２及び血管特性結果画像９４をモニタ９０に表示させる。
これにより、計測者は、モニタ９０に表示された計測画像９２及び血管特性結果画像９４を見ながら血流計測部２０を手に持ったまま計測面２４を被験者の皮膚表面１０に近接対向（非接触）させて血流が正常か否かを確認することが可能になる。

このように、血管特性計測装置１００は、血流計測部２０を任意の被測定領域に移動させることが可能であるので、被験者のどの部位の血管特性でも計測することが可能である。さらに、血流計測部２０が非接触であるので、被験者を拘束することなく計測作業を容易に行えると共に、被験者に接触させる方式のように着脱作業が不用になり、短時間で効率良く血管特性を計測することができる。

ここで、血流計測方法の原理について説明する。

図２は血流計測方法の原理を説明するための図である。図２に示されるように、外部から血液に対しレーザ光Ａを照射すると、血液層１３０に入射したレーザ光Ａは、通常の赤血球１４０による反射散乱光成分、及び付着血栓による反射散乱光成分の両成分の光として、血液中を透過して進行する。

光が血液層を透過する過程において受ける影響は、血液の状態によって刻々と変化するため、透過光量（反射光量としてもよい）を連続的に計測し、当該光量変化を観測することによりさまざまな血液の状態の変化を観察することが可能となる。

上記血流計測部２０を用いて被験者の血管特性を計測する場合、血流計測部２０の計測面２４を計測対象となる皮膚表面１０に近接対向させると、センサユニット３０の発光部３２と受光部３４，３６との間に対向する皮膚表面１０の血管や周辺の組織が変形することで、光の透過量、光の反射量の状態が変化して受光部３４，３６の検出信号が変化する。

従って、血流計測部２０においては、発光部３２から光が皮膚表面１０に向けて出射されることで、受光部３４，３６で受光される光の中には、皮膚を透過して血管まで到達して血液を通り抜けて受光部３４，３６に受光される成分もあるし、皮膚表面１０で反射されて受光部３４，３６に受光される成分もある。すなわち、皮膚表面１０で反射されて受光される光の受光成分は、血管を透過する光量よりも大きいため、血管の拍動に伴って変位した血管周辺の組織の変位を皮膚表面１０からの反射光で計測することが可能になる。

ここで、ヘマトクリット（Ｈｃｔ：単位体積当たりの赤血球の体積比、即ち、単位体積当たりの赤血球の体積濃度を示す。Ｈｔとも表記する。）等の変化も同様にヘモグロビン密度の変化に関係する要因であり、光量変化に影響を及ぼす。本実施例における基本的な原理は、このようにレーザ光Ａを用いた、血流による光路・透過光量の変化で血流の状態を計測し、さらには脳内の血流状態から脳活動状態を計測する点である。

さらに、本発明の特徴を原理的な構成で説明する。血液の光学的特性は、血球成分（特に赤血球の細胞内部のヘモグロビン）によって決定される。また、赤血球は、ヘモグロビンが酸素と結合しやすい性質を有しているので、脳細胞に酸素を運搬する役目も果たしている。そして、血液の酸素飽和度は、血液中のヘモグロビンの何％が酸素と結合しているかを表す数値である。また、酸素飽和度は動脈血液中の酸素分圧（ＰａＯ２）と相関があり、呼吸機能（ガス交換）の重要な指標である。

酸素分圧が高ければ酸素飽和度も高くなることが分かっており、酸素飽和度が変動すると、血液を透過した光の透過光量も変動する。そのため、血流の計測を行なう際は、酸素飽和度の影響を除くことでより正確な計測が可能になる。

また、酸素分圧（ＰａＯ２）に影響を与えている因子としては、肺胞換気量があり、さらには大気圧や吸入酸素濃度（ＦｉＯ２）などの環境、換気／血流比やガス拡散能、短絡率などの肺胞でのガス交換がある。

制御装置５０は、上記センサユニット３０の受光部３４，３６に受光された光量（光強度）に応じた信号の処理を行なう演算手段を有する。当該演算手段では、後述するようにセンサユニット３０の受光部３４，３６から出力された計測値に基づいて血流による血管および血管周辺の組織の変位状態を検出するための演算処理を行なう。

発光部３２のレーザ光Ａは、所定時間間隔（例えば、１０Ｈｚ〜１ＭＨｚ）で間欠的に照射されるパルス光又は連続光として照射する。このように、パルス光を用いる場合には、パルス光の点減する周波数である点減周波数を、血液流速に応じて決定し、連続的に又は該点減周波数の２倍以上の計測サンプリング周波数で計測する。また、連続光を用いる場合には、計測サンプリング周波数を、血液流速に応じて決定して計測する。

血液中のヘモグロビン（Ｈｂ）は、呼吸をすることにより肺で酸素と化学反応を生じてＨｂＯ２となり血液中に酸素を取り込むこととなるが、呼吸の状態等により、血液に酸素を取り込んだ度合（酸素飽和度）が微妙に異なる。すなわち、本発明では、血液に光を照射すると、酸素飽和度によって光の吸収率が変化するという現象を発見し、当該現象は上記レーザ光Ａによる血流の計測において外乱要素となるため、酸素飽和度による影響を除去することにした。

図３はレーザ光の波長と、血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示すグラフである。体内では赤血球に含まれるヘモグロビンは、酸素と結合した酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２：グラフＩＩ、破線で示す）と酸化されていないヘモグロビン（Ｈｂ：グラフＩ、実線で示す）に分けられる。２つのグラフに示す状態では、光に対する光吸収率が大きく異なる。例えば、酸素をたっぷりと含んだ血液は鮮血として色鮮やかである。一方、静脈血は酸素を手放しているのでどんよりと黒ずんでいる。これらの光吸収率の状態は、図３のグラフＩ，ＩＩに示すように広い光の波長領域で変化している。

図３のグラフＩ，ＩＩから特定の波長を選択することにより、生体内の酸素代謝などにより赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度が大きく変動しても、光吸収率が影響を受けないで血液に光を照射して血流を計測できることが分かる。

赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度によらず、ある波長領域では光吸収率が小さくなっている。これにより、光が波長λによって血液層を通過しやすいか否かが決まることになる。従って、所定の波長領域（例えば、λ＝８００ｎｍ近辺から１３００ｎｍ近辺）の光を用いれば、酸素飽和度の影響を小さく抑制して血流を計測することが可能となる。

よって、本発明で用いるレーザ光Ａの波長領域は、ほぼ６００ｎｍ近辺から１５００ｎｍを利用し、これにより、ヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収率が実用上十分低くかつ、当該領域に等吸収点Ｘを含むため、２波長以上の計測点を活用し、計算上、等吸収点とみなせる。つまり、酸素飽和度の影響を受けない仕様とすることが可能となる。尚、それ以外の波長領域では、λ＝６００ｎｍ未満では、光吸収率が高くなりＳ／Ｎが低下し、λ＝１５００ｎｍをこえた波長では、受光部３４，３６の受光感度が十分でなく血液中の他の成分等の外乱が影響し精度のよい計測ができなくなる。

このため、本実施例では、発光部３２に波長可変半導体レーザからなる発光素子を用い、発光部３２から発光されるレーザ光Ａの波長を、グラフＩ，ＩＩで等吸収点Ｘとなるλ１＝８０５ｎｍ（第１の光）と、グラフＩにおいて光吸収率が最も低い波長λ２＝６８０ｎｍ（第２の光）の２種類に設定する。

ここで、レーザ光Ａが光伝搬経路を介して伝搬した光を受光する場合の透過光量に基づく赤血球濃度Ｒ，Ｒｐ，Ｒｐｗの検出方法について説明する。

従来の計測方法で行なわれた１点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒの演算式（１）は、次式のように表せる。
Ｒ＝ｌｏｇ１０（Ｉｉｎ／Ｉｏｕｔ）＝ｆ（Ｉｉｎ，Ｌ，Ｈｔ）…（１）
（１）式の方法では、赤血球濃度が発光部３２から出射されたレーザ光Ａの入射透過光量Ｉｉｎと、発光部３２と受光部３４，３６との距離（光路長）Ｌと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（１）式の方法で赤血球濃度を求める際は、３つの因子によって赤血球濃度が変動するため、赤血球濃度を正確に計測することが難しい。

本実施例による２点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐの演算式（２）は、次式のように表せる。
Ｒｐ＝ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝＝Φ（ΔＬ，Ｈｔ）…（２）
（２）式の方法では、図１に示すようにレーザ光Ａから距離の異なる２点（センサユニット３０の受光部３４，３６）で受光するため、赤血球濃度は２つの受光部３４，３６間距離ΔＬと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（２）式の方法で赤血球濃度を求める際は、２つの因子のうち受光部３４，３６間距離ΔＬが予め分かっているので、赤血球濃度がヘマトクリット（Ｈｔ）を係数とした値として計測される。よって、当該演算方法では、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

さらに、本実施例の変形例による２点２波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐｗの演算式（３）は、次式のように表せる。
Ｒｐｗ
＝［ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝λ１］／［ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝λ２］
＝ξ（Ｈｔ）・・・（３）
（３）式の方法では、発光部３２から出射されるレーザ光Ａの波長を異なるλ１，λ２（本実施例では、λ１＝８０５ｎｍ、λ２＝６８０ｎｍに設定する）とすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）のみの関数として計測される。よって、当該演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。本実施例では、前述した演算式（２）を用いて２点１波長方式の計測方法により血管１２を流れる赤血球濃度Ｒｐを計測する。

すなわち、赤血球濃度は、２つの受光部３４，３６間距離ΔＬと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数となる。そのため、赤血球濃度Ｒｐを求める際は、２つの因子のうち受光部３４，３６間距離ΔＬが予め分かっているので、赤血球濃度がヘマトクリット（Ｈｔ）を係数とした値として計測される。よって、当該演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になり、血流の状態を正確に計測することができる。このように、外乱光などの影響を受けないで血流の状態を計測することができるので、センサユニットを被計測領域の表面に密着させる必要がない。

ここで、図４のフローチャートを参照して制御装置５０が実行する計測制御処理について説明する。図４のＳ１１では、センサユニット３０の受光部３４，３６で検出された計測データ（検出信号）を無線通信装置５４で受信すると、当該計測データを読み込む。

次のＳ１２では、読み込まれた計測データを記憶装置５２のデータベースに格納する。

続いて、Ｓ１３に進み、前述した前述した演算式（２）を用いて２点１波長方式の計測方法により血管１２を流れる赤血球濃度Ｒｐを演算する。そして、Ｓ１４では、赤血球濃度Ｒｐに基づいて得られた被測定領域における血流変化を記憶装置５２のデータベースに格納すると共に、モニタ９０に今回の血流による血管および血管周辺の組織の変位状態に対応する血流計測画像９２を表示する。

次のＳ１５では、血流による血管および血管周辺の組織の変位状態に対応する血管の内壁変位データ（血管の内径の収縮）をデータベースから導出する。

続いて、Ｓ１６に進み、心電計４０により検出された心電位の信号を読み込む。そして、Ｓ１７では、心電計４０の心電位信号波形と受光部３４，３６の検出信号波形（または血流変化に対応する内壁変位データの波形）とを比較する。

図５は心電位信号波形（Ａ）と受光部検出信号波形（Ｂ）とを比較する図である。Ｓ１７においては、図５に示されるように、心電位信号波形（Ａ）のＱ波、Ｒ波、Ｓ波のうちＲ波のピーク値に対応するポイントと受光部検出信号波形（Ｂ）の最高値を示すポイントとの位相差Ｔを求める。

