(57)【要約】【課題】簡易な装置を用いて非侵襲的に頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法等を提供すること。【解決手段】頭蓋内圧推定方法は、被験者の外耳道圧波形を取得する波形取得工程と、外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出する波形抽出工程と、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとを算出するパワースペクトル算出工程と、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求める周波数決定工程と、固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、式（ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２、但し、ｋは定数である）により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する頭蓋内圧算出工程とを含む。【選択図】図１４
2020168086.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定方法であって、
被験者の外耳道圧波形を取得する波形取得工程と、
前記外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出する波形抽出工程と、
前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとを算出するパワースペクトル算出工程と、
前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、当該差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求める周波数決定工程と、
前記固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、次式により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する頭蓋内圧算出工程とを含む、頭蓋内圧推定方法。
ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２
ここで、ｋは定数である。
【請求項２】
請求項１において、
前記波形抽出工程では、
前記外耳道圧波形から、被験者が吸気しているときの第１の波形と被験者が呼気しているときの第２の波形を抽出する、頭蓋内圧推定方法。
【請求項３】
請求項１又は２において、
前記固有共振周波数ＮＲＦの周波数帯域は、５Ｈｚから５０Ｈｚであり、
推定可能な前記頭蓋内圧ＩＣＰの範囲は、０ｃｍＨ２Ｏから７０ｃｍＨ２Ｏである、頭蓋内圧推定方法。
【請求項４】
被験者の頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定装置であって、
被験者の外耳道圧波形を検出する外耳道圧センサーと、
前記外耳道圧波形から頭蓋内圧を推定する演算部とを含み、
前記演算部は、
前記外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出し、
前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとを算出し、
前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、前記差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求め、
前記固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、次式により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する、頭蓋内圧推定装置。
ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２
ここで、ｋは定数である。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
頭蓋内圧は、脳損傷、脳卒中、頭蓋内出血等の治療や診断を行う際の指標として使用されている。従来の頭蓋内圧測定方法としては、頭蓋骨の直下に圧電センサーを入れる方法（例えば、特許文献１）と、側脳室に直接チューブを差し込んでそこから立ち上がる水柱の圧を測る方法（例えば、特許文献２）が一般的に知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特表２００８−５３９８１１号公報
【特許文献２】特開平５−３００８８０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、上記の手法はいずれも、頭蓋骨に穿孔し、内部にセンサーやチューブを設置する必要があり、被測定者の侵襲性が高いものであった。
