JP4606836B2 - 血管硬化度算出装置および血管硬化度算出プログラム - Google Patents

Description

本発明は、血管の硬化度を算出する血管硬化度算出装置、および、演算処理装置内で実行されその演算処理装置を血管硬化度算出装置として動作させる血管硬化度算出プログラムに関する。

近年、益々の高齢化社会を迎え、動脈硬化性疾患の早期診断、早期治療への対策が急務とされている。このためには、先ずは、動脈硬化がどの程度進んでいるかを正しく測定、評価する必要がある。

動脈硬化を非観血的に定量診断する手法の１つとして大動脈について２点間の脈波伝播速度（ＰＷＶ：Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ）を測定する大動脈脈波伝播速度検査法が知られている。

脈波伝播速度は硬い物質中で速く、軟かい物質中では遅いこと、さらに、健康な動脈壁は柔かく弾力性に富み、動脈硬化の血管壁は硬くもろいことが知られている。大動脈脈波伝播速度検査法は、この性質を利用するものであり、概略的に言うと大動脈の２点間の脈波伝播速度を測定し、その速度が速いほど動脈硬化が進んでいると診断するものである。この脈波伝播速度（ＰＷＶ）は、通常、ｍ／ｓｅｃの単位で表現される。

図１は、脈波伝播速度測定法の一例を示す模式図である。この図１に示す脈波伝播速度測定法は、Ｆｒａｎｋ法と呼ばれる測定法である。

ここでは、図１（Ａ）に示すように、２つの脈波センサを用い、それぞれ頸動脈と大腿動脈の脈波を測定する。また、大動脈弁口から各脈波測定点までの距離ａ，ｂ＋ｃを測る。大動脈弁口と大腿動脈測定用の脈波センサとの間を直線で測らずに折れ線（距離ｂと距離ｃ）で測るのは、大動脈が延びる経路を考慮したものである。

図１（Ｂ）は、各脈波センサで測定された、頸動脈波（ａ）および大腿動脈波（ｂ）を示している。

これらの脈波の所定の立ち上がり点、例えば波高値の１／５だけ立ち上がった点どうしの時間Ｔを求める。

このように距離ａ，ｂ，ｃと時間Ｔを求めることにより、脈波伝播速度ＰＷＶは、

により求められる。

特許文献１には、上記の脈波伝播速度測定法を基にした改良技術が開示されている。尚、この特許文献１では、頸動脈および大腿動脈の脈波に代えて上腕および足首の脈波測定が行なわれている。

図２は、脈波伝播速度測定法のもう１つの例を示す模式図である。この図２に示す脈波伝播速度測定法は、吉村法と呼ばれる測定法である。

図１に示すＦｒａｎｋ法と同様に頸動脈と大腿動脈の脈波を測定する２つのセンサに加え、さらに大動脈弁口にもセンサを配置してＩＩ音の開始点を計測する。また、大動脈弁口と大腿動脈脈波測定用センサとの間の直線距離Ｄを測る。この直線距離Ｄと動脈の実際の経路との相違を補正するため、その直線距離Ｄを１．３倍する。

また、図２（Ｂ）の（ｂ）に示す頸動脈波の立ち上がりのタイミングから大腿動脈波の立ち上がりまでの時間Ｔと、大動脈弁口のＩＩ音のタイミングから、頸動脈波上の、そのＩＩ音を捉えたタイミングまでの時間ｔを測定する。

このように、直線距離Ｄと、時間Ｔ，ｔを求めることにより、脈波伝播速度ＰＷＶが、

により求められる。

ここで、脈波伝播速度は、血圧により変動する。これは、血圧が上がるとその分血管が内部の血液に押されて膨張し、見かけ上血管が硬くなるためである。

図３は、最小血圧（拡張期血圧）と大動脈脈波伝播速度との関係を示すグラフである。この図３は、７３の症例について、最小血圧（拡張期血圧）と大動脈脈波伝播速度との関係を調べたものである。

この図３に示すように、血圧が上昇すると大動脈脈波伝播速度も高速となる。

図４は、脈波伝播速度補正カーブを示した図である。

図３に示すように脈波伝播速度は血圧によって変化する。そこで、図３に示すような多数の症例について統計的に解析し、図４に示すように脈波伝播速度補正カーブを求めておく。実際の測定にあたっては脈波伝播速度を測定するとともに血圧を測定し、測定した脈波伝播速度を図４に示す脈波伝播速度補正カーブに従って、最小血圧（拡張期血圧）８０ｍｍＨｇのときの脈波伝播速度に換算する。ここでは、この最小血圧（拡張期血圧）８０ｍｍＨｇのときの脈波伝播速度に換算したときの大動脈脈波伝播速度を、後述する表記と合わせ、ＰＷＶ２と表記する。

