(57)【要約】  高精度な押圧調整が可能な光センサプローブを実現し、簡便な方法により血管の血流量、血液の粘度や血管の弾性率を測定する。一端が光源またはドップラー測定装置に接続された光ファイバの他端を、座屈長Ｌの長さで直線的に支持して配置し、座屈長Ｌの光ファイバ基端部側のファイバ固定点においては光ファイバの光軸方向の移動は束縛され、座屈長Ｌの光ファイバ先端部側においては拘束穴を通して光ファイバが突出して配置され、光ファイバは拘束穴を通して、光軸方向にのみ移動が許されるように支持されている光センサプローブを用いて、前記光源からの出射光による前記測定対象物からの散乱光のドップラーシフトを前記ドップラー測定装置において計測することにより、前記測定対象物における血流量、血液の粘度や血管の弾性率を測定可能な測定方法を実現した。
2020129277.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
光源またはレーザードップラーによって流速を測定するドップラー測定装置に一端が接続された光ファイバが、他端において、
光センサプローブの非測定状態では、座屈長Ｌの長さの区間で直線的に支持されて配置され、
前記座屈長Ｌの長さの区間の光ファイバ基端部側のファイバ固定点において移動は束縛されるように固定されており、
前記座屈長Ｌの長さの区間の光ファイバ先端部側においては、拘束穴を通過して前記光ファイバの先端が突出して配置されており、
前記光センサプローブの測定状態では、突出した前記光ファイバの先端が測定対象物に当接され、前記光ファイバは前記拘束穴を通して押し込まれた突出長ΔＬだけ、前記ファイバ固定点と前記拘束穴の中心を結ぶ直線方向にのみ移動が許され、前記座屈長Ｌの前記光ファイバが座屈して弾性力で前記測定対象物との間に押圧力を維持する
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項２】
請求項１に記載の光センサプローブにおいて、前記光ファイバのファイバ直径をｄとしたとき、
前記突出長ΔＬが、
2020129277.tif 000015
で与えられる閾値ΔＬｃより小さく、かつ、前記光ファイバの前記突出長ΔＬを調整することにより、前記光センサプローブの前記光ファイバの先端と前記測定対象物との間の前記押圧力を高精度に調整可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項３】
請求項１に記載の光センサプローブにおいて、
前記光ファイバのファイバ直径をｄとしたとき、
前記突出長ΔＬが、
2020129277.tif 000016
で与えられる閾値ΔＬｃより大きく、かつ、前記光ファイバの前記座屈長Ｌを調整することにより、前記光センサプローブの前記光ファイバの先端と前記測定対象物との間の前記押圧力を高精度に調整可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項４】
請求項１ないし３のいずれか１項に記載の光センサプローブにおいて、
前記光ファイバに複数の光ファイバ、もしくはマルチコアファイバを用いる
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項５】
請求項４に記載の光センサプローブにおいて、
前記光源またはドップラー測定装置に光切り替えもしくは複数同時測定機能を設け、光出射用または受光用の少なくとも一方のファイバまたはコアを切り替え、もしくは２つ以上の光ファイバに同時出射、または受光を可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項６】
請求項４に記載の光センサプローブにおいて、
前記光センサプローブの先端部分の少なくとも１以上の光ファイバを剥き出しとしておき、剥き出しの光ファイバを挿入する少なくとも１つ以上の穴が開いた部材をアダプタソケットとして取り付け可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項７】
請求項１ないし６のいずれか１項に記載の光センサプローブにおいて、
複数の光波長を同時に、または選択的に用いる
ことを特徴とする光センサプローブ。
【請求項８】
請求項１ないし７のいずれか１項に記載の光センサプローブを用いて、
前記光源からの出射光による前記測定対象物からの散乱光のドップラーシフトを前記ドップラー測定装置において計測することにより、前記測定対象物における血流量を測定する
ことを特徴とする血流量の測定方法。
【請求項９】
請求項８に記載の血流量の測定方法において、当該光センサプローブの押圧力を調整することにより変化する血流量と脈波振幅より血液粘度を測定する
ことを特徴とする血液粘度の測定方法。
【請求項１０】
請求項９に記載の血液粘度の測定方法において、
光ファイバの座屈長を制御することにより、光ファイバ先端の光センサプローブの押圧力を変化させ、変化する血流量と脈波振幅の比より血液粘度を測定する
ことを特徴とする血液粘度の測定方法。
【請求項１１】
請求項８に記載の血流量の測定方法において、
当該光センサプローブの押圧力を調整して変化させ、得られる血流量と脈波振幅より、血管の弾性率を測定する
ことを特徴とする血管弾性率の測定方法。
【請求項１２】
請求項１１に記載の血管弾性率の測定方法おいて、
血流量と脈波振幅の平方根との比と、当該光センサプローブの押圧力の関係の比例係数より、血管の弾性率を測定する
ことを特徴とする血管弾性率の測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光センサプローブおよび該光センサプローブを用いた動物や人体などにおける皮下の血液流量、血液粘度、および皮膚中の毛細血管の弾性率（ヤング率）の測定方法の技術分野に関するものであり、押圧変化時の血液流量（血流量）変化を計測することにより、血液流量と同時に、血液粘度、および、血管の弾性率についても定性的な変化が評価可能となる。これは特に、予防医学や初期治療などで用いられる血液粘度や血管弾性率の状態を評価する方法として利用できる。
【背景技術】
【０００２】
（現状技術の説明）
（血液流量測定の重要性）
流体の流量を測定するための光センサプローブおよび該光センサプローブを用いた流量測定方法として、例えば動物や人体などにおける皮下の血流量を測定する際に、毛が多数生えている皮膚に対して、毛を剃るなどの加工を行わずに直接血流量を測定することが可能な測定システムとしての光センサプローブ、およびそのような光センサプローブを用いた流量測定方法が求められている。このような光センサプローブおよび流量測定方法は、獣医学や人体の医療分野で、また特に人間の頭皮の脱毛対策として美容分野で用いられる種々の皮下の血流測定に利用することができる。【０００３】
(血管の弾性が変化する疾患例)
現在の日本では、食生活の欧米化や、高齢化、ストレスなどの影響により、生活習慣病の発症リスクが増加してきている。前記リスクは、(1)高血圧、(2)コレステロールを始めとする血液の脂質の異常、(3)糖尿病、(4)加齢（男性：45歳以上、女性：閉経後）、(5)喫煙、(6)肥満、(7)運動不足、(8)感情的なストレスに満ちた状態、(9)偏った食事内容、(10)嗜好品（アルコール、コーヒー、紅茶）などの危険因子と考えられており、これらは動脈硬化を進行させ、脳血管障害や、心臓病など、生死にかかわる重大な病気に発展することが知られている。動脈硬化の初期には、血管壁の弾力性が失われて硬くなるが、次第に血管内にプラークが生じて血管内が狭くなり、最終的には、血栓となって、血流が阻害される状態になる。これらの過程で、重要な臓器の血流供給が減少するため、循環障害による様々な疾患が発生することになる。
以上のような観点から、簡便かつ非侵襲的な方法として光センサを用いることにより、血管の弾性を測定する検査の必要性も高まっている。【０００４】
