JP5615073B2 - 測定装置 - Google Patents

Description

この発明は測定装置に関し、特に、血管経路上の所定の病変の有無の可能性を評価するための測定装置に関する。

血管経路上の所定の病変の一つとして大動脈瘤が挙げられる。特に腹部の大動脈瘤は、初期症状がなく、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging system：磁気共鳴画像装置）やＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）スキャンなどによる検査において偶発的に発見される以外は、腹部が脈動するなど破裂寸前の状況で発見されることが多い。そのため、健康診断などの機会に気軽に行なわれる検査により早期発見されることが望まれている。

大動脈瘤を検出するための装置として、特開平５−２３３３５号公報（以下、特許文献１）は、超音波を利用して診断する装置を開示している。また、特開２００７−２２２６２６号公報（以下、特許文献２）は、Ｘ線ＣＴやＭＲＩ等による複数の画像データを比較することで特異部として病変を検出する方法、装置を開示している。

特開平５−２３３３５号公報 特開２００７−２２２６２６号公報

しかしながら、特許文献１の開示する超音波診断装置においては、動脈瘤が存在する可能性のもと大動脈を順次計測しなければならない。また、特許文献２の開示する方法、装置においては、Ｘ線ＣＴやＭＲＩ等による全身の血管画像が撮影されていることが前提となっている。すなわち、いずれの技術であっても、装置や検査内容が大掛かりとなってしまう。そのため、時間や費用などを鑑みて、健康診断などで数多くの人々の中から大動脈瘤の発症者を検出することが難い、という問題がある。そしてその結果、大動脈瘤が外部から触診で判断できるまで悪化した後に発見される場合もある。

本発明はこのような問題に鑑みてなされたものであって、健康診断などで実施可能な程度の簡便な構成で、腹部大動脈瘤などの、血管経路上の所定の病変の有無の可能性を評価することのできる測定装置を提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、本発明のある局面に従うと、測定装置は、被験者の心臓から第１の血管経路を経て血流が到達する部分の体表面の第１の測定部位に装着され、第１の脈波信号を測定するための第１の測定手段と、被験者の心臓から第２の血管経路を経て血流が到達する部分の体表面の第２の測定部位に装着され、第２の脈波信号を測定するための第２の測定手段と、第１の脈波信号および第２の脈波信号から所定の周波数成分を抽出するための抽出手段と、抽出された周波数成分に基づき、第２の血管経路上の所定の病変により予め影響を受けないことが判明している第１の周波数における第１の脈波伝播速度を算出するための第１の伝播速度評価手段と、第１の脈波信号および第２の脈波信号に基づき、第１の伝播速度評価手段とは異なる方法で第２の脈波伝播速度を算出するための第２の伝播速度評価手段と、第１の脈波伝播速度と第２の脈波伝播速度との一致度合いを出力するための出力手段とを備える。

好ましくは、第１の伝播速度評価手段は、第１の脈波信号と第２の脈波信号との第１の周波数での位相差と、第１の周波数と、心臓から第１の測定部位までの距離と心臓から第２の測定部位までの距離との間の差とに基づいて第１の脈波伝播速度を算出する。

好ましくは、第２の伝播速度評価手段は、第１の脈波信号を時間軸上に描画した脈波形状の所定位置と第２の脈波信号を時間軸上に描画した脈波形状の所定位置との比較により得られる伝播時間差と、心臓から第１の測定部位までの距離と心臓から第２の測定部位までの距離との間の差とに基づいて第２の脈波伝播速度を算出する。

好ましくは、第２の伝播速度評価手段は、第１の脈波信号と第２の脈波信号とから抽出された周波数成分に基づき、第２の血管経路上の所定の病変により予め影響を受けることが判明している第２の周波数における脈波の位相差により第２の脈波伝播速度を算出する。

この発明によると、簡便な構成で、腹部大動脈瘤などの、血管経路上の所定の病変の有無の可能性を、精度よく評価することができる。

第１の実施の形態にかかる測定装置の概略構成図である。 第１の実施の形態にかかる測定装置の制御部で実行される機能を模式的に示す機能ブロック図である。 一様な管路における脈波伝播の様子を示す模式図である。 各測定部位からの測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を、それぞれ時間軸上に描画することで得られる脈波波形を示す模式図である。 第１の実施の形態にかかる測定装置において実行される処理の手順を示すフローチャートである。 第２の実施の形態にかかる測定装置の制御部で実行される機能を模式的に示す機能ブロック図である。 第２の実施の形態にかかる測定装置において実行される処理の手順を示すフローチャートである。 血管内の血液の一次元流れモデルを示す図である。 図８に示す検査体積に働く力および出入りする運動量を示す図である。 血管を一次元線形分布定数モデル化した模式図である。 第１の実施の形態にかかる測定装置での評価の解析結果を表わす図である。 動脈瘤を有しない被験者群についての比較結果を表わす図である。 動脈瘤を有する被験者群についての比較結果を表わす図である。 各測定部位からの測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との間の各周波数成分についての位相差をプロットして得られる位相線図の具体例を示す図である。 各周波数成分についての位相差から算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の具体例を示す図である。

以下に、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品および構成要素には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。

（装置構成）
図１は、第１の実施の形態にかかる測定装置１００Ａの概略構成図である。

図１を参照して、測定装置１００Ａは、制御部２と、表示部４と、操作部６と、測定部２０ａ，２０ｂとを含む。

制御部２は、測定装置１００Ａ全体の制御を行なう装置であり、代表的に、ＣＰＵ（Central Processing Unit）１０と、ＲＯＭ（Read Only Memory）１２と、ＲＡＭ（Random Access Memory）１４とを含むコンピュータで構成される。

ＣＰＵ１０は、演算処理部に相当し、ＲＯＭ１２に予め格納されているプログラムを読出して、ＲＡＭ１４をワークメモリとして使用しながら、当該プログラムを実行する。

制御部２には、表示部４および操作部６が接続されている。表示部４は、ユーザによる各種設定の入力を促したり、制御部２からの演算結果を表示したりする。これに対して、ユーザは、表示部４に表示される内容を確認しながら操作部６を操作して、所望の設定入力や操作を行なう。なお、表示部４は、一例として、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）などからなる。