特許文献１でも、この血圧による補正が行なわれている。

こうすることにより、その症例の脈波測定時の血圧には依存しない、その症例の大動脈脈波伝播速度が求められ、その大動脈脈波伝播速度を元に動脈硬化の診断が行なわれる。

また、後の説明のために非特許文献１を挙げておく。
特許第３１４０００７号公報 「Ａｒｔｅｒｉａｌ ｔｒｅｅにおける系統的動脈硬化度分布の非観血計測」脈管学 Ｖｏｌ．２５，Ｎｏ．４，１９８５ ｐ．４５３−４６０

ところが、上記のＦｒａｎｋ法あるいは吉村法のいずれにおいても股下における大腿動脈の脈波検出を必要としており、羞恥心も手伝って簡便には測定することができないという問題がある。

上述の特許文献１には上腕と足首の脈波測定を行なうことが記載されており、簡便な測定を行なうことができるという点では優れているものの、この場合、従来より多用されてきたＦｒａｎｋ法や吉村法により得られた厖大なデータが利用できず、多数の症例のデータを収集することから始める必要がある。また、多数の症例のデータを収集したとしても、Ｆｒａｎｋ法や吉村法により得られたデータと値が異なる（例えば正常範囲の上下限値が異なる）とＦｒａｎｋ法や吉村法により得られたデータに慣れている医師を戸惑わせることとなり、最悪の場合誤診につながりかねないという問題がある。

また、本願出願人において、上腕と膝の脈波を検出して脈波伝播速度を求めることを提案しており（特願２００４−１５１７４５号）、この測定法によれば、簡便な測定を行なうことができるとともに再現性の良い測定を行なうことができるが、この場合も、このままでは従来より多用され蓄積されてきたＦｒａｎｋ法や吉村法による大動脈脈波伝播速度ＰＷＶ２のデータを使うことができず、多数の症例のデータを収集する必要があり、数値が異なることも問題となる。

本発明は、上記事情に鑑み、簡便な測定が可能であって、その簡便な測定による測定結果を用いて、過去に蓄積されたデータを活用することのできる評価値を求める血管硬化度算出装置、および、演算処理装置をそのような血管硬化度算出プログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成する本発明の血管硬化度算出装置は、膝あるいは足首からなる第１の部位と膝および足首を除く所定の第２の部位の２つの脈波に基づいて、心臓と上記第１の部位との間の、血圧による補正前の脈波伝播速度ＰＷＶ１を求め、さらに、該脈波伝播速度ＰＷＶ１と最小血圧Ｐｄとを用いて、式
βｅ＝ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ …（１）
但しｋは定数である
で表わされる、心臓と第１の部位との間のスティフネスパラメータβｅを求める第１の演算部と、第１の演算部で求められたスティフネスパラメータβｅを変数とした変換式
ＣＡＶＩβｅ＝ｆ（βｅ） …（２）
に従って、血圧により補正された大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求める第２の演算部と、
第２の演算部で求められた評価値ＣＡＶＩβｅを出力する評価値出力部とを備えたことを特徴とする。

本発明の血管硬化度算出装置は、脈波伝播速度ＰＷＶ１を求めるにあたり、膝あるいは足首からなる第１の部位と例えば上腕等の第２の部位の脈波を検出すればよく、簡便な測定に適合したものとなっている。また、本発明の血管硬化度算出装置は、上記（１）式に従ってスティフネスパラメータβｅを求めるものであり、高精度な測定が可能である。さらに、本発明の血管硬化度算出装置は、上記（２）式に従って、血圧により補正された大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであるため、従来より厖大な蓄積のある大動脈脈波伝播速度ＰＷＶ２のデータをそのまま活用することができる。

ここで、上記本発明の血管硬化度算出装置において、上記第１の部位が膝であって、上記第１の演算部は心臓と膝との間のスティフネスパラメータβｅを求めるものであることが好ましい。