Ｓ１８では、心臓から被測定領域までの距離を心電計４０の心電位信号波形と受光部３４，３６の検出信号波形との位相差Ｔで除算することで脈波伝搬速度を求める。さらに、脈波伝搬速度に対応する被測定領域の血管特性（血管の弾性の割合、血管内のプラーク量、動脈硬化の割合）をデータベースから導出して当該被測定領域における血管の動脈硬化度を導出する。続いて、Ｓ１９では、血管特性の導出結果である動脈硬化度を記憶装置５２のデータベースに格納すると共に、今回得られた動脈硬化度に対応した血管特性結果画像９４をモニタ９０に表示する。

次のＳ２０では、センサユニット３０が移動したか否かをチェックする。Ｓ２０において、受光部３４，３６の検出信号波形が変動した場合には、センサユニット３０が被測定領域の対向位置から移動したものと判断し、上記Ｓ１１の処理に戻り、Ｓ１１〜Ｓ２０の制御処理を繰り返す。上記Ｓ２０において、例えば、計測面２４が皮膚１０から所定距離以上離間して受光部３４，３６が発光部３２からの光を受光できなくなり、検出信号のレベルがゼロに低下した場合にセンサユニット３０が移動したと判断する。また、例えば、計測面２４が皮膚１０から一定距離を保ったまま静止して受光部３４，３６からの検出信号のレベルが一定である場合には、センサユニット３０が移動していないと判断する。

また、Ｓ２０において、受光部３４，３６の検出信号波形が変動しない場合には、センサユニット３０が被測定領域の対向位置から移動していないものと判断し、Ｓ２１に進み、センサユニット３０の静止状態が所定時間（例えば、３０秒間）継続されたか否かをチェックする。Ｓ２１において、センサユニット３０の静止状態が所定時間未満の場合には、上記Ｓ２０の処理を繰り返す。しかしながら、Ｓ２１にセンサユニット３０の静止状態が所定時間以上継続された場合には、同じ被測定領域での計測処理となるので、Ｓ２２に進み、計測処理を一担停止して血流計測部２０に搭載されたバッテリ３３の消耗を回避する。尚、Ｓ２２の停止状態のとき、血流計測部２０を充電装置５６に載置しており、バッテリ３３への充電が行なわれる。そして、血流計測部２０が充電装置５６から取り上げられると、再びＳ１１の処理に戻り、計測処理を再開する。

図６は血流計測部２０の変形例１を示す縦断面図である。尚、図６において、上記実施例１と同一部分には、同一符号を付して説明は省略する。

図６に示されるように、変形例１の血流計測部２０Ａのセンサユニット３０Ａは、前述した発光部３２及び一対の受光部３４，３６と、光路分離部材３８とを有する。

光路分離部材３８は、例えば、ホログラムを利用したホログラフィック光学素子（ＨＯＥ：Ｈｏｌｏｇｒａｐｈｉｃ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｅｌｅｍｅｎｔ）からなり、上面に発光部３２及び一対の受光部３４，３６が搭載され、下面が計測面２４を形成している。そのため、発光部３２からのレーザ光Ａが光路分離部材３８を通過して任意の被計測領域の皮膚表面１０に照射されると、レーザ光Ａは一部の光成分が皮膚表面１０で反射し、残りの光成分が皮膚表面１０の下側に配された血管１２を流れる血流を透過して計測面２４に伝搬する。そして、一対の受光部３４，３６では、夫々光路分離部材３８に伝搬した光を受光し、受光した光量（反射光及び透過光の光強度）に応じた検出信号を出力する。

図７Ａは血流計測部２０の変形例２を示す縦断面図である。図７Ｂは血流計測部２０の変形例２の底面図である。尚、図７Ａ、図７Ｂにおいて、上記実施例１と同一部分には、同一符号を付して説明は省略する。

図７Ａ、図７Ｂに示されるように、変形例２の血流計測部２０Ｂのセンサユニット３０Ｂは、計測面２４の中心（下方から見て）に発光部３２が取り付けられている。そして、発光部３２の周囲には、複数の受光部３４_１〜３４_ｎが螺旋状の配されている。すなわち、複数の受光部３４_１〜３４_ｎは、夫々発光部３２から異なる半径位置の周方向に所定間隔で設けられている。

発光部３２から皮膚表面１０に照射された光は、皮膚表面１０で反射した光と、皮膚表面１０を透過して伝搬する光とに分かれ、複数の受光部３４_１〜３４_ｎで受光される。

複数の受光部３４_１〜３４_ｎは、発光部３２からの距離（半径位置）に応じた光量を受光すると共に、血管及び血管周辺の組織の変位状態に応じた検出信号を出力する。変形例２では、複数の受光部３４_１〜３４_ｎが発光部３２の周囲を囲むように配置されているので、発光部３２を中心とするどの方向（発光部３２の軸線と直交する平面内の各方向）の光伝搬強度でも検出することが可能である。そのため、血流計測部２０Ｂは、被験者の皮膚に対して計測面２４を近接対向させた状態で移動方向が規制されず、複数の受光部３４_１〜３４_ｎが配置されているどの方向にも移動させることが可能になる。

図８は本発明による血管特性計測装置の実施例２を用いた脳血管特性計測システムを示すシステム構成図である。図８に示されるように、脳血管特性計測システム２００は、血管特性計測装置２１０と、データ管理装置２５０とを有する。データ管理装置２５０は、血管特性計測装置２１０によって計測されたデータを管理する。尚、図８では、血管特性計測装置２１０を頭部片側のみ図示しているが、紙面の裏側となる反対側も同様な構成になっている。

血管特性計測装置２１０は、血流計測部２２０と、制御部２３０と、無線通信装置２４０とを有する。血流計測部２２０は、頭部に装着されるように頭部の外形に応じた半球状に形成されたネット状ベース２２２と、多数のセンサユニット２２４とからなる。各センサユニット２２４は、ネット状ベース２２２により所定間隔毎に支持されており、頭部の各計測点で計測された透過光量の検出信号を制御部２３０に出力する。

制御部２３０は、各センサユニット２２４により検出された検出信号に基づいて脳の血管特性を導出し、脳の活動状態（赤血球の分布）を計測する。また、制御部２３０は、少なくとも２つ以上の受光部から得られた信号に含まれる酸素飽和度による成分をキャンセルするような演算処理を行なう制御プログラムが格納されている。