より具体的には、制御部２は、測定部２０ａ，２０ｂに対して測定指令を与えるとともに、当該測定指令に応答して測定された測定信号Ｐａ（ｔ），Ｐｂ（ｔ）を受信し、当該測定信号Ｐａ（ｔ），Ｐｂ（ｔ）に基づいて、本実施の形態にかかる所定の病変の有無の評価方法を実行する。

測定部２０ａ，２０ｂは、被験者２００の所定の測定部位に装着された押圧カフ（空気袋）２４ａ，２４ｂの内圧（以下、「カフ圧」という）を加圧して、それぞれの測定部位における脈波の時間波形を測定する。なお、後述するように、制御部２は、測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との間の各周波数成分についての位相差に基づいて実測の位相差特性を算出するので、制御部２からは、測定部２０ａおよび２０ｂが互いに同期して測定信号を測定できるように、測定指令が同時に与えられる。

より詳細には、たとえば、押圧カフ２４ａおよび２４ｂは、それぞれ被験者２００の足首部および上腕部に装着され、それぞれ配管２２ａおよび２２ｂを介して測定部２０ａおよび２０ｂから供給される空気によって加圧される。そして、この加圧によって、押圧カフ２４ａおよび２４ｂは対応の測定部位に押圧され、当該測定部位の脈波に応じた圧力変化がそれぞれ配管２２ａおよび２２ｂを介して測定部２０ａおよび２０ｂへ伝達される。測定部２０ａ，２０ｂは、この伝達される圧力変化を検出することで、測定部位の脈波の時間波形を測定する。なお、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）の所定の周波数成分（一例として、０〜２０［Ｈｚ］）に対して演算処理を行なうことが好ましいので、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）の測定周期（サンプリング周期）は、この周波数成分に応じた時間間隔（一例として、２５ｍｓｅｃ）より短くすることが好ましい。

このような測定動作を実行するために、測定部２０ａは、圧力センサ２８ａと、調圧弁２６ａと、圧力ポンプ２５ａと、配管２７ａとを含む。圧力センサ２８ａは、配管２２ａを介して伝達される圧力変動を検出するための検出部位であり、一例として、単結晶シリコンなどからなる半導体チップに所定間隔に配列された複数のセンサエレメントを含む。調圧弁２６ａは、圧力ポンプ２５ａと押圧カフ２４ａとの間に介挿され、測定時に押圧カフ２４ａを加圧に用いられる圧力を所定の範囲に維持する。圧力ポンプ２５ａは、制御部２からの測定指令に応じて作動し、押圧カフ２４ａを加圧するための加圧空気を供給する。

同様に、測定部２０ｂは、圧力センサ２８ｂと、調圧弁２６ｂと、圧力ポンプ２５ｂと、配管２７ｂとを含む。各部の構成については、測定部２０ａと同様である。

なお、本実施の形態では、生体信号の一例として、脈波によって生じる圧力変化を圧力カフを用いて測定する構成について説明するが、たとえば、被験者２００の測定部位に微少の一定電流を流すとともに、脈波の伝播に応じて生じるインピーダンス（生体インピーダンス）の変化によって生じる電圧変化を測定するようにしてもよい。

（機能ブロック図）
制御部２は、ＲＯＭ１２に予め格納されているプログラムに従ってＣＰＵ１０が演算処理を実行することによって、それぞれ押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位における脈波の速度の差を２種類の方法で算出し、その比較に基づいて血管経路上の所定の病変の有無の可能性を評価する。このような制御部２における処理動作を実現するための機能ブロックについて説明する。

図２は、測定装置１００Ａの制御部２で実行される機能を模式的に示す機能ブロック図である。

図２を参照して、制御部２は、周波数変換部（ＦＦＴ）３０ａ，３０ｂと、第１算出部３２と、第２算出部３８と、比較部４０と、表示処理部４２とを実現する。

周波数変換部３０ａおよび３０ｂは、それぞれ時間波形である測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を所定期間にわたって受信し、当該受信した測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を周波数領域の関数に変換する周波数変換部である。代表的に、周波数変換部３０ａおよび３０ｂは、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）を用いて、周波数変換を実行する。なお、高速フーリエ変換に限らず、時間領域の関数をフーリエ級数などの周波数領域の関数に変換するものであれば、いずれのロジックを用いてもよい。

そして、周波数変換部３０ａは、測定信号Ｐａ（ｔ）の各周波数成分についての位相を示す位相特性Ｐａ（ｆ）を算出し、算出した位相特性Ｐａ（ｆ）を第１算出部３２へ出力する。同様に、周波数変換部３０ｂは、測定信号Ｐｂ（ｔ）の各周波数成分についての位相を示す位相特性Ｐｂ（ｆ）を算出し、算出した位相特性Ｐｂ（ｆ）を第１算出部３２へ出力する。

第１算出部３２は、ユーザによる操作部６（図１）などの操作に応答して、測定指令を測定部２０ａ，２０ｂへ与える。この測定指令を与えた後、周波数変換部３０ａおよび３０ｂから出力される位相特性Ｐａ（ｆ）および位相特性Ｐｂ（ｆ）を受信し、両者間の各周波数成分についての位相差に基づいて脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。

第２算出部３８は、第１算出部３２とは異なる方法で脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。具体的には、第２算出部３８は、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を所定期間にわたって受信し、当該受信した測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を用いて脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。

それぞれの算出部での算出方法について説明する。
（第１算出部３２での脈波伝播速度の算出）
第１算出部３２は、周波数成分ごとに位相特性Ｐａ（ｆ）およびＰｂ（ｆ）の値を比較し、両者の位相差を算出する。

まず、血管を軸対象の微小変形する薄肉円管とし、内部の血液の流れを非粘性流体の層流とし、かつ反射波はないと仮定してモデル化すると、脈波速度Ｃｐと血管壁のヤング率Ｅとの関係は、Moens-Kortewegの式と呼ばれる（１）式で表される。なお、脈波速度Ｃｐは、心臓の拍動に伴う血圧変化が血管上を伝播する速度を意味する。

