人体に装着して静脈血の挙動をシミュレートする血管模擬センサーであって、内部に擬似血液が充填された第1ケーシングと、前記第1ケーシングの外側に有って、内部に擬似リンパ液体が充填された第2ケーシングと、前記第1ケーシング及び前記第2ケーシングを挟んで設けられた発光素子及び受光素子と、を有することを特徴とする血管模擬センサー。請求項1記載の血管模擬センサーにおいて、前記第2ケーシングは、両端が閉塞された筒状、または、メッシュ状を有することを特徴とする血管模擬センサー。請求項1記載の血管模擬センサーにおいて、前記第2ケーシングは、透明性を有する樹脂で形成されることを特徴とする血管模擬センサー。人体に装着して脈波を計測する脈波計において、脈波センサーを有し、脈波信号を出力する脈波検出部と、請求項1ないし請求項3のいずれか一項に記載の血管模擬センサーと、前記血管模擬センサーからの出力信号を前記脈波検出信号から除去する体動除去部と、を備えたことを特徴とする脈波計。請求項4記載の脈波計において、前記血管模擬センサーは、前記脈波センサーの近傍に配置されることを特徴とする脈波計。一般的には、動脈内の血液と比べ、静脈内の血液のほうが体動の影響を受けやすく、静脈血を計測した波形が体動成分に近いことが知られている。静脈血を無侵襲方法で計測した結果は皮下組織を介した測定結果であり、そこから静脈血の純粋な動き成分が得にくい。そのため、体外に模擬静脈を設け、静脈血が受けた体動による影響をあたかも直接に計測するような方法が考えられた。特許文献1では、光電脈波を計測すると共に、静脈血と同等の粘性を有する模擬血液を封入したチューブ管を設ける。そして、体動により生じた、模擬血液の流れの変化を光電信号として計測する。こうして得られた信号を、別途同時に測定した脈波信号内の血液の体動成分と見なし、脈波測定信号からこの成分を差し引くことで、純粋の脈波信号を得ようとしている。しかし、皮下組織にはリンパ液等の液体が含んでおり、体動は血管内の血液のみならず、皮下組織内の液体の流れに対しても影響を及ぼしている。従来例の血管模擬センサーでは、この皮下組織に対する体動影響を考慮に入れていない。このため、模擬静脈血の動き成分を除去した結果には皮下組織内の液体が受けた体動ノイズがまだ含まれている。すなわち、動き成分を除去した結果はまだ純粋の脈波信号になっていない。この方法では、体動時に計測した脈波信号の中で、体動ノイズ成分が支配的で、脈動成分が相対的に微弱である場合は脈波成分が得られにくい。不整脈の発症等をモニタリングするような目的脈拍の時間間隔を1拍ごとに正確に測る必要があるを達成することが困難である。本発明は、このような課題に鑑みてなされたものであり、脈波計測における、皮下組織が受けた体動影響を含めた動きノイズ成分を除去し、純粋な脈波により近い信号を得ることを少なくとも一つの解決課題とする。上記課題を解決するために本発明は、以下の形態または適用例として実現することが可能である。[適用例1]本適用例に係る血管模擬センサーは、人体に装着して血液の挙動をシミュレートする血管模擬センサーであって、内部に擬似血液が充填された第ケーシングと、前記第1ケーシングの外側にあって、内部に擬似リンパ液体が充填された第2ケーシングと、前記第1ケーシング及び前記第2ケーシングを挟んで設けられた発光素子及び受光素子と、を有することを特徴とする。本適用例によれば、内部に擬似血液が充填された第1ケーシングおよびその外側にあり、内部に擬似リンパ液体が充填された第2ケーシングを有するため、体動時において、これらのケーシングを挟んで設けられた発光素子及び受光素子で測定された信号には、体動によって擬似血液が生じた体動成分および、擬似リンパ液が生じた体動成分が含まれるとなる。これらの擬似生体液に対して測定した体動成分は、同時に別途測定された脈信号内の体動成分と高い相関関係にある。