【０００５】
本発明は、以上のような課題に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、簡易な装置を用いて非侵襲的に頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法等を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
（１）本発明に係る頭蓋内圧推定方法は、被験者の頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定方法であって、被験者の外耳道圧波形を取得する波形取得工程と、前記外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出する波形抽出工程と、前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとを算出するパワースペクトル算出工程と、前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、当該差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求める周波数決定工程と、前記固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、式（ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２、但し、ｋは定数である。）により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する頭蓋内圧算出工程とを含む、頭蓋内圧推定方法である。
【０００７】
また本発明に係る頭蓋内圧推定装置は、被験者の頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定装置であって、被験者の外耳道圧波形を検出する外耳道圧センサーと、前記外耳道圧波形から頭蓋内圧を推定する演算部とを含み、前記演算部は、前記外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出し、前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとを算出し、前記第１の波形のパワースペクトルと前記第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、前記差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求め、前記固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、式（ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２、但し、ｋは定数である。）により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する、頭蓋内圧推定装置である。
【０００８】
本発明によれば、非侵襲的であり、かつ簡便な装置で測定できる外耳道圧波形に基づい
て頭蓋内圧を推定できるので、被験者に負担なく頭蓋内圧を推定することができる。また、外耳道圧波形から、頭蓋内圧が高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のときの第２の波形とを抽出し、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求めることで、頭蓋内圧に依存しない周波数成分をキャンセルして頭蓋内圧に依存する固有共振周波数ＮＲＦを求めることができ、精度よく頭蓋内圧を推定することが可能となる。
【０００９】
（２）また本発明に係る頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置では、前記波形抽出工程では（前記演算部は）、前記外耳道圧波形から、被験者が吸気しているときの第１の波形と被験者が呼気しているときの第２の波形を抽出してもよい。
【００１０】
（３）また本発明に係る頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置では、前記固有共振周波数ＮＲＦの周波数帯域は、５Ｈｚから５０Ｈｚであり、推定可能な前記頭蓋内圧ＩＣＰの範囲は、０ｃｍＨ２Ｏから７０ｃｍＨ２Ｏであってもよい。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】外耳道圧センサーの構成例を示す図。
【図３】頸動脈圧波形及び頭蓋内圧脈波形のノイズ除去と切り出しの例を示す図。
【図４】頸動脈圧波形からの最大ピーク波形の抽出と、頭蓋内圧脈波形からのＩＣＰパルス波形の抽出の例を示す図。
【図５】加重平均した頸動脈圧波形と頭蓋内圧脈波形の例を示す図。
