血管粘弾性測定装置、血管粘弾性測定方法、プログラム、コンピュータ読み取り可能な記録媒体、大規模集積回路及びＦＰＧＡ
【課題】応力信号と歪信号との間の位相ずれを、予め位相特性がわかっているカテーテルと比較して決定することなく、簡単な構成によって容易に補正する。
【解決手段】血管粘弾性測定装置１は、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する演算部９、装置制御部１０及びタイミング制御部１１とを備える。
【解決手段】血管粘弾性測定装置１は、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する演算部９、装置制御部１０及びタイミング制御部１１とを備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管壁の剛性を測定する血管粘弾性測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
厚生労働省が発表した平成１５年度の主な死因別死亡数の割合において、日本人の死因の２、３位は心疾患、及び脳血管疾患が占めており、血管に関わる疾患が増加傾向にあることがわかる。血管は、年齢に伴い動脈壁中のコラーゲンが変質して硬化し、弾性線維の減少が起こることで動脈壁の質が悪くなるといわれている。
【０００３】
一方、近年は正常な老化過程以外に血管の質を低下させる要因が増加している。具体的には、糖尿病、高血圧、食の欧米化、運動不足、喫煙、さらにストレスなども影響し、危険因子であるアンギオテンシンや低比重リポ蛋白（ＬＤＬ）コレステロールの増加により、組織や臓器全体に血行障害が生じることが報告されている。
【０００４】
これら血管に関わる疾患は、益々増加するといわれている。動脈硬化の進行度など血管に関わる疾患の早期発見のためには、血管状態、例えば血管のかたさ、やわらかさといった力学特性を定量的に評価する必要がある。
【０００５】
図２４は、血管壁インピーダンスを説明するための図である。人体の動脈９０は、内膜９１、中膜９２、外膜９３の３層から構成され、各々の層には固有の構成因子が含まれる。
【０００６】
外膜９３には、結合組織、エラスチン、コラーゲンといった動脈スティフネスやコンプライアンスに影響を及ぼす因子が含まれていると共に、大動脈の血管壁に栄養素を供給する脈管血管が含まれる。
【０００７】
内膜９１には、一酸化窒素（ＮＯ）やＥＤＨＦ（ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｈｙｐｅｒｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）などの内皮由来血管作動性物質を産出する脈管内皮が存在する。
【０００８】
中膜９２には、エラスチン、コラーゲン等の平滑筋が含まれる。ここで、平滑筋は、交感神経やホルモンによって刺激されると収縮し、血流量を下げる機能を担う。
【０００９】
したがって、動脈９０は、中膜９２に含まれている平滑筋の作用によって収縮または弛緩する。そこで、動脈９０の収縮または弛緩の程度を数値化する手段として、動脈９０を機械的なインピーダンス（粘弾性）モデルにモデル化する。
【００１０】
図２５は、血管壁インピーダンスモデルを説明するための図である。血管壁の任意の半径方向における特性のみを考え，この方向に加わる応力と血管壁のひずみから、インピーダンス特性を以下のように表現している。
【００１１】
【数１】
式（１）のインピーダンスパラメータを推定するためには、応力σ（ｔ）とひずみε（ｔ）とを計測する必要がある。ここで，動脈の内膜に作用する法線応力は動脈血圧と等しいことから、法線応力は以下のように表現される。
【００１２】
【数２】
一方，血管壁のひずみを直接測定することは困難であることから，プレチスモグラムを用いて以下のように表現することとした。
【００１３】
【数３】
ここで、Ｐｌ（ｔ）はプレチスモグラム、Ａ０は吸光度Ａ（ｔ）の一周期の平均値であり、以下のように表現される。
【００１４】
【数４】
ここで，ＴはＲＲ間隔である。また，血管壁の半径方向の特性において、慣性Ｍは非常に小さく、無視できることが従来研究により報告されている。以上の関係から、（１）式は以下のように書き表される。
【００１５】
【数５】
図２６は、従来の血管粘弾性測定装置を説明するための図であり、図２７は、従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。従来の血管粘弾性測定装置は、人体のプレチスモグラムを測定するプレチスモグラム測定器と、人体の動脈血圧を測定するカテーテルと、プレチスモグラム測定器によって測定されたプレチスモグラムを表す波形と、カテーテルによって測定された動脈血圧を表す波形とに基づいて、血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定器とを備えている。血管壁インピーダンス推定器は、例えば、ベッドサイドモニタによって構成される。このような、プレチスモグラムと動脈血圧とに基づく血管壁インピーダンス推定においては、血管インピーダンスモデルは、図２８に示される式によって表される。また、血管インピーダンスのモニタリングは、図２９に示す胸部交感神経遮断術において使用される。図３０に術中の血管インピーダンスの変化を示す。上側のグラフは、血管の粘性の変化を表しており、下側のグラフは、血管の剛性の変化を表している。
【００１６】
図３１は、非観血モニタリングを説明するための図である。前述したカテーテルは、観血法に属するが、非観血法に属するフィナプレスによっても動脈血圧を測定して血管の粘弾性を推定することができる。
【００１７】
図３２は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。精度の高い血管壁インピーダンス推定を行なうためには血管に作用する力と歪との正確な同期が行なわれる必要がある。従って，動脈血圧やプレチスモグラムが検出されてから記録されるまでの時間、つまり装置の時間特性を正確に把握し、位相の補正を行なわなければならない。しかしながら，測定装置にはさまざまな種類があり、すべての装置において時間特性を知ることは困難である。
【００１８】
そこで我々は従来までに、装置の時間特性が分からない計測装置に対しても、波形のずらし時間を上手く設定することで、インピーダンス推定を精度良く行なう方法を提案してきた。この方法では，装置の時間特性が分からないフィナプレスという装置から計測した非観血的動脈血圧でのインピーダンス推定を、装置の時間特性が分かっているカテーテルにより計測した観血的動脈血圧と比較することによって行なう。