（血管の弾性率測定の重要性）
さらに、動脈硬化初期である血管の弾性率（ヤング率）の増加を、いち早く見出すことが、予防医療、または初期医療の観点から非常に重要であり、その上、各家庭でも実施可能な非侵襲かつ簡便な方法であることが重要である。
非侵襲かつ簡便な方法で、血管の弾性率（ヤング率）の変化を評価することができれば、医療機関へ受診しなくても、各家庭で血管の状態の指標が得られることとなり、非常に有益である。【０００５】
（血液粘性の主要因）
一方、前記、血管の内部を流れる血液は、細胞成分と液体成分から構成される。血液の細胞成分は、全体の約45%であり、大多数を占める赤血球と、白血球、血小板などから構成される。また、血液の液体成分としては、血漿があり、血漿のうち91%は水分で、その中に9%の固形成分が溶解している。
血液の有する粘性の主要因としては、血漿中のたんぱく質濃度、赤血球の量（ヘマトクリット値：全血中に占める赤血球の容積比）、赤血球の変形能が挙げられる。そのため、血液粘度は、（１）赤血球数の増加、（２）結晶タンパク質濃度の上昇、（３）血液水分量の減少により高くなる。【０００６】
（血液粘度の重要性）
血液の粘度が増加する、つまり流動性が減少すると、血栓が出来やすくなり、心筋梗塞や脳梗塞の危険性が高まることが知られており、前記動脈硬化の要因として重要なパラメータの一つである。【０００７】
（血液粘性が増加する疾患例）
また、血液粘性が増加する疾患例としては、高脂血症、糖尿病、血液過粘稠度症候群、多血症などが挙げられる。
そのため、前記の疾患例における検査および経過観察についても、血液粘度を評価することにより、病気の進行状況の指標を得られる可能性がある。【０００８】
（血液粘度と血管弾性率評価の重要性）
以上のような観点から、簡便かつ非侵襲的な方法により、血液流量に加え血液の粘度、血管の弾性率（ヤング率）を測定する必要性が高まっている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】大場謙吉ほか、「２ファイバ形ＬＤＶによる不透明流体の局所流速測定」、日本機械学会論文集（B 編）49 巻447 号（昭58-11）, p.2380 - 2389
【非特許文献２】Masaru Kobayashi, et. al., "Injection Molded Plastic Multifiber Connector Realizing Physical Contact with Fiber Elasticity", IEEE JOURNAL OF SELECTED TOPICS IN QUANTUM ELECTRONICS, VOL. 5, NO. 5, SEPTEMBER/OCTOBER 1999, p.1271 - 1277
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明はこのような現状に鑑みてなされたものであり、その目的は、比較的簡便な方法を用いて、表皮などの血管の血液流量、血管の弾性率や、血管を流れる血液の粘度を測定することである。
その際、できる限り非侵襲的な測定であり、かつ、被測定者の負担とならず、利用しやすい形態の測定方法を開発することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の実施形態の一例は、このような目的を達成するために、以下のような構成を備えることを特徴とする。【００１２】
（構成１）
光源またはレーザードップラーによって流速を測定するドップラー測定装置に一端が接続された光ファイバが、他端において、
光センサプローブの非測定状態では、座屈長Ｌの長さの区間で直線的に支持されて配置され、
前記座屈長Ｌの長さの区間の光ファイバ基端部側のファイバ固定点において移動は束縛されるように固定されており、
前記座屈長Ｌの長さの区間の光ファイバ先端部側においては、拘束穴を通過して前記光ファイバの先端が突出して配置されており、
前記光センサプローブの測定状態では、突出した前記光ファイバの先端が測定対象物に当接され、前記光ファイバは前記拘束穴を通して押し込まれた突出長ΔＬだけ、前記ファイバ固定点と前記拘束穴の中心を結ぶ直線方向にのみ移動が許され、前記座屈長Ｌの前記光ファイバが座屈して弾性力で前記測定対象物との間に押圧力を維持する
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１３】
（構成２）
構成１に記載の光センサプローブにおいて、前記光ファイバのファイバ直径をｄとしたとき、
前記突出長ΔＬが、
2020129277.tif 000003
で与えられる閾値ΔＬｃより小さく、かつ、前記光ファイバの前記突出長ΔＬを調整することにより、前記光センサプローブの前記光ファイバの先端と前記測定対象物との間の前記押圧力を高精度に調整可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１４】
（構成３）
構成１に記載の光センサプローブにおいて、
前記光ファイバのファイバ直径をｄとしたとき、
前記突出長ΔＬが、
2020129277.tif 000004
で与えられる閾値ΔＬｃより大きく、かつ、前記光ファイバの前記座屈長Ｌを調整することにより、前記光センサプローブの前記光ファイバの先端と前記測定対象物との間の前記押圧力を高精度に調整可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１５】
（構成４）
構成１ないし３のいずれか１項に記載の光センサプローブにおいて、
前記光ファイバに複数の光ファイバ、もしくはマルチコアファイバを用いる
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１６】
（構成５）
構成４に記載の光センサプローブにおいて、
前記光源またはドップラー測定装置に光切り替えもしくは複数同時測定機能を設け、光出射用または受光用の少なくとも一方のファイバまたはコアを切り替え、もしくは２つ以上の光ファイバに同時出射、または受光を可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１７】
（構成６）
構成４に記載の光センサプローブにおいて、
前記光センサプローブの先端部分の少なくとも１以上の光ファイバを剥き出しとしておき、剥き出しの光ファイバを挿入する少なくとも１つ以上の穴が開いた部材をアダプタソケットとして取り付け可能とする
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１８】
（構成７）
構成１ないし６のいずれか１項に記載の光センサプローブにおいて、
複数の光波長を同時に、または選択的に用いる
ことを特徴とする光センサプローブ。【００１９】
（構成８）
構成１ないし７のいずれか１項に記載の光センサプローブを用いて、
前記光源からの出射光による前記測定対象物からの散乱光のドップラーシフトを前記ドップラー測定装置において計測することにより、前記測定対象物における血流量を測定する
ことを特徴とする血流量の測定方法。【００２０】
（構成９）
構成８に記載の血流量の測定方法において、当該光センサプローブの押圧力を調整することにより変化する血流量と脈波振幅より血液粘度を測定する
ことを特徴とする血液粘度の測定方法。【００２１】
（構成１０）
構成９に記載の血液粘度の測定方法において、
光ファイバの座屈長を制御することにより、光ファイバ先端の光センサプローブの押圧力を変化させ、変化する血流量と脈波振幅の比より血液粘度を測定する
ことを特徴とする血液粘度の測定方法。【００２２】
（構成１１）
構成８に記載の血流量の測定方法において、