【図６】頸動脈圧波形から頭蓋内圧脈波形への伝達関数の計算例を示す図。
【図７】頭蓋内圧及び固有共振周波数の測定結果をプロットしたグラフ。
【図８】脳音響力学モデルを示す図。
【図９】等価回路モデルを示す図。
【図１０】外耳道圧センサーによって測定した外耳道圧波形の例を示す図。
【図１１】加重平均した第１の波形と第２の波形の例を示す図。
【図１２】第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルを示す図。
【図１３】第１の波形のパワースペクトルの包絡線と第２の波形のパワースペクトルの包絡線とのレベル差を示す図。
【図１４】本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の処理の流れを示すフローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、本発明の好適な実施形態について図面を用いて詳細に説明する。用いる図面は説明の便宜上のものである。なお、以下に説明する実施形態は、特許請求の範囲に記載された本発明の内容を不当に限定するものではない。また以下で説明される構成の全てが本発明の必須構成要件であるとは限らない。
【００１３】
１．構成
図１は、本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の構成例を示す機能ブロック図である。頭蓋内圧推定装置１は、外耳道圧センサー１０と、増幅器２０（交流増幅器）と、ＡＤ変換器３０と、演算処理部（プロセッサー）及び記憶部を有する演算部４０と、表示部５０とを含む。
【００１４】
外耳道圧センサー１０は、被験者の外耳道圧波形（ＥＡＣＰＷ：extra-auditory canal
pressure waveform）を検出する。外耳道圧センサー１０が検出した外耳道圧波形（外耳道脈波音圧）は、増幅器２０により増幅され、ＡＤ変換器３０によりデジタルデータに変
換され、演算部４０に出力される。外耳道圧センサー１０としては、音センサーや圧力センサーを用いることができる。
【００１５】
図２は、外耳道圧センサー１０の構成例を示す図である。外耳道圧センサー１０は、外耳道を密閉して密閉空間を形成する密閉部１１と、密閉空間内の音圧を外耳道脈波音圧として検出するマイクロフォン１２と、を含んで構成されている。密閉部１１は、略半球状に構成され、マイクロフォン１２が有する音孔１３と連通する音孔１４が設けられている。外耳道圧波形を検出する際には、音孔１４は、外耳道と連通するように取付けられる。また、マイクロフォン１２の音孔１３の先端が密閉部１１の音孔１４と連通するように、密閉部１１とマイクロフォン１２とは結合される。密閉部１１としては、例えば、樹脂製のイヤーチップや、イヤーチップに可塑性の素材を組み合わせたものを採用してもよい。また、密閉部１１に空気孔を設け、外耳道内への挿入が完了した際に密閉する構成としてもよい。マイクロフォン１２としては、例えば、コンデンサーエレクトレットマイクロフォンを採用してもよい。
【００１６】
図１に戻り、演算部４０は、外耳道圧センサー１０で検出された外耳道圧波形の時系列データをデジタル化した外耳道圧波形データ（ＡＤ変換器３０の出力信号）を解析して、脳の固有共振周波数（ＮＲＦ：natural resonance frequency）を求め、求めた固有共振周波数に基づいて頭蓋内圧（ＩＣＰ：intracranial pressure）を算出（推定）する。
【００１７】
表示部５０（ディスプレイ）は、外耳道圧波形データや、演算部４０による演算結果（頭蓋内圧の推定値）等を表示する。表示部５０としては、例えば、液晶ディスプレイ、ＣＲＴディスプレイなどを採用できる。
【００１８】
２．本実施形態の手法
心臓から駆出される血流脈波が頸動脈、椎骨動脈を経由して脳に至り、頭蓋内圧脈波（ＰＷＩＣＰ：pulse wave of intracranial pressure）を形成する。このため、頸動脈圧波（ＣＣＰＷ：cervical carotid pressure wave）による入力と出力波形である頭蓋内圧脈波は共振関係にある。頭蓋内圧が上昇すると脳のコンプライアンスは低下し、その固有共振周波数は上昇する。本発明者らは、頸動脈圧波形ＣＣＰＷと頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰを同時に測定し、頸動脈圧波形ＣＣＰＷから頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰへの伝達特性から固有共振周波数ＮＲＦを計算した結果、計算された固有共振周波数ＮＲＦが測定された頭蓋内圧ＩＣＰのみに依存し、頭蓋内圧ＩＣＰと固有共振周波数ＮＲＦとの関係を単純な二次関数（ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２、但し、ｋは定数である）で表すことができることを発見した。
【００１９】