この（１）式から、血管が硬く、内腔が細く、または血管壁が厚いほど脈波速度Ｃｐが増加することがわかる。

図３は、一様な管路における脈波伝播の様子を示す模式図である。
図３を参照して、反射波が存在せず、脈波速度Ｃｐが（１）式で与えられる周波数に依存しない定数であるとする。すると、測定部位Ｍｐａの測定部位Ｍｐｂに対する脈波の位相遅れφは（２）式で表される。

（２）式を脈波速度Ｃｐおよび周波数ｆを用いて書き直せば、（３）式が得られる。

（２）式より、測定部位Ｍｐａ−測定部位Ｍｐｂ間の位相線図（位相差特性）は、周波数ｆの一次関数となり、その勾配は脈波速度Ｃｐに応じた値になることが分かる。さらに、（１）式および（３）式を用いて（４）式が得られる。

（４）式より、血管壁のヤング率Ｅが大きくなるほど位相線図の勾配が緩やかになることが分かる。

ここで、血管経路上の動脈瘤等の所定の病変の存在によって、低周波数帯の位相が影響を受けることがわかっている。低周波数帯としては、具体的に０［Ｈｚ］〜１０［Ｈｚ］程度が想定される。よって、第１算出部３２において以下の方法で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）は、血管経路上の所定の病変による影響を受けていないと想定される場合の脈波伝播速度（ＰＷＶ）と言える。

第１算出部３２は、血管経路上の所定の病変により予め影響を受けないことが判明している周波数帯である測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との高周波数成分を用いて、位相線の傾きｇｅｘｐを算出する。具体例として、１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］における位相特性Ｐａ（ｆ）およびＰｂ（ｆ）を用いて、位相線の傾きｇｅｘｐ［ｄｅｇ／Ｈｚ］を算出する。

前述のように位相特性Ｐａ（ｆ）およびＰｂ（ｆ）の値の位相差は周波数成分についての一次関数として近似できるので、この近似された一次関数（位相線）の傾きｇｅｘｐ［ｄｅｇ／Ｈｚ］は、偏角φｅｘｐ＝∠位相特性Ｐａ（ｆ）／位相特性Ｐｂ（ｆ）として算出される偏角φを用いて、傾きｇｅｘｐ＝ｔａｎ（φｅｘｐ）として定義できる。

測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との間の各周波数成分についての位相差をプロットすると、位相線図は、±１８０°を境界とした不連続点を有する。これは、所定の周波数以上の周波数成分において、１周期（３６０°）以上の位相差が生じていることを意味する。そこで、第１算出部３２は、このような位相線図の不連続点に対して、１または２以上の周期に相当する単位（ｎ×３６０°）で補正を行なった上で、実測の位相差特性を算出する。

そして、第１算出部３２は、測定信号Ｐａ（ｔ）を周波数変換して得られる位相特性Ｐａ（ｆ）と、測定信号Ｐｂ（ｔ）を周波数変換して得られる位相特性Ｐｂ（ｆ）とを比較し、周波数ｆｉに対応する位相差Ａｉを位相線図上にプロットする。なお、周波数ｆｉは、低周波側から数えてｉ番目の周波数成分である。位相線図の不連続点に上記補正がなされることで、プロットされる位相線図が連続化する。そして、第１算出部３２は、位相線図上にプロットされる位相差Ａｉのうち、上記低周波数帯（０［Ｈｚ］〜１０［Ｈｚ］）内の位相差を用いて回帰直線を算出する。この回帰直線の傾きが図２に示す傾きｇｅｘｐに相当する。

第１算出部３２は、予め、心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離またはその距離の差△Ｌを記憶しておく。そして、第１算出部３２は、距離の差△Ｌを位相線の傾きｇｅｘｐとして得られた伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。第１算出部３２は、算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）を比較部４０へ出力する。

（第２算出部３８での脈波伝播速度の算出）
第２算出部３８は、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）を所定期間にわたって受信し、当該受信した測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）をそれぞれ時間軸上に描画することで得られる脈波波形の所定位置の出現時間差を伝播時間差Ｔｄとして得る。

図４は、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）をそれぞれ時間軸上に描画することで得られる脈波波形を示す模式図である。脈波波形の所定位置として、たとえば、脈波波形の一拍中の極小値から極大値までの差の５分の１だけ立ち上がり位置から脈波振幅が上昇した時点の脈波波形の位置を採用することができる。これは、立ち上がり位置がノイズ等の影響を受けやすいためである。

図４の例の場合、第２算出部３８は、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）のそれぞれによる脈波波形の一拍中の極小値から極大値までの差の５分の１だけ立ち上がり位置から脈波振幅が上昇した時点の脈波波形の位置である点Ａおよび点Ｂの出現時間差を、伝播時間差Ｔｄとして取得する。

なお、第２算出部３８が所定の周波数のみ通過させるバンドパスフィルタを有する場合には、このような所定位置での出現時間差に替えて、脈波波形の当該周波数の出現時間差を伝播時間差Ｔｄとして得ることもできる。

第２算出部３８は予め心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離またはその距離の差△Ｌを記憶しておき、距離の差△Ｌを伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度を算出する。第２算出部３８は、算出された脈波伝播速度を比較部４０へ出力する。

なお、第２算出部３８では、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）をそれぞれ時間軸上に描画することで得られる脈波波形から予め血管経路上の所定の病変により予め影響を受けないことが判明している周波数帯のみを用いてはいない。したがって、第２算出部３８において上述の方法で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）は、血管経路上に所定の病変があるとするとその影響を受けているであろう脈波伝播速度（ＰＷＶ）と言える。

比較部４０は、第１算出部３２で上述の方法で算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）と、第２算出部３８で上述の方法で算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）とを比較する。その結果、第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率が予め記憶しているしきい値内である場合にはこれら両方法で算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）が等しいものとして、血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在しないとの評価結果を表示処理部４２に出力する。一方、これら脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率が予め記憶しているしきい値よりも大きい場合、これら両方法で算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）に所定以上の差があるとして、血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在する可能性があるとの評価結果を表示処理部４２に出力する。