無線通信装置２４０は、制御部２３０から出力された計測結果（血流データ）を外部機器に無線で送信する。

血管特性計測装置２１０は、ネット状ベース２２２に配された光学式センサユニット２２４（２２４Ａ〜２２４Ｎ）を有するため、頭部全体の血流を同時に計測することができる。

各センサユニット２２４は、ネット状ベース２２２の交差部分に貫通した状態に保持されている。また、ネット状ベース２２２は、装着された頭部表面形状に応じて四角状の連結構造が菱形状に変形して伸縮するため、頭部表面形状に対応した球状に変形することができる。

ネット状ベース２２２は、各交差部分に接続されるネット状の腕部（４本〜８本）が弾性を有する樹脂材により形成されているので、材質自体の弾性によって装着された頭部表面に複数のセンサユニット２２４の計測面を近接させることが可能になる。また、被験者の頭部表面形状に拘わらず、複数のセンサユニット２２４の先端部を計測対象である頭部表面に近接（非接触）させることが可能になる。

本実施例では、センサユニット２２４の直径が１０ｍｍ〜５０ｍｍ程度であるので、半球形状のネット状ベース２２２には、１５０〜３００個程度のセンサユニット２２４が所定の配置パターン（所定の間隔）で取り付けられている。多数のセンサユニット２２４は、予め計測対象の計測位置に応じたアドレスデータによって個々に管理されており、各センサユニット２２４から得られた計測データは、夫々のアドレスデータと共に送信されて保存される。

尚、多数のセンサユニット２２４（２２４Ａ〜２２４Ｎ）の配置パターンは、一定の間隔毎にマトリックス状に配列されることが望ましいが、被計測体となる頭部形状が一定ではなく、被験者によって頭部の大きさも曲面形状も様々であるので、不規則な間隔で配置されるようにしても良い。

また、血管特性計測装置２１０は、出力手段として無線通信装置２４０を有するため、本実施例において、無線通信装置２４０から送信された血流データを管理するデータ管理装置２５０と組み合わせて使用される。また、血管特性計測装置２１０は、他の外部機器（例えば、パーソナルコンピュータなどの電子機器あるいはアクチュエータなどの制御対象となる機器）にデータを送信することも可能である。

データ管理装置２５０は、無線通信装置２６０と、記憶装置２７０と、計測データ画像表示制御装置２８０と、モニタ２９０とを有する。無線通信装置２６０は、無線通信装置２４０から送信された計測データを受信する。記憶装置２７０は、無線通信装置２６０から得られた発光点のアドレス、受光した受光部のアドレス、受光した光量に応じた計測信号（受光信号）を含む計測データを格納する。計測データ画像表示制御装置２８０は、記憶装置２７０を介して供給された脈波伝搬速度に対応する血管特性計測データ（血管の弾性の割合、血管内のプレーク量、動脈硬化の割合）に基づいて画像データを作成する。モニタ２９０は、計測データ画像表示制御装置２８０によって生成された計測結果の画像データを表示する。

また、データ管理装置２５０は、血管特性計測装置２１０と無線通信が行えるので、血管特性計測装置２１０から離れた場所に設置することも可能であり、例えば、被験者から見えない場所に設置することも可能である。

図９はセンサユニット２２４の取付構造を拡大して示す図である。尚、図９においては、多数配置されたセンサユニット２２４のうちセンサユニット２２４Ａ，２２４Ｂ，２２４Ｃが装着された状態を示している。図９に示されるように、各センサユニット２２４Ａ，２２４Ｂ，２２４Ｃは、可撓性を有するネット状ベース２２２に接着剤などにより固定される。従って、各センサユニット２２４Ａ，２２４Ｂ，２２４Ｃは、ネット状ベース２２２の取付孔２６に固定されることで先端部分が被験者の頭部表面３００に接触するように保持される。各センサユニット２２４Ａ，２２４Ｂ，２２４Ｃは、夫々が同一構成であり、同一箇所に同一符号を付す。

センサユニット２２４は、発光部３２０と、受光部３３０と、光路分離部材３４０とを有する。発光部３２０は、レーザダイオードからなり、頭部表面３００にレーザ光（出射光）Ａを照射する。受光部３３０は、受光した透過光量に応じた電気信号を出力する受光素子からなる。光路分離部材３４０は、発光部３２０から被計測領域に向けて照射されたレーザ光Ａに対する屈折率と、被計測領域を通過して入射され受光部３３０に進む入射光Ｂ、Ｃの屈折率とが異なるように構成されたホログラムを利用したホログラフィック光学素子（ＨＯＥ：Ｈｏｌｏｇｒａｐｈｉｃ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｅｌｅｍｅｎｔ）からなる。

また、光路分離部材３４０の外周には、脳波を計測するための脳波計測用電極３５０が嵌合しており、脳波計測用電極３５０は円筒形状に形成され、光路分離部材３４０の先端面から側面に形成されている。脳波計測用電極３５０の上端は、フレキシブル配線板３６０の配線パターンに電気的に接続されている。

発光部３２０及び受光部３３０は、上面側がフレキシブル配線板３６０の下面側に実装されている。フレキシブル配線板３６０には、制御部２３０に接続される配線パターンが形成されており、配線パターンには各センサユニット２２４に対応する位置に発光部３２０及び受光部３３０の接続端子が半田付けなどによって電気的に接続されている。尚、フレキシブル配線板３６０は、センサユニット２２４の先端が被計測領域に接触した際の頭部の形状に応じて撓むことができるので、装着または脱着操作を行なう際に断線が起きないように構成されている。