脈波測定信号から体動ノイズを除去する際に、これらの擬似生体液から得られた体動成分を用いることによって、皮下組織が受けた体動影響を含めた動き成分を除去し、純粋な脈波により近い信号を得ることが可能となる。[適用例2]上記適用例に記載の前記第2ケーシングは、両端が閉塞された筒状、または、メッシュ状を有することを特徴とする。本適用例によれば、第2ケーシングは、両端が閉塞された筒状、または、メッシュ状を有するため、体動時に擬似リンパ液が多方向に不規則に流れることができる。この形状は人体皮下組織中に多方向に伸長し分布しているリンパ管内にあるリンパ液が体動によってリンパ管内に流れるのを模擬することに好適である。中に充填される擬似リンパ液により、皮下組織が受けた体動影響を模擬することが可能となる。[適用例3]上記適用例に記載の第2ケーシングは、透明性を有する樹脂で形成されることを特徴とする。本適用例によれば、第2ケーシングは透明性を有する樹脂で形成されるため、発光素子から発される光に対する、第2ケーシングによる減衰が最小限に留める。これによって、受光素子にて皮下組織がうけた体動影響を最大限に受け取ることが可能となる。[適用例4]本適用例に係る人体に装着して脈波を計測する脈波計は、脈波センサーを有し、脈波検出信号を出力する脈波検出部と、上記適用例のいずれかに記載された血管模擬センサーと、前記血管模擬センサーから出力された擬似体動成分を前記脈波検出信号から除去する体動除去部と、を備えたことを特徴とする。本適用例によれば、前記血管模擬センサーにより体動成分を計測され、体動信号として出力されると同時に、前記脈波センサーにより脈波も計測され、光電脈波信号として出力される。体動除去部により、血管模擬センサーの出力信号を信号処理方法で脈波センサーの出力信号から除去される。これによって、皮下組織がうけた体動影響を含めた体動成分を除去することが可能となる。[適用例5]上記適用例に記載の前記脈波センサーは、前記血管模擬センサーの近傍に配置されることを特徴とする。本適用例によれば、前記脈波センサーが、前記血管模擬センサーの近傍に配置されるため、体動による生じる影響は、前記脈波センサーの計測対象となる血管がもとより、前記血管模擬センサーも受けることになる。このため、前記脈波センサーが測定した脈波内の体動成分が、前記血管模擬センサーにより得られた体動信号と高い相関関係にある。したがって、前記血管模擬センサーから得られた信号により示される体動成分を脈波信号から差し引くことで、皮下組織が受けた体動影響を含めた動き成分を除去することが可能となる。実施形態を説明するに先立ち、本発明の動作原理を説明する。身体のある部位の血管へ流入する血液によって生じる血管の容積変化を示す波形を脈波という。この脈波を検出するセンサーとして、発光素子から検出光を測定部位に照射し、その反射光または透過光を受光素子により検出する手法が従来から用いられてきた。この方法では、発光素子から発する光量を一定にして、受光素子側で受光した光量の変化で血管の容積変化として検出する。発光素子にはLEDLightEmittingDiodeを使用し、受光素子にはPDPhotoDiodeを使用するのが一般的である。この手法において、体動を伴わない安静時の脈波センサーの出力は、心筋の収縮により周期的に心臓から大動脈に押し出され、細動脈、そして毛細血管に流入する血液により形成される脈波成分が支配的であるが、体動がある時においては、脈波成分に加えて様々な体動成分も含まれている。この体動成分は、被測定者である人のさまざまな動き運動、日常動作に起因する生体内部の変化により生じるものであることが知られている。この生体内部の体動成分を無侵襲に検出する手法として、従来例のように、脈波を計測すると共に、血液と同等の粘性を有する模擬血液を封入したチューブ管を設けて、体動により生じた模擬血液の流れの変化を脈波計測と同様に計測し、そして、この模擬血液に対する測定結果を、体動成分を混入した脈波から信号処理方法を用いて差し引くことで、より純粋の脈波信号を取得する方法があった。