当該光センサプローブの押圧力を調整して変化させ、得られる血流量と脈波振幅より、血管の弾性率を測定する
ことを特徴とする血管弾性率の測定方法。【００２３】
（構成１２）
構成１１に記載の血管弾性率の測定方法おいて、
血流量と脈波振幅の平方根との比と、当該光センサプローブの押圧力の関係の比例係数より、血管の弾性率を測定する
ことを特徴とする血管弾性率の測定方法。
【発明の効果】
【００２４】
以上記載したように、本発明によれば、血液流量や血液粘度および血管弾性率を手軽に正確に測定することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】従来のレーザ・ドップラー流量計の測定原理を説明する図である。
【図２】従来のレーザ・ドップラー流量計で測定された、光ビート信号の時間依存性を説明する図である。
【図３】光ビート信号の周波数依存性（パワースペクトル：Ｐ(ｆ)）を説明する図である。
【図４】ｆ・Ｐ(ｆ)の周波数依存性を説明する図である。
【図５】本発明の実施形態の光センサプローブのファイバ座屈を利用した押圧力発生構造の原理図である。
【図６】本発明の実施形態の光センサプローブの模式図である。
【図７】本発明の実施形態の光センサプローブにおける押圧力とファイバ座屈長の依存性を示す図である。
【図８】本発明の実施形態の２本のファイバを用いた光センサプローブにおけるレーザ光と、散乱戻り光の分布の概略図である。
【図９】本発明の実施形態の光センサプローブの具体的形態の一例を示す概略図である。
【図１０】本発明の実施形態の光センサプローブで、手中指腹位置での血流量とプローブ押圧の依存性を測定した結果を示す図である。
【図１１】本発明の実施形態の光センサプローブで、額左右位置での血流量とプローブ押圧の依存性を測定した結果を示す図である。
【図１２】本発明の実施形態の光センサプローブで、頭頂部での血流量とプローブ押圧の依存性を測定した結果を示す図である。
【図１３】本発明の実施形態の光センサプローブで、光ファイバのコア中心間隔が異なる光センサプローブの断面図である。
【図１４】本発明の実施形態の光センサプローブで、血流量測定値のプローブ先端ファイバ間隔依存性を測定した結果を示す図である。
【図１５】本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、中指腹部の血流量の時間変化波形を示す図である。
【図１６】押圧力による皮下の血管変形の状態を説明する模式図である。
【図１７】本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、手中指腹位置での血流量の脈波振幅依存性を示す図である。
【図１８】本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、額左右位置での血流量の脈波振幅依存性を示す図である。
【図１９】本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、頭頂部での血流量の脈波振幅依存性を示す図である。
【図２０】本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、手中指腹位置および頭頂部での血流量と脈波の平方根の比の押圧力依存性を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
まず、本願発明の前提として従来のレーザ・ドップラー流量計の測定原理を説明する。（非特許文献１参照）
【００２７】
（レーザ・ドップラー流量計）
本発明の実施形態の光センサプローブによる血流量の測定方法としては、レーザ・ドップラー法によって血流量を評価している。
図１を参照して、従来のレーザ・ドップラー流量計の測定原理について、人体の皮膚下の毛細血管中を流れる血液の流速、つまり血流量を測定する場合を例にとって以下説明する。図１では、人体の皮膚は例えば相対的に薄い頭皮１を想定しており、頭皮１の内部には毛細血管２が存在し、その下は骨膜および頭蓋骨３で支持されている。
一定の周波数ｆ０を有するレーザ光５を静止している頭皮１に入射すると、頭皮１の皮膚内部で入射したレーザ光が(多重)散乱を起こす。この時、散乱（戻り）光の成分は、頭皮１内の静止組織からの散乱光６と、毛細血管２中を移動する赤血球４からの散乱光７がある。静止組織からの散乱光６の周波数は、入射光５の周波数と同じｆ０であるが、赤血球４からの散乱光７は、赤血球４の移動速度、すなわち血流の流速によりドップラーシフトを受けて、周波数がｆ０＋Δｆにシフトを起こす。そのため、散乱（戻り）光の全体は、周波数ｆ０とｆ０＋Δｆの成分が干渉して、測定時間ｔの経過に対して図２のように光強度が変動する光ビート信号となる。
この図２の時間変化する光ビート信号をフーリエ変換することにより、図３に示すような周波数ｆに対する光強度のパワースペクトルＰ（ｆ）が得られる。Ｐ（ｆ）は、血流がない場合には、ゼロで一定となる（「血流なし」のベースライン）が、血流があった場合には、周波数ｆに対して依存性を示す。一般的には、図３の「血流あり」に示すように、低周波側で大きく、周波数の増加に伴って光強度が減少する曲線となる。
この時、各周波数ｆに対する強度のパワースペクトルＰ（ｆ）の値は、ドップラーシフトｆを生ずる赤血球の流速に対応する速度を有する血液成分量に比例する。
そこで次に、周波数に対する重み付け：ｆ・Ｐ（ｆ）を取ると、図４に示すような原点を通る曲線となる。つまり、Ｐ（ｆ）の周波数fに対する１次モーメントを計算することになる。ここで、流速と成分量の積が流量となるため、ｆ・Ｐ（ｆ）の曲線とｆ・Ｐ（ｆ）＝０の直線とで囲まれた面積
∫ｆ・Ｐ（ｆ）ｄｆ      （１）
つまり、血液の流速×成分量の総和が血流量に比例する。
実際には、＜Ｉ２＞を受光信号の全パワーとしたとき、受光強度の差異に依存しないように受光信号の全パワー＜Ｉ２＞にて積分値を規格化するため、
2020129277.tif 000005
として血流量は表される。
また、血流量の測定方法としては、レーザ光を用いた前記レーザ・ドップラー法による流量測定法以外に、一定周波数の超音波を用いて同様の原理で流量測定を行う超音波ドップラー法や、単一周波数の電磁波によるレーダ・ドップラー法などがある。
また、測定点の１点の値のみを測定するだけでなく、２次元ＣＣＤやＣＭＯＳアレイセンサのＰＤ（フォトダイオード）で複数の測定点の光ビート信号を検出し、撮像した画像に複数の測定点の血流量を重ねる形で検出する２次元血流計なども開発されている。
【００２８】
（ファイバ座屈による押圧調整）
しかし、前述の通り、頭皮内の血流量を測定するためには、頭髪を回避しつつ光プローブの皮膚への押圧力の影響で皮下組織が潰れて阻血状態となることがないような、押圧力が調整された環境下で血流量を評価する必要がある。そのため本発明の実施形態では、光プローブの光ファイバ自体の座屈により適切な押圧力を発生することにより、簡便で、かつ大きな信号／ノイズ比で頭皮の血流量測定を可能としている。
以下で、本発明の実施形態における、ファイバ座屈による押圧力の発生と調整の方法を説明する。
【００２９】
（押圧力発生構造の原理）
図５には、本発明の実施形態の押圧光プローブ（光センサプローブ）における、光ファイバの座屈力を利用したファイバ先端の押圧力発生構造の原理図を示す。
図５（ａ）は光センサプローブの非測定状態を示す図である。光センサプローブの非測定状態においては、左端で図示しない光源またはドップラー測定装置に一端が接続された光ファイバ１０が、他端側において、左右に座屈長Ｌの長さの区間で直線的に支持されて配置されている。光ファイバ１０は、座屈長Ｌの長さの区間の左端の光ファイバ基端部側のファイバ固定点１１においては、光ファイバの光軸方向の移動が束縛されるように固定されている。