なお、比較部４０は、これら脈波伝播速度を比較する際に比率に替えて差分を用いてもよい。すなわち、差分がしきい値より大きいか小さいかで同様の評価を行なってもよい。

表示処理部４２は比較部４０からの評価結果を表示部４に表示させるための処理を実行する。また、評価結果に加えて、算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）や上記比率も表示させてもよい。

（フローチャート）
図５は、第１の実施の形態にかかる測定装置１００Ａにおいて実行される処理の手順を示すフローチャートである。図５のフローチャートに示される各処理は、制御部２のＣＰＵ１０がＲＯＭ１２に予め格納されているプログラムを読出し、ＲＡＭ１４上に展開して実行することで、図２に示す各機能を実現する。

図５を参照して、ユーザによる操作部６などの操作に応答して、ＣＰＵ１０は、測定部２０ａ，２０ｂに対して測定指令を与え、測定部２０ａ，２０ｂが被験者２００の所定の測定部位における生体信号の測定を開始する（ステップＳ１００）。

次に、ＣＰＵ１０は、測定部２０ａ，２０ｂで測定される時間波形である測定信号Ｐａ（ｔ），Ｐｂ（ｔ）を周波数領域の位相特性Ｐａ（ｆ），Ｐｂ（ｆ）に変換する（ステップＳ１０２）。そして、ＣＰＵ１０は、位相特性Ｐａ（ｆ）と位相特性Ｐｂ（ｆ）との間の高周波数成分（１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］）についての位相差に基づいて位相差特性（傾きｇｅｘｐ）を算出し、予め記憶している心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離の差△Ｌを傾きｇｅｘｐとして得られた伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する（ステップＳ１０４）。

また、ＣＰＵ１０は、測定部２０ａ，２０ｂで測定される時間波形である測定信号Ｐａ（ｔ），Ｐｂ（ｔ）を時間軸上に描画することで得られるそれぞれの脈波波形の、所定位置の出現時間差を伝播時間差Ｔｄとして得る。そして、ＣＰＵ１０は、予め記憶している心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離の差△Ｌを得られた伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する（ステップＳ１０６）。

なお、ステップＳ１０２〜Ｓ１０４の処理と、ステップＳ１０６の処理との順はこの順でなくてもよく、逆であってもよいし、並行して行なわれてもよい。

その後、ＣＰＵ１０は、ステップＳ１０４において算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）と、ステップＳ１０６において算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）とを比較し、これらの比率が予め定められたしきい値より小さいか否かを判断する（ステップＳ１０８）。

該比率が予め定められたしきい値より小さい場合（ステップＳ１０８においてＹＥＳ）、ＣＰＵ１０は、心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までの血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在しないとして、その評価結果を表示部４に出力させる（ステップＳ１１０）。

一方、該比率が予め定められたしきい値より大きい場合（ステップＳ１０８においてＮＯ）、ＣＰＵ１０は、心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までの血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在する可能性があるとして、その評価結果を表示部４に出力させる（ステップＳ１１２）。そして、測定処理は終了する。

この発明の第１の実施の形態によれば、押圧カフ２４ａおよび２４ｂのカフ圧変化から得られる値を用いて、簡易かつ高い精度でこれら測定部位までの血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在するか否かを評価することができる。

［第２の実施の形態］
（装置構成）
第２の実施の形態にかかる測定装置１００Ｂの装置構成は、図１に示された測定装置１００Ａの構成と同様である。

（機能ブロック図）
図６は、測定装置１００Ｂの制御部２で実行される機能を模式的に示す機能ブロック図である。

図６を参照して、制御部２は、周波数変換部（ＦＦＴ）３０ａ，３０ｂと、第１算出部３２と、第３算出部３９と、比較部４０と、表示処理部４２とを実現する。すなわち、測定装置１００Ｂの制御部２は測定装置１００Ａの制御部２の実現する第２算出部３８に替えて第３算出部３９を実現し、その他は測定装置１００Ａの制御部２と同様である。以下、この差異を説明する。

（第３算出部３９での脈波伝播速度の算出）
測定装置１００Ｂの制御部２では、周波数変換部３０ａは、測定信号Ｐａ（ｔ）の各周波数成分についての位相を示す位相特性Ｐａ（ｆ）を算出し、算出した位相特性Ｐａ（ｆ）を第１算出部３２と共に第３算出部３９へ出力する。同様に、周波数変換部３０ｂは、測定信号Ｐｂ（ｔ）の各周波数成分についての位相を示す位相特性Ｐｂ（ｆ）を算出し、算出した位相特性Ｐｂ（ｆ）を第１算出部３２と共に第３算出部３９へ出力する。

第３算出部３９は、第１算出部３２とは異なる方法で脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。具体的には、第３算出部３９は、血管経路上に所定の病変があるとすると影響を受けることが予め判明している周波数帯において周波数成分ごとに位相特性Ｐａ（ｆ）およびＰｂ（ｆ）の値を比較し、両者の位相差を算出する。すなわち、第３算出部３９は、血管経路上に所定の病変があるとすると影響を受けることが予め判明している周波数帯である測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との低周波数成分を用いて、位相線の傾きｇｅｘｐを算出する。具体例として、０［Ｈｚ］〜１０［Ｈｚ］における位相特性Ｐａ（ｆ）およびＰｂ（ｆ）を用いて、位相線の傾きｇｅｘｐを算出する。よって、第３算出部３９において算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）は、血管経路上に所定の病変があるとするとその影響を受けているであろう脈波伝播速度（ＰＷＶ）と言える。

（フローチャート）
図７は、第２の実施の形態にかかる測定装置１００Ｂにおいて実行される処理の手順を示すフローチャートである。図７のフローチャートに示される各処理は、制御部２のＣＰＵ１０がＲＯＭ１２に予め格納されているプログラムを読出し、ＲＡＭ１４上に展開して実行することで、図６に示す各機能を実現する。