次に本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。第1実施形態図1は、本発明の一実施形態である脈波計測装置1の外観を示す図である。図2は、脈波計測装置1の断面を示す略図である。図1に示すように、脈波計測装置1は、腕時計を模した形状を有している。その表面には、長方形状の表示面を持った表示部12が設けられている。表示部12には、脈波計測装置1による測定結果である脈波形、または、脈波形を元に算出された脈拍間隔や脈拍数が表示される。脈波計測装置1の筐体の外周部にはボタンスイッチ11が設けられている。ボタンスイッチ11は、脈波の測定開始や測定終了、測定結果のリセットなどの各種指示の入力に用いられる。表示部12およびボタンスイッチ11は図4に示される装置内部にある電子回路に接続されている。図2の装置断面略図に示すように、脈波計測装置1と装着部位の腕とが接する面24には、測定光を腕に照射するLED23と、反射光を受光する受光素子となるPD22からなる脈波センサー20が取り付けられている。脈波センサー20のLED23は、供給される電流に応じた強度で、血液に吸収され易い波長の光例えば、青色とするを計測部位に向けて照射する。照射された光は、測定部位の表皮を透過してその奥の真皮の毛細血管に到達する。血管に到達した光の一部は、血管内を流れる血液により吸収される。また、血管に到達した光のうち血管内の血液により吸収されなかった光は、一部は測定部位を透過し、残りは皮下組織における散乱等を経た後に反射光としてPD22に到達する。PD22は、LED23の波長に合わせたフォトダイオードであり、反射光の強度に応じた大きさの電流が流れる。ここで、測定部位における血管は、心拍と同じ周期で膨張と収縮を繰り返している。そして、血管の膨張と収縮の周期と同じ周期で光の吸収量が増減し、これに合わせて反射光の強度も変化する。このため、PD22に流れる電流は、測定部位における血管の容積変化を示す成分をもったものとなる。また、血管模擬センサー21は装置内部の脈波センサー20の上部に取り付けられている。図3は、脈波計測装置1に内蔵される血管模擬センサー21の斜視図である。血管模擬センサー21は、擬似血管30となる両端が閉塞された筒状のチューブ管を有する。擬似血管30の内部には、血液と同等の粘性及び色を有する液体である擬似血液34が封入されている。擬似血管30の外側に、透明性を有する樹脂で形成され、閉塞されたメッシュ状の擬似リンパ管31を有する。擬似リンパ管31の内部には、図示されていない擬似リンパ液が封入されている。擬似リンパ液は、リンパ液と同等の粘性及び色を有する液体である。擬似リンパ管31の外側に、擬似リンパ管31を挟むように発光素子となるLED32と受光素子となるPD33が取り付けられている。血管模擬センサー21のLED32は、脈波センサー20のPD22と同じ波長の光を一定の発光強度で擬似リンパ管31及びその奥にある擬似血管30に向けて照射する。照射された光は、一部は擬似血管30内に擬似血液に吸収されるが、一部は擬似リンパ管31及び擬似血管30を透過して、PD33に到達する。PD33は、LED32の波長に合わせたフォトダイオードであり、透過光の強度に応じた大きさの電流が流れる。安静時においては、擬似血管30内の擬似血液34及び、擬似リンパ管31内の擬似リンパ液には波動がなく、透過光の光路上における擬似血液と擬似リンパ液の厚みも変化がないため、PD33が受光した光の強度は一定である。一方、体動している時に、その動きを受けて擬似血液34が擬似血管30内に、擬似リンパ液が擬似リンパ管31内に、それぞれ波打つように管内に流れる。これらの波は透過光の光路上における擬似血液34と擬似リンパ液の厚みを変化させるため、PD33が受光した光の強度が変化する。