また、光ファイバ１０は、座屈長Ｌの長さの区間の右の光ファイバ先端部側においては、ピンホール（拘束穴）１２を通過して、光ファイバ１０の先端１３が突出長ΔＬの長さで突出するように配置されている。光ファイバ１０はピンホール（拘束穴）１２を通過して、光軸方向（ファイバ固定点１１の方向）にのみファイバ移動（擦り抜け）が許されるように支持されて配置されている。
図５（ｂ）は、光センサプローブの測定状態を示す図である。光センサプローブの測定状態においては、突出した光ファイバ１０の先端１３が、頭皮などの測定対象物２０に当接され押圧力を生じる。すると、ピンホール（拘束穴）１２を通して光ファイバ１０の先端部側の長さΔＬの突出部が基端部側に移動し、光ファイバ１０の座屈長Ｌの部分が図５（ｂ）のように座屈して、弾性力で測定対象物２０との間に押圧力を維持する。測定対象物２０は、最大限ピンホール（拘束穴）１２を構成する部材に当接するまで光ファイバ１０の突出部（突出長さΔＬ）をピンホール（拘束穴）１２に押し込み、所定の押圧力Ｆを光ファイバ１０の先端１３との間で生じた状態で停止する。
光ファイバ１０の突出した先端１３からは、図示しない光源から供給された測定用のレーザ光５が測定対象物２０に出射される。または逆に、測定対象物２０からの散乱光６，７が、光ファイバの先端１３で受光され光ファイバ１０に入射して、図示しないレーザ・ドップラー測定装置に入力される。レーザ・ドップラー測定装置では、受光した散乱光のドップラーシフトを測定することで前述のレーザ・ドップラー流量計の原理により、血流量を測定する。
【００３０】
（ファイバ座屈による押圧力の大きさ）
図５の押圧力発生構造では、ファイバ固定点１１とピンホール（拘束穴）１２との間でのみファイバ１０の座屈が可能で、ピンホール１２の先では光ファイバ１０が直線上で突出のみ許されるようなファイバ座屈の構造を有している。
ピンホール（拘束穴）１２では光ファイバ１０の出し入れ（移動）は自由な構造としているので、光ファイバプローブの先端１３に当接された測定対象物２０により光ファイバ１０を突出長ΔＬだけ押し込んだときに光ファイバ１本当たりに発生する押圧力Ｆは、光ファイバを円柱棒とした弾性体の機械的応力として理論的に計算できる。
この時、光ファイバのヤング率をＥ、断面２次モーメントをＩ：、ファイバ直径をｄ、座屈長をＬ、突出長をΔＬ、押圧力をＦとすると、下記の式（３）
2020129277.tif 000006
で示される閾値ΔＬｃを基準として（Ａ）ΔＬ＜ΔＬｃの場合
2020129277.tif 000007
の押圧力Ｆが発生する。通常はΔＬ＜＜Ｌにとるので、ΔＬ＜ΔＬｃの範囲では押圧力Ｆは突出長ΔＬにほぼ比例するといえる。また、（Ｂ）ΔＬ＞ΔＬｃの場合
2020129277.tif 000008
となる押圧力Ｆが発生することが知られている。
つまり、ファイバの押し込められる突出長ΔＬが式（３）のΔＬｃより大きい場合には、押圧力Ｆは突出長ΔＬではなく座屈長Ｌの−２乗にほぼ比例する。本発明の実施形態においては、ΔＬ＞ΔＬｃの条件で発生するファイバの押圧力Ｆが、式（５）のようにほぼ座屈長Ｌで規定されることを押圧力の調整に利用する。
【００３１】
（光センサプローブの具体的構造）
図６は、本発明の光センサプローブの実施形態である、ファイバ座屈により押圧力を発生する押圧光プローブ（光センサプローブ）１５の具体的構造を示す模式図である。図５と同様に、図６（ａ）が光センサプローブ１５の非測定状態を示す図であり、図６（ｂ）が光センサプローブ１５の測定状態を示す図である。
図６（ａ）では、座屈長Ｌの光ファイバ１０が、例えば金属棒などで構成されたファイバ支持部１４の両端に設けられた、ファイバ固定点１１とピンホール（拘束穴）１２との間で直線的に支持されている。
ファイバ固定点１１とピンホール（拘束穴）１２は、例えばファイバ支持部１４の金属棒の両端に側面が取り付けられた２つの短いパイプ状の部材に、ファイバ１０を通して構成されている。ピンホール（拘束穴）１２の右側の光ファイバ１０を、突出長ΔＬを残して切断して光プローブの先端１３として形成してあり、ファイバ固定点１１のパイプ中の光ファイバ１０はファイバ支持部１４に固定されている。
図６（ｂ）に示すように、光プローブの先端１３を被測定試料２０に押し当てることにより、図５と同じ原理でファイバ座屈による押圧力が発生する光センサプローブを作製した。光ファイバ１０の先端１３を突出長ΔＬだけ押し込むことにより、光ファイバ１０が座屈長Ｌに渡って座屈し、光ファイバ先端に式（５）で示される押圧力Ｆが発生する。
このとき押圧力Ｆは、光ファイバを円柱形状の前記ヤング率Ｅの弾性体と考えた場合の座屈長Ｌの座屈および光ファイバ自体の弾性力によって発生した反発力を利用したものであり、光ファイバでなくとも棒状の弾性体であれば前記図１と同様の構造は作製可能である。そのため、例えば、前記突出長ΔＬの部分にのみ光ファイバを用いて、押圧力Ｆの発生部分の座屈部分と分離させることや、前記突出長ΔＬの先端にＬＤ（レーザーダイオード)やＰＤ（フォトダイオード)などの各出射、受光用のデバイスを取り付けて使用することも可能である。
また、前記光ファイバとしては、前記ヤング率Ｅの弾性体として座屈させることができれば良く、シングルモードファイバ（ＳＭＦ）、マルチモードファイバ（ＭＭＦ）、ステップインデックスファイバ、グレイテッドインデックスファイバ（ＧＩファイバ）、分散補償ファイバ、溶融石英ファイバ、ポリマーコートファイバ、ホールアシストファイバ（ＨＡＦ）、フォトニック結晶ファイバ（ＰＣＦ）、テープファイバ、偏波保持ファイバ（ＰＭＦ、ＰＡＮＤＡファイバ）を用いることができ、さらには座屈などのファイバ曲げに対して、伝搬損失が変動しにくい、ＧＩファイバ、ホールアシストファイバ（ＨＡＦ）、フォトニック結晶ファイバ（ＰＣＦ）が望ましい。
また、使用する光ファイバは、出射、または受光それぞれに対応させて２本の光ファイバを用いても良いが、偏波保持ファイバを用いて一方の偏光で出射し、被測定物からの散乱光をもう一方の偏光で受光し、偏波分離素子を用いて偏光を分離させることにより、１本の光ファイバのみでも血流量の測定は可能となる。
【００３２】
（ファイバ座屈による押圧力の測定）
図７に、光センサプローブ１５の先端の押圧力の、座屈ファイバ長Ｌに対する依存性を測定した結果を示す。ここでは押圧力は加重として圧力の単位（ｇ重／ｍｍ２）で表しており、突出長ΔＬ＞ΔＬｃとしている。座屈させるファイバとしては、実際の血流量測定を想定して、１１０ミクロン径のグレイテッドインデックスのコアを有する２５０ミクロン径のファイバを２本束ねて使用した。その結果、ファイバ座屈により発生する押圧プローブ先端の押圧力の大きさはファイバ２本分となるが、式（５）で示されるようにファイバの座屈長Ｌが長くなるにしたがって減少する。
図７の測定結果の近似曲線を算出すると、その結果は、Ｆ＝7606.3×Ｌ-1.916となり、前述の式（５）で示した理論式のＬの−２乗と比較して、非常に良く一致した結果となることが分かった。
図７の結果から、微弱な押圧力を調整しようとした場合、ファイバ固定点１１をファイバ支持部１４に沿って可動としてファイバ座屈長Ｌを可変とすることにより、高精度に調整できることが分かる。例えば、２ｇ重以下の荷重を調整したい場合には、図７の条件において座屈させるファイバ長を５０ｍｍ以上として座屈させれば良い。
【００３３】
（光センサプローブの実施構成の説明）
以下には、各光センサプローブの実施形態に関連した実施構成を説明する。
【００３４】
（実施構成１）
実施構成１では、レーザ・ドップラー法によって流速を測定する光センサプローブにおいて、当該光プローブの押圧力を１０ｇ重／ｍｍ２以下に制御することを特徴としている。
