(57)【要約】【課題】  対象物の微小な変位及びその時間変化を、非接触かつ高い精度で測定する方法、その方法を適用した測定装置、変位測定装置及びその装置で測定されうる生体の変位から誘導される生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法を提供する。【解決手段】  第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、第一電磁波及び第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、散乱電磁波と、第一電磁波とを乗算して得る第一差分出力波と、散乱電磁波と、第二電磁波とを乗算して得る第二差分出力波の位相差φ（ｔ）を求め、散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第一電磁波の散乱の結果であるとみなして、位相差φ（ｔ０）と、位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、前記位置の変位を算出する工程を有する、変位測定方法。【選択図】  図１
2014090877.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
変位測定方法であって、
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第一電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
前記変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法。
【請求項２】
前記位置に対象物が存在する場合、前記変位Δｄ（ｔ）が、前記対象物の位置の変位であると定義する請求項１記載の変位測定方法。
【請求項３】
前記Δφ（ｔ）に比例するように前記変位Δｄ（ｔ）を定義する請求項１又は２記載の変位測定方法。
【請求項４】
下記式（Ｉ）：
Δｄ（ｔ）＝ｋ[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ）                    （Ｉ）
（式中、ｆ１は第一周波数、ｆ２は第二周波数、ｃ（ｍ／秒）は光の速度、ｋは数である）で前記変位Δｄ（ｔ）を定義する請求項１〜３のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項５】
前記散乱電磁波が、
前記第一電磁波の前記位置からの反射電磁波である第一反射波と、
前記第二電磁波の前記位置からの反射電磁波である第二反射波との合成波であり、
前記Δφ（ｔ）が、
前記合成波の波形と前記第一電磁波の波形とを乗算して得る第一差分出力波の波形と
前記合成波の波形と前記第二電磁波の波形とを乗算して得る第二差分出力波の波形との、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの位相差の差であるとみなす請求項１〜４のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項６】
前記第一周波数及び前記第二周波数が、１ＧＨｚ以上の周波数である、請求項１〜５のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項７】
前記変位が、０．１〜３０００μｍの範囲である請求項１〜６のいずれか1項記載の変位測定方法。
【請求項８】
前記第一電磁波の前記位置での半値角θＨに対応する前記第一電磁波の照射領域と、
前記第二電磁波の前記位置での半値角θＨに対応する前記第二電磁波の照射領域とが重なり合う部分が存在するように、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の前記位置に対する照射の範囲を設定する請求項１〜７のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項９】
照射時における前記第一電磁波と前記第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが４５°〜１３５°となるように、前記第一電磁波及び前記第二電磁波を照射する請求項１〜８のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項１０】
異なる位置のそれぞれに、請求項１〜９のいずれか１項記載の変位測定方法を適用して、前記異なる位置の変位を同時に測定する変位測定方法。
【請求項１１】
前記変位Δｄ（ｔ）を経時的に算出する、請求項１〜１０のいずれか１項記載の変位測定方法。
【請求項１２】
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部を備える変位測定装置であって、
前記第一電磁波発振部が前記第一電磁波を照射でき、
前記第二電磁波発振部が前記第二電磁波を照射でき、
請求項１〜１１のいずれか記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置。
【請求項１３】
前記変位測定装置が、さらに、
前記散乱電磁波の波形を得る散乱電磁波受信部、
前記第一差分出力波の波形を得る第一乗算部、
前記第二差分出力波の波形を得る第二乗算部、及び
前記Δφに基づき前記変位Δｄを算出できる変位測定部を備える請求項１２記載の変位測定装置。
【請求項１４】
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部がそれぞれの配置をずらすように構成される請求項１２又は１３記載の変位測定装置。
【請求項１５】
照射時における前記第一電磁波と前記第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが４５°〜１３５°となるように、前記第一電磁波発振部及び前記第二電磁波発振部が配置されている請求項１２〜１４のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項１６】
前記第一電磁波発振部及び前記第二電磁波発振部と前記対象物との距離が、それぞれ調節可能である請求項１２〜１５のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項１７】
前記第一電磁波発振部と前記対象物との距離と、
前記第二電磁波発振部と前記対象物との距離が互いに異なるように、
前記第一電磁波発振部及び前記第二電磁波発振部が配置されている請求項１２〜１６のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項１８】
前記第一乗算部へ入力する前記合成波の波形が、前記第二電磁波の反射波に対応する波形を含み、
前記第二乗算部へ入力する合成波の波形が、前記第一電磁波の反射波に対応する波形を含むように、前記第一電磁波及び前記第二電磁波の対象物に対する照射の範囲が設定されている、請求項１２〜１７記載の変位測定装置。
【請求項１９】
前記第一電磁波発振部かつ前記合成波の受信部である第一アンテナと、
前記第二電磁波発振部かつ前記合成波の受信部である第二アンテナとを具え、
前記第一アンテナが前記第二反射波を含む前記合成波を受信し、
前記第二アンテナが前記第一反射波を含む前記合成波を受信するように、
前記第一アンテナ及び前記第二アンテナの位置関係が設定されている、請求項１２〜１８のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２０】
前記第一電磁波及び前記第二電磁波が、
前記第１電磁波発振部及び前記第２電磁波発振部で直接発振されるか、
発振された電磁波の高調波によって得られるか、又は、
逓倍によって得られる、請求項１２〜１９のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２１】
前記第一乗算部である第１ミキサ及び前記第二乗算部である第２ミキサを供え、
前記第１ミキサと前記第２ミキサが互いに異なる位置に配置され、
前記第１ミキサに前記合成波の波形と前記第一電磁波が入力され、
前記第１ミキサから前記第一差分出力波の波形が出力され、
前記第２ミキサに前記合成波の波形と前記第二電磁波が入力され、
前記第２ミキサから前記第二差分出力波の波形が出力され、
前記位相差が、前記第一差分出力波の波形と前記第二差分出力波の波形の位相差である、請求項１２〜２０のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２２】
前記第１のアンテナが第一乗算部に接続され、
前記第２のアンテナが第二乗算部に接続されている、請求項１２〜２１のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２３】
前記変位Δｄ（ｔ）が、
ｎ個（ｎは１以上の自然数）の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する
変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合、少なくとも１つの対象物Ｏｉ（ｉは１〜ｎから選ばれる自然数）に由来する変位Δｄｉを除去する変位除去部を備える請求項１２〜２２のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２４】
前記対象物が生体である請求項１２〜２３のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項２５】
前記変位が血管の脈動、呼吸、心拍、その他の体動及び前記変位測定装置からなる群から選ばれる少なくとも１つに由来する変位を含む請求項２４記載の変位測定装置。
【請求項２６】
生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法であって、
前記生理学的パラメータが、請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法。
【請求項２７】
前記生体の変位が、大動脈、動脈及び静脈からなる群から選ばれる少なくとも１つの血管に由来する脈波を含む請求項２６記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項２８】
前記大動脈が、上行大動脈、下行大動脈、腹大動脈、胸大動脈及び大動脈弓から選ばれる少なくとも１つの大動脈であり、
前記静脈が、頸静脈、鎖骨下静脈、上大静脈、下大静脈、肺静脈及び下肢静脈から選ばれる少なくとも１つの静脈であり、
前記動脈が、頸動脈、橈骨動脈、大腿動脈、上腕動脈、足首動脈、総腸骨動脈、胸部動脈、腹部動脈、抹消動脈、心臓動脈、後頸骨動脈、外腸骨動脈、足背動脈、浅側動脈及び顔面動脈から選ばれる少なくとも１つの動脈である請求項２７記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項２９】
前記生理学的パラメータが、脈波、脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、収縮期血圧及び拡張期血圧から選ばれる少なくとも１種である請求項２６〜２８のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３０】
前記生理学的指標が、脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、増幅指数（ＡＩ）、動脈の伸展性、動脈コンプライアンス、容積弾性係数、弾性係数、ヤング率、固有インピーダンス、動脈硬化指数（β）、大血管及び小血管弾性指数、及び動脈硬化に関する指標（但し、動脈硬化指数（β）と大血管及び小血管弾性指数とを除く）から選ばれる少なくとも１つの指標である請求項２６〜２９記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３１】
前記対象物が、大動脈、動脈及び静脈からなる群から選ばれる少なくとも１つの血管の血管特性の違いが加味された対象物である請求項２６〜３０のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３２】
前記血管特性が、少なくとも血管弾性を含む請求項３１記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３３】
前記血管特性が、少なくとも血管孔径を含む請求項３１又は３２記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３４】
前記血管特性が同じであるという仮定を導入しない請求項３０〜３３のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３５】
前記ＰＷＶが、下記式（ＩＩ）：
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ                                                      （ＩＩ）
〔式中、Ｌは、同一の血管の異なる２点、又は、異なる血管のそれぞれ１点についての異なる２点である、Ａ点及びＢ点の間の距離、
Δｔは、
前記Ａ点で脈波１が測定され、前記脈波１の任意の変位値Ａ１が時刻ｔ１に測定され、
前記脈波１が伝播して、時刻ｔ２に前記Ｂ点で脈波２として測定され、
前記脈波１の変位値Ａ１に対応する前記脈波２の変位値Ｂ１が時刻ｔ２に測定された場合に、Δｔ＝ｔ２−ｔ１で定義される〕で表わされる請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３６】
前記変位値Ａ１が、脈波１中の極大、極小又は変極点の変位値である請求項３５記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３７】
前記Ｌが、０．５〜２００ｃｍである請求項３５又は３６記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３８】
前記増幅指数（ＡＩ）が、下記式（ＩＩＩ）：
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ                                                （ＩＩＩ）
〔式中、
ΔＰ２１は、対象物中の１点であるＣ点で測定された脈波の、
最初の変極点又は極大値における変位値Ｐ１、及び、
最初の変極点又は極大値の次の変極点又は極大値における変位値Ｐ２に対して（Ｐ２−Ｐ１）であり、
ＰＰは、前記Ｐ１である〕で表わされる請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項３９】
前記βが、下記式（ＩＶ）：
β=Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP                                            （ＩＶ）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
Ｐｓは、大動脈及び／又は動脈である血管の収縮期血圧であり、
Ｐｄは、前記Ｐｓが測定された血管の拡張期血圧であり、
ＰＷＶは、前記対象物が大動脈及び／又は動脈である血管に相当する場合に前記対象物の変位から検出された脈波から測定される脈波速度であり、
ΔＰはＰｓ−Ｐｄであり、
前記Ｐｓ及びＰｄ並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、請求項５２記載の式（ＩＩ）で表わされる〕で定義される請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４０】
前記Ｐｓ及びＰｄ並びに前記ＰＷＶが、同一の対象物である大動脈及び／又は動脈である血管についての脈波に基づいて誘導される請求項３９記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４１】
大動脈及び／又は動脈である血管１、及び、
前記血管１とは異なる大動脈及び／又は動脈である血管２に対して、
前記血管１について収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧Ｐｄ１が測定でき、
前記血管２について収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧Ｐｄ２が非観血的に測定できない場合、前記血管２についてのβを、下記式（Ｖ）：
β=Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
（Ｖ）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
ｎ１は、前記血管１の脈圧波１の平均血圧をＭＢＰ１とした場合に、
下記式：ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１）  で定義され、
ｎ２は、前記血管２の脈圧波２の平均血圧をＭＢＰ２とした場合に、
下記式：ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２）  で定義され、
Δｎはｎ１−ｎ２であり、
ｍは、下記式：ｍ＝（Ｐｄ２／Ｐｄ１）−１  で定義され、
ＰＷＶは、前記血管２の脈波から測定される脈波速度であり、
前記Ｐｓ１及びＰｄ１、前記Ｐｓ２及びＰｄ２並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物が前記血管１及び／又は血管２である場合における、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、請求項３５記載の式（ＩＩ）で表わされる〕において、
ｎ１、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２及びＰｄ２／Ｐｄ１のうち、前記式（ＩＩ）で表されるＰＷＶから誘導できるものは、誘導されて得た値を使用し、
ｎ１が誘導できない場合は、ｎ１として１／４〜１／２の数を使用し、
ＭＢＰ１／ＭＢＰ２が誘導できない場合は、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２として、０．９〜１．１の数を使用し、
前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１が誘導できない場合は、前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１として、既知の比を使用してｍを求めて、前記血管２についてのβを算出する請求項３０〜３４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４２】
前記生理学的指標が、
請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１と、
生理学的パラメータ１とは異なる、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２と、
請求項１２〜２５のいずれか１項記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３とで構成される場合に、
前記生理学的指標を前記生理学的パラメータ２としてとして既知の方法で算出した値を使用して、
前記生理学的パラメータ３を算出する生理学的パラメータの算出方法。
【請求項４３】
請求項３９記載の式（ＩＶ）で規定されるβとして、
既知の方法で算出した値βｋを使用し、
０＜ΔＰ＝Ｐｓ−Ｐｄ≦１００ｍｍＨｇ  の条件下で、下記式（ＶＩ）：
ν＝βｋ−Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP                                      （ＶＩ）
を最小にする少なくとも１組のＰｓ及びＰｄを算出する請求項４２記載の生理学的パラメータの算出方法。
【請求項４４】
前記生体の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とを前記対象物に照射した際に、
第一電磁波と第二電磁波とが、
電磁波がシート状物品を透過して前記生体に照射されて測定される
請求項２６〜４３のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４５】
前記生体の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
立位、座位又は寝位の被験者の前記生体に照射されて測定される
請求項２６〜４４のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４６】
前記生体の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
被験者の前記対象物に照射されている間の、
測定環境温度の変動幅がΔＴ及び／又は測定環境相対湿度の変動幅がΔＨである環境下で測定され、