膝の方が足首よりも高精度な測定を行なうことができ、好ましい。

また、上記本発明の血管硬化度算出装置において、上記第２の部位が上腕であって、上記第１の演算部は上腕で測定した最小血圧Ｐｄを用いてスティフネスパラメータβｅを求めるものであることも好ましい態様である。

上腕であれば簡便な測定を損なうこともなく、また、脈波検出と血圧測定とを兼ねることができる。

また、上記本発明の血管硬化度算出装置において、大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２が心臓と股下との間の脈波伝播速度であって、上記第２の演算部は、血圧により補正された心臓と股下との間の脈波伝播速度と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることが好ましい。

大動脈脈波伝播速度は、前述したＦｒａｎｋ法や吉村法に示すように典型的には心臓と股下との間の脈波伝播速度である。

さらに、上記本発明の血管硬化度算出装置において、上記第２の演算部は、
ＣＡＶＩβｅ＝ａ［√βｅ］＋ｂ
＝ａ［√（ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ）］＋ｂ …（３）
但し、ａ，ｂは定数である。
に従って上記評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることが好ましい。

上記の（１）式はＰＷＶ１について２乗されており、一方、ＣＡＶＩβｅは２乗されていないＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値であるから、上記（３）式のようにβｅの平方根を変数とする変換式を採用することが好ましい。

あるいは、上記本発明の血管硬化度算出装置において、上記第２の演算部は、
ＣＡＶＩβｅ＝ａ_iβｅ＋ｂ_i …（４）
但し、ａ_i，ｂ_iは、βｅを該βｅの値に応じて複数の領域ｉ（ｉ＝１，２，…） に分けたときの各領域ｉ（ｉ＝１，２，…）ごとに定めた定数である。
に従って評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることも好ましい形態である。

（４）式で表わされる、折れ線等の複数の線分からなる変換式を採用することによっても、高精度な変換を行なうことができる。

また、上記目的を達成する本発明の血管硬化度算出プログラムは、プログラムを実行する演算処理装置内で実行され、その演算処理装置を、膝あるいは足首からなる第１の部位と膝および足首を除く所定の第２の部位の２つの脈波に基づいて、心臓と前記第１の部位との間の、血圧による補正前の脈波伝播速度ＰＷＶ１を求め、さらに、該脈波伝播速度ＰＷＶ１と最小血圧Ｐｄとを用いて、式
βｅ＝ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ …（１）
但しｋは定数である。
で表わされる、心臓と前記第１の部位との間のスティフネスパラメータβｅを求める第１の演算部と、
第１の演算部で求められたスティフネスパラメータβｅを変数とした変換式
ＣＡＶＩβｅ＝ｆ（βｅ）
に従って、血圧により補正された大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求める第２の演算部と、
第２の演算部で求められた評価値ＣＡＶＩβｅを出力する評価値出力部とを備えた血管硬化度算出装置として動作させることを特徴とする。

本発明の血管硬化度算出プログラムは、本発明の血管硬化度算出装置の各種態様に対応する各種態様全てを包含するものである。

以上説明したように、本発明によれば、簡便な測定を可能とし、また過去に蓄積された厖大なデータをそのまま有効利用することができる。

以下、本発明の実施形態について説明する。

図５は、本発明の血管硬化度算出装置の一実施形態を含む生体計測装置を示すブロック構成図である。

この生体計測装置１０は、心音マイク１１１と、上腕用カフ１１３と、膝用カフ１１４と、２つの心電センサ１１５，１１６とを備えている。

心音マイク１１１は、被検者２０の心臓２１の音（心音）をピックアップすべく、その心臓の近傍に貼着されている。また、上腕用カフ１１３は左上腕に巻回され、膝用カフ１１４は左膝に巻回されている。これら上腕用カフ１１３および膝用カフ１１４では、それぞれ左上腕、左膝の脈波がピックアップされる。さらに、２つの心電センサ１１５，１１６ではそれぞれ右手首、左手首の心電波形がピックアップされる。

また、この生体計測装置１０は、さらにアナログ処理部１２、Ａ／Ｄ変換部１３、およびデジタル処理部１４を備えている。

２つの心電センサ１１５，１１６でピックアップされた心電波形は、心電増幅器１２１に入力されて増幅されＡ／Ｄ変換部１３でデジタル信号に変換されてデジタル処理部１４に伝えられる。

また、心音マイク１１１でピックアップされた心音は、心音増幅器１２２に入力されて増幅され、さらにＡ／Ｄ変換部１３によりデジタル信号に変換されてデジタル処理部１４に伝えられる。