合計２７人の被験者（男性１７人、女性１０人）から、頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰ及び頸動脈圧波形ＣＣＰＷを同時に収集した。２７人の被験者の年齢は１４〜８３（平均５４）歳、身長は１３７〜１８７（平均１６３）ｃｍ、体重は３２〜１０３（平均６１）ｋｇであった。また、６人の被験者に外傷、４人に神経膠腫、５人に脳実質外腫瘍、４人に脳内出血、４人に梗塞、１人に脳脊髄液漏出の疾患があった。頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰは、脳室ドレナージ又はＩＣＰセンサーにより測定した。脳室ドレナージは、０ｃｍＨ２Ｏの高さが外耳道のレベルになるように調整し、圧力センサーに接続した。ＩＣＰセンサーは、硬膜下腔又は脳実質内に配置した。頸動脈圧波形ＣＣＰＷは、ソフトバンドによって首の頸動脈部分に取り付けられた高感度マイクロフォンにより測定した。全てのデータは２００Ｈｚで同時に収集され保存された。
【００２０】
収集したデータをオフライン状態で分析した。分析前に、被験者のモーションアーチファクトや不適切なセンサー設定によるノイズを全て除去（reject）した。ノイズを除去した後、連続したデータを１０．２４秒ごとに切り出し、切り出したデータを「列（column）」とした。図３に、頸動脈圧波形ＣＣＰＷ及び頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰのノイズ除去と切り出しの例を示す。次に、頸動脈圧波形ＣＣＰＷの各列から、心拍動の最大の正のピークを抽出し、頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰの各列から、同じ心拍動での１つのＩＣＰパルス波形を抽出した。図４に、１つの列における、頸動脈圧波形ＣＣＰＷからの最大ピーク波形の抽出（図中ａ）と、同じ心拍数での頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰからのＩＣＰパルス波形の抽出（図中ｂ）の例を示す。次に、各列から抽出した頸動脈圧波形ＣＣＰＷを加重平均法により平均化し、同様に、各列から抽出した頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰを加重平均した。図５に、加重平均した頸動脈圧波形ＣＣＰＷと頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰの例を示す。
【００２１】
次に、加重平均した頸動脈圧波形ＣＣＰＷを入力とし、加重平均した頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰを出力として、伝達関数法により伝達特性を計算した。図６に、頸動脈圧波形ＣＣＰＷから頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰへの伝達関数の計算例を示す。計算した伝達関数における最初の負のピーク（first initial negative peak）に対応する周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして判断した。図６に示す例では、伝達関数の最初の負のピークである１９．８Ｈｚを固有共振周波数ＮＲＦとした。次に、切り出された全ての列全体で頭蓋内圧脈波形ＰＷＩＣＰを平均して頭蓋内圧ＩＣＰを測定し、測定された頭蓋内圧ＩＣＰと計算された固有共振周波数ＮＲＦとの関係を調べた。１８人の被験者について１回、４人の被験者について２回、３人の被験者について３回、及び２人の被験者について４回測定を行い、２７人の被験者から合計４３個のデータ（頭蓋内圧ＩＣＰと固有共振周波数ＮＲＦとの関係）を得た。図７に、４３個のデータからの頭蓋内圧ＩＣＰ及び固有共振周波数ＮＲＦをプロットしたグラフを示す。
【００２２】
頭蓋内圧ＩＣＰと固有共振周波数ＮＲＦとの関係は、単純な脳音響力学モデル（図８参照）によって説明することができる。脳（重量ｍ、単位：ｋｇ）は閉じた空間にあり、脳脊髄液は、ショックアブソーバー（脳脊髄容積コンプライアンスＣ、単位：Ｆ）及び粘度（抵抗Ｒ、単位：Ω）の効果によって脳の動きを防げる。動脈拍動（力Ｆ、単位：Ｎ）は脳を動かす。脳の移動速度は速度Ｖ（単位：ｍ／ｓ）である。これらの各因子は次式のように説明できる。
【００２３】
【数１】
2020168086.tif 000003
これらは等価回路モデル（図９参照）で表すこともできる。動脈拍動をシグモイド曲線で代用できる場合、脳の固有共振周波数ＮＲＦ（単位：Ｈｚ）は、以下の式（１）のように表すことができる。
【００２４】
【数２】
2020168086.tif 000004
これによると固有共振周波数ＮＲＦは、脳重量ｍと脳脊髄容積コンプライアンスＣにのみ依存している。ここで、脳重量ｍの平均は１．４ｋｇである。また、脳脊髄容積コンプライアンスＣは頭蓋内圧ＩＣＰに反比例する。頭蓋内圧ＩＣＰが基準ＩＣＰ＝１３．３３ｈＰａであるとき、脳脊髄容積コンプライアンスＣ（基準コンプライアンス）は０．００００４７３で与えられるため、脳脊髄容積コンプライアンスＣは、以下の式（２）によって表すことができる。