【００１９】
遅れ時間の調節法を図３３を参照して説明する。まず、計測した非観血的動脈血圧とプレチスモグラムとの変曲点の差を求める。ここでは、各波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点を利用した。検出された時間差をＴＳとする（図３３（ａ））と、プレチスモグラムをＴＳ進めることにより、非観血的動脈血圧との時間差を調節する（図３３（ｂ））。これにより、１拍毎の遅れ時間の変動を補償することができる。次に、計測装置等に含まれる一定の遅れ時間を補償するため、非観血的動脈血圧にシフト時間Ｔｄを導入し、シフト後の血圧を用いてインピーダンスを以下の式を用いて推定する。
【００２０】
【数６】
【００２１】
【数７】
図３４は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。推定誤差を表す評価関数Ｅａの値が最小になるＴｄの値を最適なシフト時間に設定する。
【特許文献１】特開２００６−１２９９５８号公報（平成１８年５月２５日（２００６．５．２５）公開）
【特許文献２】特開２００７−７０７８号公報（平成１９年１月１８日（２００７．１．１８）公開）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２２】
図３５は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法の問題点を説明するための図である。上記従来技術の構成では、装置の時間特性が分かっているカテーテルにより計測した観血的動脈血圧と比較することによって、時間特性が分からない装置から計測した非観血的動脈血圧でのインピーダンス推定を行っているため、時間特性が予めわかっている血圧計測装置がカテーテルに限定され、計測装置を柔軟に変更し難いという問題があり、さらには、当該カテーテルの適用は被計測者にとって身体的な負担となるという問題がある。
【００２３】
本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができる血管粘弾性測定装置を実現することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置は、上記課題を解決するために、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【００２５】
この特長により、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれが補正される。このため、応力信号と歪信号との間の位相ずれを、従来技術のように、予め位相特性がわかっているカテーテルと比較して決定する必要がない。従って、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができる。
【００２６】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記シフト時間は、同一拍内において前記歪信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点と、前記応力信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点との間の時間区間を複数に分割した区間時間のうち、前記決定係数が最大となる区間時間にシフトした時間であることが好ましい。
【００２７】
上記構成によれば、決定係数が最大になるシフト時間を簡単な構成で容易に求めることができる。
【００２８】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記シフト時間は、前記シフトした時間を基準として、さらに勾配法により前記決定係数が最大となるようにシフトした時間であることが好ましい。
【００２９】
上記構成によれば、決定係数が最大になるシフト時間を確実に求めることができる。
【００３０】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記位相ずれ補正手段によって位相ずれを補正された前記応力信号と前記歪信号とに基づいて、前記血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定手段をさらに備えることが好ましい。
【００３１】
上記構成によれば、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正できるので、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を測定する機器、及び血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を測定する機器の組み合わせに関わらず、血管壁の剛性を容易に推定することができる。
【００３２】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号を検出する歪信号検出手段をさらに備えることが好ましい。
【００３３】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を直接測定することができる。
【００３４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号を検出する応力信号検出手段をさらに備えることが好ましい。
【００３５】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を直接測定することができる。
【００３６】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、生体のフォトプレチスモグラムを測定するプレチスモグラム測定手段によって検出されることが好ましい。
【００３７】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００３８】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、ストレインゲージプレチスモグラム測定手段によって検出されることが好ましい。
【００３９】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００４０】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、超音波装置によって検出されることが好ましい。