図７において、図５のフローチャートと同じステップ番号が付された処理は、図５のフローチャートにおける処理と同様である。従って、ＣＰＵ１０は、ステップＳ１００で測定部２０ａ，２０ｂが被験者２００の所定の測定部位における生体信号の測定を開始した後、ステップＳ１０２〜Ｓ１０４で、位相特性Ｐａ（ｆ）と位相特性Ｐｂ（ｆ）との間の高周波数成分（１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］）についての位相差に基づいて伝播時間差Ｔｄを算出し、予め記憶している心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離の差△Ｌを傾きｇｅｘｐとして得られた伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する。

第２の実施の形態では、ＣＰＵ１０は、位相特性Ｐａ（ｆ）と位相特性Ｐｂ（ｆ）との間の低周波数成分（０［Ｈｚ］〜１０［Ｈｚ］）についての位相差に基づいて伝播時間差Ｔｄを算出し、予め記憶している心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離の差△Ｌを傾きｇｅｘｐとして得られた伝播時間差Ｔｄで除して脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出する（ステップＳ１０６’）。

なお、ステップＳ１０２〜Ｓ１０４の処理と、ステップＳ１０６’の処理との順はこの順でなくてもよく、逆であってもよいし、並行して行なわれてもよい。

その後、ＣＰＵ１０は、ステップＳ１０４において算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）と、ステップＳ１０６’において算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）とを比較し、これらの比率が予め定められたしきい値より小さい場合には（ステップＳ１０８においてＹＥＳ）、心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までの血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在しないとしてその評価結果を表示部４に出力させ（ステップＳ１１０）、上記比率が予め定められたしきい値より大きい場合には（ステップＳ１０８においてＮＯ）、動脈瘤等の所定の病変が存在する可能性があるとしてその評価結果を表示部４に出力させる（ステップＳ１１２）。そして、測定処理は終了する。

この発明の第２の実施の形態によっても、押圧カフ２４ａおよび２４ｂのカフ圧変化から得られる値を用いて、簡易かつ高い精度でこれら測定部位までの血管経路上に動脈瘤等の所定の病変が存在するか否かを評価することができる。

［シミュレーションによる測定装置１００Ａの検証］
発明者らは、モデルを用いてシミュレーションを行ない、測定装置１００Ａでの評価結果を検証した。

（循環系モデル）
この検証には、生体を構成する血管を複数の区間に分割してモデル化した循環系モデルが用いられた。このような循環系モデルの代表的なものとして、参考文献１「Avolio,A.P,Multi-branched Model of Human Arterial System,1980,Med.&Biol.Engng.&Comp.,18,796」に記載されている、いわゆる「Ａｖｏｌｉｏモデル」が知られており、この検証においても、循環系モデルとして、このＡｖｏｌｉｏモデルが採用された。

Ａｖｏｌｉｏモデルでは、全身の動脈を１２８の血管要素（区間）に分割し、各区間を代表する形状値を規定している。このＡｖｏｌｉｏモデルは、形状値として、各区間に対応付けられた、長さ・半径・管壁の厚さ・ヤング率を含む。なお、Ａｖｏｌｉｏモデル中のヤング率は一応の基準値であり、検証では、個人差としてヤング率を基準値の２倍から５倍の値までを用いた。

この循環系モデルは、生体を構成するさまざまな血管を複数の区分に分類した上で、当該複数の区分の少なくとも１つの区分に属する血管をモデル化したものである。代表的に、血管は、その血管径の大きさに基づいて、血管径の大きいものから順に大動脈、中動脈（φ３．２ｍｍ以上）、小動脈（φ０．５ｍｍ以上）、細動脈（φ０．０３ｍｍ以上）、毛細血管などに区分される。そして、Ａｖｏｌｉｏモデルは、これらの区分のうち、大動脈および中動脈に区分される血管についてモデル化したものである。

なお、血管の区分の方法については、血管径の大きさに限らず、別の指標に基づいて区分してもよい。

図８は、血管内の血液の一次元流れモデルを示す図である。
一般に、血管に比べて血液の体積弾性率は十分高いので、血管を弾性円管とし、血液を非圧縮性流体として考えることができる。このような弾性管内における一次元流れの支配方程式は、以下のように導かれる。

図８を参照して、一次元流れモデルの断面ＣＳ１−ＣＳ２間の検査体積５０に関する質量の保存について考える。断面ＣＳ１の内腔の面積をＡ（＝πｒｉ２），流体（血液）の密度をρ，圧力をｐ，断面平均流速をＵとし、断面ＣＳ１−ＣＳ２間にある分枝血管へ単位時間に漏れ出す流体の体積を単位長さおよび単位圧力あたりＧとすると，質量保存則より（５）式が成り立つ。ここで、非圧縮性流体では密度ρは一定であるので（５）式は（６）式のように簡略化できる。

図９は、図８に示す検査体積５０に働く力５２および出入りする運動量５４を示す図である。

図９を参照して、検査体積５０内における運動量５４の単位時間当たりの変化は、流入する正味の運動量５４と検査体積５０に及ぼされる力５２に等しいので，高次の微少項を省略して（７）式が導かれる。

（７）式を連続の式を用いて整理すると（８）式に示す運動方程式が得られる．

次に、血管を一次元線形分布定数モデル化するために、（６）式および（８）式において非線形項を省略し、変数を圧力ｐと体積流量ｑ（＝ＡＵ）に置き換えることにより、（９）式および（１０）式が得られる。

ここで、（９）式および（１０）式の４個の係数の物理的な意味については、Ｒは血液が流れるときの粘性抵抗を示し、Ｌは流れが変化するときに急な変化を妨げようとする血液の慣性を示し、Ｇは血管外もしくは分岐管に流れ出す血液の流れやすさを示し、Ｃは圧力変化に応じて血管が伸縮する際に血管内に血液を蓄える能力を示す。

図１０は、血管を一次元線形分布定数モデル化した模式図である。図１０（ａ）は、（９）式および（１０）式と血管の物理モデルとを対応付ける図である。図１０（ｂ）は、図１０（ａ）に示す物理モデルを電気的な等価回路に置き換えた図である。