脳波計測用電極３５０は、先端で内側に折り曲げられた接触子３５２が光路分離部材３４０の端面よりも突出している。そのため、光路分離部材３４０の端面が被計測領域に当接したとき、接触子３５２も当該被計測領域に接触して脳波計測が可能になる。また、脳波計測用電極３５０は、光路分離部材３４０の外周及び先端縁部に蒸着やめっき等の薄膜形成法により導電性膜を被覆する方法で形成することも可能である。さらに、脳波計測用電極３５０の材質として、例えば、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）と呼ばれる酸化インジウム錫による透明な導電性膜を光路分離部材３４０の外周及び先端縁部に形成することも可能である。当該透明導電性膜で脳波計測用電極３５０を形成した場合には、脳波計測用電極３５０が透光性を有することになるため、光路分離部材３４０の外周及び先端面全体を脳波計測用電極３５０で覆うことが可能になる。

また、通常では、脳の断層写真を撮影する等して血流の状態を計測しながら脳波を計測することはできないが、センサユニット２２４に脳波計測用電極３５０を設けることにより、血流と脳波を同時に計測することが可能になり、脳内の血流と脳波との相関関係を詳しく分析することが可能になる。尚、脳の脈波伝搬速度を計測する際は、各センサユニット２２４は被験者の頭部に非接触で行なうことも可能である。また、各センサユニット２２４を非接触とする場合には、脳波計測用電極３５０による脳波の計測は行なわない。

脳の血管特性の計測を行なう際、制御部２３０は、多数配列されたセンサユニット２２４の中から任意のセンサユニット２２４を選択し、当該センサユニット２２４の発光部３２０からレーザ光Ａを発光させる。このとき、発光部３２０から出射されるレーザ光は、酸素飽和度の影響を受けない波長λ（λ≒８０５ｎｍ）で出力される。

また、各センサユニット２２４は、先端（光路分離部材３４０の端面）が頭部の被計測領域に当接した状態に保持されている。発光部３２０から出射されるレーザ光Ａは、光路分離部材３４０を透過して頭部の頭皮に対して垂直方向から脳内部に向けて入射される。脳内部においては、レーザ光Ａが脳中心部に向けて進行すると共に、レーザ光Ａが入射位置を基点として脳表面に沿うように周辺に向けて伝搬する。レーザ光Ａの脳内の光伝搬経路３７０は、側方からみると円弧状に形成され、頭部の血管３８０を通過して頭皮表面３００に戻る。

このように光伝搬経路３７０を通過した光は、血管３８０を流れる血液に含まれる赤血球の量または密度に応じた透過光量に変化しながら受光側のセンサユニット２２４Ｂ，２２４Ｃに到達する。また、レーザ光Ａは、脳内部を伝搬する過程で透過光量が徐々に低下するため、レーザ光Ａが入射位置を基点から離れる程、距離に比例して受光部３３０の受光レベルが低下する。従って、レーザ光Ａの入射位置からの離間距離よっても受光される透過光量が変化する。

ここで、上記血管特性計測装置２１０の血流計測部２２０を被験者の頭部に装着して被験者の頭部の血管特性を計測する際は、以下のようなデータ処理が行なわれる。例えば、被験者の動脈硬化度は、各発光点の走査速度と比べてゆっくりした早さでしか変わらないものと考えられるので、発光部３２０による発光点を順に走査しながら受光データ（計測データ）を記憶装置２７０のデータベースに格納する。各計測点についての検出値（受光した光強度）は発光点が移動するごとに大きく変化するものではなく、どこの発光点の光で計測しても各計測点での心電波形と脈派の位相差の値Ｔはほぼ同じになる。

また、血管特性計測装置２１０は、多数のセンサユニット２２４が頭部全体に均等に配置されており、ある発光部３２０が発光した際には一応すべての受光部３３０からの検出信号を読み込むことは可能である。しかし、実際の頭部血管特性の計測には、当該計測位置の発光部３２０に隣接された受光部３３０及び当該受光部の隣の受光部３３０くらいの範囲の計測データ（計測に有効な強度の光を受けて得られる検出信号）を用いると効果的な計測が可能になる。従って、各発光部３２０が順次発光するごとに、所定の範囲（発光点から隣接する２つ以上、または全部）の受光部３３０からの受光信号（検出信号）に基づく計測データ（位相差または各種血管特性）を無線通信装置２４０，２６０を介して各計測位置と関連付けて記憶装置２７０のデータベースに格納する。これにより、記憶装置２７０のデータベースには、全ての発光部３２０の走査を一巡した時点で頭部全体の計測データが収集される。

また、データ管理装置２５０では、最初（アドレス１）の発光部３２０から最後（アドレスＮ）の発光部３２０までの各発光部が順次発光して行く間に、発光点から所定範囲で隣接する各受光部３３０で順次得られる各計測位置での血管特性の値（例えば動脈硬化度）を、各計測位置毎に足し合わせた合計値を記憶装置２７０のデータベースに格納する。そして、計測データ画像表示制御装置２８０は、記憶装置２７０のデータベースに格納された頭部全体の計測データに基づいて頭部の動脈硬化度の分布を表す血管特性計測画像を生成してモニタ２９０に表示する。

また、データ管理装置２５０は、各計測位置毎の計測データの平均値を求め、各計測位置毎の平均値を記憶装置２７０のデータベースに格納する。そして、計測データ画像表示制御装置２８０は、計測データの平均値による頭部の動脈硬化度の分布を表す血管特性計測画像を生成してモニタ２９０に表示しても良い。

図９において、左端に位置するセンサユニット２２４Ａを発光側基点とすると、センサユニット２２４Ａ自身と、右隣りのセンサユニット２２４Ｂと、さらに右隣りのセンサユニット２２４Ｃとは、受光側基点（計測ポイント）となる。