また、上腕用カフ１１３および膝用カフ１１４には、空気ポンプ１３１，１３２のそれぞれにより、各所定のカフ圧となるように空気が送り込まれ、それぞれの圧センサ１３３，１３４でカフ圧の微小変化が捉えることにより左上腕および左膝の脈波がピックアップされる。圧センサ１３３，１３４でピックアップされた脈波は増幅器１３５，１３６でそれぞれ増幅されてＡ／Ｄ変換部１３に入力され、デジタル信号に変換されてデジタル処理部１４に入力される。

デジタル処理部１４には、ＣＰＵ１４１，メモリ１４２、表示装置１４３、記録装置１４４、操作装置１４５、およびポンプ制御装置１４６が備えられており、それら相互間とさらにＡ／Ｄ変換部１３との間はバス１４７で相互に接続されている。

ＣＰＵ１４１では各種のプログラムが実行され、これにより、ＣＰＵ１４１は、生体計測装置１０の各部の制御を担う。またメモリ１４２は、ＣＰＵ１４１で実行される各種プログラムやＡ／Ｄ変換部１３から伝送されてきた各種データを格納する役割りを担っている。また、表示装置１４３は、表示画面上に心電図や脈波等の各種波形やデータを表示し、記録装置１４４は、それらの各種波形やデータをプリント出力する。さらに操作装置１４５は、オペレータの操作によりこの生体計測装置１０に各種指示を入力するためのものである。さらにポンプ制御装置１４６は、２つのポンプ１３１，１３２の動作を制御するためのものである。

ここで、ＣＰＵ１４１では、上記のようにしてＡ／Ｄ変換部１３でディジタル信号に変換されて伝達されてきた各種信号に基づいて、心臓２１（大動脈弁口）から膝までの間の脈波伝搬速度が求められる。

図６は脈波伝播速度測定時の各種波形を示した図である。

ここでは、図５に示すように、上腕と膝にそれぞれ上腕用カフ１１３と膝用カフ１１４を巻く。また心臓と膝との間の距離Ｌを巻尺で測定する。さらに、上腕用カフ１１３と膝用カフ１１４とにより、それぞれ上腕部、膝部の脈波をピックアップし、それとともに心音マイクにより心音をピックアップする。また、ここでは心電図も測定している。

これらの心音および脈波をピックアップして得られた心音波形および脈波波形から、心臓と膝との間の脈波伝搬時間Ｔを求める。距離Ｌを脈波伝搬時間Ｔで割り算することにより脈波伝搬速度ＰＷＶ１が求められる。

心臓から膝までの脈波伝搬時間Ｔは、心臓の大動脈弁の開放時点から脈波が上腕に達した時点までの時間ｔ’ｂと、脈波が上腕に達した時点から脈波が膝に達した時点までの時間ｔｂａとを足し算した時間である。

図６（Ａ）は大動脈弁の開閉動作のタイミングを示しており、図６（Ｂ）〜図６（Ｅ）は、大動脈弁の開閉動作を含む心臓の動きに基づく各種波形を示している。図６（Ｂ）〜図６（Ｅ）は、それぞれ、心電図、心音図、上腕動脈波および膝動脈波の波形である。

図６（Ｄ）の上腕動脈波および図６（Ｅ）の膝動脈波は、それぞれ、図１に示す上腕用カフ１１３、および膝用カフ１１４の圧力変化をピックアップすることにより得られた、それぞれ上腕および膝の各脈波である。

心臓から膝までの脈波伝搬時間Ｔは、図６（Ｅ）に示すように、大動脈弁開のタイミングから膝動脈波の立ち上がりまでの時間であるが、この脈波伝搬時間Ｔは、理論上は、大動脈弁開のタイミングから図６（Ｄ）の上腕動脈波の立ち上がりのタイミングまでの時間ｔ’ｂと、図６（Ｄ）の上腕動脈波の立ち上がりのタイミングから図６（Ｄ）の膝動脈波の立ち下がりのタイミングまでの時間ｔｂａとを加算することにより求められる。大動脈弁開のタイミングを含むその前後で発せられる心音はＩ音と呼ばれるが、このＩ音には大動脈弁の開放音だけでなく他の音も混在しており、そのＩ音から大動脈弁開のタイミングを知ることは単純にはできない。そこで、ここでは、大動脈弁の閉鎖音発生のタイミングから、その大動脈弁閉鎖に起因して上腕動脈波にあらわれる切痕（ｄｉｃｒｏｔｉｃ ｎｏｔｃｈ）までの時間ｔｂを測定する。この時間ｔｂは、大動脈弁開から上腕動脈波の立ち上がりまでの時間ｔ’ｂと同一であることから、
Ｔ＝ｔｂ＋ｔｂａ
により、心臓から膝までの脈波伝搬時間Ｔが求められる。