すなわち、（９）式および（１０）式は、図１０（ａ）に示すような物理モデルと対応付けることができる。さらに、（９）式および（１０）式において、圧力ｐを電圧ｖに置き換え、流量ｖを電流ｉに置き換えることで、図１０（ｂ）に示すような電気的な等価回路（分布定数回路）に置き換えることができる。ここで、Ｒは抵抗を示し、Ｌはインダクタンスを示し、Ｇはアドミタンスを示し、Ｃはキャパシタンスを示す。

ここで、（９）式についてみれば、血管系では運動方程式に対応する一方、電気系ではオームの法則に対応する。そして、血管系において、断面ＣＳ１と断面ＣＳ２との間の圧力勾配によって流体が加速される現象が、電気系において、インダクタンスの両端に印加される電位差が電流を引き起こす現象に対応することを意味している。

また、（１０）式についてみれば、血管系では連続の式（質量保存則）に対応する一方、電気系では電荷の保存則に対応する。そして、血管系において、断面ＣＳ１から断面ＣＳ２へ進めない質量の滞留分が血管を押し広げて圧力の上昇を引き起こす現象が、キャパシタに溜まった電荷が電圧の上昇を引き起こす現象に対応することを意味している。

さらに、（９）式および（１０）式において、ｐ＝Ｐｅｊｗｔとし、ｑ＝Ｑｅｊｗｔとすると、それぞれ（１１）式および（１２）式に示す関係式が導出される。

以降、図１０（ｂ）および（１１）式に示すＺｌ（＝ｒ＋ｊωＬ）を「縦インピーダンス」と称し、図１０（ｂ）および（１２）式に示すＺｔ（＝（Ｇ＋ｊωＣ）−１）を「横インピーダンス」と称す。（１１）式および（１２）式の一般解は、ｘ＝０における圧力の進行波の振幅値をＰｆとし、後退波の振幅値をＰｒとして、それぞれ（１３）式および（１４）式となる。なお、角周波数ωと周波数ｆとの間には、ω＝２πｆの関係が成立する。

また、伝播定数γは、減衰定数βと位相速度（脈波速度）Ｃｐとを用いて、（１５）式のように表される。

ここで、位相速度Ｃｐは脈波が単位時間に進む距離を示す量であり、減衰定数βは脈波の振幅が単位距離を進むごとにｅ−β倍になることを示す。また、特性インピーダンスＺ０は（１６）式のように表せ、単位体積の脈波を進行方向へ進めるために必要な圧力を示す。

さらに、距離ｌｓｅを隔てた二点での圧力Ｐｓ，Ｐｅと体積流量Ｑｓ，Ｑｅとは、（１７）式の伝達行列で接続される。

本検証では、（１７）式に示す伝達行列を血管の各区間に対応付けて算出するとともに、対象とする血管経路に応じて、各区間に対応する伝達行列を縦続接続することで、伝達関数を算出した。このとき、任意の境界より下流の条件はその境界での圧力Ｐｘ，体積速度Ｑｘとの比である（１８）式のインピーダンスＺｘで表される。

また、進行波と後退波との振幅の比である反射率Ｓｐは、（１９）式で表される。

（縦インピーダンスの算出）
縦インピーダンスＺｌは、流体の粘性抵抗と慣性の項とからなり、血管断面内の流速分布をモデル化することで求められる。

検証では、ウマースリーモデルに基づいて、縦インピーダンスを算出した。このウマースリーモデルは、ニュートン流体の円管内脈波流が十分に発達した状態での流速分布を表したものである。このウマースリーモデルに基づく縦インピーダンスは、第１種ベッセル関数Ｊｎを用いて（２０）式で表せる。

ここで、（２０）式中のαは「ウマースリーのアルファ」と称され、脈波流の粘性項と慣性項の比を示す量であり、定常流におけるレイノルズ数に相当する。また、血液の密度ρは、代表的に１．０３×１０³［ｋｇ／ｍ³］とし、血液の粘性係数μは、代表的に４×１０^-3［Ｐａ・ｓ］とした。

なお、（２０）式に示すウマースリーモデルに替えて、非粘性モデルを用いてもよい。このモデルは、血液を非粘性流体とし、断面内流速を一定とするものである。この非粘性モデルに基づく縦インピーダンスは、（２１）式で表せる。

さらに、上記のモデルに代えてポアゼイユモデルを用いてもよい。このモデルは、ニュートン流体の円管内定常流が十分に発達した状態での流速分布を表したものである。このポアゼイユモデルに基づく縦インピーダンスは、（２２）式で表せる。

（横インピーダンスの算出）
横インピーダンスは、遺漏または分岐の項Ｇと、管のコンプライアンスの項Ｃとからなる。

遺漏または分岐の項については、血管壁から周囲組織への遺漏も分岐もない場合には、Ｇ＝０とする。これに対して、分岐がある場合には、分岐管のアドミタンスをＧとする。

次に、管のコンプライアンスの項については、厚肉円管をモデル化したコンプライアンスを用いることができる。外圧および軸方向ひずみ一定の条件における厚肉円管の軸対称微小変形のコンプライアンスは、（２３）式で表される。

ここで、血管壁のポアソン比νは、代表的に０．５とした。
なお、（２３）式に示す厚肉円管をモデル化したコンプライアンスに替えて、薄肉円管をモデル化したコンプライアンスを用いてもよい。外圧および軸方向ひずみ一定の条件における薄肉円管の軸対称微小変形のコンプライアンスは、（２４）式で表される。

発明者らは、循環系モデルとしてＡｖｏｌｉｏモデルを用いて、（２０）式および（２３）式に従って、各区間の縦インピーダンスおよび横インピーダンスを算出した。さらに、発明者らは、算出した縦インピーダンスおよび横インピーダンスを用いて、（１５）式，（１６）式，（１７）式に従って各区間の伝達行列を算出し、各区間の実際の接続関係に対応付けて、各伝達関数を縦続接続および並列接続することで、心臓を基準点とした全身についての脈波伝播モデル（伝達関数）を算出した。より具体的には、（１７）式に示す２行×２列の伝達行列が、各区間の接続関係（連続、分岐、および終端など）に応じて、順次接続されていく。