【００４１】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００４２】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号は、非観血で動脈血圧を検出する血圧測定手段によって検出されることが好ましい。
【００４３】
上記構成によれば、フィナプレスにより容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を検出することができる。
【００４４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号は、カテーテルによって検出されることが好ましい。
【００４５】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を確実に検出することができる。
【００４６】
本発明に係る血管粘弾性測定方法は、上記課題を解決するために、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出し、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択し、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正することを特徴とする。
【００４７】
本発明に係るプログラムは、上記課題を解決するために、コンピュータに、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させることを特徴とする。
【００４８】
本発明に係るコンピュータ読み取り可能な記録媒体は、上記課題を解決するために、コンピュータに、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させるプログラムを記録したことを特徴とする。
【００４９】
本発明に係る大規模集積回路は、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【００５０】
本発明に係るＦＰＧＡは、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【００５１】
本発明に係る血管粘弾性測定装置は、以上のように、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正するので、応力信号と歪信号との間の位相ずれを、従来技術のように、予め位相特性がわかっているカテーテルと比較して決定する必要がなく、従って、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができるという効果を奏する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５２】
本発明の一実施形態について図１ないし図２３に基づいて説明すると以下の通りである。
【００５３】
（実施の形態１）
図１は、実施の形態１に係る血管粘弾性測定装置１の構成を示すブロック図である。血管粘弾性測定装置１には、心電計（ＥＣＧ）２と連続血圧計（ＰＢ）３とプレチスモグラム（ＰＧ）４とが接続されている。連続血圧計３は、例えば、非観血で動脈血圧を検出する血圧測定器（フィナプレス）によって構成されている。
【００５４】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ａを備えている。増幅器５ａは、心電計２から供給された心電信号を増幅してフィルター６ａに供給する。フィルター６ａは、増幅器５ａによって増幅された心電信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ａに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ａは、フィルター６ａによってフィルタリングされた心電信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ａに格納する。
【００５５】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ｂを備えている。増幅器５ｂは、連続血圧計３から供給される動脈血圧信号を増幅してフィルター６ｂに供給する。フィルター６ｂは、増幅器５ｂによって増幅された動脈血圧信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ｂに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ｂは、フィルター６ｂによってフィルタリングされた動脈血圧信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ｂに格納する。
【００５６】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ｃを備えている。増幅器５ｃは、プレチスモグラム４から供給される脈波信号を増幅してフィルター６ｃに供給する。フィルター６ｃは、増幅器５ｃによって増幅された脈波信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ｃに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ｃは、フィルター６ｃによってフィルタリングされた脈波信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ｃに格納する。
【００５７】
血管粘弾性測定装置１には、演算部９が設けられている。演算部９は、メモリ８ｃから読み出した脈波信号に基づいて回帰演算を行って得られた動脈血圧推定信号と、メモリ８ｂから読み出した動脈血圧信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間を演算してシフト時間を表す信号を装置制御部１０に供給する。
【００５８】
装置制御部１０は、演算部９から供給されたシフト時間を表す信号をタイミング制御部１１に供給する。タイミング制御部１１は、装置制御部１０から供給されたシフト時間を表す信号に基づいて、動脈血圧信号と脈波信号との間の位相ずれを補正する。
【００５９】
このようにして、位相ずれが補正された動脈血圧信号と脈波信号とを、演算部９は、メモリ８ｂ及びメモリ８ｃからそれぞれ読み出し、位相ずれが補正された動脈血圧信号と脈波信号とに基づいて、血管壁の剛性を推定し、推定した血管壁の剛性を表す血管壁剛性信号を通信制御部１２及び表示制御部１３に供給する。