【００２５】
【数３】
2020168086.tif 000005
式（１）、（２）から、頭蓋内圧ＩＣＰ（単位：ｈＰａ）と固有共振周波数ＮＲＦとの関係は、以下の式（３）によって表すことができる。
【００２６】
ＩＣＰ＝０．０３４９・（ＮＲＦ）２  …(3)
式（３）の二次関数（理論式）は、図７において点線で示されている。図７にプロットされた測定データの式（３）の理論式に対する当てはまり度を表す決定係数Ｒ２は０．９９９９であり、実測した頭蓋内圧ＩＣＰと固有共振周波数ＮＲＦは理論値と強く一致した。このことから、固有共振周波数ＮＲＦが、頭蓋内圧ＩＣＰのみに依存し、被験者の年齢、性別、体重、疾患等に依らないことが分かった。このことは、脳の固有共振周波数ＮＲＦを求めることで、式（３）により、頭蓋内圧ＩＣＰを予測できることを意味する。
【００２７】
ここで、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷは、頭蓋内圧波形成分を含んでいる。このため、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷには固有共振周波数ＮＲＦが含まれているはずである。しかしながら、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷには、外頸動脈やその他の器官からの共振が含まれるため、頭蓋内圧ＩＣＰに依存して変動する固有共振周波数ＮＲＦは、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷのパワースペクトルにおいて、いくつも観察されるピークの一つにしかならない。
【００２８】
そこで、本実施形態では、呼吸変動に伴う静脈圧変動が頭蓋内圧ＩＣＰに周期的な変動をもたらすことに着目して、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷから、頭蓋内圧ＩＣＰが高いときの波形（第１の波形）と頭蓋内圧ＩＣＰが低いときの波形（第２の波形）とを抽出して、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとの差分を計算する。これにより、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷのパワースペクトルから頭蓋内圧ＩＣＰに依存しない周波数特性をキャンセルして、頭蓋内圧ＩＣＰに依存する固有共振周波数ＮＲＦを求めることができる。以下、この手法について詳細に説明する。
【００２９】
図１０に、外耳道圧センサー１０によって測定した外耳道圧波形ＥＡＣＰＷの例を示す。図１０において、振幅の大きい波形が外耳道圧波形ＥＡＣＰＷであり、振幅の小さい波形は呼気変動（respiratory fluctuation）である。図１０の例では、測定時間は４０．９６ｓｅｃであり、呼吸回数は１０回である。まず、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷから、少なくとも一呼吸に相当する区間において（局所的に）振幅が最大になるパルス波形（頭蓋内圧ＩＣＰが高い状態のときの第１の波形）を区間数分だけ切り出して、切り出した第１の波形を加重平均する。同様に、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷから、少なくとも一呼吸に相当する区間において振幅が最小になるパルス波形（頭蓋内圧ＩＣＰが低い状態のときの第２の波形）を区間数分だけ切り出して、切り出した第２の波形を加重平均する。図１１に、加重平均した第１の波形（ＥＡＣＰｕｐ）と、加重平均した第２の波形（ＥＡＣＰｌｏｗ）の例を示す。なお、被験者が自発呼吸をしている場合は、吸気は陰圧であり呼気は陽圧であるから、被験者が吸気しているときに頭蓋内圧ＩＣＰは低くなり、呼気しているときに頭蓋内圧ＩＣＰは高くなる。また、被験者が呼吸器につながっている場合は、吸気は陽圧であり呼気は大気圧で低くなるから、被験者が吸気しているときに頭蓋内圧ＩＣＰは高くなり、呼気しているときに頭蓋内圧ＩＣＰは低くなる。
【００３０】
次に、加重平均した第１の波形のパワースペクトルと、加重平均した第２の波形のパワースペクトルを算出する。図１２の左側のグラフは、第１の波形のパワースペクトル密度関数ＰＳＤとその包絡線（２０次のＡＲ（自己回帰）モデルによる包絡線）であり、図１２の右側のグラフは、第２の波形のパワースペクトル密度関数ＰＳＤとその包絡線である。次に、第１の波形のパワースペクトルの包絡線から第２の波形のパワースペクトルの包絡線を引き算して両者のレベル差（差分スペクトル）を算出する。図１３は、第１の波形のパワースペクトルの包絡線と第２の波形のパワースペクトルの包絡線とのレベル差（単位：ｄＢ）を示す図である。この引き算により、頭蓋内圧ＩＣＰに依存しない周波数特性はキャンセルされるため、図１３のレベル差の最大値ｐ（ピーク）に対応する周波数は、頭蓋内圧ＩＣＰが最も高いときの固有共振周波数であり、図１３のレベル差の最小値ｄ（ディップ）に対応する周波数は、頭蓋内圧ＩＣＰが最も低いときの固有共振周波数であるといえる。