Ａｖｏｌｉｏモデルにおいて、丸印のＡで表わされた箇所が押圧カフ２４ａの装着される測定部位（下肢）を表わし、丸印のＢで表わされた箇所が押圧カフ２４ｂの装着される測定部位（上肢）を表わし、丸印のＣで表わされた箇所が血管経路上の所定の病変として動脈瘤の発生が想定される部位を表わしている。発明者らは、上記第１算出部３２での脈波伝播速度の算出として、循環系モデルとしてＡｖｏｌｉｏモデルを用いて、心臓から測定部位Ａまでの血管経路に対応する伝達関数Ｇａ（ｆ）と心臓から測定部位Ｂまでの血管経路に対応する伝達関数Ｇｂ（ｆ）とを算出し、これらを用いて位相線の傾きｇ（ｋ）を算出した。位相線の傾きｇ（ｋ）［ｄｅｇ／Ｈｚ］は、偏角φｍｏｄｅｌ＝∠伝達関数Ｇａ（ｆ）／伝達関数Ｇｂ（ｆ）として算出される偏角φｍｏｄｅｌを用いて、傾きｇ（ｋ）＝ｔａｎ（φｍｏｄｅｌ）として定義できる。

なお、上記第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）を検証する場合の位相線の傾きｇ（ｋ１）は、血管経路上の所定の病変により予め影響を受けないことが判明している周波数帯である１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］における伝達関数Ｇａ（ｆ），Ｇｂ（ｆ）を用いて算出される。そして、予め規定する心臓から測定部位Ａまでの血管経路の距離と測定部位Ｂまでの血管経路の距離との差△Ｌを位相線の傾きｇ（ｋ１）として得られた伝播時間差Ｔｄで除して、脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出した。

（解析結果）
図１１は、測定装置１００Ａでの評価の解析結果を表わす図である。図１１は、ケース１〜４について、上記測定部位で測定される一般的な脈波波形のそれぞれの所定位置の出現時間差を伝播時間差Ｔｄとして取得し、予め設定されている心臓から押圧カフ２４ａおよび２４ｂが装着された測定部位までのそれぞれの血管経路の距離の差△Ｌを、算出された伝播時間差Ｔｄで除して算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）の、上記距離の差△Ｌを、Ａｖｏｌｉｏモデルを用いて１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］における伝達関数Ｇａ（ｆ），Ｇｂ（ｆ）を用いて算出される位相線の傾きｇ（ｋ１）で除して算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する比率を表わしている。

ケース１は血管径５．７［ｍｍ］として動脈瘤がない場合のモデルで、ケース２は血管径１０［ｍｍ］として動脈瘤がある場合のモデルで、ケース３は血管径１５［ｍｍ］として動脈瘤がある場合のモデルで、ケース４は血管径２０［ｍｍ］として動脈瘤がある場合のモデルである。また、図１１（Ａ）はＡｖｏｌｉｏモデル中の基準値の２倍のヤング率を用いて脈波伝播速度（ＰＷＶ）を算出した場合の比率を表わし、図１１（Ｂ）は基準値の３倍のヤング率を用いて算出した場合の比率を表わし、図１１（Ｃ）は基準値の４倍のヤング率を用いて算出した場合の比率を表わし、図１１（Ｄ）は基準値の５倍のヤング率を用いて算出した場合の比率を表わしている。

図１１に示された解析結果より、ヤング率に関わらず、すなわち、個人の血管状態の差に関わらず、動脈瘤が存在する場合には、動脈瘤が存在しない場合と比較して上記比率が小さくなり、血管径が大きいほど上記比率が小さくなることがシミュレーション上において検証された。

［実測による検証１］
発明者らは、動脈瘤を有しない被験者群と動脈瘤を有する被験者群とに対してそれぞれ測定装置１００Ａを用いて測定を行ない、第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）と、第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）とを比較した。

図１２は動脈瘤を有しない被験者群についての比較結果を表わし、図１２（Ａ）は第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の分布を表わし、図１２（Ｂ）は被験者ごとの第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率を表わしている。また、図１３は動脈瘤を有する被験者群についての比較結果を表わしている。

図１２より、動脈瘤のない場合には、第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率が、所定の範囲内（１±０．０５）にある傾向が大きい。これより、動脈瘤のない場合には第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）と、第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）とがほぼ等しいと言えることが検証された。

一方で、図１３より、動脈瘤のある場合には、第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率が、動脈瘤のない場合よりも所定の範囲（１．００±０．０５）外に分散している測定結果が多く得られている。これより、動脈瘤のある場合にはない場合と比較して第２算出部３８で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に対する第１算出部３２で算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率が所定の範囲（１．００±０．０５）外に分散している傾向と言えることが検証された。

［実測による検証２］
図１４は、測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との間の各周波数成分についての位相差をプロットして得られる位相線図の具体例であって、±１８０°を境界とした不連続点に対して上述の補正がなされた位相線図の具体例を示す図である。図１４（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は、それぞれ、異なる被験者から測定された測定信号Ｐａ（ｔ），Ｐｂ（ｔ）に基づいて得られた位相線図を表わしている。

また、図１５は、各周波数成分についての位相差から算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）の具体例を示す図である。図１５（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は、それぞれ、図１４（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）の位相線図で表わされた位相差から算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）を表わしている。

図１４（Ａ），（Ｂ）で表わされる位相線図では、回帰直線の傾きが０［Ｈｚ］〜１０［Ｈｚ］で得られるものと１０［Ｈｚ］〜２０［Ｈｚ］で得られるものとで比較が可能である。従って、このような場合には、図１５（Ａ），（Ｂ）に示されるように、それぞれの範囲で得られる回帰直線の傾きに基づいた脈波伝播速度（ＰＷＶ）が得られる。そのため、このような場合にはこれらの比率に基づいて評価する上記測定装置１００Ｂで動脈瘤等の所定の病変の有無を精度よく評価することができる。