波のピークが透過光の光路にあるときは、擬似血管または擬似リンパ液に吸収される照射光が多くなり、PD33に到達する透過光の強度が低くなる。一方、波の谷が透過光の光路にあるときは、逆に擬似血管または擬似リンパ液に吸収される照射光が少なくなり、PD33に到達する透過光の強度が高くなる。この透過光の強度変化に応じて起きたPD33に流れる電流の変化は、動きによって引き起こした擬似血液34の波動と擬似リンパ液の波動とを足し合わせた動きを表すものとなる。この動きを示すものは、体動時に脈波センサー20が計測した脈波内に含まれる血管及び皮下組織の体動成分に極めて近く、高い相関関係にあると考えられている。図4は本実施形態の機能的構成例を示すブロック図である。図4に示すように、脈波計測装置1には、血管模擬センサー21からの出力信号を増幅する体動信号増幅回路40と、脈波センサーからの出力信号を増幅する脈波信号増幅回路41と、A/D変換回路42と、MPU43と、RAM44と、ROM45と、表示部12と、を備えている。体動信号増幅回路40は、血管模擬センサー21から出力される電流信号を電圧信号に変換して、さらに所定増幅率で増幅して、増幅体動信号MAとしてA/D変換回路42に出力する。脈波信号増幅回路41は、脈波センサーから出力される脈波電流信号を電圧信号に変換して、さらに所定増幅率で増幅して、増幅脈波信号PAとしてA/D変換回路42に出力する。A/D変換回路42は、入力された増幅体動信号MA及び増幅脈波信号PAをそれぞれ個別にアナログ/デジタル変換して、体動検出信号MS及び脈波検出信号PSとしてMPU43へ出力する。MPU43は、入力された体動検出信号MS及び脈波検出信号PSをRAM44に格納するとともに、ROM45に格納されたプログラムに基づいて、まず、脈波検出信号PSに対し体動成分除去処理を行い、純粋の脈波信号Pを求める。体動成分除去処理は、脈波検出信号PSを学習信号とし、体動検出信号MSを入力信号とするnLMSnormalizedLeastMeanSquareアルゴリズムなどの周知の適応ノイズ除去アルゴリズムを用いて、脈波検出信号PS内の体動成分を差し引く。その結果は、体動成分が除去された、純粋な脈波信号Pとなる。次に、被測定者が入力した表示要求に応じた脈波の属性脈拍間隔の長さや脈拍数等を算出し、表示部12に出力し、表示させる。被測定者が入力した表示要求が脈拍間隔なら、プログラムは脈波信号Pに対し、時系列に沿って脈波ピーク検出を行い、ピークとその1つ前のピークとの間の時間差を算出して表示する。また、脈拍数表示が要求されるならば、所定時間内例えば1分前から現在までの脈波ピークの個数をカウントし、表示部12に出力して表示する、あるいは、脈波信号Pに対し、FFT演算を行い、脈波の周波数成分のうち、パワーが一番強い周波数を脈拍頻度と見なし、それを所定時間内の脈拍数に換算して、表示部12にて表示する。実施形態の変形以上、本発明の実施形態について説明したが、この実施形態に以下に述べる変形を加えても勿論良い。1上記実施形態では、脈波センサー20及び血管模擬センサー21の発光色は青色であったが、この発光色を緑やその他の色にしてもよい。2上記実施形態では、擬似リンパ管がメッシュであったが、この擬似リンパ管を擬似血管の外側を覆う閉塞された筒状であってもよい。3上記実施形態では、血管模擬センサーは脈波センサーの上部に取り付けられているが、この上部以外の脈波センサーの近傍位置に血管模擬センサーが取り付けられてもよい。4上述した実施形態では、脈波計測装置1に脈波センサーと血管模擬センサーから出力された信号を処理する機能等が内蔵されているが、信号処理や脈波属性算出や表示等の機能を携帯電話等の外部機器に設け、脈波計測装置1は、脈波センサーと血管模擬センサー及び外部機器と通信する無線通信部だけで構成してもよい。この場合、信号処理や脈波属性算出や表示等の機能は、外部機器の有するCPU、表示機能を利用できるため、計測の低コスト化が可能となる。