前記対象物が大動脈に相当する部位を含み、
ΔＴが０〜４０℃、ΔＨが３０〜６０％である  
請求項２６〜４５のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法。
【請求項４７】
請求項２６〜４６のいずれか１項記載の生理学的指標の算出方法によって前記生理学的指標を算出する指標算出部を備える、請求項２４又は２５記載の変位測定装置。
【請求項４８】
あらかじめ設定した設定パターンに対応した判定の結果を設定しておき、
変位測定部によって経時的に測定された対象物の変位の経時パターンを、
前記設定ターンと比較して、
その比較結果に基づいて前記判定の結果を得る判定部を備える、請求項４７記載の変位測定装置。
【請求項４９】
前記判定の結果が、正常、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症、閉塞性動脈硬化症・糖尿病の少なくともいずれか１つに関する判定の結果である、請求項４８記載の変位測定装置。
【請求項５０】
前記変位測定部によって測定された前記生体の変位を所定のサンプリングレートで所定時間記録した前記生体の変位の情報とともに、結果を関連付けて記憶する記憶手段を備える、請求項２４、２５及び４７〜４９のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項５１】
前記結果を報知する報知手段を備え、
前記結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、
前記結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを、異なる報知態様とする、請求項５０記載の変位測定装置。
【請求項５２】
前記対象物を固定する対象物固定手段をさらに備え、
前記対象物固定手段が、ベッド又は椅子である、請求項２４、２５及び４７〜５１のいずれか１項記載の変位測定装置。
【請求項５３】
請求項２４、２５及び４７〜５２のいずれか１項記載の変位測定装置を複数備える変位測定装置のキットであって、
各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、
各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位の測定の結果のずれに基づいて前記生理学的指標を算出する変位測定装置のキット。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、変位測定方法及び変位測定装置、好ましくは、生体の変位、より好ましくは生体の脈波を含む生体の変位を測定するための変位測定方法及び変位測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、生体振動波形、特に、脈波波形を検出する装置として、ダイヤフラムによる圧力波センサー、光電脈波検出プローブなどの脈波測定装置が提案されている（特許文献１〜３）。これらの装置では、末梢動脈（頸動脈や橈骨動脈等）の脈圧波形を検出及び解析することにより、被検者の増幅指数（ＡＩ（Ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ  Ｉｎｄｅｘ））や脈波速度（ＰＷＶ（Ｐｕｌｓｅ  Ｗａｖｅ  Ｖｅｌｏｃｉｔｙ））を検出している。
【０００３】
非特許文献１〜３には、動脈機能検査の種々指標が掲載されている。
特許文献１には、生体の血圧値を測定する血圧測定装置と、前記生体の所定部位における脈波を検出する脈波検出装置と、前記血圧測定装置により測定された血圧値及び前記脈波検出装置により検出された脈波の大きさに基づいて、該脈波の大きさを血圧値に換算するための対応関係を決定する対応関係決定手段と、前記脈波検出装置により検出された脈波に含まれる進行波成分のピークの大きさを決定する進行波ピーク決定手段と、前記脈波検出装置により検出された脈波に含まれる反射波成分のピークの発生時点を決定する反射波発生時決定手段と、前記対応関係決定手段により決定された対応関係を用いて、前記反射波発生時決定手段により決定された反射波成分のピーク発生時点における前記脈波の大きさと、前記進行波ピーク決定手段により決定された進行波成分のピークの大きさとの差分値を血圧値に換算した圧力差を算出する圧力差算出手段と、該圧力差算出手段により算出された圧力差を表示する表示器とを含むことを特徴とする動脈硬化評価装置が開示されている。
【０００４】
特許文献２には、対象人の脈波を測定する脈波測定手段と、前記脈波測定手段により測定された脈波の波形の所定の特徴点から直接得られる特徴量を複数算出し、算出された特徴量同士の演算により前記脈波の反射現象を反映する指標を算出する脈波特徴量算出手段と、前記対象人の血圧を検出する血圧検出手段と、前記脈波特徴量算出手段により算出された前記指標と前記血圧検出手段により検出された前記血圧とを関連付けて提示するとともに、関連付けて提示される前記指標と前記血圧とのレベルに応じて処方されるべき薬剤の情報を提示する提示手段とを備える、脈波測定装置が開示されている。
【０００５】
特許文献３には、ユーザの動脈血圧を連続的にモニタリングするための装置であって、動脈に隣接する位置でユーザの体の外表面と接触することにより、前記血圧を連続的に検出して血圧を表す信号を生成するセンサー手段と、前記位置において、センサー手段をユーザの体と動作可能に接触させた状態で、しっかりと保持する取り付け手段と、センサー手段により生成された前記信号を解釈して、実際の動脈血圧を求めるマイクロプロセッサ手段とを含み、センサー手段が、血圧変化を検出して伝達する突起部を含み、突起部が、前記位置で動脈の少なくとも部分的な閉塞を起こさせるように構成された装置が開示されている。
【０００６】
一方、電磁波を用いて飛行物体までの距離や車間距離を測定するパルス方式、連続波方式等のマイクロ波レーダの技術は周知である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特許第３６２１３７９号公報
【特許文献２】特許第４５１７６１９号公報
【特許文献３】特開２００２−１１９４８６号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】新しい動脈硬化指標ＣＡＶIのすべて〜基礎から臨床応用まで〜（折茂肇・齋藤康監修，２００９年１月２６日発行、日本メディカル開発）
【非特許文献２】動脈硬化の基礎と臨床（益田善昭・金井寛著、２０００年３月３１日発行、共立出版）
【非特許文献３】ＡＩの基礎と臨床−血圧の新しい評価方法−（小澤利夫・山科章・島田和幸著、２００６年７月２０日発行、メディカルビュー）
【非特許文献４】Estimation of Central Aortic Pressure Waveform by Mathematical Transformation of Radical Tonometry Pressure (Chen-Huan Chen MD. Et al., Circulation, Vol.95(7), pp1827-1836(1997)）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明は、
対象物の微小な変位及びその時間変化を、非接触かつ高い精度で測定する方法、
その方法を適用して対象物の微小な変位及びその時間変化を測定するための装置、
その方法を適用して対象物が生体である生体の変位及びその時間変化を測定するための装置、及び、
その装置で測定されうる生体の変位及びその時間変化から誘導される生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明は、
（１）変位測定方法であって、
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第一電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
前記変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法、
（２）第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部を備える変位測定装置であって、
前記第一電磁波発振部が前記第一電磁波を照射でき、
前記第二電磁波発振部が前記第二電磁波を照射でき、
前項（１）記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置、
（３）前記対象物が生体である前項（２）記載の変位測定装置、及び、
（４）生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法であって、
前記生理学的パラメータが、前項（３）記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法である。
【００１１】
さらに要約すると、本発明は、以下の通りである。
（１'）前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記第一差分出力波と前記第二差分出力波の、
時刻ｔ０において求めた位相差φ（ｔ０）と、
時刻ｔにおいて求めた位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻ｔ０に対する時刻ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を算出する工程を有する変位測定方法、
（２'）前記第一電磁波を照射できる第一電磁波発振部と、
前記第二電磁波を照射できる第二電磁波発振部とを具え、
前項（１'）記載の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を備える変位測定装置、
（３'）前記対象物が生体である前項（２）記載の変位測定装置、及び、
（４'）生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法であって、
前記生理学的パラメータが、前項（３）記載の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される、生理学的指標の算出方法である。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、
対象物の微小な変位及びその時間変化を、非接触かつ高い精度で測定する方法、
その方法を適用して対象物の微小な変位及びその時間変化を測定するための装置、
その方法を適用して対象物が生体である生体の変位及びその時間変化を測定するための装置、及び、
その装置で測定されうる生体の変位及びその時間変化から誘導される生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の変位測定装置の一例を示す模式図である。
【図２】実施例３の女性被験者の２点間（Ｌ＝２０ｃｍ）の脈波測定結果を示す波形図である。
【図３】本発明の変位測定装置において、第一電磁波及び第二電磁波が重なり合う部分（被測定部）を説明するための模式図である。
【図４】本発明の実施例１の変位測定装置のシステム構成の模式図である。
【図５】本発明の変位測定装置を用いた脈波計測手順の一例を示すフローチャートである。
【図６】血管中の脈波の伝播を示す模式図である。
【図７】実施例２の変位測定装置のシステム構成の模式図である。
【図８】実施例２の女性被験者の呼吸と脈波とが混在した波形図の一例を示すものである。
【図９】実施例２の女性被検者に無呼吸状態で変位を測定した波形図の一例を示すものである。
【図１０】図９の一部（７．２〜８．４ｓｅｃ）をさらに拡大した波形図である。
【図１１】実施例２の男性被験者の波形図の一例。
【図１２】図１１の一部（９．１〜９．９ｓｅｃ）を拡大した波形図である。
【図１３】図２の一部（７〜９ｓｅｃ）をさらに拡大した波形図である。
【図１４】実施例３の２つの変位検出センサーの位置関係を示す模式図である。
【図１５】図１７の一部（７．２〜８．４ｓｅｃ）を拡大した波形図である。
【図１６】図１９の一部（９．１〜９．９ｓｅｃ）を拡大した波形図である。
【図１７】実施例４の変位測定装置のシステム構成の模式図である。
【図１８】実施例４の女性被験者の脈波の測定結果を示す波形図である。
【図１９】図１８の一部（５〜１０ｓｅｃ）を拡大した波形図である。
【図２０】実施例４の女性被験者の無呼吸状態での脈波の測定結果の一部（１５〜２０ｓｅｃ）を拡大した波形図である。
【図２１】実施例４の女性被験者の大動脈起始部及び下行大動脈の脈波の波形図である。
【図２２】変位精度Δλ（μｍ／degree）の周波数帯域に対する変化を示すグラフである。
【図２３】θＥ＝４５°の２つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２４】θＥ＝９０°の２つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２５】照射位置の異なる２つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２６】照射位置の異なる２つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２７】θＥ＝６０°の３つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２８】θＥ＝５０°の３つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図２９】θＥ＝９０°の３つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図３０】θＥ＝９０°の３つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せを示す模式図である。
【図３１】電磁波発振部が、方形導波管及び円形導波管である場合の例を示す模式図である。
【図３２】オフセット位相合成の概念図である。
【図３３】同位相合成の概念図である。
【図３４】照射位置の異なる３つの電磁波発振部（アンテナ）の組合せの効果を示す模式図である。
【図３５】分離型変位測定装置を示す模式図である。
【図３６】女性被験者（５０代）の下大静脈の静脈脈波を示す波形図である。
【図３７】図３６の一部を拡大した波形図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
〔本発明の変位測定方法〕
本発明の変位測定方法は、
時刻Ｔに、
第一周波数の第一電磁波を任意の位置に照射し、
第一周波数とは異なる第二周波数の第二電磁波を前記位置に照射し、
前記第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の結果生じた散乱電磁波を受信し、
前記散乱電磁波と、前記第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波と、
前記散乱電磁波と、前記第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波の位相差φ（Ｔ）を求め、
前記散乱電磁波が、時刻Ｔにおける前記位置における前記第一電磁波及び前記第一電磁波の散乱の結果であるとみなして、
時刻Ｔ＝ｔ０において求めた前記位相差φ（ｔ０）と、
時刻Ｔ＝ｔにおいて求めた前記位相差φ（ｔ）の差Δφ（ｔ）に基づき、
時刻Ｔ＝ｔ０に対する時刻Ｔ＝ｔにおける前記位置の変位Δｄ（ｔ）を定義して、
好ましくは、Δφ（ｔ）に比例するようにΔｄ（ｔ）を定義して、
より好ましくは、下記式（１）
Δｄ（ｔ）＝ｋ[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ）                    （１）
（式中、ｃ（ｍ／秒）は光の速度、ｋは数である）でΔｄ（ｔ）を定義して、
前記位置の変位Δｄ（ｔ）を算出する、好ましくは、
前記位置の変位Δｄ（ｔ）を経時的に算出する工程を有する点に特徴がある。
【００１５】
ｋは、本発明の変位測定方法によって得られるΔｄ（ｔ）の応用目的に対して適宜設定すればよく、複素数でも実数でもよく、好ましくは０でない実数であり、より好ましくは１である。
【００１６】
本発明の変位測定方法によれば、前記位置に第一電磁波及び第二電磁波を散乱すると考えられる物理的実体（以下、対象物という）が存在すれば、その対象物の位置の変位（以下、対象物の変位ともいう）の時間変化を、Δφ（ｔ）を測定して見積もられるΔｄ（ｔ）を算出することで追跡することができる。
以下、対象物の変位の時間変化とその見積もり量であるΔｄ（ｔ）を区別せずに、対象物の変位又はΔｄ（ｔ）ともいう。
【００１７】
本発明の変位測定方法において、Δφ（ｔ）は、後述するような変位測定装置を使用して、オシロスコープ等により直接測定できる。
【００１８】
本発明の変位測定方法において、測定されたΔｄ（ｔ）は、ｎ個の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせである場合も含まれる（ｎは１以上の自然数である）。
例えば、それぞれの変位が周期的に変動し、その周期が一定以上異なる等を利用して、それぞれの変位を分離して解析することが出来る場合がある。
【００１９】
本発明の変位測定方法は、後述するように、対象物のμｍオーダーの微小な変位を測定するのに好ましく、
対象物の０．１〜３０００μｍの変位を測定するのにより好ましく、
対象物の１〜２０００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜１０００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜５００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜１００μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の１〜５０μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の５〜３０μｍの変位を測定するのに更に好ましく、
対象物の５〜１５μｍの変位を測定するのに更に好ましい。
【００２０】
本発明の変位測定方法が、Δφ（ｔ）に基づきΔｄ（ｔ）を定義することで、対象物の実体的な変位を見積もる(推定する)ことを妥当になしえるのは、以下の技術的意義を背景にしているためである。
【００２１】
例えば、時刻ｔにおける第一電磁波Ｖ１（ｔ）及び第二電磁波Ｖ２（ｔ）を、
Ｖ１（ｔ）＝Ａ１ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）
Ｖ２（ｔ）＝Ａ２ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
とおくと、照射位置に向かうＶ１（Ｔ）及びＶ２（Ｔ）の合成波は、
Ｖｔ（Ｔ）＝Ａ１ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）＋Ａ２ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
（式中、Ａ１及びＡ２は振幅である）と表すことができる。
本発明の変位測定方法においては、第一電磁波と第二電磁波によるいわゆるビート信号を発生させる観点から、Ａ１及びＡ２は非常に近いことが好ましく、同一であることがより好ましい。以下の説明では、Ａ１＝Ａ２＝Ａとおき、
Ｖ１（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ１ｔ）
Ｖ２（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
Ｖｔ（ｔ）＝Ａｃｏｓ（２πｆ１ｔ）＋Ａｃｏｓ（２πｆ２ｔ）
とする。
【００２２】
第一電磁波及び第二電磁波が照射位置に存在する対象物（例えば、図４の対象物５０）によって散乱されて散乱電磁波が生じたとすれば、散乱電磁波（即ち、対象物５０から反射（散乱）した反射電磁波の合成波）Ｖｒ（ｔ）は、
Ｖｒ（ｔ）
＝αＡｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝＋αＡｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝
と表すことができる。なお、αは減衰係数であり、τ（ｔ）は、第一電磁波及び第二電磁波が照射されてから、合成波Ｖｒ（ｔ）を受信するまでの時間である。
以下、散乱電磁波を合成波ともいう。
【００２３】
合成波Ｖｒ（ｔ）と第一電磁波とを乗算することにより得られる第一差分出力波Ｖｃ１（ｔ）、及び、
合成波Ｖｒ（ｔ）と第二電磁波とを乗算することにより得られる第二差分出力波Ｖｃ２（ｔ）は、
Ｖｃ１
＝αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝］
＋αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ１ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝］