光路分離部材３４０は、例えば、透明なアクリル樹脂の密度分布を変化させることで、レーザ光Ａを直進させ、入射光Ｂ、Ｃを受光部３３０に導くように形成されている。また、光路分離部材３４０は、出射側透過領域３４２と、入射側透過領域３４４と、屈折領域３４６とを有する。出射側透過領域３４２は、発光部３２０から出射されたレーザ光Ａを基端側（図９では上面側）から先端側（図９では下面側）に透過させる。入射側透過領域３４４は、脳内を伝搬した光を先端側（図９では下面側）から基端側（図９では上面側）に透過させる。屈折領域３４６は、出射側透過領域３４２と入射側透過領域３４４との間に形成される。屈折領域３４６は、レーザ光Ａを透過させるが、血流を通過した光（入射光Ｂ、Ｃ）を反射させる性質を有する。また、屈折領域３４６は、例えば、アクリル樹脂の密度を変化させたり、当該領域に金属薄膜を設けたり、金属の微粒子を分散させることにより形成される。これにより、光路分離部材３４０の先端から入射された光は全て受光部３３０に集光される。

ここで、被計測領域となる脳の動脈について説明する。図１０Ａは頭部を後方から見た場合の動脈を模式的に示す図である。図１０Ｂは頭部を左側方から見た場合の動脈を模式的に示す図である。図１０Ａ及び図１０Ｂに示されるように、脳に血液を供給する動脈は、中大脳動脈４１０と前大脳動脈４２０とを有する。尚、中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０の上流に繋がる動脈は、本実施例で計測しないので、ここでは、中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０以外の説明を省略する。

血管特性計測装置２１０は、血流計測部２２０を被験者の頭部に装着すると、ネット状ベース２２２の弾性により複数のセンサユニット２２４が頭部の各計測点に位置決め、且つ各計測面を頭部表面３００に対向させた状態に保持される。血流計測部２２０が頭部に装着された状態において、複数のセンサユニット２２４は、脳の表面に光を照射して脳内を伝搬した光の受光量の変化から脳の動脈における脈波伝搬速度を計測して中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０の血管特性（血管の弾性の割合、血管内のプレーク量、動脈硬化の割合）を計測することができる。

ここで、脳の動脈の脈波伝搬速度を計測する原理について説明する。図１１は被験者の頭部を上方からみた平面図である。図１１及び図１０Ａに示されるように、例えば、光の照射した際の脳を伝搬した光を受光する被計測位置をＳ１，Ｓ２，Ｓ３とする。被計測位置Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３に配された各センサユニット２２４によって、中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０を流れる血流による脈波伝搬速度を検出する。測定方法としては、心電計４０から得られる心電位の波形と被計測位置の各センサユニット２２４から出力された信号の波形とを比較し、位相差から脈波伝搬速度を求め、当該脈波伝搬速度に対応する血管特性を導出する方法を用いる。

図１２は心電計４０の検出信号波形、被計測位置Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３の各センサユニット２２４の検出信号波形を示す波形図である。図１２に示されるように、心電計４０により検出された心電位信号波形（Ａ）と受光部検出信号波形（Ｂ）〜（Ｄ）とを比較すると、心電位信号波形（Ａ）のＱ波、Ｒ波、Ｓ波のうちＲ波のピーク値と受光部検出信号（Ｂ）〜（Ｄ）の最低値との位相差Ｔ１〜Ｔ３を求める。

位相差Ｔ１〜Ｔ３は、Ｔ１＜Ｔ３＜Ｔ２の関係にあり、脈波伝搬速度に応じて変化する。例えば、位相差の値の正常値（閾値）をＴ０とした場合、Ｔ１＜Ｔ３＜Ｔ０、Ｔ０＜Ｔ２である場合には、右脳の中大脳動脈４１０の脈波伝搬速度が正常値よりも遅くなっている。これにより、右脳の中大脳動脈４１０において血管特性が低下して動脈硬化が生じているものと判定することが可能になる。

図１３は脳の血流から血管特性を検出する場合の原理を説明するための図である。図１３に示されるように、脳４００は、髄液４５０、頭蓋骨４６０、頭皮４７０によって覆われている。血流計測部２２０の各センサユニット２２４は、光路分離部材３４０の先端面を頭皮４７０に近接対向（非接触）させて血流の計測を行なう。センサユニット２２４Ａの発光部３２０から出射されたレーザ光Ａは、一部の光が頭皮４７０で反射するが、残りの光は頭皮４７０、頭蓋骨４６０、髄液４５０を透過して脳４００内部に進行する。そして、頭部に照射された光のうち脳に進行した光は、図１３中破線で示すような円弧状パターン４８０で放射方向（深さ方向及び半径方向）に伝搬する。

脳内を透過する光の伝搬は、レーザ光が照射された基点４９０から半径方向に離間するほど光伝搬経路が長くなって光透過率が低下する。このため、発光側のセンサユニット２２４Ａに所定距離離間して隣接されたセンサユニット２２４Ｂの受光レベル（透過光量）は強く検出される。そして、センサユニット２２４Ｂの隣りに所定距離離間して設けられたセンサユニット２２４Ｃの受光レベル（透過光量）がセンサユニット２２４Ｂの受光レベルより弱く検出される。また、発光側のセンサユニット２２４Ａの受光部でも、脳４００からの光を受光する。これらの複数のセンサユニット２２４で受光された光強度に応じた検出信号を計測データとして記憶装置２７０に記憶される。そして、制御部２３０は、各センサユニット２２４の各計測データの波形を心電計４０からの心電位信号の波形とを比較して各計測位置の血管特性を導出する。また、計測データ画像表示制御装置２８０において、これらの検出結果をマッピング処理することで脈波伝搬速度に応じた動脈硬化の分布を示す図形データが得られる。

従って、各センサユニット２２４の検出信号波形により中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０を流れる血流の変化を計測し、当該血流変化の計測データから脳４００における脈波伝搬速度を検出することが可能になる。

ここで、図１４のフローチャートを参照して血管特性計測装置２１０の制御部２３０が実行する脳の血流計測処理について説明する。図１４に示されるように、先ず、制御部２３０は、Ｓ３１で多数配置されたセンサユニットから任意のセンサユニット２２４Ａ（アドレス番号ｎ＝１のセンサユニット）を選択し、当該センサユニット２２４Ａの発光部３２０からレーザ光を被計測領域に照射させる。続いて、Ｓ３２では、アドレス番号ｎ＝１に隣接するｎ＝ｎ＋１のセンサユニット２４Ｂの受光部１３０から出力された検出信号（受光した透過光量に対応する電気信号）を無線通信装置２４０からデータ管理装置２５０に送信する。データ管理装置２５０では、無線通信装置２６０から得られたｎ＝ｎ＋１のデータを記憶装置２７０のデータベースに格納する。