【００６０】
通信制御部１２は、演算部９から供給された血管壁剛性信号を外部機器に送信する。表示制御部１３は、演算部９から供給された血管壁剛性信号を表示部１４に表示する。
【００６１】
血管粘弾性測定装置１には、スイッチ、タッチパネル等によって構成されたインターフェース部１５が設けられている。インターフェース部１５は、スイッチの開閉、タッチパネルの押下等を表す信号をインターフェース制御部１６に供給する。
【００６２】
図２及び図３は血管粘弾性測定装置１による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【００６３】
本実施の形態に係る手法では、前述した（７）式のシフト時間Ｔｄの決定において（８）式の評価関数を用いない方法によって、動脈血圧信号と脈波信号との間の時間差を調整する。この本実施の形態に係る手法では、モデルの適合度を表す決定係数Ｒ２を使用する。決定係数Ｒ２の詳細な説明については、後述する。
【００６４】
この決定係数Ｒ２は、目的変数である動脈血圧信号に対して、従属変数のプレチスモグラム（脈波信号）に（７）式のモデルを用いて回帰演算を行なって得られた推定動脈血圧信号との重相関係数の２乗を計算したものである。この決定係数の数値は０〜１までをとり、１に近いほど血管のダイナミクスを説明できる割合が高いことを示している。そこでシフト時間Ｔｄをさまざま変化させて、最も高い決定係数Ｒ２が得られたときのシフト時間Ｔｄを最適なシフト時間と定義する。
【００６５】
次に、決定係数Ｒ２が最大になるシフト時間Ｔｄを導出するアルゴリズムについて説明する。インピーダンス推定に使用する信号の区間がｔ０とする。動脈血圧信号とプレチスモグラム信号との変曲点を合わせた後にシフト時間Ｔｄを区間ｔ０程度の幅で数点ずつ、ずらして、それぞれの場所においてインピーダンス推定を行い、
【００６６】
【数８】
を計算する（例では，シフト時間Ｔｄを−ｔ０／４からｔ０／４までの区間を５等分割した４点においてインピーダンス推定をおこなっている）。このとき，決定係数Ｒ２が最大かつ
【００６７】
【数９】
になるシフト時間Ｔｄを保持しておく。その後、このシフト時間Ｔｄの前後のシフト時間においてインピーダンス推定を行い、
【００６８】
【数１０】
の計算を行い、決定係数が大きくなる方向にシフト時間Ｔｄをシフトさせてインピーダンス推定を行い、
【００６９】
【数１１】
の計算を行なう。この計算を逐次的に繰り返して，決定係数Ｒ２が極大になるシフト時間Ｔｄを求める。この操作を数回程度（例では１０回）繰り返して、試行回数分における粘性値、粘性値、及び決定係数Ｒ２、シフト時間Ｔｄの平均値算出を行い、もし粘性値、剛性値、及び決定係数の平均値が閾値以上（例ではＲ２の平均値が０．８以上、粘性値の平均値が０より大、剛性値の平均値が０より大）ならば、このときのシフト時間Ｔｄの平均値を最適値とする。
【００７０】
図４は、血管粘弾性測定装置１による位相ずれの補正方法による検証実験結果を説明するための図である。図４に示すように、本実施の形態の決定係数に基づく方法による位相ずれ補正のためのシフト時間は、従来技術の評価関数に基づく方法と一致しており、本実施の形態の決定係数に基づく方法によって、脈波信号と動脈血圧信号との間の位相ずれを補正することができることがわかる。
【００７１】
図５〜図８は、実施の形態１に係る位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。まず、図５に示すように、ＰＬＳ（脈波信号、プレチスモグラム）と、ＩＢＰ（動脈血圧信号）と、ＥＣＧ（心電信号）とを区間ｔ０毎に検知して切り出す。そして、図６に示すように、区間を４分割し、ＰＬＳをシフトさせる。次に、図７に示すように、粘性、剛性及び決定係数Ｒ２を算出する。その後、図８に示すように、勾配法により、決定係数Ｒ２が極大になるシフト時間を探索する。
【００７２】
図９〜図１２は、位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。まず、ＰＬＳと、ＩＢＰと、ＥＣＧとを区間ｔ０毎に検知して切り出す（ステップＳ１）。そして、ＰＬＳとＩＢＰとの間の位相ずれが調整済みであるか否かを判定する（ステップＳ２）。位相ずれが調整済みであると判断したときは（ステップＳ２でＹｅｓ）、ステップＳ２６に進む。位相ずれが調整済みでないときは（ステップＳ２でＮｏ）、前ＲＲ区間の波形を切り出す（ステップＳ３）。次に、ＰＬＳとＩＢＰとの変曲点の時間差（＝ｔｉ）を計算する（ステップＳ４）。その後、ＰＬＳをＩＢＰからｔｄ＝ｔｉ―Ｔだけずらす（ステップＳ５）。そして、ずらし幅を調整する（ｔｄ＝ｔｄ＋Δｔ）（ステップＳ６）。次に、インピーダンス推定のためのＢ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）を計算する（ステップＳ７）。
【００７３】
その後、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であるか否かを判断する（ステップＳ８）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であると判断したときは（ステップＳ８でＹｅｓ）、変数ｔｄの値を変数ｔｄ＿ｍａｘに代入する（ステップＳ９）。そして、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値でないと判断したとき（ステップＳ８でＮｏ）、または変数ｔｄの値を変数ｔｄ＿ｍａｘに代入したときは（ステップＳ９）、Ｎ回繰り返したか否かを判断する（ステップＳ１０）。Ｎ回繰り返していないと判断したときは（ステップＳ１０でＮｏ）、ステップＳ５に戻る。Ｎ回繰り返したと判断したときは（ステップＳ１０でＹｅｓ）、変数ｔｄ＿ｍａｘの値を変数ｔｄに代入する（ステップＳ１１）。
【００７４】
そして、Ｂ（ｔｄ＋１）、Ｋ（ｔｄ＋１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）を推定する（ステップＳ１２）。次に、Ｂ（ｔｄ−１）、Ｋ（ｔｄ−１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）を推定する（ステップＳ１３）。その後、決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値であるか否かを判定する（ステップＳ１４）。決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値であると判定したときは（ステップＳ１４でＹｅｓ）、変数ｔｄに１を加算する（ステップＳ１９）。そして、Ｂ（ｔｄ＋１）、Ｋ（ｔｄ＋１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）を推定する（ステップＳ２０）。次に、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きいか否かを判断する（ステップＳ２１）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きくないと判断したときは（ステップＳ２１でＮｏ）、ステップＳ１９に戻る。