Ｖｃ２
＝αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ１（ｔ−τ（ｔ））｝］
＋αＡ２［ｃｏｓ（２πｆ２ｔ）・ｃｏｓ｛２πｆ２（ｔ−τ（ｔ））｝］
と表すことができる。
【００２４】
第一差分出力波Ｖｃ１（ｔ）と合成波Ｖｒ（ｔ）とから、２πｆ１、２πｆ１＋２πｆ２、２πｆ２及び直流成分をフィルタで取り除くと、
Ｖｃ１＝［αＡ２／２］［ｃｏｓ｛（２πｆ１−２πｆ２）ｔ＋２πｆ２τ（ｔ）｝］
Ｖｃ２＝［αＡ２／２］［ｃｏｓ｛（２πｆ１−２πｆ２）ｔ−２πｆ１τ（ｔ）｝］
上式の第一差分出力波形Ｖｃ１及び第二差分出力波形Ｖｃ２について位相差φ（ｔ）を求めると、以下の式のようになる。
φ（ｔ）＝２π（ｆ１＋ｆ２）τ（ｔ）
【００２５】
対象物の位置が時間Δｔ後にΔｄ（ｔ）だけ変位すると、τ（ｔ＋Δｔ）は、τ（ｔ）に対して光路差２Δｄだけ変化して、
τ（ｔ＋Δｔ）＝τ（ｔ）＋２Δｄ／ｃ
となり、
φ（ｔ＋Δｔ）＝２π（ｆ１＋ｆ２）（τ（ｔ）＋２Δｄ／ｃ）
となる。従って、
Δφ＝φ（ｔ＋Δｔ）―φ（ｔ）＝４π（Δｄ／ｃ）（ｆ１＋ｆ２）
即ち、
Δｄ＝[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ
従って、ある時刻ｔ０の対象物の位置を基準にすれば、ΔｄもΔφも時間ｔの関数となるので、
Δｄ（ｔ）＝[ｃ／｛４π（ｆ１＋ｆ２）｝]Δφ（ｔ）                      （２）
【００２６】
このような技術的意義を背景にして、本発明の変位測定方法によって、Δφ（ｔ）に基づきΔｄ（ｔ）を定義することで、対象物の実体的な変位を見積もる（推定する）ことは妥当であると考えられる。
【００２７】
本発明の変位測定方法において、Δφ（ｔ）を推定する方法として、次の方法を用いることもできる。上記したＶｃ１とＶｃ２は、さらに、
Ｖｃ１＝［αＡ２／２］
×［ｃｏｓ（２πｆ１τ）＋ｃｏｓ｛２π（ｆ１−ｆ２）ｔ＋２πｆ２τ｝
＋Ｂ・ｃｏｓ［２π｛（３ｆ１＋ｆ２）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１＋ｆ２）／２｝τ］］
Ｖｃ２＝［αＡ２／２］
×［ｃｏｓ（２πｆ２τ）＋ｃｏｓ｛２π（ｆ２−ｆ１）ｔ＋２πｆ１τ｝＋Ｂ・ｃｏｓ［２π｛（３ｆ２＋ｆ１）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１＋ｆ２）／２｝τ］］
振幅に相当するＢは
Ｂ＝２ｃｏｓ［２π｛（ｆ１−ｆ２）／２｝ｔ−２π｛（ｆ１−ｆ２）／２｝τ］
で表すことができる。
Ｂを振幅とみなせば、振幅Ｂの振動数は（ｆ１−ｆ２）／２であり、Ｂの絶対値の最大は山と谷とに相当する部分なので、１波長について最大値が２箇所存在することになる。即ち１振動について２回唸りが生じることになるため、（ｆ１−ｆ２）／２の２倍で（ｆ１−ｆ２）となることになる。このことを利用して、合成波波形の最大値から最小値そして再び最大値というように位相変化に応じて振幅も変化することになるので、振幅の変動から位相の推定が可能であるといえる。
【００２８】
即ち、本発明の変位測定方法においては、前記散乱電磁波が、
前記第一電磁波の前記位置からの反射電磁波である第一反射波と、
前記第二電磁波の前記位置からの反射電磁波である第二反射波との合成波であり、
前記Δφ（ｔ）が、
前記合成波の波形と前記第一電磁波の波形とを乗算して得る第一差分出力波の波形と
前記合成波の波形と前記第二電磁波の波形とを乗算して得る第二差分出力波の波形との、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの位相差の差であるとみなすことができる。
【００２９】
本発明の変位測定方法においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上の観点から、
好ましくは１ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
より好ましくは５ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは１０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは２０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚ
更に好ましくは６０ＧＨｚ〜１００ＧＨｚである。
【００３０】
本発明の変位測定方法においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上の観点から、｜ｆ１−ｆ２｜が、
好ましくは１０ｋＨｚ〜５０ＧＨｚ
より好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＧＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＧＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＭＨｚ
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚである。
【００３１】
（対象物の）位置に対する、第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の範囲を
第一差分出力波を得る際に、合成波が第二反射波に対応する波形を含み、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第一反射波に対応する波形を含むように設定することが好ましい。
【００３２】
本発明の変位測定方法においては、対象物に第一電磁波及び第二電磁波の両方が、所定の強度で照射していることが好ましく、具体的には、
対象物における、第一電磁波及び第二電磁波の各々の照射源（例えば、アンテナ）の半値角の範囲に重なりがあるように照射の範囲を設定することにより、即ち、
第一電磁波の前記位置での半値角に対応する第一電磁波の照射領域と、
第二電磁波の前記位置での半値角に対応する第二電磁波の照射領域とが重なり合う部分が存在するようにすることがより好ましい。
【００３３】
半値角とは、アンテナ工学の分野で定義されている電磁波の指向性の尺度であり、照射源（例えば、アンテナ）から照射された電磁波の電力が、ピーク値の半分になるところ（アンテナ指向性の正面ゲインが３ｄＢ低下するところ）で取った電磁波の照射角度をいう。
【００３４】
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲の設定は、
第一電磁波及び第二電磁波を照射するための部品、例えば、アンテナを所定の方向及び位置に設定することにより行うことができる。
２つのアンテナを所定の位置に平行配置する場合、方向性利得によって照射範囲が決定される。
【００３５】
対象物の位置に対して半値角となるように第一電磁波及び前記第二電磁波の照射の範囲を設定すると、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第二反射波に対応する波形を含み、
第一差分出力波を得る際に、合成波が第一反射波に対応する波形を含むようにする観点からも好ましい。
【００３６】
第一電磁波照射領域と第二電磁波照射領域とが重なり合う部分は対象物を含むようにすることが好ましく、
重なり合う部分の面積は、照射領域全体の面積に対して、好ましくは５０％以上、より好ましくは７０％以上、更に好ましくは８０％以上、更に好ましくは９０％以上にすることであり、
対象物の照射面積は、重なり合う部分の面積の好ましくは８０％以上、より好ましくは  ９０％以上、更に好ましくは９５％以上を占めるように第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲を設定する。
【００３７】
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲の設定は、電磁波発振部であるアンテナの形状、照射方向及び電磁波の照射強度を調節することにより行うことができる。
【００３８】
測定部位のポインティングや受信信号の強度およびデータ処理の観点から、
第一電磁波及び第二電磁波の照射源、例えば、
第一電磁波を照射するアンテナから対象物までの距離Ｄ１と、
第二電磁波を照射するアンテナから対象物までの距離Ｄ２とに対して、
Ｄ１及びＤ２はそれぞれ、
好ましくは１ｍｍ〜１ｋｍ、より好ましくは１ｍｍ〜１００ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜１０ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜１ｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜５０ｃｍ、更に好ましくは１ｍｍ〜２０ｃｍである。
なお、対象物が人体の部位である場合は、被験者の精神的負荷を軽減する観点から、
Ｄ１及びＤ２はそれぞれ、
好ましくは１０ｃｍ〜２ｍ、より好ましくは５０ｃｍ〜１．５ｍである。
【００３９】
同様の観点から、｜Ｄ１−Ｄ２｜は、
好ましくは０〜１００ｃｍ、より好ましくは０〜５０ｃｍ、更に好ましくは０〜２０ｃｍ、更に好ましくは０〜１０ｃｍ、更に好ましくは０〜５ｃｍ、更に好ましくは０〜３ｃｍ、更に好ましくは０〜１ｃｍ、更に好ましくは０〜０．５ｃｍ、更に好ましくは０〜０．３ｃｍ、更に好ましくは０〜０．１ｃｍ、更に好ましくは０〜０．０３ｃｍ（即ち、第一電磁波及び第二電磁波の照射源から対象物までの距離がほぼ等しいか等しいこと）である。
【００４０】
距離Ｄ１及びＤ２における、
第一電磁波及び第二電磁波の照射源側の始点は、第一電磁波及び第二電磁波のそれぞれの半値角を構成する２辺の交点である。
【００４１】
第一電磁波及び第二電磁波がそれぞれアンテナ（を構成するマイクロ波モジュール）により照射される場合、外部に照射すべき電磁波が、アンテナリークにより互いのアンテナに入ってしまう（いわゆるカップリング）を抑制する観点と、
第一電磁波の照射による第二電磁波の照射モジュールへの影響及び第二電磁波の照射による第一電磁波の照射モジュールへの影響（いわゆるマルチパス）を抑制する観点と、
第一差分出力波と第二差分出力波とがビートが生じるために、他の反射物体や多重反射波などによる定在波の影響を抑制（定在波比（ＶＳＷＲ）を軽減）する観点とから、本発明の変位測定方法では、以下の調整をすることが好ましい。
【００４２】
（ｉ）アンテナリークの抑制方法
本発明の変位測定方法においては、アンテナリークを抑制する観点から、
照射時における第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが、好ましくは４５°〜１３５°、より好ましくは８０°〜１１０°、更に好ましくは８５°〜９５°、更に好ましくは８８°〜９２°、更に好ましくは略９０°、更に好ましくは９０°であるように、前記第一電磁波及び前記第二電磁波を照射することが好ましい。
なお、角度θＥは第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度の１８０°以下の側の角度をいう。
【００４３】
散乱電磁波（合成波）受信部の電界偏波面を固定して、電磁波発振部の電界偏波面を受信部の偏波面のなす角度θＥを０°から９０°と変化させていくと、受信機の受信信号はｃｏｓの関数で表され、受信機と送信機のθＥが９０°で直交する場合には、受信信号は通常ゼロに近づくが、生体からの反射波の偏波角度は回転するため、受信が可能となる。
【００４４】
第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲及び／又は第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波の角度θＥを前述の好適態様とすることにより、位相変化がリニアになり位相エラーが低減される。
そのため、異なる位置の変位に対して、それぞれの位置に本発明の変位測定方法を適用すると、異なる位置の間の直線距離が、好ましくは０．５〜２００ｃｍ、より好ましくは１〜１００ｃｍ、更に好ましくは２〜５０ｃｍ、更に好ましくは３〜２０ｃｍ、更に好ましくは３〜１０ｃｍのように接近していても、独立に同時に変位を測定でき、これらの異なる位置の変位の相間、例えば、後述する脈波速度（ＰＷＶ）を測定するための装置に適用すると、（従来の変位測定方法からみればピンポイントともいえる）近距離での検出において、混信を極力低減することができるため、精密な考察及び測定をすることができる。
【００４５】
電磁波放射部が、例えば、断面が長方形で近似できる導波管型のアンテナであれば、電磁波は断面の長辺方向に偏波するので、θＥは、アンテナの断面の配置を変えることでθＥを調整できる。
図２３〜３５は、アンテナの断面の配置を変えてθＥを調整した例である。
【００４６】
図２３は、θＥ＝４５°の電磁波発振部配置を示す。
図２４は、θＥ＝９０°での電磁波発振部配置を示した。
【００４７】
なお、異なる位置とは、同一の対象物内の異なる２点の位置でもよいし、異なる対象物の各１点についての異なる２点の位置でもよい。
【００４８】
（ｉｉ）マルチパスの抑制方法
図２５は、アンテナ１２から発射された第二電磁波１５が対象物５０により反射されて、その反射波１６ａがアンテナ２２により受信される様子を示している。
ここで、アンテナ２２が、２２ａの位置にあると、他の反射物体や多重反射波を受信してしまい、位相エラーを引き起こすようであれば、アンテナ２２の対象物からの距離を微調整することにより、主要因になっている他の反射物体や多重反射波の経路からアンテナ２２を退避させるようにすることが好ましい。
【００４９】
（ｉｉｉ）定在波の抑制方法
図２６において、
アンテナ１２ａが、Ａ点の位置では、定在波が大きくなるため、マイクロ波センサー内部回路のＶＳＷＲに影響し、位相エラーを引き起こす場合があるが、
時間が経過しても振幅が現れない節（Ｂ点）にあるアンテナ１２ｂは、定在波が回避され、位相エラーが低減されている。
【００５０】
なお、アンテナ等の位置の変更は、例えば、ステッピングモーターによる自動制御で行っても良いし、マイクロメータによる手動で行っても良い。
【００５１】
（ｉｖ）３以上の異なる周波数の照射電磁波の使用
例えば、ｆ１及びｆ２とは異なるｆ３の周波数を有する第三電磁波を併用して、同じ対象物の変位を測定すると、
第一電磁波と第二電磁波の間でアンテナリーク、マルチパス及び定在波のいずれかの影響を受けても、
第一電磁波と第三電磁波並びに第二電磁波と第三電磁の間で、第一電磁波と第二電磁波の間で生じたアンテナリーク、マルチパス及び定在波のいずれかの影響がなければ、変位測定は安定に行うことができる。
【００５２】
図２７〜３１は、第一〜三電磁波を照射する３つの電磁波発振部（例えば、アンテナ（を構成するマイクロ波モジュール））について、直線偏波である電界偏波面とマルチパス及び定在波を考慮した電磁波発振部（例えば、アンテナ（を構成するマイクロ波モジュール））の配置を示したものである。
【００５３】
図２７及び２８は、電磁波発振部として３つのホーンアンテナ（直線偏波を放射できれば、他のアンテナ形状でも構わない）を想定した電界偏波面の組合せのパターンである。
図２７は、第三電磁波を追加した場合について、θＥ＝６０°での電磁波発振部配置を示し、
図２８は、アンテナ２２と７２並びアンテナ７２と１２にについて、θＥ＝５０°の例を示した。
【００５４】
図２９は、ホーン形状の利点である、電界面のエッジ結合が小さくなることを利用したθＥ＝９０°の例を示している。
ここで、図２８の下方にある２つのアンテナ２２及び１２の偏波面についてθＥ＝０°になっているが、これらのアンテナの周波数を７２の周波数を挟んで互いに周波数差が大きくなるように工夫することにより混信を軽減する。
図３０の場合では、θＥ＝０°になっているアンテナ２２と１２の距離を周波数差だけでなく大きくなるように工夫することにより混信を軽減する。
【００５５】
図３１は、電磁波放射部が、方形導波管及び円形導波管である場合の例である。
この例では、異なる周波数を発生する２つの変位検出センサーを、第１周波数及び第２周波数のうち、周波数が高い方の１／８波長〜３／８波長分の位相差になるように導波管方向に配置すればよく（位相をオフセットした励振方法に変更、図３２）、途中に１波長または１／２波長の伝送線路が入っても構わない。
なお、異なる周波数を発生する２つの変位検出センサーを使用するので、偏波面内の電界ベクトルの方向は維持される。
方形導波管を用いた場合は、２つの電界ベクトルの角度差が９０°近傍となるが、
円形導波管を用いた場合は、２つの電界ベクトルの角度差が９０°以外にも適応できるため、応用範囲が広く、４つの変位検出センサーを配置することも可能となり、それぞれ角度を変えて配置すればよい。
導波管への電界励振方法は、例えば、採用する導波管及び変位検出センサーの方式に応じて適した方法を使用することができる。
【００５６】
図３３は、円形導波管を用いて電界ベクトルを混合してアンテナから放射させる場合の例である。
モジュール１及び２はフィード（伝送線路）に接続され、同位相にて電界ベクトルの差が９０°になる混合部（方形導波管）に接続される。
その後、フランジ変換部に接続され、方形フランジから円形フランジに変換される。
その後、円形導波管のフィードに接続されるが、電界ベクトルが維持されたまま、円錐ホーンアンテナにて放射されることとなる。
このように、混合部にてオフセットを行わず、アンテナからの距離が同じポイントにて２波を混合させることで、オフセットが不要となる。
この例では、導波管を用いているが、パターンによる回路でも良く、同じ条件で構成されていれば良い。
【００５７】
図３４は、３つのアンテナ１２、２２，７０から対象物までの距離ＤＡ、ＤＢ及びＤＣの関係を示した。これらの距離を微調整可能にすることにより、マルチパスに伴うノイズによる信号の強弱による変化を軽減することが出来る。
【００５８】
〔本発明の変位測定装置〕
本発明の変位測定装置は、
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部を備える変位測定装置であって、
第一電磁波発振部が第一電磁波を照射でき、
第二電磁波発振部が第二電磁波を照射でき、
本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部を有する変位測定装置である。
【００５９】
本発明の変位測定装置は、さらに、
第一電磁波発振部及び第二電磁波発振部が、それぞれ、第一電磁波及び第二電磁波を同一の対象物に照射することができ、
第一電磁波の対象物からの反射電磁波である第一反射波と、
第二電磁波の対象物からの反射電磁波である第二反射波との合成波を受信するように構成されることを含む。
【００６０】
本発明の第１の態様の変位測定装置は、さらに、
散乱電磁波（合成波）の波形を得るように構成される散乱電磁波（合成波）受信部、
第一差分出力波の波形を得る第一乗算部、
第二差分出力波の波形を得る第二乗算部、及び
Δφ（ｔ）に基づき変位Δｄ（ｔ）を算出できる変位測定部を備えることが好ましい。
【００６１】
本発明の変位測定装置は、第一電磁波の対象物からの反射電磁波である第一反射波と、第二電磁波の対象物からの反射電磁波である第二反射波との合成波を受信するように構成されることを含む。
対象物の変位の測定値を得るために合成波を用いることにより、高い精度の変位の測定が可能となる。
【００６２】
本発明の変位測定装置は、
合成波の波形と第一周波数波形とを乗算することにより第一差分出力波形を得るように構成されること、及び／又は、
合成波の波形と第二周波数波形とを乗算することにより第二差分出力波形を得るように構成されることを含む。
【００６３】
本発明の変位測定装置が受信した合成波は、本発明の変位測定装置中の回路で合成波の波形となる。
【００６４】
本発明の変位測定装置は、時刻Ｔ＝ｔ０及びｔにおけるそれぞれの第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差Δφ（ｔ）に基づいて、対象物の変位Δｄ（ｔ）を、Δｄ（ｔ）の経時的変化も含めて得るように構成されることを含む。
【００６５】
本発明の変位測定装置において、本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができる構成部とは、例えば、以下の各部をいう。
【００６６】
（１）第一電磁波及び第二電磁波を発振し、対象物に対して照射するように構成される電磁波発振部、
（２）合成波を受信して合成波波形を得るように構成される合成波受信部、
（３）合成波の波形と第一周波数波形とを乗算することにより第一差分出力波形を得るように構成される第一乗算部、
（４）第二乗算部とは、第一乗算部とは異なる場所に位置し、合成波と第二周波数波形とを乗算することにより第二差分出力波形を得るように構成される第二乗算部、
（５）第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差Δφ（ｔ）に基づいて、対象物の変位Δｄ（ｔ）の測定の結果を得るように構成される変位測定部。