光センサプローブの押圧力を高精度に制御する方法としては、ゴム、バネなどの弾性体の歪に対する応力によって、押圧力を制御する方法も挙げられる。例えば、弾性体の弾性率（ヤング率）をＥ、（圧縮）歪をτとしたとき、押圧荷重Ｆは、Ｆ＝Ｅ・τとなる。この時、押圧力が測定時間中に変動すると測定ノイズにとなるため、一定の静荷重であることが望ましく、また、柔らかな頭皮の毛細血管内の血液等の流体の速度を測定することを目的とするため、必要な押圧力としては、１０ｇ重／ｍｍ２以下とすることが望ましく、また、骨格などの硬直な部分を除いた人体などでは、より低い５ｇ重／ｍｍ２以下の低押圧力で使用することが望ましい。
さらに、実施構成１に記載の光プローブを用いて押圧力を制御し、レーザ・ドップラー法の原理を持いて流速の測定を行うこと特徴としており、柔らかな頭皮の毛細血管内の血液等の流体の速度を測定する場合、被測定物と光プローブ先端の接触を保ち、かつ頭皮の毛細血管内の血液等の移動を妨げない程度の押圧力を維持したまま、レーザ・ドップラー法により流速測定を実施することにより、信号／ノイズの強度比の大きな測定が可能となることを特徴としている。
【００３５】
（実施構成２）
実施構成２は、光プローブとして、光ファイバの座屈長による押圧力の変化を利用して、光プローブの押圧力を調整することを特徴としている。つまり光ファイバの座屈長を調整することにより、光ファイバ先端の光プローブの押圧力を１０ｇ重／ｍｍ２以下で高精度に調整することが可能となる。
また、ファイバ座屈による押圧力を利用して、被測定物と光プローブ先端の接触を保ち、かつ頭皮の毛細血管内の血液等の移動を妨げない押圧力を維持したまま、レーザ・ドップラー法により前記流速測定を実施することにより、信号／ノイズ比の大きな測定が可能となる流速測定方法を特徴としている。
また、光ファイバとしては、最低限、光入射用の光ファイバが１本以上あれば良く、受光は、半導体フォトディテクターを被測定部位の近傍に設置したりして、被測定物からの散乱光を受光しても良い。
【００３６】
（実施構成３）
また実施構成３は、レーザ・ドップラー法における光プローブに用いる光ファイバとして、複数の光ファイバ、もしくはマルチコアファイバを用いることを特徴としている。
レーザ・ドップラー法におけるレーザ光入射用の導光体、および被測定流体からの散乱光を導く導光体として、同じ光ファイバを１ないし複数本用いることにより、製造コストを抑えることが可能となる。また、複数のコアを同一ファイバ中に有するマルチコアファイバを用いることにより、１本の光ファイバでありながら、レーザ光入射用、被測定物からの散乱光の受光用として兼用して用いることも可能となる。
【００３７】
（実施構成４）
また実施構成４は、光ファイバの座屈による押圧力変化を利用して光プローブの押圧力を制御する光プローブにおいて、光プローブ先端に複数の光ファイバを用い、かつ、コア中心間隔を500μｍ以上、1500μｍ以下とすることを特徴としている。
【００３８】
（２本のファイバのコア中心間隔と光侵入深さ）
図８には、コア中心間隔の異なる２組の光ファイバを用いた場合に、一方の光ファイバから出射して被測定試料に入射したレーザ光の分布および、被測定試料で散乱されて他方の光ファイバで受光される散乱戻り光の分布の概略図を示す。
図８に示すように、送光用の光ファイバの出射端より特定の開口角を持ってレーザ光が広がり、被測定物中に入射することと、被測定物中からの散乱光が特定の開口角を持つ受光用の光ファイバに光結合することが必要なため、レーザ光と散乱戻り光の各分布の重なり合った領域が主な被測定領域となると考えられる。
従って、出射用、受光用の２つのファイバのコア中心の間隔が狭い場合（図８左）には、被測定領域の多くが重なり、散乱戻り光の光強度が強くなるが、光侵入深さは浅い領域から深い領域まで幅広くなる。このとき、前記散乱戻り光の光強度は光侵入深さが浅い方が強くなる。
一方、出射用、受光用の２つのファイバのコア中心の間隔が広い場合（図８右）には、光侵入深さは深い領域からのみの散乱戻り光となり、散乱戻り光の光強度も弱くなる。
つまり、血流量測定の場合には、血管の深さ位置と散乱戻り光の光強度の関係から、あるコア中心間隔で、血流量の信号強度が最大となる。言い換えれば、出射用、受光用の２つのファイバのコア中心間隔を変えることで、血流量測定を行う領域の深さを変える事ができる。
【００３９】
（実施構成５）
また実施構成５は、レーザ・ドップラー法における光プローブに用いた流速測定法として、被測定物に照射する光源として、複数の光波長を有するレーザ光を用いることを特徴としている。複数の光波長は同時に、または選択的に使用することができる。
具体的には、被測定物として皮下組織の毛細血管内の血流を考えた場合、酸素吸着赤血球と脱酸素化赤血球での光吸収の差が少ない７８０ｎｍ〜８３０ｎｍ付近の波長のレーザ光と、光吸収差の大きなレーザ光での血流量測定を同時、または交互に実施することにより、酸素吸着した赤血球の流量を分離して評価することが可能となる。
また、信号／ノイズの（強度）比を向上させたい場合、被測定物の構造体(皮膚内の静止組織)によって散乱されやすい波長の光Ａと、血液等の内部の流体成分によって散乱されやすい波長の光Ｂの異なる波長によってレーザ・ドップラー法により流量測定を行なうことにより、光Ａによる流量Ｖａは、主に前記被測定物の構造体(皮膚内の静止組織)の測定時の搖動に依存し、光Ｂによる流量Ｖｂは、血液等の内部の流体成分と被測定物の構造体(皮膚内の静止組織)のベクトル総和となるため、差分であるＶｂ−Ｖａが、求めたい被測定物中の血液等の内部の流体成分の流量となる。
そのため、被測定物の構造体(皮膚内の静止組織)の搖動が流量と同じ速度オーダーの場合など、被測定物の構造体(皮膚内の静止組織)の搖動が流量測定に影響を与えるような場合に有用である。
【００４０】
（本発明の光センサプローブの実施形態）
以下、図面を参照しながらの光センサプローブの実施形態について詳細に説明する。
【００４１】
図９は、本発明の光センサプローブ１５の具体的実施形態の一例を示す概略図である。図５、図６と同様に、図９（ａ）が光センサプローブ１５の非測定状態であり、図９（ｂ）が光センサプローブ１５の測定状態である。
図９（ａ）では、模式図としては図６と同様であるが、棒状のファイバ支持部１４が調整可能な距離Ｌ´だけ離れた２つのパイプ状冶具中を貫通して固定され、ファイバ支持部１４に沿ってファイバ１０を直線的に支持している。光プローブ基部側のパイプ状冶具で構成された固定部１１は、固定位置を調整可能としてあり、光ファイバの固定位置を調整可能とすることにより、座屈長Ｌ´を調整して押圧力調整が可能な光センサプローブ１５を作製した。
図９（ｂ）において、ピンホール（拘束穴）１２側のパイプ状冶具は、ファイバ支持部１４に固定されていてもよく、ファイバ支持部１４と一体の構造として形成しても良いが、光ファイバ１０はピンホール（拘束穴）１２には固定されていない。ピンホール（拘束穴）１２側のパイプ状冶具（拘束穴を構成する部材）が測定対象物２０の頭皮に接触するパイプ断面部分は、測定時に頭皮が阻血状態（血流が阻止された状態）となるのを防ぐために、極力接触面積（パイプ断面積）を広くした例えばフランジ状の形状として、フランジの頭皮接触面を柔軟な部材で構成する、または覆うことが望ましい。
図９の、固定部（ファイバ固定点）１１のパイプ状冶具の固定位置は、押圧力調整のためファイバ支持部１４に沿って左右に移動することができる。所望の押圧力を生ずる座屈長Ｌ´の位置で、例えば止め螺子や係止機構などにより、光ファイバ１０とともにファイバ支持部１４に任意に固定できる。光センサプローブに必要とされる押圧力は大きなものではないため、固定部１１のパイプ状冶具のパイプ内部に例えばゴムのような摩擦力のある弾性部材を挿入して、ファイバ支持部１４にファイバ１０とともに摩擦力で固定可能として、人の手による直接操作で固定位置（座屈長Ｌ´）を調整可能としてもよい。