上記の測定法により心臓から膝までの脈波伝搬時間Ｔを求め、心臓と膝との間の距離Ｌを巻尺で測り、下記式（５）に示すようにして脈波伝搬時間Ｔで距離Ｌを割り算することにより、心臓から膝までの脈波伝搬速度ＰＷＶが求められる。

ＰＷＶ＝Ｌ／Ｔ ……（５）
図５に戻って説明を続ける。

上腕用カフ１１３は、上腕の血圧測定用としても用いられる。すなわち、ここでは、その上腕用カフ１１３のカフ圧を十分に高いカフ圧まで上昇させた後そのカフ圧が徐々に降圧され、その降圧の過程において圧センサ１３３により脈波が順次検出され、上記と同様にしてデジタル信号に変換されてデジタル処理部１４に入力される。デジタル処理部１４では、順次入力されてきた脈波の振幅の変化に基づき、公知のオシロメトリック法を用いて、上腕の血圧が決定される。ここで決定される血圧には、最小血圧（拡張期血圧）Ｐｄと最大血圧（収縮期血圧）Ｐｓとが含まれる。

図７は、ここで用いる、人体の各部位等の記号の説明である。

ここでは、上腕、心臓、股下、膝、および足首を、それぞれ、Ｂ，Ｈ，Ｆ，Ｋ，およびＡで表わす。また、心臓Ｈと股下Ｆとの間の距離、股下Ｆと膝Ｋとの間の距離、膝Ｋと足首Ａとの間の距離を、それぞれ、Ｌ１，Ｌ２，およびＬ３で表わし、心臓Ｈから股下Ｆまでの脈波伝搬時間、股下Ｆから膝Ｋまでの脈波伝搬時間、および膝Ｋから足首Ａまでの脈波伝搬時間を、それぞれ、Ｔ１，Ｔ２，およびＴ３で表わす。さらに、心臓Ｈから股下Ｆまでの間の脈波伝搬速度（Ｌ１／Ｔ１）、股下Ｆから膝Ｋまでの脈波伝搬速度（Ｌ２／Ｔ２）、および膝Ｋから足首Ａまでの脈波伝搬速度（Ｌ３／Ｔ３）を、それぞれ、ｈｆＰＷＶ，ｆｋＰＷＶ，およびｋａＰＷＶで表わすことがある。さらに、心臓Ｈから膝Ｋまでの脈波伝搬速度（（Ｌ１＋Ｌ２）／（Ｔ１＋Ｔ２））、および心臓Ｈから足首Ａまでの脈波伝搬速度（（Ｌ１＋Ｌ２＋Ｌ３）／（Ｔ１＋Ｔ２＋Ｔ３））を、それぞれ、ｈｋＰＷＶおよびｈａＰＷＶで表わすことがある。

図８は、図５に示す生体計測装置１０内に構築された血管硬化度算出装置としての処理を示すブロック図である。

ここでは、先ず、上記のようにして心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶが求められる（ステップ８１）。ここで、この心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶに代わり、心臓から足首までの脈波伝播速度ｈａＰＷＶを求めてもよい。心臓から足首までの脈波伝播速度ｈａＰＷＶの求め方は、図６を参照して説明した心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶの求め方と比べ、膝用カフ１１４に代えて足首用カフを採用するなど、膝を足首と読み替えればよく、ここでの重複説明は省略する。また、ここでは、心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＷＰＶを求めるものとして説明を続ける。

心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶが求められた後、次に下記（６）式に従ってスティフネスパラメータβｅが求められる（ステップ８２）。