【００６７】
本発明の変位測定装置が、
少なくとも１つ（好ましくは少なくとも２つ）の電磁波発振部と、
少なくとも１つ（好ましくは少なくとも２つ）の合成波受信部と、
第一乗算部と、第二乗算部と、変位測定部とを含むことにより、
Δφ（ｔ）及びΔｄ（ｔ）の測定を非接触かつ高い精度で確実に行うことができる。
【００６８】
本発明の変位測定装置は、
第一乗算部へ入力する合成波の波形が第二反射波に対応する波形を含み、
第二乗算部へ入力する合成波の波形が第一反射波に対応する波形を含むように、
電磁波発振部による第一電磁波及び第二電磁波の対象物に対する照射の範囲を設定することが好ましい。
【００６９】
第一乗算部及び第二乗算部への入力波形が所定の波形を含むことにより、所定の位相差の乗算を確実に行い、対象物の変位の測定の結果を高い精度で得ることができる。
【００７０】
本発明の変位測定装置は、例えば、
第一アンテナが第一電磁波発振部及び合成波受信部の両方の機能を有し、
第二アンテナが第二電磁波発振部及び合成波受信部の両方の機能を有することで、
電磁波の発振と受信とを１つの部分で行うことができるので、脈波測定装置のコストを低減することができる。
【００７１】
本発明の変位測定装置は、第一アンテナ及び第二アンテナの位置関係を所定の位置関係に設定することにより、対象物の変位の測定値を得るために必要な波形を第一乗算部及び第二乗算部に確実に入力することができる。
【００７２】
本発明の変位測定装置に使用できるアンテナとしては、
角錐ホーンアンテナ、円錐ホーンアンテナ、誘電体ロッドアンテナ、パッチアンテナ及びこれらに近い絶対利得を有するアンテナ並びに
これらのアンテナをアレー化し高利得化したものから適宜選択して使用することができる。
また、漏れ波アンテナ及びスロットアンテナのような低利得のアンテナをアレー化し、高利得化したものを使用することもできる。
第一アンテナと第二アンテナとは必ずしも同種類のアンテナである必要はない。
しかしながら、電磁波の照射範囲の半値角の範囲に重なりがあるように照射の範囲を設定することを容易にするために、第一アンテナと第二アンテナとは同種類のアンテナであることが好ましく、同種類かつ同形状のアンテナであることがさらに好ましい。
【００７３】
また、本発明の変位測定装置は、第一電磁波及び第二電磁波が、電磁波発振部で直接発振させるか、発振した電磁波の高調波によって得るか、又は逓倍によって得ることが好ましい。
【００７４】
「直接発振」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数をそのまま用いることをいう。
「電磁波の高調波」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数の波形に対して整数倍にあたる周波数の波形のことをいう。
「逓倍」とは、電磁波発振部で発振した基本周波数の波形を基にして、その整数倍の周波数を発生させることをいう。
【００７５】
第一電磁波及び第二電磁波は、必ずしも同じ発振方法によって得る必要はない。
例えば、第一電磁波を電磁波発振部で直接発振させ、第二電磁波を発振した電磁波の高調波によって得るというように、それぞれ異なる発振方法を用いることもできる。
また、発振は、可変周波数発振器及び連続波発振器等の発振器を用いることによって行うことができる。
具体的には、発振器としては、例えば、誘電体共振発振器や、パターンによるＬＣ共振発振器、集中定数によるＬＣ共振発振器などを用いることができる。
【００７６】
また、本発明の変位測定装置は、合成波の波形が、所定距離離した位置に配置された２つのミキサである第一乗算部及び第二乗算部に入力され、位相差が、２つのミキサの出力波形の位相差であることが好ましい。
【００７７】
第一乗算部及び第二乗算部として、ミキサを用いることにより、簡便に、合成波と、第一周波数波形又は第二周波数波形とを乗算することができ、第一差分出力波形又は第二差分出力波形を得ることができる。
また、第一差分出力波形及び第二差分出力波形が、２つのミキサ（第一乗算部及び第二乗算部）の出力波形であるので、２つのミキサの出力波形の位相差に基づいて、対象物の変位の測定の結果を得ることができる。
【００７８】
ミキサとしては、非線形ミキサを用いることができる。
また、電磁波発振部の電力を用いて非線形ミキサを駆動する装置とすることができる。
よって、第一乗算部及び第二乗算部の出力には、副次的なスペクトラムが出るのでフィルタ、例えばハイパスフィルター、ローパスフィルター及びバンドパスフィルター等を適宜組み合わせることにより所望の周波数成分（例えばｆ１−ｆ２）を選択する周波数選択部を備えることが好ましい。
第一乗算部及び第二乗算部は、例えば、ショットキーダイオードを用いて第一周波数波形又は第二周波数波形を注入してそれにより駆動させることにより、第一周波数波形又は第二周波数波形と入力された合成波とを乗算させることができる。
【００７９】
本発明の変位測定装置は、本発明の変位測定方法を適用して対象物の変位を測定することができるので、μｍオーダーの対象物の微小な変位を測定するのに好適であり、後述するように、対象物が生体の部位である場合、その部位の体動に基づくその部位の変位を測定するのにより好適である。
【００８０】
従って、本発明の変位測定装置は、対象物が生体の部位である場合、その部位の体動に基づくその部位の変位を測定するのに好ましい。
【００８１】
本発明の変位測定装置において測定されるΔｄ（ｔ）は、複数の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎ（ｎは１以上の自然数）のそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合であってよい。
例えば、生体の心臓近傍に第一電磁波及び第二電磁波を照射した場合、大動脈、動脈及び静脈等の血管の脈動、呼吸、心拍並びにその他の体動に由来する変位が重ね合わされた変位の時間変化を追跡できる。
【００８２】
これらの複数の対象物由来の変位は、それぞれの時間変化の周期及び／又は波形の相違を考慮して、分離して解析できる場合がある。
このような解析を容易になす観点から、本発明の変位測定装置は、
前記変位Δｄ（ｔ）が、ｎ個（ｎは１以上の自然数）の対象物Ｏ１、Ｏ２、・・・、Ｏｎのそれぞれに由来する変位Δｄ１（ｔ）、Δｄ２（ｔ）、・・・、Δｄｎ（ｔ）の重ね合わせであるとみなされる場合、少なくとも１つの対象物Ｏｉ（ｉは１〜ｎから選ばれる自然数）に由来する変位Δｄｉを除去する変位除去部を備えることが好ましい。
【００８３】
本発明の第１及び第２の態様の変位測定装置は測定される変位の分解能の高さから、大動脈、動脈及び静脈等の血管の脈動に由来する変位（以下、脈波ともいう）の時間変化を追跡するのに好適である。
【００８４】
〔本発明の生体変位測定装置〕
【００８５】
本発明の変位測定装置が、対象物が生体である場合、本発明の生体変位測定装置ともいう。
【００８６】
本発明の生体変位測定装置は、生体の部位を測定の対象物とすることにより、血管の脈動、呼吸、心拍等の体動体動に由来する生体の変位を、対象物の変位として非観血的かつ非接触的に測定することができ、対象物の変位の測定値の時間変化から、生体の部位の振動波形（生体の部位の振動の時間変化）を得ることができる。
【００８７】
本発明の生体変位測定装置によれば、高い精度で微小な生体振動波形を得ることができるので、特に、血管の脈動に由来する脈波の測定を行うことができる本発明の脈波測定装置を得ることができる。
【００８８】
生体、例えば、血管に対する第一電磁波及び第二電磁波の照射は、図３に示すように、
第一電磁波及び第二電磁波が重なり合う部分の半径をｒＡとすると、
半径ｒＡは、θが半値角となるような半径ｒＡとすることが好ましい。
第一電磁波及び第二電磁波が重なり合う部分が被測定部となる。
【００８９】
高精度の測定を確実に行うことができるため、生体振動の測定を確実に行うための半径ｒＡは、次に示すように、血管の直径φｔの３倍以下とすることが好ましい。
【００９０】
血管の直径φｔは、
大動脈起始部ではφｔ＝２０〜３０ｍｍ、腹大動脈ではφｔ＝１２〜２０ｍｍ、
腸骨動脈ではφｔ＝６〜１０ｍｍ、上腕の動脈ではφｔ＝５〜８ｍｍ、
下腕又は足首の動脈ではφｔ＝２〜４ｍｍ（具体的には３ｍｍ）、
細動脈ではφｔ＝０.２〜０．５ｍｍである。
【００９１】
本発明の変位測定装置は、信号の混信を軽減すること、特に、
電磁波発振部から対象物までの距離が２０ｍ以下の近距離での、例えば、脈波速度の検出において、混信を極力低減することが好ましいという観点から、照射時における第一電磁波と第二電磁波の電界面偏波のなす角度θＥが、
好ましくは４５°〜１３５°、より好ましくは８０°〜１１０°、更に好ましくは８５°〜９５°、更に好ましくは８８°〜９２°、更に好ましくは略９０°、更に好ましくは９０°であるように、前記第一電磁波発振部（例えば、第一アンテナ）及び前記第二電磁波発振部（例えば、第二アンテナ）を調整できることが好ましい。
【００９２】
本発明の生体変位測定装置においては、例えば、血管の収縮・拡張時の変動量が１００μｍ程度であるため、その１／３の３３μｍ程度のΔφに対する変位精度Δλ（μｍ／degree）が好ましいと思われる。
Δλと周波数［ＧＨｚ］とは、図２２に示すように、
Δλ＝２０７．７５／（周波数［ＧＨｚ］）
で近似的に表される。
【００９３】
本発明の生体変位測定装置においては、第一周波数ｆ１及び第二周波数ｆ２は、
測定の分解能の向上という観点から、好ましくは７ＧＨｚ以上、より好ましくは１０ＧＨｚ以上、更に好ましくは１５ＧＨｚ以上、更に好ましくは２０ＧＨｚ以上、更に好ましくは２４ＧＨｚ以上であり、
血管等の対象物は皮膚で被覆されているため、皮膚表面での反射を抑制する観点から、好ましくは１００ＧＨｚ以下、より好ましくは８０ＧＨｚ以下、更に好ましくは６０ＧＨｚ以下、更に好ましくは４０ＧＨｚ以下、更に好ましくは３０ＧＨｚ以下であり、
上記２つの観点から、好ましくは７〜１００ＧＨｚ、より好ましくは１０〜８０ＧＨｚ、更に好ましくは１５〜６０ＧＨｚ、更に好ましくは２０〜４０ＧＨｚ、更に好ましくは２０〜６０ＧＨｚである。
【００９４】
本発明の生体変位測定装置においては、
測定の分解能の向上の観点から、｜ｆ１−ｆ２｜が、
好ましくは１０ｋＨｚ〜５０ＧＨｚ、
より好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＧＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＧＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１ＭＨｚ、
更に好ましくは１０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚである。
【００９５】
本発明の生体変位測定装置は、
第一乗算部及び第一乗算部での所定の波形の乗算を、精度よく確実に行うことができるという観点から、
第一電磁波と第二電磁波のそれぞれを、２つのアンテナのそれぞれから対象物に照射し、
２つのアンテナが合成波受信部でもあり、さらに、第一乗算部及び第一乗算部にそれぞれ接続されていることが好ましい。
【００９６】
本発明の生体変位測定装置は、
変位Δｄ（ｔ）が、血管の脈動に由来する脈波と、呼吸、心拍、その他の体動及び本発明の変位測定装置自体からなる群から選ばれる少なくとも１つに由来する変位とを含む場合、呼吸、心拍、その他の体動及び本発明の変位測定装置自体からなる群から選ばれる少なくとも１つに由来する変位を除去する脈波外変位除去部を備えることが好ましい。
【００９７】
本発明の生体変位測定装置では、変位測定部で測定された波形に、脈波以外に呼吸、心拍及びその他の体動に由来する変位、さらには、本発明の変位測定装置自体の振動等に由来する変位が重畳した波形を示す場合がある。
脈波測定を正確に行うことができる観点から、脈波測定がこれらの脈波外変位の影響を受けないように、これらの変位を除去して、脈波測定の精度を向上することができる。
【００９８】
脈波外変位除去部における所定の変位の除去は、脈波外変位を別途測定し、その測定結果と脈波測定結果とを比較することにより行うことができる。一般に、
呼吸は３秒から４秒の周期の振幅が大きい波形を示し、
脈波は約１秒周期の小さな波形を示すので、
変位測定部で測定された波形を解析することにより、脈波外変位除去部における所定の変位の除去を行うことができる。
【００９９】
脈波測定のためには、脈波の時間変化を測定することが好ましいという観点から、
脈波の測定の結果を連続的に得ることが好ましい。
【０１００】
年齢とともに進行する動脈硬化（arteriosclerosis）による動脈の硬さ（stiffness）を評価する方法として、脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）などがある。
脈波速度は部分的な動脈の硬さ、増幅指数（ＡＩ）は全身の動脈の硬さの評価に用いられている。
従来から、高脂血等によって引き起こされる動脈硬化の度合いを判定するために、血管の硬さに相当する血管の力学的データを計測することが行われている(例えば、非特許文献１〜３)。
特に、血管の硬さを非侵襲的に計測する方法として脈波速度測定法が使用されている。
この脈波速度は、２点間（例えば、頸動脈と大腿動脈との間、又は上腕動脈と足首動脈との間など）の脈波伝播時間の測定及び２点間の距離から求めることができ、動脈硬化の評価指標となっている。
【０１０１】
しかしながら、増幅指数（ＡＩ）を左心室収縮に対する後負荷の指標として評価する場合、本来、上行大動脈圧波形での評価が必要であり、そのためにはカテーテル先端型圧力センサーによる観血的測定が必要なため、従来の装置では臨床応用が困難である。
【０１０２】
この問題に対処するため脈圧波の平均的伝達特性（ＧＴＦ（Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ｔｒａｎｓｆｅｒ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ））（特許文献３参照）により、末梢動脈の脈波波形から大動脈圧波形を推定するシステムが開発された。
しかしながら、この平均的伝達特性（ＧＴＦ）による大動脈圧波形の推定では個別化が困難で正確な脈圧波形の検出には限界がある。
【０１０３】
さらに、大動脈由来の脈波速度の測定では、頸動脈や大腿動脈、橈骨動脈及び上腕、足首の脈圧波形を検出及び解析することにより、現状では、被検者の大動脈の脈波速度を推定しており、観血的測定以外には大動脈の脈波速度を直接検出することは困難である。
【０１０４】
本発明の生体変位測定装置によれば、非観血的かつ非接触に、大動脈、動脈及び静脈等の血管、特に大動脈血管の脈動に由来する脈波の波形を検出できる。
【０１０５】
以上のように、本発明の生体変位測定装置によれば、
極近傍の２点の脈波を検出可能で、得られた脈波波形と２点間の微小な時間差により、微小区間のＰＷＶが正確に測定可能となり、
出荷前若しくは、設置現場にて調整可能となり、
従来のように大まかな病状箇所を特定するのではなく、ピンポイントで病状箇所を特定できるようになり、従来では出来なかった診療が可能となろう。
【０１０６】
例えば、遠距離（１０ｃｍ以上）の２点間のＰＷＶを測定する際には、変位計測器が２台必要になる。
これを改善するため、マイクロ波センサーを４つ使用し、図３４のように、マイクロ波センサーを２つの変位測定装置に分離することができる構造にし、データおよび電源供給をブロック間通信ケーブルにより行うことにより、遠距離のＰＷＶを測定可能にすることができる。
そのため、例えば、分岐部と足首の２箇所を測定した場合、右足と左足でＰＷＶが異なる場合、２点間中に病気の原因箇所があるといった特定が可能になる。
脈波計測装置を２台必要としないため、部品点数が削減でき、コスト低減することが可能。
また、これは、ドックコネクタを使用し、前述の様な４つでの使用ができるようになっている。そのため、４つのうち３つを使用し、人体までの距離を計測を行うことも可能である。
【０１０７】
図３５のように、４つの、ホーンアンテナ等のアンテナ、直線偏波を照射するマイクロ波センサーモジュール又はマイクロ波センサー回路（以下、まとめてアンテナ等ともいう）の配置は、対角に位置する電界面偏波角度が並行になるように配置し、かつ９０°ごとに配置する。
こうすることで、隣り合ったアンテナ等は交差偏波となるため、電磁結合が極めて小さくなるため、アンテナリークを除去できる。
【０１０８】
以上をまとめると、本発明の変位測定装置は、以下の態様を提供できる。
（態様ａ）
隣り合うアンテナの電界面偏波の角度を４５°〜１３５°になるように配置した、３つのアンテナ等を搭載し、アンテナ開口面をシフトさせて配置されている変位測定装置。
【０１０９】
（態様ｂ）
４つのアンテナ等を、電界面偏波角度が９０°ごとになるように配置されている変位計測装置。
隣り合ったアンテナ等間では全て交差偏波となり、電磁結合、電界結合ともに非常に小さくなり、直接的な電磁結合が回避されるため、アンテナリークを除去できる。
【０１１０】
（態様ｃ）
４つのアンテナ等を使用した変位計測装置を２つの変位計測装置１及び２に分離することができ、１本もしくは複数のケーブルで接続する分離型変位計測装置。
離れた２箇所間のＰＷＶ測定を可能にする。
例えば、分岐部と足首の２箇所を測定した場合、右足と左足でＰＷＶが異なる場合、２点間中に病気の原因箇所があるといった特定が可能になる。
部品点数が削減できるため、コスト低減することが可能になる。
【０１１１】
（態様ｄ）
態様ｃの分離型脈波計測装置を２セット使用し、４肢のＡＩと、４肢間のＰＷＶを同時に計測することが可能である変位計測装置。
離れた４箇所のＡＩと、４箇所間のＰＷＶ測定を可能にする。
センサーカフで行われている従来方法と同じ４肢測定方法を非接触で行うことができるため、同じデータを取得可能であり、置き換えが可能になろう。
【０１１２】
〔本発明の変位測定装置による対象物の変位の測定態様例〕
本発明の変位測定装置による対象物の変位の測定態様を、対象物の変位が生体の脈波である場合について、図１を参照して具体的に説明する。
なお、以下では、１つのアンテナ及びそれに付属する回路を「変位検出センサー」という場合がある。
例えば、図１の第一アンテナ１２及びそれに付属する回路（例えば図１の符号Ａ１で表した部分）は、「変位検出センサー」である。
同様に、図１の第二アンテナ２２及びそれに付属する回路（例えば図１の符号Ａ２で表した部分）は、「変位検出センサー」である。
また、図１中、アンテナ１２及び２２並びに点線Ｃの範囲の装置を「マイクロ波微小変位センサー」という場合がある。
【０１１３】
本発明の変位測定装置には、外部の電磁波による誤動作の発生を防止する構成を有することが好ましい。
具体的には、本発明の変位測定装置の図１に示す各構成において、点線で示すＡ１及びＡ２の範囲、Ｂの範囲又はＣの範囲を独立させて、シールド構造の内部に納めるようにすることが好ましい。
シールド構造に所定の範囲を納めることにより、外部の電磁波による誤動作の発生を防止することができる。
なお、上記範囲を独立したシールド構造とする場合、基板上で独立させても良いし、基板から分離させてモジュール化しても良い。
【０１１４】
本発明の変位測定装置は、変位測定部によって測定された対象物の変位に基づいて、脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出の結果を求める指標算出部を備えることが好ましい。
【０１１５】
指標算出部は、変位測定部により得られた時間に対する対象物の変位値（好ましくは極大値、極小値又は変極点の値、より好ましく極大値又は極小値）の測定の結果を用いて後述するような生理学的指標の算出の結果を求めるように構成される部分である。指標算出部を備えることにより、生理学的指標の算出を確実に行うことができる。
【０１１６】
例えば、動脈の硬化が進むと、血管に弾力性がなくなり脈波速度は速くなる。
従って、脈波速度を含む生理学的指標によって動脈の硬さを推定することができ、動脈硬化の進行に関する情報を得ることができる。
例えば、心臓からの駆出波及び末梢血管からの反射波の脈波の波形の解析を行うことにより、中枢血管の動脈硬化に関する情報を得ることができる。
【０１１７】
適切な生理学的指標を用いることにより、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症及び閉塞性動脈硬化症・糖尿病等の少なくともいずれか１つの血管に関係する病状の有無や程度を評価することができる。
【０１１８】
本発明の変位測定装置は、あらかじめ設定したパターンに対応した判定の結果を設定しておき、変位測定部によって測定された対象物の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、その比較結果に基づいて判定の結果を得る判定部を備えることが好ましい。
【０１１９】
あらかじめ設定したパターンとは、例えば、動脈硬化症等の病状の場合に典型的に表れる、上記測定する対象物の変位（例えば、脈波）の時間変化のパターンであって、あらかじめ測定して決定した所定のパターンのことをいう。