【００７５】
決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値でないと判定したときは（ステップＳ１４でＮｏ）、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であるか否かを判定する（ステップＳ１５）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値でないと判定したときは（ステップＳ１５でＮｏ）、変数ｔｄから１を減算する（ステップＳ１６）。そして、Ｂ（ｔｄ−１）、Ｋ（ｔｄ−１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）を推定する（ステップＳ１７）。次に、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きいか否かを判断する（ステップＳ１８）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きくないと判定したときは（ステップＳ１８でＮｏ）、ステップＳ１６に戻る。
【００７６】
決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きいと判断したとき（ステップＳ１８でＹｅｓ）、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であると判断したとき（ステップＳ１５でＹｅｓ）、または決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きいと判断したとき（ステップＳ２１でＹｅｓ）は、Ｂ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）に対して今までの平均を算出する（ステップＳ２２）。
【００７７】
そして、Ｍ回繰り返したかを判断する（ステップＳ２３）。Ｍ回繰り返していないと判断したときは、計測へ戻る。Ｍ回繰り返したと判断したときは、決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正であるかを確認する（ステップＳ２４）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正でないと判断したときは、計測へ戻る。決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正であると判断したときは、位相調整を完了し（ステップＳ２５）、計測へ戻る。
【００７８】
位相ずれが調整済みであると判断したときは（ステップＳ２でＹｅｓ）、Ｂ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）を推定する（ステップＳ２６）。その後、計測を終了するか否かを判断する（ステップＳ２７）。計測を終了しないと判断したときは、最初の計測ステップに戻る。計測を終了すると判断したときは、処理を終了する。
【００７９】
（実施の形態２）
図１３は、動脈硬化の初期症状を説明するための図である。日本人の死因別死亡数の２、３位は心疾患，脳血管疾患であり、この主な原因は動脈硬化であるといわれている。動脈硬化は血管内皮機能障害を第一段階として発症し、その後維持・進展し、破綻へと進行することが知られており、特に血管拡張因子の一酸化窒素（ＮＯ）は動脈硬化において特に重要な役割を果たしている。
【００８０】
図１４及び図１５は、反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。従来から内皮機能の評価方法として、Ｆｏｒｅａｒｍ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ （ＦＢＦ）法や反応性充血検査がある。ＦＢＦ法は、血管拡張因子ＮＯの作用薬、あるいは拮抗薬を四肢の動脈に選択的に投与し、それに伴う血流量（ＦＢＦ）の変化で内皮機能を評価する方法であるが、血管弛緩薬を観血的に投与しなければならないため負担が伴う。一方、反応性充血検査の１つとして、非観血で内皮機能評価が行える血流依存性拡張反応検査（Ｆｌｏｗ−ｍｅｄｉａｔｅｄ ｄｉｌａｔｉｏｎ、以下ＦＭＤ検査と呼ぶ）がある。これは、四肢の虚血後の血管拡張反応を血管径の変化で評価する検査である。一般的には、超音波装置を用いて血管径を計測することで一拍ごとに変化を捉えている。しかしながら、この検査に必要とされる超音波装置は極めて高価であり、かつ計測にはかなりの熟練を要する。また、ＦＢＦ法と同様に動脈血圧の連続的な変化を考慮していないため、血管の真の力学特性を知ることはできない。
【００８１】
そこで、本実施の形態ではＦＭＤ検査に、実施の形態１で前述した手法を応用することを試みる。具体的には，ＦＭＤ検査と内皮非依存である血管弛緩薬ニトログリセリン（ＮＴＧ）を舌下投与した際の血管拡張反応を、ストレインゲージプレチスモグラムと動脈血圧を利用することで血管壁の機械インピーダンスの変化として捉え、血管力学特性の機能的変化を定量化することを目的とする。はじめに、ＦＭＤ検査とＮＴＧ摂取時において、ストレインゲージプレチスモグラムと超音波で捉えた血管径の基線成分、及び拍動成分を同時計測し、各信号の比較を試みる。さらに、各種信号処理を施し、インピーダンスモデルによる血管状態の推定を行う。
【００８２】
図１６に血管壁のインピーダンスモデルを示す。本実施の形態では血管壁の任意の半径方向の特性のみを考え、血液が血管壁に作用する力と血管壁の変位からインピーダンス特性を以下のように表現する。
【００８３】
【数１２】
ただし、
【００８４】
【数１３】
は血管壁に作用する力で、ｔ０からの変化分を示す。また、Ｍ、Ｂ、Ｋは血管壁の慣性、粘性、剛性を示す。さらに、
【００８５】
【数１４】
はそれぞれ血管半径の変位、速度、加速度を表す。式（１２）に基づいてインピーダンスパラメータを推定するためには、Ｆ（ｔ）、ｒ（ｔ）を計測する必要がある。ここで、Ｆ（ｔ）を動脈血圧を用いて以下のように表現する。簡単のため，動脈血圧と力は比例関係にあると仮定すると、