よって、最大値ｐに対応する周波数と最小値ｄに対応する周波数との平均周波数を、固有共振周波数ＮＲＦとして求めることができる。図１３に示す例では、最大値ｐに対応する周波数は４８．８３Ｈｚであり、最小値ｄに対応する周波数は４１．４１Ｈｚであるから、その平均周波数である４５．１２Ｈｚが固有共振周波数ＮＲＦとして求められる。そして、求めた固有共振周波数ＮＲＦを式（３）の理論式に代入することで、頭蓋内圧ＩＣＰを推定することができる。なお、図７に示すように、本実施形態において、求める固有共振周波数ＮＲＦの周波数帯域は、５Ｈｚから５０Ｈｚであり、推定可能な頭蓋内圧ＩＣＰの範囲は、０ｃｍＨ２Ｏから７０ｃｍＨ２Ｏとなる。
【００３１】
３．処理
図１４は、頭蓋内圧推定装置１の処理の流れを示すフローチャートである。
【００３２】
まず、演算部４０は、外耳道圧センサー１０で検出された外耳道圧波形ＥＡＣＰＷの時系列データをデジタル化した外耳道圧波形データを取得する（ステップＳ１０）。次に、演算部４０は、取得した外耳道圧波形データから、頭蓋内圧が高い状態のとき（例えば、被験者が吸気しているとき）の第１の波形と頭蓋内圧が低い状態のとき（例えば、被験者が呼気しているとき）の第２の波形を抽出して、それぞれ加重平均する（ステップＳ１１）。
【００３３】
次に、演算部４０は、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルを算出し（ステップＳ１２）、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出する（ステップＳ１３）。次に、演算部４０は、差分スペクトルにおける、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして算出する（ステップＳ１４）。
【００３４】
次に、演算部４０は、算出した固有共振周波数ＮＲＦに基づいて、理論式（ＩＣＰ＝ｋ・（ＮＲＦ）２、但し、基準ＩＣＰ＝１３．３３ｈＰａとしたとき、ｋ＝０．０３４９、基準ＩＣＰ＝１３．６ｃｍＨ２Ｏとしたとき、ｋ＝０．０３５６）により頭蓋内圧ＩＣＰを算出する（ステップＳ１５）。
【００３５】
本実施形態によれば、非侵襲的であり、かつ簡便な装置で測定できる外耳道圧波形ＥＡＣＰＷに基づいて頭蓋内圧ＩＣＰを推定できるので、被験者に負担なく頭蓋内圧ＩＣＰを推定することができる。また、外耳道圧波形ＥＡＣＰＷから、頭蓋内圧ＩＣＰが高い状態のときの第１の波形と頭蓋内圧ＩＣＰが低い状態のときの第２の波形とを抽出し、第１の波形のパワースペクトルと第２の波形のパワースペクトルとの差分スペクトルを算出し、差分スペクトルにおいて、最大値に対応する周波数と最小値に対応する周波数との平均周波数を、脳の固有共振周波数ＮＲＦとして求めることで、頭蓋内圧ＩＣＰに依存しない周波数成分をキャンセルして頭蓋内圧ＩＣＰに依存する固有共振周波数ＮＲＦを求めることができ、精度よく頭蓋内圧ＩＣＰを推定することが可能となる。
【００３６】
なお、上記例では、頭蓋内圧ＩＣＰが高い状態のときの第１の波形として、被験者が吸
気（或いは、呼気）しているときの波形を抽出し、頭蓋内圧ＩＣＰが低い状態のときの第２の波形として、被験者が呼気（或いは、吸気）しているときの波形を抽出する場合について説明したが、頭蓋内圧ＩＣＰが高い状態のときの第１の波形として、被験者の頭を寝かせた状態のときの波形を抽出し、頭蓋内圧ＩＣＰが低い状態のときの第２の波形として、被験者の頭を所定角度（例えば、３０°）上げた状態のときの波形を抽出するようにしてもよい。
【００３７】
以上、本実施形態あるいは変形例について説明したが、本発明はこれら本実施形態あるいは変形例に限られるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の態様で実施することが可能である。
【００３８】
本発明は、実施形態で説明した構成と実質的に同一の構成（例えば、機能、方法及び結果が同一の構成、あるいは目的及び効果が同一の構成）を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成の本質的でない部分を置き換えた構成を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成と同一の作用効果を奏する構成又は同一の目的を達成することができる構成を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成に公知技術を付加した構成を含む。
【符号の説明】
【００３９】
１…頭蓋内圧推定装置、１０…外耳道圧センサー、１１…密閉部、１２…マイクロフォン、１３…音孔、１４…音孔、２０…増幅器、３０…ＡＤ変換器、４０…演算部、５０…表示部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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