βｅ＝２ρ（ｈｋＰＷＶ）²／Ｐｄ …（６）
ここで、ρは血液密度を表わす定数であり、Ｐｄは、上腕で測定した最小血圧である。

このスティフネスパラメータβｅは、理論上は、
βｅ＝２ρ（Ｃ_m ^d）²／Ｐｄ …（７）
但し、ρは血液密度、Ｃ_m ^dは局所的な脈波伝播速度、Ｐｄはその局所の最小血圧
であるが（非特許文献１）、ここでは（６）式に示すように、この論理式における局所的な脈波伝播速度であるＣ_m ^dをｈｋＰＷＶで代用し、その局所の最小血圧に代わり上腕で測定した最小血圧Ｐｄを採用している。

このスティフネスパラメータβｅが求められると、次に、前述した変換式、すなわち式
ＣＡＶＩβｅ＝ｆ（βｅ） …（２）
に従って、ＣＡＶＩβｅが求められる（ステップ８３）
ここでは、この関数形ｆとして２つの例を説明する。

そのうちの１つは、
ＣＡＶＩβｅ＝ａ［√βｅ］＋ｂ
＝ａ［√（２ρ（ｈｋＰＷＶ）²／Ｐｄ）］＋ｂ …（８）
但し、ａ，ｂは定数である。
である。ここで、定数ａ，ｂとしては、大動脈脈波伝播速度、すなわちここでは、心臓から股下までの、最小血圧８０ｍｍＨｇに補正した後の脈波伝播速度ｈｆＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値の評価値ＣＡＶＩβｅが求められるように、過去の大動脈臨床データにより決定された換算係数が採用される（ステップ８４）。

このようにして求めた評価値ＣＡＶＩβｅは、図５に示す生体計測装置１０の表示装置により表示され、あるいは記録装置１４４により記録される。

図９は、従来法と（６）式に従って求めたスティフネスパラメータとの関係を示すグラフである。この図９のグラフにおいて、横軸の「ＰＷＶ原法」は、心臓から股下までの脈波伝播速度ｈｆＰＷＶを求めそれを最小血圧８０ｍｍＨｇのときの値に補正したものである。これは、図９のみでなく、図１０〜図１２においても同様である。また、図９の縦軸の「軸変換前βｅ」は心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶと上腕の最小血圧Ｐｄとを用いて（６）式に従って求めたスティフネスパラメータβｅを表わしている。

また、この図９に示す直線およびその直線を表わす式は、この図９に示すデータの回帰直線であり、Ｒ²はその分散を表わしている。

この図９に示すように、ＰＷＶ原法と軸変換前βｅとの間には強い相関が見られるが、ＰＷＶ原法による値が５〜１６の範囲では軸変換前βｅの値はおよそ５〜５０の範囲であり、値そのものは異なっている。また（６）式がｈｋＰＷＶを２乗していることから全体として二次曲線で表わされるように変化している。このままでは、強い相関があっても、従来法（ＰＷＶ原法）により蓄積された厖大なデータを活用することはできず、また、値が異なることから医師に誤解を与えかねない。

図１０は、従来法と（８）式に従って求めた評価値との関係を示すグラフである。横軸は図９と同じくＰＷＶ原法を表わし、縦軸のお「軸変換√βｅ」は、（８）式に従って求めた評価値ＣＡＶＩβｅを表わしている。

またここでは、（８）式に示す定数ａ，ｂは、横軸（ＰＷＶ原法）と縦軸（軸変換√βｅ）が統計的に同一の値となるように定義されている。

このような変換を行なうことにより、過去のＰＷＶ原法の厖大なデータをそのまま活用することができ、医師は従来と同じ感覚で診断することができる。

次に、評価値ＣＡＶＩβｅを求めるもう１つの変換式を説明する。

ここでは、その変換式として、
ＣＡＶＩβｅ＝ａ_i・βｅ＋ｂ_i …（１０）
但し、ａ_i，ｂ_iは、βｅを、そのβｅの値に応じて複数の領域ｉ（ｉ＝１，２， …）に分けたときの各領域ｉ（ｉ＝１，２，…）ごとに定めた定数である。
を採用する。

図１１は、従来法と（６）式に従って求めたスティフネスパラメータとの関係を示す図である。横軸は、図９と同じくＰＷＶ原法であり、縦軸は（６）式に従って求めたスティフネスパラメータβｅを、さらに、式
βｅ′＝ａ・βｅ＋ｂ …（９）
但し、ａ，ｂは定数である。
に従って、横軸のＰＷＶ原法と縦軸のβｅ′が統計的に同一の値となるように変換した後のものである。