このように二つのパイプ状冶具のうち、一方を調整可能な位置で固定し、他方の光センサプローブ先端側を被測定試料に押し当てることにより、座屈長Ｌ´の領域で光ファイバ自体が座屈し、調整可能な押圧力が発生する。このとき、一方を固定点として光ファイバを固定し、他方の穴を光ファイバが通り抜ける位置として光ファイバの直線的移動以外を束縛することが必要であるが、それ以外の条件については、前記図９の概略図に示すような形状に限定されず、また、いかなる材質で作製されても問題ない。
さらに、光センサプローブの押圧力は、原理的に光ファイバの円柱形状の弾性体の曲げモーメントによって発生している。しかし、光ファイバの座屈によって押圧力を発生させる必要はなく、同程度の押圧力を発生させられるものであれば、任意の材質、形状の部材の曲げモーメントによって発生した押圧力によって光ファイバ先端を押し出すことも可能である。
加えて、同程度の押圧力を発生させることが出来るのであれば、光ファイバ等の座屈を利用しなくても、バネ、ゴムなどの弾性体の圧縮、または伸長応力を利用することや、圧電素子などの熱、電気などエネルギーから力学的エネルギーに変換できるエネルギー変換素子を用いて押圧力を発生させることも可能である。
また、座屈力を利用する場合、光ファイバとしては十分な押圧力を得るためヤング率の大きな石英ファイバが望ましいが、ポリマコートファイバ、プラスチック光ファイバや、ホールアシストファイバであっても良く、また１本でも複数本を一度に使用しても構わない。
また、座屈に対して伝搬損失が発生しにくい、グレイテッドインデックスのコアを有する光ファイバを用いることが望ましいが、ステップインデックスコアの光ファイバや、マルチコアファイバ、ＰＡＮＤＡ光ファイバや、フォトニック結晶ファイバであっても構わない。
さらには、前述の通り、押圧力を光ファイバの座屈力以外によって発生させる機構とするのであれば、光センサプローブ先端に、発光用のＬＤ（レーザダイオード）や受光用のＰＤ（フォトダイオード）を直接実装することも可能である。
【００４２】
（単一光ファイバでの光センサプローブ形態）
このような光センサプローブを用いて、皮膚などの測定対象にレーザ光を入射させ、その散乱光を光ファイバで受光し、レーザ・ドップラー法によって、血流量を測定することが可能となる。
このとき、光センサプローブにおいて、皮膚などの被測定物に光入射する光ファイバと散乱光を受光する光ファイバは、別々の光ファイバであることが望ましいが、ＰＡＮＤＡ光ファイバなどを利用してＴＥ，ＴＭのうち一方の偏波で被測定物に光入射し、もう一方の偏波で被測定物からの散乱光を受光することにより、１本の光ファイバのみで、前記ファイバ座屈を利用した光センサプローブを実現することも可能である。
【００４３】
（光源の要件）
また、前述の通り、レーザ―ドップラー法は、皮膚内の静止組織からの散乱光と、血液中の赤血球からの散乱光との干渉によって発生する光ビート信号（光ドップラー効果）を利用するため、一部の測定において信号／ノイズの（強度）比の条件によっては、ＬＥＤ（発光ダイオード）やＡＳＥ（自然放射増幅光）などの光源も用いることができる。しかし、光源には、低い周波数ゆらぎと高い光強度安定性に加えて、コヒーレンス（可干渉性）が求められるため、レーザ光源であることが望ましく、加えて前述の通り血管内の血流を考えた場合、７８０ｎｍ〜８３０ｎｍ付近の波長であることが望ましい。
また、顕著な出力変化を起こすモードホップ等の無い単一縦モードのビームが得られることから、単一縦モード（ＳＬＭ）レーザなどはさらに望ましい。
以下に、本発明の実施形態の光センサプローブによる血流量の測定方法を、より更に具体的に説明するが、本発明はこれら実施例に限定されるものではない。
【００４４】
（中指腹の血流量の押圧依存性）
図１０に、本発明の実施形態の光センサプローブにより測定した、人体の左手中指の腹の位置での、血流量のプローブ押圧依存性の測定結果を示す。本測定は、前述の図９に示す光センサプローブによって、外径が２５０μｍのＧＩ光ファイバを２本用いて、その先端をファイバ中心間隔を約５００μｍ離した状態で固定し、それぞれレーザ光入射用、散乱光受光用のファイバとして用い、レーザ・ドップラー流量測定法により測定したものである。手中指腹の位置は、人体で血流量が大きい部位であり、かつ測定しやすいので最初に血流量測定を実施した。
その結果、図１０に示すように最初はプローブ押圧の増加に伴い血流量の測定値が大きくなるが、プローブ押圧が圧力に換算して１．７ｇ重／ｍｍ２付近で最大値を示した後は、プローブ押圧の増加に伴って緩やかに減少することが分かった。
つまり、人体の皮下の毛細血管の血流量の測定においては、血流量の測定値が最大となる押圧力の最適値が存在することが分かる。
【００４５】
（額左右での血流量の押圧依存性）
図１１に、同様に図９の光センサプローブを用い、図１０と同じ条件にて、人体頭部の額左右での血流量測定を実施した測定結果を示す。
図１１において、●が人体頭部の額右側、□が額左側の位置での、血流量のプローブ押圧依存性の測定値である。
その結果、ばらつきはあるものの、額部分での血流量においてもプローブ押圧１ｇ重／ｍｍ２弱〜２ｇ重／ｍｍ２強の範囲において血流量が最大値を示す結果となった。
【００４６】
（頭頂部での血流量の押圧依存性）
図１２に、同様に図９の光センサプローブを用い、図１０、１１と同じ条件にて、毛髪下の頭頂部での血流量測定を実施した測定結果を示す。
図１２において、人体頭部の毛髪下の頭頂部位置での血流量のプローブ押圧依存性の測定結果には、ばらつきはあるものの、頭頂部の血流量は、プローブ押圧１ｇ重／ｍｍ２弱〜２ｇ重／ｍｍ２弱の範囲において血流量が最大値を示す結果となった。
【００４７】
（血流量の光ファイバのコア間隔依存性）
図１３には、血流量と光ファイバコア間隔の依存性の測定用に製作した４種類の光センサプローブの、光ファイバ先端部分におけるコア光軸に垂直な断面図を示す。
図１３に示す各光センサプローブでは、断面幅方向の両端に配置された光入射用、受光用の各１本の光ファイバの間に、別の同径の光ファイバを０本〜３本並べて接着剤で固定している。これにより、プローブ先端からの光出射用、受光用の２本の光ファイバのコア中心間隔が、２５０〜１０００μｍの４通りに異なる４組の光センサプローブを作製した。
このような光出射用、受光用の２本で１組の光ファイバを用いた、コア中心間隔が異なる４種類の光センサプローブを、図９の構造として、光プローブ先端での押圧力を１．７ g重／ｍｍ２で一定にした状態で、中指腹と額中央での血流量測定を、それぞれ実施した。
図１４に、得られた中指腹と額中央での、各血流量の４点２組の測定結果をファイバコア中心間隔の順にプロットした結果を示す。その結果、中指腹と額中央の両方で、非常に類似した変化を示し、７５０μｍで最大値を示した。
【００４８】
（ファイバまたはコアの切り替え）
図１３の断面図では、両端の光出射用、受光用の２本の光ファイバの間に挟まれた光ファイバは光を通さない、いわゆるダークファイバとして表現しているが、これらの間に挟まれた光ファイバも光を通すものとしてもよい。この場合、光源またはドップラー測定装置にファイバまたはコア切り替える光切り替え機能を設け、レーザ光出射用または散乱光受光用の光ファイバの少なくとも一方を選択的に切り替え可能とすれば、コア間隔を切り替え可能となり、図８に説明したような原理で測定する皮膚の領域の深さを切り替えることができる。また、一つのファイバをレーザ光出射用に、それ以外の複数のファイバを散乱光の受光用のファイバとして用いることにより、図８で示すような光ファイバ間隔の異なる光センサプローブを同時に得られることになり、光侵入深さの異なる領域での散乱光を同時に測定することも可能となる。