次のＳ３３では、アドレス番号ｎ＝ｎ＋１に隣接するｎ＝ｎ＋２のセンサユニット２２４Ｃの受光部３３０から出力された検出信号（受光した透過光量に対応する電気信号）を無線通信装置２４０からデータ管理装置２５０に送信する。データ管理装置２５０では、無線通信装置２６０から得られたｎ＝ｎ＋２のデータを記憶装置２７０のデータベースに格納する。

このように、レーザ光Ａを発光したセンサユニット２２４Ａを基点として周囲に配置された全てのセンサユニット２２４の検出信号をデータ管理装置２５０に送信する。

そして、Ｓ３４では、発光点となるセンサユニットのアドレスをｎ＋１に変更する。次のＳ３５では、全てのセンサユニット２２４が発光したか否かをチェックする。Ｓ３５において、全てのセンサユニット２２４が発光完了していないときは、上記ｎ＋１のセンサユニット２２４Ｂの発光部３２０からレーザ光Ａを照射させてＳ３１〜Ｓ３５の処理を繰り返す。

また、Ｓ３５において、全てのセンサユニット２２４が発光完了したときは、Ｓ３６に進み、当該被験者に対する脳の血管特性計測処理が完了したことをデータ管理装置２５０に送信する。

ここで、データ管理装置２５０の計測データ画像表示制御装置２８０が実行する計測データ画像表示処理について図１５のフローチャートを参照して説明する。計測データ画像表示制御装置２８０は、図１５のＳ４１で記憶装置２７０のデータベースに格納された計測データ（血流に応じた透過光量によるデータ）を読み込む。続いて、Ｓ４２に進み、計測データと前述した演算式（２）または（３）を用いて赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗを演算する。

次のＳ４３では、各計測位置毎の赤血球濃度の変化から血流による血管および血管周辺の組織の変位状態の変化を求め、当該血管および血管周辺の組織の変位状態に基づいて各計測位置毎の血管特性を導出する。すなわち、血流変化に対応する血管の内壁変位データ（血管の内径の収縮）をデータベースから導出する。

続いて、Ｓ４４に進み、心電計４０により検出された心電位の信号を読み込む。そして、Ｓ４５では、心電計４０の心電位信号波形と各センサユニット２２４から出力された検出信号波形（または血流変化に対応する内壁変位データの波形）とを比較する。Ｓ４６においては、図１２に示されるように、心電位信号波形（Ａ）のＱ波、Ｒ波、Ｓ波のうちＲ波のピーク値と受光部検出信号（Ｂ）〜（Ｄ）の最低値との位相差Ｔ１〜Ｔ３を求める。

Ｓ４６では、心臓から被測定領域までの距離を心電計４０の心電位信号波形と各センサユニット２２４からの検出信号波形との位相差Ｔで除算することで脈波伝搬速度を求める。さらに、当該脈波伝搬速度に対応する被測定領域の血管特性（血管の弾性の割合、血管内のプラーク量、動脈硬化の割合）を記憶装置２７０のデータベースから導出して当該被測定領域における血管の動脈硬化度を導出する。続いて、Ｓ４７では、血管特性の導出結果である動脈硬化度を記憶装置２７０のデータベースに格納すると共に、今回得られた動脈硬化度に対応した血管特性結果画像をモニタ２９０に表示する。

次のＳ４８では、各計測位置における血管特性のデータを頭部に対するマッピング処理を行なう。これにより、脳の動脈（中大脳動脈４１０、前大脳動脈４２０等）における動脈硬化の有無を画像データとしてモニタ２９０に表示することが可能になる。そして、当該マッピング処理により得られた頭部の動脈硬化データを記憶装置２７０のデータベースに格納する。

上記マッピング処理では、まず各センサユニット２２４（発光部３２０、受光部３３０）のアドレスと、頭部における実際の計測位置とを対応させる。続いて、発光部３２０と受光部３３０のアドレスから被計測領域の位置（座標および深さ）を求める。さらに、被計測領域の位置と計測された動脈硬化の計測データ（血流による血管および血管周辺の組織の変位状態に対応する血管の内壁変位データ）を関連付ける。各センサユニット２２４が実際に頭部のどこに配置されているかを定義するには、各センサユニット２２４がネット状ベース２２２のどの位置に取り付けられているかに基づいて、大まかな位置を予め設定しておくことができる。また、更に詳細な位置を求めるためには、センサユニット２２４のアドレスと頭部の実際の位置とを関連付ける際に、血流計測部２２０を装着した頭部を様々な角度（前方、後方、左右方向、上方向など）から撮影し、画像に各センサユニット２２４のアドレスを対応させるようにすると良い。さらに、画像に計測結果を重ね合わせて画像表示させることで、被験者の頭部の血流の状態や動脈硬化の度合いを、例えば、カラー表示により色分けする表示することが可能になる。そのため、被験者の頭部の血流の状態が著しく低下した部位を容易に発見することが可能になる。

続いて、Ｓ４９に進み、各センサユニット２２４による全計測位置についての血管特性の検出が完了したか否かをチェックする。Ｓ４９において、全計測ポイントについての血管特性の計測が完了していないときは、上記Ｓ４１に戻り、Ｓ４１以降の処理を繰り返す。

また、Ｓ４９において、全計測位置についての血管特性の検出が完了したときは、Ｓ５０に進み、頭部全体の血管特性の分布を示した脳血管特性状態を表す画像（例えば、被験者の脳の動脈硬化の有無を色分けして示す）を生成し、脳血管特性分布図をモニタ２９０に表示する。