【００８６】
【数１５】
となる。ただし、ｋｂは比例定数、Ｐｂ（ｔ）は動脈血圧値である。一方、血管半径ｒ（ｔ）を直接測定することは困難であるため、ストレインゲージプレチスモグラムで計測した血管径を用いて血管半径を推定する。ストレインゲージプレチスモグラムを利用した場合、腕の半径の変化分が血管半径の変化分と比例関係にあると仮定し、血管半径は次式により表現する。
【００８７】
【数１６】
ただし、ｋｓは比例定数、Ｐｓａｃ（ｔ）はストレインゲージプレチスモグラムである。
【００８８】
次に血管壁インピーダンスモデルにおけるＡＣインピーダンスを説明する。血管壁に作用する力を動脈血圧Ｐｂ（ｔ）（（１３）式）、血管半径にストレインゲージプレチスモグラムＰｓａｃ（ｔ）（（６）式）を（１２）式に代入し、本発明者らの提案より、慣性を考慮しない粘弾性モデル（Ｍ＝０）で評価すると血管壁インピーダンスは次式により推定することができる。
【００８９】
【数１７】
である。
【００９０】
次にＤＣインピーダンスを説明する。心電図のＲ波のタイミングで１拍毎に切り出された動脈血血圧の平均値Ｐｂａｖｅ（ｔ）を以下の式で表現する。
【００９１】
【数１８】
ここで、ｔｉ（ｉ＝０，１，２、…、ｎ）は心電図のＲ波の時刻である。さらに、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の平均値Ｐｓｄｃａｖｅ（ｔ）を以下の式で表現する。
【００９２】
【数１９】
ここで（１６）式と（１７）式よりＤＣインピーダンスの剛性は以下の式を用いて算出することが可能となる。
【００９３】
【数２０】
次にＮＴＧ摂取検査の実験方法を説明する。図１７に生体信号計測に用いた実験装置を示す。実験では、心電図（ＥＣＧ（ｔ））、非観血動脈血圧（Ｐｂ（ｔ））、ストレインゲージプレチスモグラムの基線成分（Ｐｓｄｃ（ｔ）、以下０−２５Ｈｚ帯をＤＣ成分と呼ぶ）、拍動成分（Ｐｓａｃ（ｔ）、以下１−２５Ｈｚ帯をＡＣ成分と呼ぶ）、超音波で捉えた血管径（Ｖｄ（ｔ））を同時に計測した。心電図、非観血動脈血圧の計測には、生体情報モニタ（ＢＰ−６０８、オムロンヘルスケア（株））を用いた。ストレインゲージプレチスモグラム（ＤＣ成分、ＡＣ成分）の計測には、右上腕部にストレインゲージプレチスモグラフィ（ＥＣ６、Ｈｏｋａｎｓｏｎ）をそれぞれ用いた。各データのサンプリング周波数は１ｋＨｚである。さらに、右上腕動脈の血管径を超音波装置（ＳＳＤ−６５００ＳＶ、アロカ（株））を用いて計測した。また，駆血用のカフを右前腕に装着した。被験者は健常な男子大学生（非喫煙者）５名（Ａ：２３歳，Ｂ：２３歳，Ｃ：２５歳，Ｄ：２４歳，Ｅ：２３歳）とした。プロトコルとして、安静時を５分間計測した後、ＮＴＧを摂取（７５ｇ）し、さらに５分間安静状態の計測を行った。
【００９４】
次にデータ処理について示す。まず、各データには被験者の体動やカフによる加圧時の影響など、外乱による影響が含まれているため、ディジタルフィルタにより外乱の除去を行った。ディジタルフィルタの特性は、動脈血圧がＩＩＲ型２次ＬＰＦ：１０．０Ｈｚ、ＩＩＲ型１次ＨＰＦ：１Ｈｚ、ストレインゲージプレチスモグラムＰｓａｃ（ｔ）はＦＩＲ型８次ＬＰＦ：１０．０Ｈｚ、ＩＩＲ型１次ＨＰＦ：０．３Ｈｚとした。次に、心電図のＲ波のピークを利用して１拍分のデータを切り出す処理を行った。そして、各周期ごとの心電図のＲ波が現れる時刻と定義し、ｄＰｂ（ｔ）、ｄＰｓａｃ（ｔ）、ｄＶｄ（ｔ）を計算し、最小二乗法を用いてインピーダンスパラメータを推定した。
【００９５】
また、検証方法として、ＮＴＧ摂取前後の超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の比較、ＤＣインピーダンスの剛性、ＡＣインピーダンスの剛性の比較を試みた。超音波で捉えた血管径の摂取前は医師が指定した２０秒間（１０〜３０秒）とし、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の摂取前は安定に計測できた摂取直前の２０秒間（２６０〜２８０秒）とした。摂取後はともに超音波で計測した血管径が最大となる２０秒間（５６０〜５８０秒）とした。また，ＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性も同様の時刻の平均値とした。
【００９６】
次に、ＦＭＤ検査時の実験方法を説明する。ＦＭＤ検査時の実験方法として、前記と同様の実験環境で計測を行った。さらに、被験者は前記のうちの３名（Ａ：２３歳，Ｂ：２３歳，Ｃ：２５歳）とした。プロトコルとして、各信号を安静時に４分間計測した後、カフを５分間駆血（最高血圧＋５０ｍｍＨｇ）した。さらに、駆血解除後５分間計測を行った。また、駆血前後の比較方法としては、駆血前は超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分ともに医師が指定した２０秒間（計測開始１０〜３０秒）とし、摂取後はともに超音波で計測した血管径が最大となる２０秒間（６００〜６２０秒）とした。また、ＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性も同様の時刻の平均値とした。
【００９７】
次に、ＮＴＧ摂取検査の実験結果を説明する。図１８は被験者Ａから計測したＮＴＧ摂取検査時の計測信号である。図は上から非観血動脈血圧の振幅Ｐｂ（ｔ）、超音波で捉えた血管径Ｖｄ（ｔ）、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分Ｐｓｄｃ（ｔ）、ＡＣ成分の振幅Ｐｓａｃ（ｔ）、ＤＣインピーダンスの剛性ＫＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性ＫＡＣの時間波形を示す。また、点線はＮＴＧを摂取したタイミングに対応している。この結果より、超音波で捉えた血管径からＮＴＧ摂取後に血管が拡張していることを確認した。超音波で捉えた血管径のＤＣ成分の変動に対して、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の変動が同様な傾向が得られていることを確認した。
【００９８】
図１９に各被験者から計測した超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムの比較結果を示す。図１９（ａ）が超音波で計測した血管径、図１９（ｂ）がストレインゲージプレチスモグラムの平均値を示す。各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。