例えば図１３において、計５本の光ファイバを使用したコア間隔１０００μｍの構造のプローブの場合であれば、５本のうち２本を選択的に切り替えて使用して、２５０〜１０００μｍの４通りのコア間隔の切り替えを実現でき、皮膚の異なる深さの領域の血流量を測定することができるだけでなく、さらには、２５０〜１０００μｍの４通りのコア間隔の散乱光の同時測定も可能となる。また、マルチコアファイバの場合は、同様にコアを切り替え、もしくは散乱光の同時受光を可能とすればよい。
【００４９】
（アダプタソケット）
また、光センサプローブの先端部分の出射用、受光用の２本の光ファイバを剥き出しとしておき、剥き出しの光ファイバを挿入する複数の穴が開いた部材を、プローブのアダプタソケットとして取り付け可能とすることもできる。プローブのアダプタソケットは、光ファイバのコアに垂直な断面が図１３のように異なるものを複数種類形成して、両端に異なる間隔で少なくとも２つの穴が開いた部材として形成しておけばよい。あるいは、１つのアダプタソケットで、剥き出しの光ファイバを挿入する穴を複数設けておき、選択的に使用しても良い。
【００５０】
この場合、アダプタソケットの光ファイバのコアに沿った断面は、図８に示した断面に類似した形で形成することができる。剥き出しの光ファイバの挿入部分から先端に向けては、２本の光ファイバのコア中心間隔が広がるまたは狭まるように、アダプタソケットの２つの穴の間隔を末広がりに広げ、または狭めて形成してもよい。
【００５１】
このような幅の異なるアダプタソケットを複数用意しておき、剥き出しの２本の光ファイバの先端を挿入して光センサプローブに取り付け可能としておく。そうすれば、光源やドップラー測定装置に光切り替え機能を設けなくても、プローブのアダプタソケットだけ交換することにより２本の光ファイバのコア中心間隔を変えて、異なる皮膚深さの血流量を測定することが可能になる。また、アダプタソケットは、２本の光ファイバのコア中心間隔同じであっても、皮膚など被測定部に接触する接触面積の異なるアダプタソケットを複数用意しておくことにより、アダプタソケットを変えることで単位面積当たりの被測定部への押圧力を可変させることが可能となる。さらには、アダプタソケットの皮膚などの被測定部に接触する部分に、脈拍を測定するための電極や、温度センサーなどを取り付けたアダプタソケットを用いることにより、血流量の測定と共に、脈拍や体温などの同時測定も可能となる。
【００５２】
（血液の粘度や血管の弾性率の測定方法）
つぎに、以上のような光センサプローブを用いた、血液の粘度や血管の弾性率の測定方法の実施形態について述べる。
【００５３】
（人体の血流状態）
人体の各部位での血流状態としては、直径20〜32mmの上行大動脈中では、血流のレイノルズ数は約3600〜5800であり、直径16〜20mmの下行大動脈中では、血流のレイノルズ数は約1200〜1500、直径2〜6mmの太い動脈では、血流のレイノルズ数は約110〜850、直径20mmの大静脈では、血流のレイノルズ数は約630〜900、直径5〜10mmの太い静脈では、血流のレイノルズ数は約210〜570であり、直径0.005〜0.01mmの毛細血管では、血流のレイノルズ数は約0.0007〜0.003である。
【００５４】
そのため、概ね約5mm未満の動脈、静脈では、レイノルズ数が2000より十分小さい値を示す。ここでレイノルズ数が臨界レイノルズ数：2000より十分に小さな流路（血管）での流体は、層流となる。臨界レイノルズ数（＜2000）より十分小さい層流として流れる粘性流体の場合、以下の式が成り立つことが知られている。
【００５５】
つまり、血流量；Ｑ、η：血液の粘度、ｒ：血管の半径、ｌ：血管の長さ、Ｐ：動圧（血管両端の圧力差）とすると、以下のHagen-Poiseuilleの関係式が成り立つ。
2020129277.tif 000009
【００５６】
（血液粘度の評価方法）
図１５に、人体の中指腹部での血流量の時間変化を示す。血流量は、時間変化に対して一定ではなく、心臓の拍動による脈波と、拍動より長い時間周期の血流量変動が重なっている。この時、図１５中の短時間の血流量変動によって生じる血流量差Δｐは、心臓収縮の拍動による圧力変動を主要因とするため、ほぼ一定と考えて良い。
【００５７】
ここで、前記式（６）のHagen-Poiseuilleの関係式において、動圧Ｐは、心臓の拍動の圧力によって生じるため、脈波の振幅Δｐに比例する。
従って、比例定数をＣとすると、Ｐ＝Ｃ・Δｐとなるので、式（６）より、血液の粘度ηは以下の式（７）で表される。
2020129277.tif 000010
つまり、脈波の振幅Δｐと血流量Ｑとの比Δｐ／Ｑより、流れる血液の粘度ηの指標が得られる。
【００５８】
上記より、本発明における血液粘度の測定方法の実施形態としては、まず、光センサプローブの押圧力を変化させて、血流量Ｑ、脈波振幅Δｐを実際にいくつか測定する。その結果を元に、血流量と脈波振幅の比を求めることにより、式（７）から血液の粘度ηの指標を得ることができる。
【００５９】
この血液粘度の指標は、結果的に血液内の断面積などの別のパラメータなどの影響も含むため、絶対的な血液粘度のみの指標とはならない。しかし、光センサプローブによる押圧力を変化させ、押圧力によって皮下の血管を押し潰して、血管内の断面積を変化させながら、血流量、脈波を測定することにより、血液粘度を計算し相対的に評価することが可能となる。
同一被験者内で、血液密度等は局所的な変化をしにくいパラメータでもある。従って、同一被験者の同一測定場所を継続的に測定し、血管の弾性率に相当する指標を継続的に評価することにより、血管の硬さの変化を相対的に測定することが可能となる。
【００６０】
（押圧による血流量の変化）
押圧力がない血管について、徐々に押圧力を加えて血管を押しつぶすことにより、管路の断面性が減少し、流量が減少していく。さらに押圧力を増加させていくと、最終的には、管路の断面積が０となり、血液が完全に流れなくなり、阻血状態となる。
また、測定される血管において、強い圧力を付加して、血流量がゼロ、つまり阻血の状態から、押圧力を減少させると、血管内の断面積の大きさに応じて、血流が増加する。つまり、原理的には血流量と押圧力は相関があり、それは血管の弾性によって変化する血管内の断面積の大きさに依存することが分かる。
【００６１】
（血管弾性率の評価方法）
ここで血液の流量をＱ、流量係数をα、血管内断面積をＡ、流速をＶとすると、血管内を流れる血液の流量と流速の関係は、
Ｑ＝α×Ａ×Ｖ          （８）
で表される。
このとき、ベルヌーイの定理より、脈波の圧力変化Δｐにより血液が流れると考えられるので、血液密度をρとすると、血液の流速は、以下の式９で与えられる。
2020129277.tif 000011
【００６２】
ここで、図１６に示すように、ファイバセンサプローブ１５の先端が皮膚表面に押圧力：Ｐｅｘを加えている状態を考える。
このとき、プローブの押圧により、血管２が押しつぶされるが、ファイバセンサプローブ１５先端は皮下毛細血管２の断面積より十分に大きいと考えられることから、皮下血管断面に対して垂直にかつ均一な押圧力Ｐｅｘが印加されていると考えられる。このとき、光センサプローブ先端の硬さが血管２より十分に硬く、光センサプロー１５ブ先端の平面形状に沿った形で、皮下血管が変形すると考え、断面が図１６の血管のように変形していると仮定すると、血管内断面積ＡをギャップＧの隙間を有する幅Ｗの長方形形状と近似でき、血流量Ｑ は次式で表される。
2020129277.tif 000012
【００６３】
このとき図１６における外部からの押圧力：Ｐｅｘにより、血管２が押し潰れることになるが、１次近似として、血管の幅Ｗの変化はほとんど無視できるほど小さく、血管の厚みＧ（図中上下の内壁のギャップ高さ）のみが変化すると考える。
一方、外部からの押圧力：Ｐｅｘ＝０の時の血管の厚みをＧ０とすると、血管の弾性率（ヤング率）をＥとすると、外部からの押圧力：Ｐｅｘは、フックの法則より、以下の式で表される。