判定部が、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、病状等の有無や程度の判定の結果を得ることにより、短時間で容易に判定の結果を得ることができる。
【０１２０】
例えば、脈波に関する判定の結果は、正常、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症、閉塞性動脈硬化症・糖尿病の少なくともいずれか１つに関する判定の結果であることが好ましい。
【０１２１】
本発明の変位測定装置により、例えば、脈波に関する情報を測定することにより、正常、動脈硬化症、高血圧症・高脂血症、閉塞性肥大型心筋症、拡張型心筋症、大動脈弁閉鎖不全、甲状腺機能亢進症、閉塞性動脈硬化症・糖尿病の少なくともいずれか１つに関する判定の結果を精度良く容易に得ることができる。
【０１２２】
本発明の変位測定装置は、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）を所定のサンプリングレートで所定時間記録した対象物の変位（例えば、脈波）の情報とともに、結果を関連付けて記憶する記憶手段を備えることが好ましい。
【０１２３】
記憶手段が、変位測定部によって測定された対象物の変位（例えば、脈波）を所定のサンプリングレートで所定時間記録した対象物の変位（例えば、脈波）の情報とともに、結果を関連付けて記憶することにより、結果のみならず、対象物の変位（例えば、脈波）の情報である対象物の変位（例えば、脈波）パターン（測定された対象物の変位の時間変化）それ自体を容易に精査することができるので、医師等が、より詳しい病状の解析を容易にかつ正確に行うことができる。
【０１２４】
所定のサンプリングレートは、１０ｓｐｓ以上であることが好ましく、１０〜４００ｓｐｓであることがより好ましく、１００〜３００ｓｐｓであることがさらに好ましい。
【０１２５】
「記憶手段」としては、公知のハードディスクドライブ、ＣＤドライブ、ＤＶＤドライブ及び各種メモリ等、脈波情報を電子的に保存することができるものであることが、関連付けを容易にできることから好ましい。
【０１２６】
本発明の変位測定装置は、結果を報知する報知手段を備え、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを異なる報知態様とすることが好ましい。
【０１２７】
結果を報知する報知手段は、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様との両方を報知することが好ましい。結果が得られない測定異常の場合に報知するための報知手段を備えることにより、医師等による再測定を確実に行うことができる。また、結果が得られた場合に報知するための報知手段を備えることにより、特に病状が正常でない場合には、医師等がそれを見落とすことなく対処することを確実にできる。
【０１２８】
報知手段としては、具体的には、脈波測定装置の操作ディスプレー上のアラーム、別途配置された警告灯及びブザー等の音響警告装置等、公知のものを用いることができる。
【０１２９】
本発明の生理学的指標を算出においては、本発明の変位測定装置を複数備え、例えば、各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果のずれに基づいて生理学的指標を算出する、変位測定装置のキットを使用することが好ましい。
【０１３０】
上述のように、例えば、脈波速度を測定する場合には、大動脈起始部及び下行大動脈測定部位の２箇所の測定部位での測定から求める方法の以外にも、増幅指数（ＡＩ）の測定で説明した下行大動脈分岐部等からの脈波の反射波を用いることにより、一箇所の脈波速度の測定によって脈波速度を測定することが可能である。
しかしながら、脈波の反射が必ずしも予期した場所で生じるとは限らないことから、本発明の変位測定装置のキットを使用して、各変位測定装置の対象物が同一人の異なる部位の血管に対応する位置に設定し、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果のずれに基づいて生理学的指標を算出することが好ましい。
【０１３１】
生理学的指標としては、例えば、各変位測定装置の変位測定部から出力される対象物の変位（例えば、脈波）の測定の結果の特徴点間の時間差と、前記同一人の異なる部位間の距離とに基づいて得られる生理学的指標にするとよい。特徴点としては、例えば、脈波の場合、測定結果の脈波の波形の立ち上がりの点、ピーク（極大値又は極小値）の点とするとよく、比較する脈波の波形は時間的に直近の２つの類似のパターンの脈波の波形とするとよい。
【０１３２】
本発明の変位測定装置は、対象物を固定する（例えば、公知の）対象物固定手段をさらに備え、対象物が生体の場合、対象物固定手段はベッド又は椅子であることが好ましい。
【０１３３】
対象物が生体である場合、対象物自体が動く場合がある。
例えば、正確な脈波測定のためには、脈波以外の余分な動きをできるだけ防止することが好ましい。
本発明の変位測定装置は、対象物を固定する対象物固定手段をさらに備えることにより、例えば、脈波以外の余分な動きをできるだけ防止し、測定の精度を向上することができる。
【０１３４】
本発明の変位測定装置を、例えば病院等の建物の中に配置する場合には、ベッド又は椅子を対象物固定手段とすることができる。ベッド又は椅子は、さらに対象物固定用のバンド等を備えることができる。
【０１３５】
測定装置と被験者との接触が必要な従来の非観血的方式の測定装置（以下、従来装置ともいう）は、
（１）計測装置が複雑で大掛かりである、
（２）上腕と足首にカフを装着しなければならず被険者の負担が大きい、
（３）弾性動脈である大動脈の動脈硬化指標の測定が困難であり、その代替手段として、
筋性動脈である末梢動脈でのＰＷＶを測定していることから、
測定時に、被険者にストレスをかけないために、被険者をベッドに安静にして測定する必要がある。
（４）被険者の緊張や温湿度変化による筋性動脈の収縮・膨張変化を最小を抑制するため、恒温恒湿環境を必要とする、
等の制約があった。
【０１３６】
一方、本発明の変位測定装置は、
被験者と非接触のまま対象物の変位（例えば、脈波）を測定することができ、
対象物に電磁波を照射した際に、シート状物品が対象物との間に存在しても、シート状物品が電磁波の透過することを阻害しなければ、電磁波は対象物に照射されるので、
（１）被験者との接触手段が不要で、計測装置をシンプルに構成でき、
（２）被験者が、布団を掛けた状態、着衣のままの状態でも測定でき、また、被験者が立っていても（立位でも）、椅子に座っていても（座位でも）、ベッドに寝ていても（寝位でも）測定できるため、被険者の負担が小さく、
（３）従って、被験者がリラックスした状態で測定でき、
（４）弾性動脈である大動脈を対象物とする場合、温度や血管直径は寒暖の差等により変化しない、
等、従来装置に比べて、被験者の負荷が小さく、特に大動脈を対象物として含む場合に、測定環境によらない安定した脈波を得ることができる。
【０１３７】
即ち、本発明の変位測定装置は、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とを前記対象物に照射した際に、
第一電磁波と第二電磁波とが、
電磁波が好ましくはシート状物品（より好ましくは布帛物品、更に好ましくは寝具及び／又は着衣）を透過して前記対象物に照射されて測定される場合にも好ましく適用できる。
【０１３８】
本発明の変位測定装置は、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
好ましくは立位、座位又は寝位、より好ましくは立位又は座位、更に好ましくは座位の被験者の前記対象物に照射されて測定される場合にも好ましく適用できる。
【０１３９】
本発明の変位測定装置は、
対象物が大動脈を含む（好ましくは対象物が大動脈である）場合、対象物の変位が、
第一電磁波と第二電磁波とが、
被験者の前記対象物に照射されている間の、
測定環境温度の変動幅がΔＴ及び／又は
測定環境相対湿度の変動幅がΔＨである環境下で測定され、
ΔＴが、好ましくは０〜４０℃、より好ましくは０〜２０℃、更に好ましくは０〜１０  、更に好ましくは０〜５℃、
ΔＨが、好ましくは０〜６０％、より好ましくは０〜４０％、更に好ましくは０〜２０％、更に好ましくは０〜１０％、更に好ましくは０〜５％である場合にも好ましく適用できる。
【０１４０】
〔本発明の生理学的指標の算出方法〕
本発明の生理学的指標の算出方法は、
本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位（例えば、脈波）に基づいて誘導される脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標を算出する方法を提供できる。
【０１４１】
なお、本発明の生体の変位測定装置によって測定されうる対象物の変位が、他の非接触のマイクロ波方式や接触型の超音波や圧電素子等により測定できれば、本発明の生理学的指標の算出方法を適用することができる。
以下では、本発明の変位測定装置で測定される対象物の変位（例えば、脈波）に基づいて誘導される脈波速度等の生理学的パラメータを含む生理学的指標の算出方法について説明する。
【０１４２】
本発明の変位測定装置によれば、対象物の変位という、対象物の構造及び物性に依存しないシンプルな物理量に基づいて脈波を含む生理学的パラメータを得ることができる。
従って、対象物が、例えば、これまで非接触的測定が困難であった動脈、大動脈及び静脈からなる群から選ばれる少なくとも１つの血管（特に、大動脈）に相当する部位を含む場合であっても、それらの血管の脈波を他の対象物の場合と同じ測定原理に基づいて測定できる。なお、以下では、血管に相当する部位を単に血管ともいい、血管が動脈、大動脈及び静脈等の具体的な血管である場合も同様にいう。
そのため、生理学的指標の算出方法において、例えば、
非観血的かつ非接触的測定が困難な血管の脈動に由来する脈波（以下、脈波ともいう）を、非接触的測定ができる血管の脈波で代替して生理学的指標を算出するような生理学的及び臨床医学的観点からは無理が生じ得る仮定を設けずに、生理学的及び臨床医学的に本質的であると考えられる生理学的指標を算出することができる。
【０１４３】
従って、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、対象物が、血管を含む場合であっても、生理学的及び臨床医学的に本質的な意味を有すると考えられる生理学的指標を算出することができる。
【０１４４】
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る大動脈としては、好ましくは、上行大動脈、下行大動脈、腹大動脈、胸大動脈及び大動脈弓から選ばれる少なくとも１つの大動脈、より好ましくは大動脈弓及び／又は上行大動脈、更に好ましくは上行大動脈が挙げられる。
【０１４５】
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る動脈としては、好ましくは、頸動脈、橈骨動脈、大腿動脈、上腕動脈、足首動脈、総腸骨動脈、胸部動脈、腹部動脈、抹消動脈、心臓動脈、後頸骨動脈、外腸骨動脈、足背動脈、浅側動脈及び顔面動脈から選ばれる少なくとも１つの動脈、より好ましくは大動脈弓及び／又は上行大動脈、更に好ましくは上行大動脈が挙げられる。
【０１４６】
本発明の変位測定装置で、変位を好適に測定し得る静脈としては、
好ましくは、頸静脈、鎖骨下静脈、上大静脈、下大静脈、肺静脈及び下肢静脈から選ばれる少なくとも１つの静脈、より好ましくは頸静脈及び／又は下大静脈、更に好ましくは下大静脈が挙げられる。
【０１４７】
生理学的指標の算出方法において、生理学的パラメータとは、本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて誘導されるパラメータをいい、好適な生理学的パラメータとしては、好ましくは、
脈波、脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、収縮期血圧及び拡張期血圧から選ばれる少なくとも１種が挙げられ、より好ましくは、脈波及び／又は脈波速度（ＰＷＶ）が挙げられる。
【０１４８】
本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて得られる脈波から、これらの生理学的パラメータを誘導するには、その生理学的パラメータが、
対象物の変位の測定だけから直接算出できる場合と、
対象物の変位を、例えば、何らかの換算手段を経由して、対象物の変位だけからは直接算出できない血圧等を算出できる場合とがある。
例えば、脈圧波は、例えば、対象物が動脈又は大動脈に相当する部位である場合に由来する脈波の変位値に対応する血圧値を、他の測定手段で求めておけば、対象物の変位である脈波の変位値に基づいて誘導できることになる。
【０１４９】
従って、生理学的指標は、本発明の変位測定装置で測定されうる対象物の変位に基づいて誘導されるパラメータと、その対象物について、他の手段で測定されるパラメータとで構成されていてもよい。
【０１５０】
脈波等に関する指標とは、動脈の硬さ、脈波速度（ＰＷＶ）の推定値、増幅指数（ＡＩ）及び心臓足首血管指数（ＣＡＶＩ（Cardio Ankle Vascular Index））などのことをいう。
【０１５１】
本発明における、生理学的パラメータを含む生理学的指標としては、さらに詳しくは、
脈波速度（ＰＷＶ）、脈圧波、増幅指数（ＡＩ）、動脈の伸展性、動脈コンプライアンス、容積弾性係数、弾性係数、ヤング率、固有インピーダンス、動脈硬化指数（β）、大血管及び小血管弾性指数、及び動脈硬化に関する指標（但し、動脈硬化指数（β）と大血管及び小血管弾性指数とを除く）から選ばれる少なくとも１つの指標が挙げられる。
【０１５２】
なお、脈波速度（ＰＷＶ）、増幅指数（ＡＩ）、動脈の伸展性、動脈コンプライアンス、容積弾性係数、弾性係数、ヤング率、脳波伝播速度、固有インピーダンス、動脈硬化指数（β）、大血管及び小血管弾性指数は、非特許文献１（で引用される文献６）に定義されている。
【０１５３】
動脈硬化指数（β）は、測定対象の動脈又は大動脈が特定の血管の場合、心臓足首血管指数（ＣＡＶＩ）ともいわれる。
また、脈波速度（ＰＷＶ）は、動脈硬化指数（β）に含まれる生理学的パラメータでもあり、それ自体が生理学的指標として使用される場合もある。
なお、他の生理学的パラメータも、脈波速度（ＰＷＶ）のように、生理学的指標に含まれる生理学的パラメータでもあり、それ自体が生理学的指標として使用される場合もある。
【０１５４】
上記以外の動脈硬化に関する指標としては、ＰＷＶのゴールドスタンダードである、
ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌＰＷＶ（ｃｆＰＷＶ）、
ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ  ＰＷＶ（ｂａＰＷＶ）、
ｈｅａｒｔ−ｃａｒｏｔｉｄ  ＰＷＶ（ｈｃＰＷＶ）等が挙げられる。
【０１５５】
本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、動脈及び／又は大動脈の血管特性（好ましくは、血管弾性又は血管孔径を含む血管特性）の違いを加味した対象物の変位に基づいて得られる脈波から誘導される、生理学的指標の算出方法に基づいて生理学的指標を算出してもよい。
即ち、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、動脈及び／又は大動脈の血管特性が同じであるという仮定を導入しなくとも、生理学的指標を算出することが可能である。
【０１５６】
生理学的パラメータ又は生理学的指標として、脈波速度を具体例に説明する。
図２に、本発明の変位測定装置によって得られる、対象物の変位の測定の結果の一例を示す。
図２の横軸（ｘ軸）は時間であり、縦軸（ｙ軸）は対象物の変位に比例する出力電圧（以下、対象物の変位と対象物の変位に比例する出力電圧とを区別なく変位ともいう）である。
図２の場合の対象物は一体の人間の血管であり、大動脈起始部（「Ａ点」という）及び下行大動脈（「Ｂ点」という）の２箇所である。
図２から明らかなように、両方の測定部位における時間に対する変位はいくつかの極大値（又は、極大変位値ともいう）を示している。
図２において脈波に関する指標として、例えば脈波速度を測定する場合、
大動脈起始部（Ａ点）の極大値Ａ１に関する脈波が血管を伝播して下行大動脈（Ｂ点）の極大値Ｂ１として測定されたものと考えられる。
極大値Ａ１と極大値Ｂ１との時間差をΔｔとし、別途測定したＡ点とＢ点との間の距離をＬとすると、脈波速度（ＰＷＶ）は、次の式（２）により求めることができる。
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ                                                        （２）
【０１５７】
なお、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌとは、
Ａ点とＢ点の直線距離を測定して得られる長さＬｄに解剖学的補正値Ｋ１３を乗じて、
Ｌ＝Ｌｄ＊Ｋ１３  で定義される。
Ｋ１３は血管が体内を立体的にかつ湾曲し、蛇行していることを考慮した補正値であり、好ましくは１〜３、より好ましくは１〜２、更に好ましくは１〜１．３である。
【０１５８】
図２の例では、極大値Ａ１と極大値Ｂ１との時間差（Δｔ）は０．０５秒であり、別途測定したＡ点とＢ点との間の距離（Ｌ）は２０ｃｍであったことから、脈波速度（ＰＷＶ）は、４ｍ／ｓｅｃであるといえる。
【０１５９】
時間に対する変位の極大値を用いることによる脈波に関する指標として、増幅指数（ＡＩ）を例に、その求め方について説明する。
図２において、大動脈起始部（Ａ点）では、極大値Ａ１の０．１５秒後に極大値Ａ２が観測されていることがわかる。この極大値Ａ２は、極大値Ａ１に関する脈波が血管を伝播して下行大動脈分岐部まで達し、そこで脈波が反射したための反射波に起因するものであるといえる。
極大値Ａ１の値をＰ１、極大値Ａ２の値をＰ２、ＰＰをＰ２として、
ΔＰ２１＝（Ｐ２−Ｐ１）として、増幅指数（ＡＩ）は、次に示す式（３）により求めることができる。
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ                                                    （３）
なお、極大値Ａ１の値Ｐ１及び極大値Ａ２の値Ｐ２は、バックグラウンドを差し引いた値を用いることができる。
【０１６０】
上述の脈波速度の測定の例では、大動脈起始部及び下行大動脈測定部位の２箇所の測定部位での測定から求める場合について説明した。しかしながら、増幅指数（ＡＩ）の求め方で説明したような下行大動脈分岐部等からの脈波の反射波を用いることにより、一箇所の脈波速度の測定によって脈波速度を測定することが可能である。
【０１６１】
上述の極大値に基づく場合と同様に、時間に対する変位の極小値の値、複数の極小値間の時間、又は、複数の極小値間の値の差に基づいて、脈波、増幅指数（ＡＩ）等の生理学的パラメータ又は生理学的指標を算出することもできる。
【０１６２】
以上から、本発明の変位測定装置によれば、生理学的指標の算出方法において、生理学的パラメータ又は生理学的指標が脈波速度（ＰＷＶ）及び増幅指数（ＡＩ）である場合、以下のようにさらに一般化することができる。
本発明の変位測定装置によれば、下記式（２）：
ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ                                                        （２）
〔式中、
Ｌは、血管の異なる２点、又は、異なる血管のそれぞれ１点についての異なる２点であるＡ点及びＢ点の間の距離、
Δｔは、前記Ａ点で脈波１が測定され、前記脈波１の任意の変位値Ａ１が時刻ｔ１に測定され、前記脈波１が伝播して、時刻ｔ２に前記Ｂ点で脈波２として測定され、
前記変位値Ａ１に対応する前記脈波２の変位値Ｂ１が時刻ｔ２に測定された場合に、
Δｔ＝ｔ２−ｔ１で定義される〕で表わされるＰＷＶを誘導又は算出できる。
【０１６３】
脈波速度（ＰＷＶ）は算出目的に応じて、例えば、
特定の血管中の異なる２点をＡ点及びＢ点としてもよく、
ある血管の１点をＡ点、この血管とは異なる血管の１点をＢ点としてもよい。
【０１６４】
本発明の変位測定装置によれば、従来の方法では測定できなかった近距離の対象物の異なる２点間における脈波が検出されえ、Ｌは好ましくは０．５〜２００ｃｍ、より好ましくは１〜１００ｃｍ、更に好ましくは１〜５０ｃｍ、更に好ましくは１〜１０ｃｍ、更に好ましくは１〜１０ｃｍ、更に好ましくは２〜１０ｃｍ、更に好ましくは２〜５ｃｍの２点間で対応する脈波を検出できる。
【０１６５】
本発明の変位測定装置によれば、下記式（３）：
ＡＩ＝ΔＰ２１／ＰＰ                                                    （３）
〔式中、