ここでは、βｅ′の値に応じてβｅ′の値が小さい領域のデータを□、βｅ′の値が中程度の領域のデータを△、βｅ′の値が大きい領域のデータを○で表わしている。

図１１中に示す３本の式（ａ），（ｂ），（ｃ）は、それぞれ、βｅ′の値が小さい領域のデータ□から求めた回帰直線および分散、βｅ′の値が中程度の領域のデータ△から求めた回帰直線及び分散、および、βｅ′の値が大きい領域のデータ○から求めた回帰直線および分散である。

また、図１１中に示す式（ｄ）は、全てのデータ□、△、○から求めた回帰直線および分散、式（ｅ）は、全てのデータ□、△、○から求めた回帰二次曲線および分散である。

ここでは、図１１に示すように、βｅ′の値に応じて３つの領域に分けてそれぞれ回帰直線が求められている。

図１２は、従来法と分節線形補正後のβｅ′との関係を示すグラフである。

この図１２において、横軸はこれまでと同じＰＷＶ原法であり、縦軸のβｅ′（分節線形補正）は、以下のようにして求めた変換後のβｅ′（＝（１０）式に従うＣＡＶＩβｅ）である。

すなわち、ここでは、図１２に示す一本の直線としてつながるように、図１１に示す３つの直線（ａ），（ｂ），（ｃ）の傾きが補正される。

このようにして複数の線分により補正しても、図１２に示すように、ＰＷＶ原法と統計的に高度に同一の値を持った評価値を算出することができる。

図１３は、寒冷昇圧刺激前（反応前）と寒冷昇圧刺激後（反応後）における大動脈βｅの値の変化を示す図である。

ここで、大動脈βｅは、心臓から股下までの間の脈波伝播速度ｈｆＰＷＶを求めるとともに上腕の最小血圧Ｐｄを測定して、式
βｅ＝２ρ（ｈｆＰＷＶ）²／Ｐｄ …（１１）
に従って求めたスティフネスパラメータである。また寒冷昇圧刺激とは、４℃の氷水に片手を浸すことにより末梢血管を収縮させて血圧を上昇させる刺激をいう。

また、図１４、図１５は、寒冷昇圧刺激前（反応前）と寒冷昇圧刺激後（反応後）における、それぞれ、心臓から足首までの間のβｅの変化、心臓から膝までの間のβｅの変化を示す図である。ここで心臓から足首までの間のβｅ、心臓から膝までの間のβｅは、それぞれ、心臓から足首までの間の脈波伝播速度ｈａＰＷＶ、心臓から膝までの間の脈波伝播速度ｈｋＰＷＶを求めるとともに上腕の最小血圧Ｐｄを測定して、それぞれ、式
βｅ＝２ρ（ｈａＰＷＶ）²／Ｐｄ …（１２）
βｅ＝２ρ（ｈｋＰＷＶ）²／Ｐｄ …（１３）
に従って求めたスティフネスパラメータである。

図１４と図１５とを比べると、図１５に示す、心臓から膝までの間のβｅの方が、図１４に示す、心臓から足首までの間のβｅよりも症例の測定時の血圧によらず高精度の測定が可能であり、その測定の精度は、図１３に示す大動脈βｅの精度と比べても遜色のない程度であることが分かる。

したがって、図５のステップ８１では、心臓から足首までの脈波伝播速度ｈａＰＷＶを求めるよりも、心臓から膝までの脈波伝播速度ｈｋＰＷＶを求める方が、より高精度の評価値ＣＡＶＩβｅを算出することができる。

このように、本実施形態によれば、従来法であるＦｒａｎｋ法や吉村法で蓄積したデータをそのまま利用することができ、医師にとっても感覚的に従来法と適合した評価値が求められるため、誤診の可能性も大きく低減させることができる。

脈波伝播速度測定法の一例を示す模式図である。 脈波伝播速度測定法のもう１つの例を示す模式図である。 最小血圧（拡張期血圧）と大動脈脈波伝播速度との関係を示すグラフである。 脈波伝播速度補正カーブを示した図である。 生体計測装置を示す図である。 脈波伝播速度測定時の各種波形を示した図である。 ここで用いる、人体の各部位等の記号の説明図である。 図５に示す生体計測装置内に構築された血管硬化度算出装置としての処理を示すブロック図である。 従来法と（６）式に従って求めたスティフネスパラメータとの関係を示すグラフである。 従来法と（８）式に従って求めた評価値との関係を示すグラフである。 従来法と（６）式に従って求めたスティフネスパラメータとの関係を示す図である。 従来法と分節線形補正後のβｅ′との関係を示すグラフである。 寒冷昇圧刺激前（反応前）と寒冷昇圧刺激後（反応後）における大動脈βｅの値の変化を示す図である。 寒冷昇圧刺激前（反応前）と寒冷昇圧刺激後（反応後）にける、心臓から足首までの間のβｅの変化を示す図である。 寒冷昇圧刺激前（反応前）と寒冷昇圧刺激後（反応後）における、心臓から膝までの間のβｅの変化を示す図である。