このように、血管特性計測装置２１０によって計測された脈波伝搬速度に応じた血管特性データから得られた頭部全体の脳血管特性状態を表す画像がモニタ２９０に表示されるため、被験者の血管特性の状態を正確に把握することが可能になる。

本国際出願は、２００８年７月１１日に出願した日本国特許出願２００８−１８１４７１号に基づく優先権を主張するものであり、日本国特許出願２００８−１８１４７１号の全内容を本国際出願に援用する。

１０ 皮膚表面
２０，２０Ａ，２０Ｂ，２２０ 血流計測部
２４ 計測面
２６ 把持部
３０，３０Ａ，３０Ｂ センサユニット
３２ 発光部
３３ バッテリ
３４，（３４_１〜３４_ｎ），３６ 受光部
３７ 制御部
３８ 光路分離部材
３９ 無線通信装置
４０ 心電計（心電計測手段）
４２ 電極
５０ 制御装置
５２ 記憶装置
５４ 無線通信装置
６０ 血流計測手段
７０ 血管変位導出手段
８０ 血管状態導出手段
９０ モニタ
９２ 計測画像
９４ 血管特性結果画像
１００，２１０ 血管特性計測装置
２００ 脳血管特性計測システム
２２２ ネット状ベース
２２４（２２４Ａ〜２２４Ｎ） センサユニット
２３０ 制御部
２４０，２６０ 無線通信装置
２５０ データ管理装置
２７０ 記憶装置
２８０ 計測データ画像表示制御装置
２９０ モニタ
３００ 頭部表面
３２０ 発光部
３３０ 受光部
３４０ 光路分離部材
３４２ 出射側透過領域
３５０ 脳波計測用電極
３６０ フレキシブル配線板
３７０ 光伝搬経路
３８０ 血管
４００ 脳
４１０ 中大脳動脈
４２０ 前大脳動脈
４９０ 基点

Claims (12)

1. 被験者の被計測領域に対向する位置に設けられ、前記被計測領域に光を照射する発光部と前記被計測領域を伝搬した光を非接触で受光する受光部とを有するセンサユニットと、
   前記発光部から出射された光を前記受光部で受光したときの光強度に基づいて、前記被計測領域における血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する血流計測手段と、
   該血流計測手段により得られた前記血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管壁の変位を導出する血管変位導出手段と、
   前記被験者の心電信号を計測する心電計測手段と、
   前記心電信号の波形と前記受光部から得られた検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出する血管状態導出手段と、
   を有することを特徴とする血管特性計測装置。
2. 請求項１に記載の血管特性計測装置であって、
   前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記受光部から得られた前記検出信号の波形との位相差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出することを特徴とする血管特性計測装置。
3. 請求項１に記載の血管特性計測装置であって、
   前記血流計測手段は、前記血管の内壁の状態に応じた血球成分を光学的に計測することを特徴とする血管特性計測装置。
4. 請求項１に記載の血管特性計測装置であって、
   前記センサユニットは、被験者の複数の被計測点に光を照射する複数の発光部と前記複数の被計測点を伝搬した光を非接触で受光する複数の受光部とを有し、
   前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記複数の受光部から得られた前記複数の検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出することを特徴とする血管特性計測装置。
5. 請求項４に記載の血管特性計測装置であって、
   前記複数の受光部は、
   被計測領域に存在する血管の上流で光の伝搬強度を計測する第１の受光部と、
   前記第１の受光部より当該血管の下流に配され、被計測領域に存在する血管の下流で光の伝搬強度を計測する第２の受光部と、
   を有することを特徴とする血管特性計測装置。
6. 請求項４に記載の血管特性計測装置であって、
   前記複数の受光部は、前記発光部を中心とする異なる半径位置の周方向に所定間隔毎に配されたことを特徴とする血管特性計測装置。
7. 請求項１に記載の血管特性計測装置であって、
   前記センサユニットは、移動可能な血流計測部に設けられ、任意の被計測領域における光の伝搬強度を計測することを特徴とする血管特性計測装置。
8. 請求項７に記載の血管特性計測装置であって、
   前記血流計測部は、
   前記センサユニットに電流を供給するバッテリと、
   前記センサユニットで検出された検出信号を無線信号で送信する無線通信装置と、
   を有することを特徴とする血管特性計測装置。
9. 請求項１に記載の血管特性計測装置であって、
   前記センサユニットは、前記被験者の頭部に装着されるネット状ベースの複数箇所に支持され、前記被験者の頭部の複数の各計測位置における光の伝搬強度を計測することを特徴とする血管特性計測装置。
10. 請求項９に記載の血管特性計測装置であって、
    前記血管状態導出手段は、前記心電信号の波形と前記複数のセンサユニットから得られた前記複数の検出信号の波形との差に基づいて前記頭部の各計測位置における血管の状態を導出することを特徴とする血管特性計測装置。
11. 請求項９に記載の血管特性計測装置であって、
    前記血流計測手段は、前記複数の受光部から得られた各計測データを前記頭部に対する各アドレス毎にマッピング処理し、各アドレスに対応する計測位置毎に血管の変位をデータベースに格納し、
    前記血管状態導出手段は、各計測位置毎の血管の変位を前記データベースから読み出し、各アドレスに対応する血管の変位を抽出して前記頭部の各計測位置における血管の状態を導出し、前記頭部全体の血管特性の画像を生成することを特徴とする血管特性計測装置。
12. 被験者の任意の被計測領域に対向するように配されたセンサユニットの発光部より前記被計測領域に光を照射し、前記被計測領域を伝搬した光を受光部で受光する手順と、
    前記発光部から出射された光を前記受光部で受光したときの光強度の検出信号に基づいて、前記被計測領域における血流による血管および血管周辺の組織の変位を計測する手順と、
    前記血管および血管周辺の組織の変位に基づいて血管壁の変位を導出する手順と、
    前記被験者の心電信号を計測する手順と、
    前記心電信号の波形と前記受光部から得られた検出信号の波形との差に基づいて各計測位置における血管の内壁状態を導出する手順と、
    を含むことを特徴とする血管特性計測方法。

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