【００９９】
この結果より、被験者Ｂのストレインゲージプレチスモグラムに関して摂取後低下しているが、他の被験者では超音波で捉えた血管径、及びストレインゲージプレチスモグラムともに、ＮＴＧ摂取後に上昇していることがわかった。
【０１００】
図２０にＮＴＧ摂取検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定の比較結果を示す。図２０（ａ）がＤＣインピーダンスの剛性、図２０（ｂ）がＡＣインピーダンスの剛性を示す。また、各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。この結果より、被験者ＢのＤＣインピーダンスを除いてＤＣ、ＡＣインピーダンスともに、ＮＴＧ摂取後に低下していることが分かった。
【０１０１】
次に、ＦＭＤ検査の実験結果を説明する。図２１は被験者Ｂから計測したＦＭＤ検査時の生体信号である。図は上から非観血動脈血圧の振幅Ｐｂ（ｔ）、超音波で捉えた血管径Ｖｄ（ｔ）、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分Ｐｓｄｃ（ｔ）、ＡＣ成分の振幅Ｐｓａｃ（ｔ）、ＤＣインピーダンスの剛性ＫＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性ＫＡＣの時間波形を示す。また、陰影をつけた領域は駆血した区間に対応している。さらに、点線が血管拡張時に対応している。この結果より、駆血解除後、超音波で捉えた血管径が拡張していることから、正しく反応性充血検査が行われていることが確認できる。また、超音波で捉えた血管径のＤＣ成分の変動と、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の変動が同様な傾向を示していることを確認した。
【０１０２】
図２２に各被験者から計測した超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの駆血前後の比較結果を示す。図２２（ａ）が超音波で計測した血管径、図２２（ｂ）がストレインゲージプレチスモグラムの平均値を示す。各図の左側が駆血前、右側が駆血後の平均値である。また、左のグラフが超音波で計測した血管径、右のグラフがストレインゲージプレチスモグラムの平均値である。この結果より、各被験者とも超音波で捉えた血管径、及びストレインゲージプレチスモグラムともに、駆血後に上昇していることがわかった。
【０１０３】
図２３にＦＭＤ検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定結果を示す。図２３（ａ）がＤＣインピーダンスの剛性、図２３（ｂ）がＡＣインピーダンスの剛性を示す。また、各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。この結果より、ＤＣ、ＡＣインピーダンスともに、駆血後に低下もしくは変化がないことがわかった。
【０１０４】
本実施の形態では、ＮＴＧ摂取検査及びＦＭＤ検査において、ストレインゲージプレチスモグラムと超音波で捉えた血管径を同時計測し、各信号を用いて血管の力学特性を定量的に評価する手法を提案した。表１に示すように、超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの基線成分（ＤＣ）はそれぞれ高い相関があることを確認した。
【０１０５】
【表１】
この結果より、より安価なストレインゲージプレチスモグラムでＦＭＤ検査を行える可能性があることを確認した。次に、各検査時にインピーダンスパラメータの推定を試みた。その結果、ニトログリセリン摂取時は、基線成分（ＤＣ）とＤＣ、ＡＣインピーダンスは相関があるが、ＦＭＤ検査においては、ストレインゲージプレチスモグラム、超音波ともに駆血前後であまり変化がないことを確認した。今後は、被験者数を増加させて結果の信頼性の充実を図るとともに、動脈硬化症の患者等との比較を試みる予定である。
【０１０６】
次に、決定係数Ｒ２について詳細に説明する。決定係数Ｒ２は、例えば以下のような方法で導出される。
【０１０７】
まず、動脈血圧信号ｄＰｂ（ｔ）、プレチスモグラム信号ｄＰｌ（ｔ）から、前述した（５）式を用いて、
【０１０８】
【数２１】
を推定する。次に、次式より、
【０１０９】
【数２２】
そして、以下の式を用いて、
【０１１０】
【数２３】
の相関係数である重相関係数Ｒを計算する。
【０１１１】
【数２４】
この重相関係数を２乗したものが決定係数Ｒ２となる。
【０１１２】
なお、上記実施形態の血管粘弾性測定装置、大規模集積回路及びＦＰＧＡの各部や各処理ステップは、ＣＰＵなどの演算手段が、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭなどの記憶手段に記憶されたプログラムを実行し、インターフェース回路などの通信手段を制御することにより実現することができる。したがって、これらの手段を有するコンピュータが、上記プログラムを記録した記録媒体を読み取り、当該プログラムを実行するだけで、本実施形態の血管粘弾性測定装置、大規模集積回路及びＦＰＧＡの各種機能および各種処理を実現することができる。また、上記プログラムをリムーバブルな記録媒体に記録することにより、任意のコンピュータ上で上記の各種機能および各種処理を実現することができる。
【０１１３】
この記録媒体としては、マイクロコンピュータで処理を行うために図示しないメモリ、例えばＲＯＭのようなものがプログラムメディアであっても良いし、また、図示していないが外部記憶装置としてプログラム読取り装置が設けられ、そこに記録媒体を挿入することにより読取り可能なプログラムメディアであっても良い。
【０１１４】
また、何れの場合でも、格納されているプログラムは、マイクロプロセッサがアクセスして実行される構成であることが好ましい。さらに、プログラムを読み出し、読み出されたプログラムは、マイクロコンピュータのプログラム記憶エリアにダウンロードされて、そのプログラムが実行される方式であることが好ましい。なお、このダウンロード用のプログラムは予め本体装置に格納されているものとする。
【０１１５】
また、上記プログラムメディアとしては、本体と分離可能に構成される記録媒体であり、磁気テープやカセットテープ等のテープ系、フレキシブルディスクやハードディスク等の磁気ディスクやＣＤ／ＭＯ／ＭＤ／ＤＶＤ等のディスクのディスク系、ＩＣカード（メモリカードを含む）等のカード系、あるいはマスクＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable Read Only Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）、フラッシュＲＯＭ等による半導体メモリを含めた固定的にプログラムを担持する記録媒体等がある。