符号の説明

１０ 生体計測装置
１２ アナログ処理部
１３ Ａ／Ｄ変換部
１４ デジタル処理部
１１１ 心音マイク
１１３ 上腕用カフ
１１４ 膝用カフ
１１５，１１６ 心電センサ

Claims (7)

1. 膝あるいは足首からなる第１の部位と膝および足首を除く所定の第２の部位の２つの脈波に基づいて、心臓と前記第１の部位との間の、血圧による補正前の脈波伝播速度ＰＷＶ１を求め、さらに、該脈波伝播速度ＰＷＶ１と最低血圧Ｐｄとを用いて、式
   βｅ＝ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ
   但しｋは定数である
   で表わされる、心臓と前記第１の部位との間のスティフネスパラメータβｅを求める第１の演算部と、
   前記第１の演算部で求められたスティフネスパラメータβｅを変数とした変換式
   ＣＡＶＩβｅ＝ｆ（βｅ）
   に従って、血圧により補正された大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求める第２の演算部と、
   前記第２の演算部で求められた評価値ＣＡＶＩβｅを出力する評価値出力部とを備えたことを特徴とする血管硬化度算出装置。
2. 前記第１の部位が膝であって、前記第１の演算部は心臓と膝との間のスティフネスパラメータβｅを求めるものであることを特徴とする請求項１記載の血管硬化度算出装置。
3. 前記第２の部位が上腕であって、前記第１の演算部は上腕で測定した最低血圧Ｐｄを用いてスティフネスパラメータβｅを求めるものであることを特徴とする請求項１記載の血管硬化度算出装置。
4. 前記大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２が心臓と股下との間の脈波伝播速度であって、前記第２の演算部は、血圧により補正された心臓と股下との間の脈波伝播速度と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることを特徴とする請求項１記載の血管硬化度算出装置。
5. 前記第２の演算部は、
   ＣＡＶＩβｅ＝ａ［√βｅ］＋ｂ
   ＝ａ［√（ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ）］＋ｂ
   但し、ａ，ｂは定数である。
   に従って前記評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることを特徴とする請求項１記載の血管硬化度算出装置。
6. 前記第２の演算部は、
   ＣＡＶＩβｅ＝ａ_iβｅ＋ｂ_i
   但し、ａ_i，ｂ_iは、βｅを該βｅの値に応じて複数の領域ｉ（ｉ＝１，２，…） に分けたときの各領域ｉ（ｉ＝１，２，…）ごとに定めた定数である。
   に従って前記評価値ＣＡＶＩβｅを求めるものであることを特徴とする請求項１記載の血管硬化度算出装置。
7. プログラムを実行する演算処理装置内で実行され、該演算処理装置を、
   膝あるいは足首からなる第１の部位と膝および足首を除く所定の第２の部位の２つの脈波に基づいて、心臓と前記第１の部位との間の、血圧による補正前の脈波伝播速度ＰＷＶ１を求め、さらに、該脈波伝播速度ＰＷＶ１と最低血圧Ｐｄとを用いて、式
   βｅ＝ｋ（ＰＷＶ１）²／Ｐｄ
   但しｋは定数である
   で表わされる、心臓と前記第１の部位との間のスティフネスパラメータβｅを求める第１の演算部と、
   前記第１の演算部で求められたスティフネスパラメータβｅを変数とした変換式
   ＣＡＶＩβｅ＝ｆ（βｅ）
   に従って、血圧により補正された大動脈の脈波伝播速度ＰＷＶ２と統計的に同一あるいは近似した値である評価値ＣＡＶＩβｅを求める第２の演算部と、
   前記第２の演算部で求められた評価値ＣＡＶＩβｅを出力する評価値出力部とを備えた血管硬化度算出装置として動作させることを特徴とする血管硬化度算出プログラム。

Images