ΔＰ２１は、対象物中の１点であるＣ点で測定された脈波の、
最初の変極点又は極大値における変位値Ｐ１、及び、
最初の変極点又は極大値の次の変極点又は極大値における変位値Ｐ２に対して(Ｐ２−Ｐ１)であり、ＰＰは、前記Ｐ１である〕で表わされる増幅指数（ＡＩ）を算出できる。
【０１６６】
動脈硬化指数（β）(以下、β値又は単にβともいう）は、好ましくは、
前記βが、下記式（４）：
β=Ln(Ps/Pd)・2ρPWV2/ΔP                                              （４）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
Ｐｓは、大動脈及び／又は動脈から選ばれる血管の収縮期血圧であり、
Ｐｄは、前記Ｐｓが測定された血管の拡張期血圧であり、
ＰＷＶは、前記対象物が大動脈及び／又は動脈から選ばれる血管に相当する場合に前記対象物の変位から検出された脈波から測定される脈波速度であり、
ΔＰはＰｓ−Ｐｄであり、
前記Ｐｓ及びＰｄ並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、式（２）で表わされる〕で定義される。
【０１６７】
動脈硬化の生理学的指標として心臓足首血管指数（Cardio Ankle Vascular Index）(以下、ＣＡＶＩ値ともいう）が広く使用されている（非特許文献１）。
ＣＡＶＩ値を求める場合、従来は、
Ｐｓ及びＰｄとして、上腕動脈についての収縮期血圧及び拡張期血圧が設定され、手首血圧計によって得られる収縮期血圧値と拡張期血圧値が使用され、
ＰＷＶとして、上腕動脈（Ａ点）の脈波１、上腕動脈とは異なる下腿動脈（Ｂ点）の脈波２及び上腕動脈（Ａ点）と下腿動脈（Ｂ点）の距離を測定して、上記（２）式によって算出されていた。
【０１６８】
本発明の変位測定装置によれば、
Ｐｓ及びＰｄとＰＷＶとを、同一又は異なる血管で測定することができる。
また、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのどちらか１組を、他の手段（例えば、Ｐｓ及びＰｄを手首血圧計で、ＰＷＶを従来の心電図及び心音図）で求め、本発明の変位測定装置で、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのうちの他の１組を求めることもできる。
生理学的及び臨床医学的に本質的な意義を有するという観点から、本発明の変位測定装置により、Ｐｓ及びＰｄ又はＰＷＶのうち、少なくとも動脈又は大動脈に相当する部位に基づきＰＷＶを測定することが好ましい。
また、Ｐｓ及びＰｄとＰＷＶとを、同一の血管を対象物として測定することが好ましい。
【０１６９】
従来のＰＷＶの算出方法では、脈波が、心臓弁口近傍の大動脈（例えば下行大動脈）から上腕動脈を経由して下腿動脈まで同一の血管径の中を伝播するという仮定の下で、上腕動脈（Ａ点）の脈波１と下腿動脈（Ｂ点）の脈波２とを測定していた。
しかし、大動脈の血管径が約３ｃｍ、抹消動脈の血管径が数ｍｍであることを考慮すると、ＰＷＶは、心臓弁口近傍の大動脈における脈波に基づいて算出されることが本質的であり、生理学的及び臨床医学的にはより望ましい。
【０１７０】
本発明の変位測定装置によれば、特に、従来、カテーテル先端圧力センサーによる観血的測定によるしかなかった同一の対象物である大動脈について、少なくともＰＷＶを非観血的かつ非接触的に測定できるので、β値が式（４）で表される場合でも、生理学的及び臨床医学的により本質的な値を算出することができる。
【０１７１】
本発明の変位測定装置によれば、同一の対象物である血管について、少なくともＰＷＶを非観血的に測定できるので、
静脈や大動脈のように収縮期血圧及び拡張期血圧を求める非観血的な手段がなく、
本発明の変位測定装置によって測定されうる対象物の変位に基づいて誘導される脈波と、その脈波と血圧との対応関係が得られず、
大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧を非観血的に得られない場合でも、
その大動脈の収縮期血圧及び拡張期血圧と脈波の相関を表す情報が別途にあれば、式（４）により生理学的及び臨床医学的により本質的な生理学的指標の値を求めることができる。
【０１７２】
即ち、大動脈、動脈及び静脈からなる群から選ばれる血管１、及び、
前記血管１とは異なる大動脈及び／又は動脈からから選ばれる血管２に対して、
前記血管１について収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧Ｐｄ１が測定でき、
前記血管２について収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧Ｐｄ２が非観血的に測定できない場合、前記血管２についてのβを、下記式（５）
β=Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
（５）
〔式中、
Ｌｎは、ｅを底とする自然対数であり、
ρは、血液密度であり、
ｎ１は、前記血管１の脈圧波１の平均血圧をＭＢＰ１とした場合に、
下記式：ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１）  で定義され、
ｎ２は、前記血管２の脈圧波２の平均血圧をＭＢＰ２とした場合に、
下記式：ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２）  で定義され、
Δｎはｎ１−ｎ２であり、
ｍは、下記式：ｍ＝（Ｐｄ２／Ｐｄ１）−１  で定義され、
ＰＷＶは、前記血管２の脈波から測定される脈波速度であり、
前記Ｐｓ１及びＰｄ１、前記Ｐｓ２及びＰｄ２並びに前記ＰＷＶからなる群から選ばれる少なくとも１組の生理学的パラメータが、前記対象物が前記血管１及び／又は血管２である場合における、前記対象物の変位から誘導され、
前記ＰＷＶが前記対象物の変位から誘導される場合、式（２）で表わされる〕において、
ｎ１、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２及びＰｄ２／Ｐｄ１のうち、式（ＩＩ）で表されるＰＷＶから誘導できるものは、誘導されて得た値を使用し、
ｎ１が誘導できない場合は、ｎ１として１／４〜１／２の数を使用し、
ＭＢＰ１／ＭＢＰ２が誘導できない場合は、ＭＢＰ１／ＭＢＰ２として、０．９〜１．１の数を使用し、
前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１が誘導できない場合は、前記Ｐｄ２と前記Ｐｄ１として、既知の比を使用してｍを求めて、前記血管２についてのβを算出する〕によって、生理学的及び臨床医学的により妥当と考えられるβ値を推定することができる。
【０１７３】
式（５）は、以下の例のように導出できる。
Ｐｓ１は、ある動脈について測定された収縮期血圧、
Ｐｄ１は、Ｐｓ１が測定された動脈について測定されたの拡張期血圧、
Ｐｓ２は、ある大動脈について測定された収縮期血圧、
Ｐｄ２は、Ｐｓ２が測定された大動脈について測定された拡張期血圧、
ＰＷＶは、動脈又は大動脈（好ましくはＰｓ２が測定された大動脈）に相当する部位の変位に基づいて誘導される式（１）で得られる脈波速度とする。
【０１７４】
動脈についての脈波とから得られる平均血圧をＭＢＰ１、
大動脈についての脈波から得られる平均血圧をＭＢＰ２とすると、
ＭＢＰ１及びＭＢＰ２は下記式（５−１）及び（５−２）：
【数１】
2014090877.tif 000003
〔式中、
Ｔ１は、動脈についての脈波に対応する脈圧の１周期の時間、
ｆ１は、動脈についての脈波に対応する脈圧、
Ｔ２は、大動脈についての脈波に対応する脈圧の１周期の時間、
ｆ２は、大動脈についての脈波に対応する脈圧である〕で定義される。
【０１７５】
下記式（５−３）〜（５−５）：
ｎ１＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１）            （５−３）
ｎ２＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２）            （５−４）
Ｐｄ２＝Ｐｄ１（１＋ｍ）                                  （５−５）
によって、パラメータｎ１、ｎ２及びｍを定義し、
ＭＢＰ２は、非観血的に測定できないが、ＭＢＰ１＝ＭＢＰ２とみなせるとする。
【０１７６】
以上の設定の下で、
Ps2/Pd2=[n2Ps1+{(n1-n2)-mn1(n2-1)Pd1] ／{n1Pd1(1+m)}
ΔP=Ps2-Pd2＝n２{PS1 - (1+m n1)}Pd1}／n1
となり、
Ｐｓ２／Ｐｄ２の右辺と、ΔＰの右辺とを、式（４）に代入して、
Ｐｓ１をＰｓに、Ｐｄ１をＰｄに置き換えると、式（５）を得る。
【０１７７】
式（５）には、
動脈についての収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１の情報を含むパラメータｎ１と、
大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２の情報を含むパラメータｎ２及びｍとが含まれており、
動脈の脈圧波を測定することができる場合は、ｎ１は、式（５−３）によって算出することができる。
【０１７８】
従って、大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２とが、非観血的に測定できない場合でも、
これまでに蓄積された大動脈についての収縮期血圧Ｐｓ２、拡張期血圧Ｐｄ２及び平均血圧ＭＢＰ２ついての情報に基づいて、
測定が可能な動脈についての収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１から大動脈の収縮期血圧Ｐｓ１、拡張期血圧Ｐｄ１及び平均血圧ＭＢＰ１が推定できる場合、
これらのパラメータの値を適切に設定して、
本発明の変位測定装置によって得られる動脈又は大動脈（好ましくはＰｓ２が想定された大動脈）ついての脈波速度ＰＷＶを使用することで、従前に比べて、生理学的及び臨床医学的に妥当と考えられるβ値が推定できる。
【０１７９】
（式（５）による算出例）
動脈が橈骨動脈で、大動脈が下行大動脈である場合について、式（４）によるβ値の算出例を説明する。
橈骨動脈の収縮期血圧をＰｓ１、拡張期血圧をＰｄ１及び平均血圧をＭＢＰ１とし、
下行大動脈の収縮期血圧をＰｓ２、拡張期血圧をＰｄ２、平均血圧をＭＢＰ２及び脈波速度をＰＷＶとする。
【０１８０】
橈骨動脈の収縮期血圧Ｐｓ１及び拡張期血圧をＰｄ１は手首血圧計によって発明者が測定して得た値である、
Ｐｓ１＝１４０ｍｍＨｇ、
Ｐｄ１＝８０ｍｍＨｇ
を使用した。
【０１８１】
橈骨動脈の平均血圧ＭＢＰ１は手首血圧計によって測定される脈圧波に基づいて算出しうるが、ここでは、臨床医学的によく使用される下記式（５−３'）よって算出した。
ｎ１＝３＝（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／（ＭＢＰ１−Ｐｄ１）          （５−３’）
ＭＢＰ１＝Ｐｄ１＋（Ｐｓ１−Ｐｄ１）／３＝８０+(140-80)/3＝１００ｍｍＨｇ
なお、ｎ１は、好ましくは４〜２の範囲、より好ましくは３．５〜２．５の範囲、更に好ましくは３．２〜２．８の範囲、更に好ましくは上記のように３の値を使用できる。
【０１８２】
下行大動脈の平均血圧ＭＢＰ２は、非観血的に測定できないが、橈骨動脈の平均血圧ＭＢＰ１に等しいとみなせるとし、
ＭＢＰ２＝ＭＢＰ１＝１００ｍｍＨｇ
とした。
【０１８３】
下行大動脈の収縮期血圧Ｐｓ２及び拡張期血圧をＰｄ２は、非観血的に測定できないが、
例えば、非特許文献４（Estimation of Central Aortic Pressure Waveform by Mathematical Transformation of Radical Tonometry Pressure (Chen-Huan Chen MD. Et al., Circulation, Vol.95(7), pp1827-1836(1997)）によれば、橈骨動脈と下行大動脈の血圧の関係が推定できるので、非特許文献４の図１を利用して、橈骨動脈の拡張期血圧Ｐｄ１との下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の比を読み取って、式（５−５）を使用して、
（Ｐｄ２／Ｐｄ１）＝13.5/13、
ｍ＝Ｐｄ２／Ｐｄ１−１＝13.5/13−１＝０．５／１３
と推定できる。本例では、この値を使用した。
実際には、非特許文献４の図１のＳｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ図の最小周波数１ＨｚでのＡｍｐｌｉｔｕｄｅ＝１の値を１３ｍｍとした場合、
Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ＝１から下方向０．５ｍｍの点をデータ値とし、
ｍ＝０．５ｍｍ／１３ｍｍとすると、
橈骨動脈の拡張期血圧Ｐｄ１との下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の比Ｐｄ２／Ｐｄ１は、
Ｐｄ２／Ｐｄ１＝１＋ｍ＝１３．５／１３となる。
【０１８４】
非特許文献４（http://circ.ahajournals.org/content/95/7/1827.full）の図１は橈骨動脈と下行大動脈の脈波波形の周波数分析によるＡｍｐｌｉｔｕｄｅ比を示しているので、この図１から、拡張期血圧を示す最小周波数付近１Ｈｚでの振幅比ｍがｍ＝０．５／１３と求められる。
これは、大動脈の拡張期血圧が橈骨動脈の拡張期血圧よりも０．５／１３だけ増加することを示しているので、その結果、大動脈の拡張期血圧Ｐｄ１は、
Ｐｄ１＝Ｐｄ２（１＋０．５／１３）＝Ｐｄ２（１３．５／１３）
となる。
もし、ｍ＝０／１３の場合、Ｐｄ１はＰｄ１＝Ｐｄ２（１＋０／１３）＝Ｐｄ２となり同じ血圧値となる。
脈波波形の最低周期が一定でなく通常、１Ｈｚ前後の周期であることから、図１にはゼロ点がない。その結果、本例では１Ｈｚの箇所を最低周期と仮定して、そこを拡張期血圧とした。
なお、図１のＴｒａｎｓｉｅｎｔｓは、短期的閉塞（ｏｃｃｌｕｓｉｏｎ）による脈波変化時のデータであることから、Ｓｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ状態のデータを使用した。
【０１８５】
上記ｍの値から、下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２は、
Ｐｄ２＝Ｐｄ１×１３．５／１３＝８０×１３．５／１３＝８３．０８ｍｍＨｇ
と推定できる。
【０１８６】
この下行大動脈の拡張期血圧Ｐｄ２の推定値と、下行大動脈の脈波を組合せると、下行大動脈の収縮期血圧Ｐｄ１の推定値を得ることができるが、ここでは、式（５−３’）と同様の理由から、臨床医学的によく使用される下記式（５−３”）によって算出した。
ｎ２＝３＝（Ｐｓ２−Ｐｄ２）／（ＭＢＰ２−Ｐｄ２）                （５−３”）
Ｐｓ２＝３×ＭＢＰ２−２×Ｐｄ２＝３×１００−２×８３．０８＝１３３．８ｍｍＨｇ
本例では、この値を下行大動脈の収縮期血圧Ｐｓ２の推定値として使用した。
【０１８７】
下行大動脈の脈波速度ＰＷＶは、本発明の生体の体動測定装置で得られる下行大動脈の変位の時間変化に基づく脈波から、式（２）を使用して求めた値である、
ＰＷＶ＝４．２６ｍ／ｓ
を使用した。
【０１８８】
血液密度は、
１Ｐａ＝１（Ｎ／ｍ２）＝０．００７５Ｔｏｒｒ＝０．００７５ｍｍＨｇ及び、
１Ｎ＝１ｋｇｍ／ｓ２  の単位換算に基づき、
ρ＝１．０６×１０３ｋｇ/ｍ３
＝１．０６×１０３×０．００７５（ｍ２／ｓ２）ｍｍＨｇ
の値を採用した。
【０１８９】
以上から、式（５）で使用されるパラメータは、
ｎ１＝ｎ２＝３、Δｎ＝ｎ１−ｎ２＝０
ｍ＝０．５／１３、
Ｐｓ１＝１４０ｍｍＨｇ、Ｐｄ１＝８０ｍｍＨｇ、
ρ＝１．０６×１０３×０．００７５（ｍ２／ｓ２）ｍｍＨｇ、及び
ＰＷＶ＝４．２６ｍ／ｓ
となるので、β値は、
β＝Ln[{n2Ps1+(Δn-mn1(n2-1))Pd1}/{n1Pd1(1+m)}]×[2ρPWV2n1/{n2(Ps1-(1+mn1)Pd1)}]
＝Ln[{3・140+(0-0.5/13・3(3-1))80}/{3・80(1+0.5/13)}]
×[2・1.06×103×0.0075・4.262・3/{3(140-(1+0.5/13・3)80)}]
＝Ln[133.8/83.1]×[288.5/50.77] = 0.476 ×288.5/50.77
＝２．７
と算出できる。
【０１９０】
本発明の変位測定装置によれば、前記生理学的指標が、
本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１と、
生理学的パラメータ１とは異なる、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２と、
本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３とで構成される場合に、
前記生理学的指標を前記生理学的パラメータ２として既知の方法で算出した値を使用して、
前記生理学的パラメータ３を算出できる。
【０１９１】
さらに、式（４）で規定されるβとして、既知の方法で算出した値βｋを使用すると、
βｋ＝Ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）・２ρＰＷＶ２／ΔＰ                        （４'）
となる。ここで、
ＰＷＶが、本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導される生理学的パラメータ１
βｋが、既知の方法で算出できる生理学的パラメータ２、
Ｐｓ及びＰｄが、本発明の変位測定装置で測定されうる生体の変位に基づいて誘導できず、かつ、既知の方法で算出もできない生理学的パラメータ３であり、
下記式（６）：
ν＝βｋ−Ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）・２ρＰＷＶ２／ΔＰ                        （６）
を、０＜ΔＰ＝Ｐｓ−Ｐｄ≦Ｋ（ｍｍＨｇ）（Ｋは正の数である）の条件の下で、
最小にするＰｓ及びＰｄを算出することにより生理学的パラメータＰｓ及びＰｄを算出できる。
Ｋは、所望の算出精度に応じて選択することができ、好ましくは１００（ｍｍＨｇ）、より好ましくは８０（ｍｍＨｇ）、更に好ましくは６５（ｍｍＨｇ）である。
【０１９２】
一度、本発明の変位測定装置でＰＷＶを測定し、血圧計でＰｓ及びＰｄを測定しβｋを求める。
一度βｋが求まれば、血管年齢を示すβｋは短期間に変動しないことから、既知量として扱える。
逆の発想として、βｋが個人の定数として既知量とすれば、
本発明の変位測定装置で測定したＰＷＶからＰｓ及びＰｄを得ることができる。
例えば、βｋ＝２．７１が既知のデータとした場合、
ＰＷＶの値が４．０６、４．１６、４．２６、４．３６及び４．４６ｍ／ｓと測定された場合について、Ｐｓ及びＰｄを求めた結果を以下に示した。
ＰＷＶ測定値  νを最小にするＰｓ  νを最小にするＰｄ
ｍ／ｓ        ｍｍＨｇ              ｍｍＨｇ
４．０６      １３１                ６９
４．１６      １２８                ７９
４．２６      １３４                ８３
４．３６      １４６                ８３
４．４６      １５４                ８６
【０１９３】
この結果から、ＰＷＶが増加すれば血圧も増加しており、ＰＷＶ値からＰｓ及びＰｄを算出することができる。
なお、設定したＫの大きさにより、νを最小にするＰｓ及びＰｄの組合せが複数算出される場合があるが、被験者の状況に応じて、適切と思われる組を選ぶことができる。
例えば、上記ＰＷＶの測定の直前に、血圧系で測定したＰｓ及び／又はＰｄの数値に近いものを選んでもよい。
【０１９４】
〔本発明の変位測定装置の実施態様例〕
本発明の変位測定装置による脈波測定について具体的に説明する。
なお、以下の例では、電磁波がマイクロ波の場合を例に説明する。
【０１９５】
図１に、本発明の変位測定装置の実施態様の例を示す。
本発明の変位測定装置は、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２を血管を含む対象物である被測定部５２に向ける。
この第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２から照射される第一電磁波１５及び第二電磁波２５によって被測定部５２の血管の脈動に由来する脈波を検出する。
【０１９６】
図３は、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２と、被測定部５２との位置関係を示したものである。
ここで、マイクロ波が照射されている被測定部５２での干渉領域（第一電磁波１５及び第二電磁波２５が重なり合う部分）のビームスポット半径ｒＡは、