一方、図１４（Ｃ）で表わされる位相線図では、ノイズが多いために周波数帯ごとの回帰直線の傾きの傾向が明確に表れていない。この場合、図１５（Ｃ）に示されるように、それぞれの位相差から算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）に周波数帯ごとの傾向が表れない。そのため、このような場合には周波数帯ごとの脈波伝播速度（ＰＷＶ）の比率に基づいて評価する上記測定装置１００Ｂでは精度よく動脈瘤等の所定の病変の有無を評価することができない可能性がある。そこで、このような場合、測定信号Ｐａ（ｔ）およびＰｂ（ｔ）をそれぞれ時間軸上に描画することで得られる脈波波形の所定位置の出現時間差から伝播時間差Ｔｄを取得して算出された脈波伝播速度（ＰＷＶ）と測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との高周波数成分での位相差から算出される脈波伝播速度（ＰＷＶ）との比率に基づいて評価する上記測定装置１００Ａを用いる方が、動脈瘤等の所定の病変の有無を精度よく評価することができる。

従って、他の実施の形態として、測定装置１００Ａと測定装置１００Ｂとを組み合わせ、ＣＰＵ１０は、測定信号Ｐａ（ｔ）と測定信号Ｐｂ（ｔ）との間の各周波数成分についての位相差をプロットして得られる位相線図の形状に応じて、第２算出部３８での算出方法と第３算出部３９での算出方法とを切り替えるようにしてもよい。

［その他の形態］
さらに、本実施の形態にかかる測定装置における動脈瘤等の所定の病変の有無についての評価方法を実現させるためのプログラムを提供することもできる。このようなプログラムは、コンピュータに付属するフレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disk-Read Only Memory）、ＲＯＭ、ＲＡＭおよびメモリカードなどのコンピュータ読取り可能な記録媒体にて記録させて、プログラム製品として提供することもできる。あるいは、コンピュータに内蔵するハードディスクなどの記録媒体にて記録させて、プログラムを提供することもできる。また、ネットワークを介したダウンロードによって、プログラムを提供することもできる。

なお、本発明にかかるプログラムは、コンピュータのオペレーティングシステム（ＯＳ）の一部として提供されるプログラムモジュールのうち、必要なモジュールを所定の配列で所定のタイミングで呼出して処理を実行させるものであってもよい。その場合、プログラム自体には上記モジュールが含まれずＯＳと協働して処理が実行される。このようなモジュールを含まないプログラムも、本発明にかかるプログラムに含まれ得る。

また、本発明にかかるプログラムは他のプログラムの一部に組込まれて提供されるものであってもよい。その場合にも、プログラム自体には上記他のプログラムに含まれるモジュールが含まれず、他のプログラムと協働して処理が実行される。このような他のプログラムに組込まれたプログラムも、本発明にかかるプログラムに含まれ得る。

提供されるプログラム製品は、ハードディスクなどのプログラム格納部にインストールされて実行される。なお、プログラム製品は、プログラム自体と、プログラムが記録された記録媒体とを含む。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

２ 制御部、４ 表示部、６ 操作部、１０ ＣＰＵ、１２ ＲＯＭ、１４ ＲＡＭ、２０ａ，２０ｂ 測定部、２２ａ，２２ｂ，２７ａ，２７ｂ 配管、２４ａ，２４ｂ 押圧カフ、２５ａ，２５ｂ 圧力ポンプ、２６ａ，２６ｂ 調圧弁、２８ａ，２８ｂ 圧力センサ、３０ａ，３０ｂ 周波数変換部、３２ 第１算出部、３８ 第２算出部、３９ 第３算出部、４０ 比較部、４２ 表示処理部、５０ 検査体積、５２ 力、５４ 運動量、１００Ａ，１００Ｂ 測定装置、２００ 被験者。

Claims (4)

1. 被験者の心臓から第１の血管経路を経て血流が到達する部分の体表面の第１の測定部位に装着され、第１の脈波信号を測定するための第１の測定手段と、
   前記被験者の前記心臓から第２の血管経路を経て血流が到達する部分の体表面の第２の測定部位に装着され、第２の脈波信号を測定するための第２の測定手段と、
   前記第１の脈波信号および前記第２の脈波信号から所定の周波数成分を抽出するための抽出手段と、
   前記抽出された周波数成分に基づき、前記第２の血管経路上の所定の病変により予め影響を受けないことが判明している第１の周波数における第１の脈波伝播速度を算出するための第１の伝播速度評価手段と、
   前記第１の脈波信号および前記第２の脈波信号に基づき、前記第１の伝播速度評価手段とは異なる方法で第２の脈波伝播速度を算出するための第２の伝播速度評価手段と、
   前記第１の脈波伝播速度と前記第２の脈波伝播速度との一致度合いを出力するための出力手段とを備える、測定装置。
2. 前記第１の伝播速度評価手段は、前記第１の脈波信号と前記第２の脈波信号との前記第１の周波数での位相差と、前記第１の周波数と、心臓から前記第１の測定部位までの距離と前記心臓から前記第２の測定部位までの距離との間の差とに基づいて前記第１の脈波伝播速度を算出する、請求項１に記載の測定装置。
3. 前記第２の伝播速度評価手段は、前記第１の脈波信号を時間軸上に描画した脈波形状の所定位置と前記第２の脈波信号を時間軸上に描画した脈波形状の所定位置との比較により得られる伝播時間差と、心臓から前記第１の測定部位までの距離と前記心臓から前記第２の測定部位までの距離との間の差とに基づいて前記第２の脈波伝播速度を算出する、請求項１または２に記載の測定装置。
4. 前記第２の伝播速度評価手段は、前記第１の脈波信号と前記第２の脈波信号とから前記抽出された周波数成分に基づき、前記第２の血管経路上の前記所定の病変により予め影響を受けることが判明している第２の周波数における脈波の位相差により前記第２の脈波伝播速度を算出する、請求項１または２に記載の測定装置。

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