Ｐｅｘ＝Ｅ（Ｇ０−Ｇ）                  (１１)
つまり、Ｇ＝Ｇ０−Ｐｅｘ／Ｅであるから、式１０より、以下の式１２が得られる。
2020129277.tif 000013
つまり、上記のような一次近似を実施すれば、血流量Ｑと脈波Δｐの平方根の比（式１２の左辺）は、外部からの押圧力Ｐｅｘの一次関数として決まり、その傾きが血管の弾性率Ｅに反比例することが分かる。
【００６４】
このことより、本発明における血管の弾性率の測定方法の実施形態としては、まず、光センサプローブの押圧力を変化させて、血流量、脈波を実際に複数測定する。その測定結果を元に、血流量と脈波の平方根の比と押圧力の変化の関係を求める。血流量と脈波の平方根の比の押圧力の依存性（傾き）を数値化することにより、血管の弾性率Ｅの逆数に相当する指標を得ることができる。
【００６５】
ここで、図１６に示されるように押圧力Ｐｅｘは血管２だけに加わっている訳ではない。皮下組織や血管以外の弾性率によっても式１１の弾性率Ｅは影響を受けるが、式１０および式１２において、血流量および脈波の振幅との相関と考えた場合には、弾性率Ｅは、血流量と脈波の振幅の平方根の比に関係する血管（および血流に影響する血管周辺）の弾性率と考えて問題ない。（血流量と脈波の振幅に無相関な弾性率は、式１２の定数項となる。）
【００６６】
また血管の弾性率Ｅの逆数に相当する指標は、血液の密度などの別のパラメータなどの影響も含むため、絶対的な血管弾性率のみの指標とはならない。しかし、同一被験者内で、血液密度等は局所的な変化をしにくいパラメータでもある。従って、同一被験者の同一測定場所を継続的に測定し、血管の弾性率に相当する指標を継続的に評価することにより、血管の硬さの変化を相対的に測定することが可能となる。
【００６７】
（測定方法の実施例）
本発明における血液粘度と血管の弾性率の測定方法の実施例を更に具体的に説明するが、本発明はこれら実施例に限定されない。
【００６８】
（測定方法の実施例１：中指腹における血液粘度評価）
図１７は、血液粘度評価のために、本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、人体の左手中指腹の位置での、脈波の振幅に対する血流量の依存性を示す図である。
本測定では、図９に示すような光センサプローブで、1本の外径１２５μｍのＧＩ光ファイバ２本の先端のみをファイバ中心間隔を約５００μｍ離した状態で固定したものを用いた。２本のファイバをそれぞれ光入射、受光用のファイバとして、レーザードップラー流量測定法により血流量測定を実施した。手中指腹の位置は、人体で血流量が大きい部位であり、かつ測定しやすい部位である。
その結果、図１７に示すように、脈波の振幅の増加に伴い血流量の測定強度が大きくなった。脈波の振幅と血流量の測定強度とは比例関係の傾向が見られたため、線形近似によって近似計算を行なったところ、相関係数が0.896と強い正の相関を示し、前記式７で示したような、Hagen-Poiseuilleの関係式に適合した相関が得られた。
また、式７より、血液粘度の逆数に相当する線形近似の直線の傾き計算したところ、2.29の値を示した。この値より血液粘度ηに相当する相対的な指標が得られた。
【００６９】
（測定方法の実施例２：頭部の額左右における血液粘度評価）
図１８は、血液粘度評価のために、本発明の実施形態の光センサプローブで測定した、頭部の額左右の位置での、脈波の振幅に対する血流量の依存性を示す図である。
本測定でも、図９に示すような光センサプローブで、実施例１と同じ条件にて測定した。
その結果、図１８に示すように、測定方法の実施例２においても脈波の振幅と血流量の測定強度とは比例関係の傾向が見られ、相関係数が0.778の正の相関関係が認められた。頭部の額左右の位置は、実施例１の中指腹よりも血流量が少ない測定部位であるために、測定誤差に伴う相関係数の低下がみられたが、線形近似の直線の傾き1.53が得られた。
これらの線形近似の直線の傾きは、血液粘度ηに相当する相対的な指標であり、測定部位での皮下の血管の太さが異なる可能性があるため、同じ測定部位を定期的に測定することにより、血液粘度の相対的変化の把握が可能となる。
【００７０】
（測定方法の実施例３：頭頂部での血液流量と脈波の比による血液粘度評価）
図１９は、血液粘度評価のために、本発明の光センサプローブの実施形態で測定した、頭頂部での脈波の振幅に対する血流量の依存性を示す図である。
本測定でも、図９に示すような光センサプローブで、測定方法の実施例１と同じ条件にて測定した。人体頭部の毛髪下の頭頂部位置での、脈波の振幅に対する血流量の依存性を示している。
その結果、図１９に示すように、測定方法の実施例３においても脈波の振幅と血流量の測定強度とは比例関係の傾向が見られ、相関係数が0.678の正の相関関係が認められた。頭頂部位置は、実施例１および２よりもさらに血流量が少ない測定部位であるために、測定誤差に伴う相関係数の低下がみられたが、線形近似の直線の傾き0.35が得られた。
これらの線形近似の直線の傾きは、血液粘度ηに相当する相対的な指標であり、測定部位での皮下の血管の太さが異なる可能性があるため、同じ測定部位を定期的に測定することにより、血液粘度の相対的変化の把握が可能となる。
【００７１】
（測定方法の実施例４：中指腹および頭頂部での血管の弾性率の評価）
図２０に、血管の弾性率の評価のために、光センサプローブの先端の押圧力を変えて、血流量と脈波振幅の平方根の比を測定した結果の依存性を示す。
本測定でも、図９に示すような光センサプローブで、測定方法の実施例１と同じ条件にて測定した。
本測定では、手中指腹と頭頂部の２箇所の位置において、押圧力（図２０の横軸）を３通りに変えて測定を実施した。得られた測定値を元に、血流量と脈波振幅の平方根の比、Ｑ／√（Δｐ）を計算した。（図２０の縦軸）
その結果、図２０に示すように中指腹と額中央の両方で、前記式１２に示すような直線的な変化を示した。特に中指腹では、式１２の押圧力Ｐｅｘの係数である、
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として、傾き約6.1の値を示した。この時の相関係数は、0.9947で非常に良い直線相関を示した。一方、頭頂部では、傾き約1.35の値を示した。この時の相関係数は、0.6857でそこまで高い直線相関の値を示していない。これについては、血流量や脈波振幅の測定数の少なさによる、測定誤差の影響が表れていると考えられる。
この傾きの値は、血管の弾性率Ｅに直接依存した指標であるが、測定部位での血管の状態が異なるため、同じ測定部位の血管弾性率を定期的に測定することにより、血管弾性率の経時的変化の把握が可能となる。
【産業上の利用可能性】
【００７２】
以上説明したように、本発明の光センサプローブ用いた本発明の測定方法によれば、高精度な押圧調整によって得られる脈波波形と血流量の測定結果より、血管弾性率と血液粘度も評価可能となる。そのため、予防医学や初期治療など様々な産業分野で利用可能であり、その産業上の利用価値は極めて大である。
【符号の説明】
【００７３】
１  頭皮
２  （毛細）血管
３  頭蓋骨
４  赤血球
５  レーザ光
６、７  散乱光
１０  光ファイバ
１１  ファイバ固定点（固定部）
１２  ピンホール（拘束穴）
１３  光ファイバの先端
１４  ファイバ支持部
１５  押圧光プローブ（光センサプローブ）
２０  測定対象物（皮膚）
【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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【国際調査報告】
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