第一電磁波１５及び第二電磁波２５の放射ビーム幅（広がりの角度）がθの場合、下記の式（２４）で求められる（図３では、θは模式的に示されている）。
ｒＡ＝Ｄｔａｎθ−ｘ                                                  （７）
ｘは第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２の間の距離の半分の長さを示している。
Ｄは、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２と、被測定部５２との距離である。
【０１９７】
表１に、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２の間の距離が８ｃｍ（ｘ＝４ｃｍ）で、マイクロ波の放射ビーム幅θを１０度及び２０度の場合について、被測定部５２までの距離Ｄを１０ｃｍから３０ｃｍまで変化させた場合の計算結果を示す。
ｒＡが負の値を示している所は干渉領域のビームスポットが存在しないので、変位の測定が不可能である。
【０１９８】
【表１】
2014090877.tif 000004
【０１９９】
対象物が血管を含む場合、血管の直径をφｔとした場合、照射範囲ｒＡは、ｒＡ＋ｘ＜３φｔｃｍを満たすように調整することが好ましい。
例えば、大動脈の直径は、３ｃｍ程度なので、ｒＡ＋ｘ＜９ｃｍ程度になるように照射範囲ｒＡ及びｘを調整することが好ましい。
【０２００】
正の値を示している所は干渉領域のビームスポットが存在するので変位の測定が可能である。しかしながら、半径ｒＡが大きくなると干渉領域のビームスポットが大きくなり、このため得られる情報は広いエリアの平均情報となり、鮮明な脈波の検出が困難になる。
【０２０１】
例えば、大動脈起始部の検出においては、動脈血管の内腔半径が約１ｃｍであるため、表１から被測定部５２の位置を約３０ｃｍにセットした方が鮮明な脈波波形の検出が可能となる。
【０２０２】
マイクロ波の放射ビーム幅θは、半値角θＨ近傍であることが好ましく、半値角θＨであることが好ましい。
なお、θの値の最適化は、実際の計測実験と比較しながら求めることができる。
第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２のビーム幅θが異なる場合、それぞれのビーム幅θを最適化することが好ましい。
【０２０３】
第一電磁波１５及び第二電磁波２５が重なり合う部分の半径ｒＡは、θが半値角θＨとなるような半径ｒＡとすることができる。
脈波を高精度に測定する観点から、半径ｒＡは、各測定部位において血管の直径φｔの３倍以下であることが好ましい。
血管の直径φｔは、大動脈起支部ではφｔ＝２０〜３０ｍｍ、腹大動脈ではφｔ＝１２〜２０ｍｍ、腸骨動脈ではφｔ＝６〜１０ｍｍ、上腕の動脈ではφｔ＝５〜８ｍｍ、下腕又は足首の動脈ではφｔ＝２〜４ｍｍ（具体的には３ｍｍ）、細動脈ではφｔ＝０.２〜０．５ｍｍである。
【０２０４】
合成波受信部によって、第一電磁波１５の対象物５０からの反射電磁波である第一反射波１６と、第二電磁波２５の対象物５０からの反射電磁波である第二反射波２６との合成波である合成波を受信する。
図１に示す例では、第一反射波１６と第二反射波２６との合成波である合成波は、それぞれ、第一アンテナ１２及び第二アンテナ２２によって受信される。
【０２０５】
第一電磁波１５と第二電磁波２５との合成波を受信するための合成波受信部は、単一のアンテナを使用し、単一のアンテナが電磁波の送受兼用の機能を有するように構成することも可能である。
【０２０６】
この場合、単一のアンテナから、電力合成部を介して２箇所の乗算部（第一乗算部及び第一乗算部）に接続するように構成する。
電力合成部は、送信方向には電力合成器として機能し、受信方向には電力分配器として機能する。
電力合成器は、３０ｄＢ以上のアイソレーションがあるため、２つのミキサ（第一乗算部及び第一乗算部）の波形が互いに漏れ込むことを防止することができる。
即ち、電力合成器を用いることにより、２つのアンテナの配置角度を変えることとほぼ等価の効果があるといえる。
【０２０７】
図１に示す例において、
第一アンテナ１２で受信された合成波の合成波波形は、ミキサ１４（第一乗算部）へ導入されて、第一周波数波形と乗算され、
第二アンテナ２２で受信された合成波の合成波波形は、ミキサ２４（第二乗算部）へ導入されて、第二周波数波形と乗算され、
ミキサ１４からの出力として第一差分出力波形が得られる。
第一周波数波形及び第二周波数波形は、それぞれ第一周波数波形発生部１３及び第二周波数波形発生部２３から、ミキサ２４（第一乗算部）及びミキサ２４（第二乗算部）へと導入され、ミキサ２４からの出力として第二差分出力波形が得られる。
【０２０８】
図１に示す例では、ハイパスフィルター及びバンドパスフィルター（図１中で「ＨＰＦ／ＢＰＦ」として示され、「周波数選択部」ともいう。）により、ミキサ１４（第一乗算部）からの出力である第一差分出力波形から、所望の周波数成分を選択する。
同様に、ハイパスフィルター及びバンドパスフィルターにより、ミキサ２４（第二乗算部）からの出力である第二差分出力波形から、所望の周波数成分を選択する。
第一周波数波形及び第二周波数波形の所望の周波数成分は、例えば、位相差計のような位相比較部２９へ導入され比較されることによって、位相差Δφ（ｔ）を求めることができる。
このとき、可変利得増幅部１８及び２８によって、位相比較部２９に入力される第一周波数波形及び第二周波数波形を所定の利得で増幅することにより、位相比較部２９での位相の比較をより正確に、容易に行うことができる。
可変利得増幅部１８及び２８とは、信号の増幅をするための回路であり、増幅の利得を変更することが可能なように構成される。
【０２０９】
図１に示す例では、変位測定部３１によって、第一差分出力波形と第二差分出力波形との位相差の差に基づいて、対象物５０の変位の測定の結果を得ることができる。
位相差の差から対象物５０の変位の算出には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
具体的には、位相比較部２９からの出力信号から、ローパスフィルターによって高周波成分を取り除き、アナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）によりデジタル信号に変化した位相差の情報を得ることができる。変位測定部３１では、この位相差の情報に基づき、対象物５０の変位の測定の結果である対象物５０の変位Δｄ（ｔ）を得ることができる。
位相比較部２９からの出力信号は、波形処理部３０で波形処理することが好ましい。
【０２１０】
変位測定部３１は、変位に含まれる脈波以外の、呼吸、心拍、その他の体動及び変位測定装置自体の少なくともいずれか１つに由来する変位を除去する脈波外変位除去部を備えることができる。
【０２１１】
変位測定部３１は、対象物５０の変位の測定の結果を連続的に得ることより、脈波の全体的な傾向を把握することができ、脈波測定を確実に行うことができる。
【０２１２】
図１に示す例では、変位測定部３１により得られた対象物５０の変位の測定の結果（対象物５０の変位Δｄ（ｔ））に基づいて、指標算出部３２によって、例えば、本発明の生理学的指標の算出方法を用いて、生理学的指標の算出の結果を求めることができる。
指標算出部３２は、変位測定部３１により得られた対象物５０の変位の測定の結果を用いて生理学的指標の算出の結果を求めるように構成される部分である。
指標算出には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
指標算出部３２を備えることで、生理学的指標の算出を確実に行うことができる。
【０２１３】
図１に示す例では、指標算出部３２によって算出された指標及び脈波波形の詳細な形状変化の解析に基づいて、診断部３４によって、動脈硬化等の総合診断のデータを提供することができる。
診断部３４による診断には、例えばパーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータを用いることができる。
【０２１４】
また、本発明の変位測定装置は、あらかじめ設定したパターンに対応した判定の結果を設定しておき、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、その比較結果に基づいて判定の結果を得る判定部を備えることができる。
判定部が、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位のパターンと、あらかじめ設定したパターンとを比較して、病状等の有無や程度の判定の結果を得ることにより、短時間で容易に判定の結果を得ることができる。
判定部による判定の結果を用いることにより、診断部３４による診断をより正確なものとすることができる。
【０２１５】
図１に示す例では、本発明の変位測定装置は、変位測定部３１によって測定された対象物５０の変位を所定のサンプリングレートで所定時間記録した脈波情報とともに、結果を関連付けて記憶する記憶手段３６を備える。
記憶手段３６としては、ハードディスクドライブ、ＣＤドライブ、ＤＶＤドライブ及び各種メモリ等、パーソナルコンピュータなどの汎用的なコンピュータに接続可能であり、脈波情報を電子的に保存することができる公知の記憶手段３６を用いることができる。本発明の変位測定装置が、記憶手段３６を備えて結果を関連付けて記憶することにより、脈波情報である脈波パターン（測定された対象物５０の変位の時間変化）それ自体を容易に精査することができるので、医師等が、より詳しい病状の解析を容易にかつ正確に行うことができる。
【０２１６】
図１に示す例では、本発明の変位測定装置は、報知手段３８を備える。
報知手段３８は、結果が得られない測定異常の場合の報知態様と、結果が得られた場合の測定結果の報知態様とを異なる報知態様とすることが好ましい。
本発明の変位測定装置が報知手段３８を備えることにより、結果が得られない測定異常の場合には、医師等による再測定を確実に行うことができる。
結果が得られた場合、特に病状が正常でない場合には、医師等がそれを見落とすことなく対処することを確実にできる。
【０２１７】
本発明の変位測定装置は、本発明の変位測定装置を複数備える本発明の変位測定装置のキットを構成することができる。
複数の本発明の変位測定装置によって、例えば、同一人の異なる部位の血管に対応する位置を同時に測定することができ、複数の変位の測定の結果の時間的なずれに基づいて生理学的指標を算出することができる。
【０２１８】
測定の際には、対象物５０を固定することが好ましい。そのため、本発明の変位測定装置は、ベッド及び椅子等から選択される対象物５０固定手段を備えることができる。
【実施例】
【０２１９】
〔実施例１〕
図４に、本発明の実施例１の脈波測定装置のシステム構成図を示す。
図４の変位測定装置のシステム構成図において、
本体の各種情報を外部に表示するための表示器（１Ｂ）及び操作キーボード（１Ｄ）を一体的に有し、
ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）（７０）、
メモリ（１１）を内蔵するパソコン及びスマートフォン等の情報処理装置（１）、
情報処理装置（１）に着脱自在に装着されるメモリカード（２）、
情報処理装置（１）に接続されるプリンタ（４）、
ＡＤ変換機（５１）及び変位センサー（２０）が示される。
【０２２０】
変位センサー（２０）は、非接触にて被測定部５２の生体振動を検出して、検出された生体振動はＡＤ変換機（５１）によりデジタル情報に変換されてＣＰＵ（７０）に与えられる。
【０２２１】
操作キーボード（１Ｄ）は外部操作により情報処理装置（１）に対して情報・指示を入力する。メモリカード（２）は情報処理装置（１）に装着されて情報処理装置（１）のＣＰＵ制御によりそこに記載されている情報がアクセスされる。
【０２２２】
生体の変位の中で、特に、大動脈血管の振動である大動脈の脈波波形には脈波成分より大振幅の呼吸成分が重畳するため周波数解析などの複雑な波形処理が必要であったが、
図５に示す本発明の変位測定装置を用いた脈波計測手順及び動脈血管等をプリントした検査着により効率よくかつ、詳細な脈波波形の取得が可能になった。
【０２２３】
図５に示す脈波計測手順は次のとおりである。
１）被検者をリラックスさせるため、測定の目的や苦痛がなく数分間で終了し、また、着衣のままで良いことを伝える。
２）レーザー光により測定部位をマークする（頸動脈、上行動脈、鎖骨下動脈、上腕動脈、橈骨動脈などにて脈波波形が異なるため）。
３）通常の呼吸をモニタする（位相が最大になるようにＰＳＤ（位置検出素子）出力を参考に距離を調整）。
４）大きく呼吸したときの波形チェック後、何回か測定者の号令で数秒間呼吸を止めてもらう（数秒間の呼吸停止とさらに通常の呼吸状態を何回か繰り返し、良い波形が受信されたら、脈波波形データとＰＳＤ距離計（位置検出素子）のデータを記録する）。
５）被検者に測定が終了したことを伝える。
【０２２４】
図８は、呼吸と脈波とが重畳した波形を示している。図８において、３秒から４秒の周期の振幅が大きい波形が呼吸であり、約１秒周期の小さな波形が脈波である。
【０２２５】
図９及び１２には上記脈波計測手順により取得された、詳細な脈波波形を示した。この脈波波形は中枢血管の動脈硬化に対応する、心臓からの駆出波と末梢血管からの反射波の様子を詳細に示していることがわかる。
【０２２６】
上記実施例１では、本発明の変位測定装置をベッド等の寝具に設置することもできる。
【０２２７】
上記実施例１では、変位センサー（２０）として２つのマイクロ波送受信器を設けたが、３つ以上のマイクロ波送受信器を用いてもよい、また１個のマイクロ波送受信器による定在波レーダ等を用いてもよい。
【０２２８】
上記実施例１では、電波として２４ＧＨｚのマイクロ波を用いたが、変位を検出できる電波であれば、これに限られない。例えば、２４ＧＨｚ以外のマイクロ波を用いてもよい。
【０２２９】
上記実施例１では、マイクロ波を被測定部５２に照射したが、表面振動がなくても人体内部での変位が生じる場所に照射してもよい。
【０２３０】
上記実施例１では、ニューラルネット処理などの手段により、あらかじめ記憶していた生体振動波形と比較して、その比較波形から緊急状態であることが特定された場合、警報器（６０）が音声での警報を発したが、音声以外の方法で警報を発するものであってもよい。例えば、モニタに警告を表示するものであってもよい。音声と表示の両方を用いることもできる。
あるいは、無線通信装置を用いて、ＣＰＵ（７０）から警報器（６０）の作動命令があったときに、警報器（６０）から外部に対して無線通信により警報を発するものとすることもできる。
この場合、当該警報を情報センターに送信し、当該警報を受信した情報センターから救急車を手配するような構成も可能である。
【０２３１】
本発明の変位測定装置は、警報器（６０）を用いない構成も可能である。例えば、脈波測定装置を単なる解析装置として用いることもできる。
【０２３２】
以上述べたように、本実施の形態によれば、人体にマイクロ波を発射し、反射波を受信することによって生体振動検出装置において、従来の装置より計測精度が向上した装置を提供することができる。
【０２３３】
〔実施例２〕
図７に、実施例２の脈波測定装置のシステム構成の模式図を示す。
図７中、「ＬＡＳＥＲ」はレーザー、「ＰＳＤ」は位置検出センサーを示す。
【０２３４】
図１に、実施例２に使用した本発明の変位測定装置の脈波波形計測システムのブロック図を示す。
図１で示すように、２つの変位検出センサーからの波形はそれぞれの位相差を検出する位相差計（位相比較部２９）に入力され、その位相差をアナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）によりＡＤ変換して、情報処理装置にて処理及び記録する。
なお、情報処理装置は、波形処理部３０、変位測定部３１、指標算出部３２、診断部３４、記憶手段３６及び報知手段３８等を適宜含むことができる。
【０２３５】
実施例２に用いる本装置の特徴として、式（２）によるΔｄ（ｔ）の計測精度は、変位検出センサーと測定部位との距離に無関係であるので、遠距離でも波形強度が十分であれば、高精度にてΔｄ（ｔ）の計測が可能である。
【０２３６】
さらに遠距離においても、鮮明な変位を検出でき、脈波波形が異なる末梢動脈波形や大動脈波形などの測定部位をポインティングすることができるという観点から、レーザー（ＬＡＳＥＲ）及び位置検出素子（ＰＳＤ：Ｐｏｓｉｔｉｏｎ  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を追加したシステムを用いることができる。
このシステムにより、マイクロ波を最適ポイントに、最適なビームスポットで照射することが可能になり、非観血的かつ非接触的に、末梢血管からの反射圧波（反射の主たる部位は腹大動脈から左右の下行大動脈分岐部付近）と駆動圧波が干渉した合成波を含む鮮明な脈波波形のデータが取得できる。
具体的には、レーザーにて、マイクロ波の干渉するビームスポットＳの中心を示し、位置検出素子（ＰＳＤ）により、１０ｃｍから１５０ｃｍまでの距離測定が可能とした場合に、このレーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）とにより最適ポイントにマイクロ波を照射することにより、図８のような鮮明な脈波波形のデータを得ることができた。
【０２３７】
実施例２では、上述の装置を用いて、心拍波形及び呼吸波形の計測を行った。
即ち、実際の測定では、レーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）により変位検出センサーから約３０ｃｍのところの大動脈起始部に向けてマイクロ波（高周波）を照射してデータを取得した。
【０２３８】
図８はベッドに仰向けになった女性被験者（５０代）の呼吸と脈波が混在したデータを示している（Ｄ＝３０ｃｍ）。
横軸は経過時間（０．０１ｓｅｃ単位、例えば、「１０００」は１０秒を示す）であり、縦軸は位相差を電圧（ｍＶ）で表したものである。
図８で大きく（約１０００ｍＶ）の変化をしている箇所（４〜６ｓｅｃ）及び（１２〜１５ｓｅｃ）の約２秒から３秒間は、被検者の深呼吸のより生じた呼吸成分である。
なお、呼吸波形の解析を行う場合には、呼吸により位相差が大きく振れている５ｓｅｃと１３ｓｅｃの箇所、位相差出力電圧値１７００ｍＶ付近では位相が１８０度を超えて逆位相となっている。
【０２３９】
小さい（約２００ｍＶ）変化をしている箇所（７〜１１ｓｅｃ）及び（１６〜２０ｓｅｃ）は、被検者に４秒ないし５秒間だけ故意に呼吸を止めてもらい無呼吸状態での波形を測定した。このデータは、約１秒の周期で繰り返される心拍数に相当する脈波成分の波形を示している。
【０２４０】
図９は、図８において被検者に４秒ないし５秒間だけ故意に呼吸を止めてもらい無呼吸状態での波形を測定した脈波波形の部分（６〜１０ｓｅｃ）だけを拡大したものであるが、この図９から約１秒周期の心拍数に相当する４個の脈波波形が存在することが明らかである。
【０２４１】
図１０は図９の一部（７．２〜８．４ｓｅｃ）をさらに拡大したものである。図１０は頸部に圧変動を検出する脈波用ピックアップを当てることにより取得された頸動脈の脈波波形ときわめてよく似た波形を示している。
【０２４２】
このことから、カテーテルにて超小型の圧力センサーを動脈血管内に挿入しなければ測定できなかった大動脈起始部の脈波波形を、本発明の装置によって、非接触にて、しかも着衣のままで測定できることが明らかになった。
【０２４３】
図１１は男性被験者（６０代）の脈波波形を示している（Ｄ＝３０ｃｍ）。約０．７秒周期の脈波波形が４個連続に図示されている。
【０２４４】
図１２は図１１の一部（９．１〜９．９ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１２は頸部に圧変動を検出する脈波用ピックアップを当てることにより取得された頸動脈の脈波波形ときわめてよく似た波形を示している。
【０２４５】
この脈波波形の１番目のピークは、左心室の収縮により血液が大動脈に送り出されると、大動脈起始部圧波が発生し、大動脈起始部の血圧が上昇する様子を表している。これが、収縮期前方成分であり、駆動圧波を検出していることになる。
これ以後、血圧は減少するはずであるのに、血圧が再上昇して２番目のピークを形成している。これは収縮期後方成分であり、末梢血管からの反射圧波と駆動圧波が干渉した合成波を検出していることを示している。
【０２４６】
図１０の女性被験者（５０代）の大動脈起始部脈波波形と、図１１の男性被験者（６０代）の大動脈起始部脈波波形を比較すると、６０代男性では収縮期後方成分の２番目のピークが収縮期前方成分の１番目のピークより大きいことがわかる。
【０２４７】
この収縮期前方成分（１番目）と収縮期後方成分（２番目）のピークの比は増幅指数（ＡＩ）といわれており、心臓からの駆動圧（ｅｊｅｃｔｉｏｎ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）と、この駆動圧波が血管内を伝播し末梢から反射して戻ってきた反射圧波（ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の比率である。
このことを考慮すると、６０代男性の動脈脈波は末梢からの反射波の速度が早いため、駆動圧波と反射波が干渉した合成波が生じ、２番目の合成が１番目の駆動圧波を超えることになったと考えられる。よって、この被検者は動脈硬化が進んでいると推測される。
また、データを掲載しなかったが、椅子に座った状態で前方約３０ｃｍの距離から呼吸と脈波波形を測定し、同じような呼吸波形や脈波波形のデータが取得されることを確認した。
【０２４８】
以上のように、本発明の変位測定装置を用いるならば、着衣のままで椅子に座った状態で呼吸や脈波波形の測定が可能であることが明らかになった。また、身体を動かした場合の雑音については、周波数解析等の手法により除去可能と考えられる。
【０２４９】
実施例２では、本発明の変位測定装置を試作した。また、その脈波測定装置により、実際の実験によりデータを取得し、その有用性を実証的に確認した。
【０２５０】
従来からのマイクロ波による非接触脈波計測での問題点は以下のものが挙げられる。
１）マイクロ波が照射されている部位の位置（マイクロ波の干渉するビームスポットＳ）が目視できないこと。
２）変位検出センサーと測定部位との距離により、ビームスポットＳの大きさが変化する問題がある。即ち、近距離ではビームスポットＳが小さいため干渉信号強度が弱く、最悪の場合、干渉領域のビームスポットＳが存在しない場合は計測不可となる。また、遠距離ではビームスポットＳが大きくなり、このため広いエリアの平均データとなり、鮮明な脈波波形の検出ができない。
【０２５１】
これらの問題は、上述のように、レーザーと位置検出素子（ＰＳＤ）を追加したシステムを用いることによって解決した。
これにより、マイクロ波を最適ポイントに、最適なビームスポットで照射することが可能になり、非接触にて、末梢血管からの反射圧波（反射の主たる部位は腹大動脈から左右の下行大動脈分岐部付近）と駆動圧波が干渉した合成波を含む鮮明な脈波波形のデータが取得できた。
【０２５２】
本発明の変位測定装置を用いる脈波測定は、従来のマイクロ波による呼吸数や心拍数検出と異なり、ＡＣ成分としての心拍数を検出するのではなく、変動・角度データをＤＣ電圧データとして抽出しており、詳細な脈波波形そのものを検出し、脈波波形の詳細な形状変化から、動脈硬化等の総合診断のデータを提供できる。
さらに実施例２の方式は、着衣のままで直接の物理量（呼吸波形や脈波波形）の測定が可能であるため、医学分野のスクリーニング（ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ）にも応用できる。
【０２５３】
〔実施例３〕
実施例３として、本発明の変位測定装置を用いた脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）の測定を以下のように行った。
【０２５４】
年齢とともに進行する動脈硬化（ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ）による動脈の硬さ（ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ）を評価する方法として、脈波速度（ＰＷＶ）と増幅指数（ＡＩ）などがある。
脈波速度（ＰＷＶ）は部分的（ｓｅｇｍｅｎｔａｌ）な動脈の硬さを、増幅指数（ＡＩ）は全身（ｓｙｓｔｅｍｉｃ）の動脈の硬さの評価に用いられている。
従来から、高脂血等によって引き起こされる動脈硬化の度合いを判定するために、血管の硬さに相当する血管の力学的データを計測することが行われていた。
特に、血管の硬さを非侵襲的に計測する方法として脈波速度（ＰＷＶ）測定法が使用されて来た。
この脈波速度（ＰＷＶ）は、２点間
（頸動脈−大腿動脈：ｃｆ［ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌ］）又は
（上腕動脈−足首動脈：ｂａ［ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ］）の脈波伝播時間と２点間の距離とから、脈波速度を求めるものであり、動脈硬化の評価指標となっている。
しかし、上述のＰＷＶ測定法は被検者の身体に複数の振動センサーを取り付けるなど、高価な医療機器が必要であった。
そこで、実施例３ではマイクロ波の脈波データから、ＡＩ値とＰＷＶ値を求めるためのアルゴリズムについて説明する。
本アルゴリズムにより、１箇所での脈波データからＡＩ値とＰＷＶ値を求めることができるので、予防医学分野において病院での患者や老人のヘルスケア及び健康状態の監視やスクリーニング（ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ）を着衣のままで行うことができるため、便利であると考えられる。
【０２５５】
図６に示すように心臓の拍動に伴い駆出波（Ｐｒｉｍａｒｙ  ｐｕｌｓｅ）は動脈壁を末梢に向かって伝播する。
また、脈波が腹大動脈から左右の総腸骨動脈（Ｉｌｉａｃ  ａｏｒｔａ）分岐点（下行大動脈分岐部）や大腿動脈などの分岐点に衝突すると反射波となり、逆方向の心臓方向に向かって伝播する。
この反射波が、脈波に占める比率が増幅指数（ＡＩ）であり、増幅指数（ＡＩ）の増加は血管の硬化が進んでいくことを意味する。
【０２５６】
図６でＳは動脈内腔の平均断面積（ｃｍ２）であり、ＰＷＶ（ｍ／ｓｅｃ）は頸動脈、胸部動脈、腹部動脈及び大腿動脈等での平均の脈波伝播速度を示している。
【０２５７】
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例１）
図２は、女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝２０ｃｍ）の脈波測定結果を示している。
測定では、ベッド上でセンサーから約３０ｃｍ離れた位置に仰向けの状態で、
Ａ点としては大動脈起始部、Ｂ点としては下行大動脈での測定を行った。
横軸は経過時間、縦軸は位相差を表している。
実際の測定にあたっては、被検者には大きく深呼吸した後に呼吸を止めてもらい、無呼吸の状態で数秒間測定を行った。
実際には、２点間の距離が２０ｃｍと近いため、各部位（Ａ点、Ｂ点）からの反射波形の混信を避けるためアンテナの偏波面が互いに直交するようにセットして測定した。
【０２５８】
図２の灰色のＢ点（下行大動脈）での脈波が、黒色のＡ点（大動脈起始部：黒色）での脈波より時間が遅れているのがわかる。
図２によると、Ａ点からＢ点への脈波伝播時間Δｔは約０．０５秒であり、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌを２０ｃｍとすると、式（２）を用いて、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝２０ｃｍ／０．０５ｓｅｃ＝４ｍ／ｓｅｃ
と算出できる。
【０２５９】
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例２）
図１３は、図２において、大動脈起始部と下行大動脈波波形部分（７〜９ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１３で黒色の大動脈起始部での脈波に注目すると、
１番目のピークは心臓からの駆出波（Ｐｒｉｍａｒｙ  ｐｕｌｓｅ）であり、
２番目のピークは下行大動脈分岐部からの反射波、
３番目のピークはハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）を表している。
ここで、２番目のピークの下行大動脈分岐部からの反射波と３番目のピークのハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）に注目すると、黒色の大動脈起始部脈波波形の方が灰色の下行大動脈波形よりも反射波の到達時間が遅れていることがわかる。
この一見矛盾するように見える現象を説明するため、図１４を使って以下詳細に説明する。
【０２６０】
図１４は二つの変位センサー（Ｓｅｎｓｏｒ１及びＳｅｎｓｏｒ２）が距離Ｌ１だけ離して配置され、Ｓｅｎｓｏｒ２から下行大動脈分岐部までをＬ２と仮定した位置関係を示している。
図１４から明らかなように、１番目のピークである心臓からの駆出波＃１はＬ１を伝播するｔ１時間だけ遅れてＳｅｎｓｏｒ２にて検出される。
その後、距離Ｌ２にある下行大動脈分岐部からの反射＃２及びそのハーモニックス（Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）＃３として各センサーに到達する。
Ｓｅｎｓｏｒ２はＳｅｎｓｏｒ１よりも下行大動脈分岐部がＬ１だけ近い距離にあるため、反射波＃２、＃３がセンサーに到達する時間が短くなることは明らかである。
上記の理由により、２番目のピークと３番目のピークにおいて、黒色の大動脈起始部脈波波形の方が灰色の下行大動脈波形よりも反射波の到達時間が遅れていることの説明が可能である。
【０２６１】
なおＳｅｎｓｏｒ２の下行大動脈分岐部からの反射波＃２である２番目のピークが消失しているように見えるのは、Ｓｅｎｓｏｒ２と下行大動脈分岐部が近いため１番目のピークとの合成波となり、明瞭に識別できない状態である。
このことは、１番目のピークのパルス幅が広くなっていることからも理解できる。
【０２６２】
上述の考え方の妥当性を調べるために、図１３の黒色の大動脈起始部の脈波データだけから脈波速度の算出を行ってみると、
図１３から１番目のピークと２番目のピークとの時間差Δｔが０．１５ｓｅｃと求まる。
この時間差は大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの往復距離２×（Ｌ１＋Ｌ２）を伝播するのに要した時間である。
ここで、大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの距離Ｌを０．３９ｍと仮定すると、往復距離２Ｌは０．７８ｍとなる。よって、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８／０．１５〜５．２ｍ／ｓｅｃ
と求まる。
この値は２点間（Ａ，Ｂ）の時間差から求めた値（４ｍ／ｓｅｃ）より大きい。
図６から腹部動脈のＰＷＶは７ｍ／ｓｅｃ以上になるため、５．２ｍ／ｓｅｃは大動脈起始部や腹部動脈の平均値としてのＰＷＶの速度を示していると考えられる。
【０２６３】
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例３）
図１０の女性被験者（５０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１５を使用して算出する。
【０２６４】
図１５から、１番目のピーク＃１と２番目のピーク＃２の時間差Δｔが０．１２ｓｅｃと求まる。この時間差は大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの往復距離２×（Ｌ１＋Ｌ２）を伝播するのに要した時間である。
ここで、大動脈起始部と下行大動脈分岐部までの距離Ｌを０．３９ｍと仮定すると、往復距離２Ｌは０．７８ｍと仮定できるので、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８／０．１２＝６．５ｍ／ｓｅｃ
と求まる。
【０２６５】
（脈波速度（ＰＷＶ）の算出例４）
図１２の男性被験者（６０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１６を使用して算出する。
【０２６６】
図１６から＃１点と＃２点での脈波伝播時間Δｔは約０．１２７秒であり、往復距離２Ｌが０．７８ｍとすると、（１）式から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝０．７８ｍ／０．１２７ｓｅｃ＝６．１ｍ／ｓｅｃ
と算出される。
【０２６７】
（増幅指数（ＡＩ）の算出例１）
図１２の男性被験者（６０代）の大動脈起始部の脈波波形に基づいて図１６を使用して算出する。
【０２６８】
増幅指数（ＡＩ）は心臓からの駆動圧（ｅｊｅｃｔｉｏｎ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）と、この駆動圧波が血管内を伝播し末梢から反射して戻ってきた反射圧波（ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ）の比率であることを考慮すると、図１６の脈波波形で、収縮期前方成分のＰ１（１番目）と収縮期後方成分Ｐ２（２番目）のピークの比ＡＩは式（３）でから、
ＡＩ＝（１７５−１１０）／１７５＝３７．７％
と求められる。
【０２６９】
（増幅指数（ＡＩ）の算出例２）
図１５の女性被験者（５０代）の増幅指数（ＡＩ）値も同様にして、式（３）から、
ＡＩ＝（１９０−２２０）／２２０＝−１３．６％
と求められる。
【０２７０】
従来のＰＷＶの測定では、測定部位Ａ、Ｂ、２点間に２台の測定器をセットして、脈波波形の伝播時間差を計測していた。
このため、２台の測定器の特性を同じにし、測定器の間隔や方向などの設定に注意しなければならなかった。
【０２７１】
本発明の変位測定装置により動脈の脈波波形を非接触にて検出することに初めて成功し、心臓からの駆出波と末梢動脈からの反射波との合成波が時系列により、どのように変化するかの簡単なモデルから脈波が下行大動脈分岐部に衝突する時間を求められた。
その結果、２点間のデータではなく、１箇所の脈波データの反射波の到達時間から、ＰＷＶを求めることができた。
従来、大動脈の脈波波形が直接検出できなかったため、現在まで成功例はなかった。もちろん、同時にＡＩ値についても算出することができる。
【０２７２】
本発明の変位測定装置の本アルゴリズムを用いるならば、１箇所の脈波データから増幅指数（ＡＩ）と脈波速度（ＰＷＶ）の両方の値が求めることができることが利点であると考えられる。
【０２７３】
〔実施例４〕
図１７には、実施例４のために用いた脈波計測システムの概要を示す。
図１７で示すように、周波数（ｆ１，ｆ２）の２組の変位センサー４０ａ及び４０ｂを距離Ｌだけ離れた測定部位（例えば心臓又は後頸骨動脈、及び足首動脈等）に照射した場合、脈波が距離Ｌを伝播する脈波速度（ＰＷＶ）は式（２）で求めることができる。
【０２７４】
図１９は、変位センサー４０ａ及び４０ｂにより、被測定部の位置Ａ点及びＢ点を測定している様子を示す。なお、変位センサー４０ａ及び４０ｂは、図１に示すアンテナ１２及び２２並びに点線Ｃの範囲の装置と同様の構成とした。
【０２７５】
図１７に示すように、２組のモジュールの配置された位置Ａ点及びＢ点において、測定された位相差データ（脈波波形）を、変位センサー４０ａ及び４０ｂのアナログデジタルコンバータ（ADC）でＡＤ変換した後、情報処理装置（１）に入力する。
情報処理装置（１）ではＡ点及びＢ点での脈波波形の遅延時間Δｔを求めることができる。
【０２７６】
図１８は、女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝５７ｃｍ）の脈波測定結果を示している。測定では、ベッド上で変位検出センサーから約３０ｃｍ離れた位置に仰向けの状態でＡ点としては大動脈起始部、Ｂ点としては大腿動脈での測定を行った。横軸は経過時間、縦軸は位相差を表している。実際の測定にあたっては、被検者には大きく深呼吸した後に呼吸を止めてもらい、無呼吸の状態で数秒間測定を行い、さらに再び、深呼吸と呼吸停止を繰り替えして測定を行った。
図１８の無呼吸状態でのデータに注目すると、灰色のＢ点（大腿動脈）での脈波が、黒色のＡ点（大動脈起始部：黒色）での脈波より時間が遅れているのがわかる。即ち、Ａ点とＢ点とでは、同じピークが時間的にずれて検出されている。
【０２７７】
図１９及び図２０は、図１８において無呼吸状態にて測定した、大動脈起始部と大腿動脈の脈波波形部分（５〜１０ｓｅｃ及び１５〜２０ｓｅｃ）を拡大したものである。
図１９及び図２０から、Ａ点からＢ点への脈波伝播時間Δｔは約０．１４５秒であり、Ａ点とＢ点との間の距離Ｌが約５７ｃｍとすると、式（２）から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝５７ｃｍ／０．１４５ｓｅｃ＝３９３ｃｍ／ｓｅｃ
と算出される。
【０２７８】
図２１は女性被験者（５０代）の２点間（Ｌ＝２０ｃｍ）、大動脈起始部（Ａ点）及び下行大動脈（Ｂ点）での脈波波形を示している。
実際には、２点間の距離が２０ｃｍと近いため、各部位（Ａ点、Ｂ点）からの反射波形の混信を避けるためアンテナの偏波面が互いに直交するようにセットして測定した。
【０２７９】
図２１からＡ点とＢ点での脈波伝播時間Δｔは約０．０５秒であり、Ａ、Ｂ間の距離Ｌが約２０ｃｍとすると、（２）式から、脈波速度（ＰＷＶ）は、
ＰＷＶ＝２０ｃｍ／０．０５ｓｅｃ＝４００ｃｍ／ｓｅｃ
と算出される。
【０２８０】
実施例４では、本アルゴリズムの応用として、脈波速度（ＰＷＶ）センサーについて説明した。また、実際の実験によりデータを取得し、その有用性を実証的に確認した。
【０２８１】
従来のＰＷＶ測定では、圧力センサーを
頸動脈と大腿動脈間（ｃｆ：ｃａｒｏｔｉｄ−ｆｅｍｏｒａｌ）又は、
上腕動脈と足首動脈間（ｂａ：ｂｒａｃｈｉａｌ−ａｎｋｌｅ）に圧着させて脈波伝播時間を計測していた。
しかし、欠点として、測定部位を露出する必要があり、波形を記録するのに多少の技術を要する。また、計測部位に末梢動脈を含むため、測定部位Ａ、Ｂ、２点間の脈波波形が異なり、ＰＷＶ伝播時間差の算出に工夫が必要であり、高精度での計測が困難であった。さらに、末梢動脈を含むため、大動脈硬化を直接反映しておらず、大動脈と末梢動脈の平均値としての情報しか取得できなかった。
【０２８２】
本発明の変位測定装置を用いる脈波測定では、アンテナの偏波面が互いに直交するように設定すれば、測定部位からの反射波の混信を避けることができる。
このことにより、従来のＰＷＶ計測器と異なり比較的近距離（Ｌ＝２０ｃｍ）での計測が可能となり、大動脈（大動脈起始部（Ａ点）と下行大動脈（Ｂ（Ｂ点））部位等での計測から、大動脈硬化の直接情報を取得することができる。また、非接触でかつ、着衣のままでの測定が可能なため、ヘルスケア及び健康状態の監視などのスクリーニングにも応用できる。
【０２８３】
〔実施例５〕
実施例５として、本発明の脈波測定装置を用いた静脈脈波の方法について述べる。
中心静脈圧ＣＶＰ(Central Venous Pressure)は、通常、５〜１０ｃｍＨ２Ｏであり、
１ｍｍＨｇ＝１．３６ｃｍＨ２Ｏとして換算すると、４−８ｍｍＨｇの血圧となり、
健常者動脈の最大／最小血圧がそれぞれ１４０／８０ｍｍＨｇであることから、
動脈と比較して圧力がとても低く、指で圧迫しても脈動は測定されないため、触診は困難である。
例えば、通常行われている、頸静脈の視診では、ポケットライトの光を静脈部分に当てて、１心拍ごとに、シルエットが２回（ａ波とｖ波）、約１秒間に２回ほど動く状態を確認した。
なお、大静脈に関する症例として、三尖弁逆流、房室解離、憎房弁逆流などの右心室や右心房疾患等がある。
静脈波形例については静脈の血圧が１０ｍｍＨｇ以下と非常に低いため、
通常の医療機器にての測定は難しく、本発明の脈波測定装置による測定は非接触にて血管に圧力を加える必要がないことから、静脈の脈波波形の測定に適していると言える。
【０２８４】
図３６は女性被験者（５０代）の下大静脈の測定結果を示している。
測定条件としては、着衣にてベッドに仰向状態で、測定部位である下大静脈から１５ｃｍの距離からサンプリング時間１ｍｓｅｃにて測定した。
約１秒周期の１心拍ごとに２つの山が測定されている。
【０２８５】
図３７は、図３６の一部をさらに拡大したものであり、静脈脈波波形の詳細が測定されている。ここで１心拍ごとに測定される波形から、
右心房の収縮にあたるａ波、右心室の収縮に伴うｃ波、右心室収縮後期に三尖弁が下方に引かれることによる谷ｘが現れ、
右心房の充満によりｖ波を形成した後、右心房から右心室へ血圧が送られたところでｙ波が生じる状況を表している。
このように、本発明の装置による測定は血圧が数ｍｍＨｇの静脈脈波の検出に適しており、利点であると考えられる。
【符号の説明】
【０２８６】
１２  第一アンテナ（第一電磁波発振部）
１３  第一周波数波形発生部
１４  ミキサ（第一乗算部）
１５  第一電磁波
１６  第一反射波
１８  可変利得増幅部
２２  第二アンテナ（第二電磁波発振部）
２３  第二周波数波形発生部
２４  ミキサ（第二乗算部）
２５  第二電磁波
２６  第二反射波
２８  可変利得増幅部
２９  位相比較部
３０  波形処理部
３１  変位測定部
３２  指標算出部
３４  診断部
３６  記憶手段
３８  報知手段
４０、４０ａ、４０ｂ  変位センサー
５０、５０ａ、５０ｂ  対象物
５２  被測定部
【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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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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