【０１１６】
また、インターネットを含む通信ネットワークを接続可能なシステム構成であれば、通信ネットワークからプログラムをダウンロードするように流動的にプログラムを担持する記録媒体であることが好ましい。
【０１１７】
さらに、このように通信ネットワークからプログラムをダウンロードする場合には、そのダウンロード用のプログラムは予め本体装置に格納しておくか、あるいは別な記録媒体からインストールされるものであることが好ましい。
【０１１８】
本発明は上述した各実施形態に限定されるものではなく、請求項に示した範囲で種々の変更が可能であり、異なる実施形態にそれぞれ開示された技術的手段を適宜組み合わせて得られる実施形態についても本発明の技術的範囲に含まれる。
【産業上の利用可能性】
【０１１９】
本発明は、血管壁の剛性を測定する血管粘弾性測定装置に適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１２０】
【図１】実施の形態１に係る血管粘弾性測定装置の構成を示すブロック図である。
【図２】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【図３】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【図４】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法による検証実験結果を説明するための図である。
【図５】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図６】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図７】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図８】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図９】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１０】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１１】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１２】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１３】動脈硬化の初期症状を説明するための図である。
【図１４】反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。
【図１５】上記反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。
【図１６】血管壁のインピーダンスモデルを示す図である。
【図１７】生体信号計測に用いた実験装置を説明するための図である。
【図１８】被験者Ａから計測したＮＴＧ摂取検査時の計測信号を示すグラフである。
【図１９】（ａ）（ｂ）は、各被験者から計測した超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムの比較結果を示すグラフである。
【図２０】ＮＴＧ摂取検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定の比較結果を示すグラフである。
【図２１】被験者Ｂから計測したＦＭＤ検査時の生体信号を示すグラフである。
【図２２】各被験者から計測した超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの駆血前後の比較結果を示すグラフである。
【図２３】ＦＭＤ検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定結果を示すグラフである。
【図２４】血管壁インピーダンスを説明するための図である。
【図２５】血管壁インピーダンスモデルを説明するための図である。
【図２６】従来の血管粘弾性測定装置を説明するための図である。
【図２７】従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。
【図２８】従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。
【図２９】胸部交感神経遮断術を説明するための図である。
【図３０】上記胸部交感神経遮断術中のインピーダンスの変化を示すグラフである。
【図３１】非観血モニタリングを説明するための図である。
【図３２】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。
【図３３】（ａ）（ｂ）は、遅れ時間の調節法を説明するためのグラフである。
【図３４】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。
【図３５】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法の問題点を説明するための図である。
【符号の説明】
【０１２１】
１ 血管粘弾性測定装置
３ 連続血圧計（応力信号検出手段、血圧測定手段）
４ プレチスモグラム（歪信号検出手段、プレチスモグラム測定手段）
９ 演算部（位相ずれ補正手段、血管壁インピーダンス推定手段）
１０ 装置制御部（位相ずれ補正手段）
１１ タイミング制御部（位相ずれ補正手段）
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管壁の剛性を測定する血管粘弾性測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
厚生労働省が発表した平成１５年度の主な死因別死亡数の割合において、日本人の死因の２、３位は心疾患、及び脳血管疾患が占めており、血管に関わる疾患が増加傾向にあることがわかる。血管は、年齢に伴い動脈壁中のコラーゲンが変質して硬化し、弾性線維の減少が起こることで動脈壁の質が悪くなるといわれている。
【０００３】
一方、近年は正常な老化過程以外に血管の質を低下させる要因が増加している。具体的には、糖尿病、高血圧、食の欧米化、運動不足、喫煙、さらにストレスなども影響し、危険因子であるアンギオテンシンや低比重リポ蛋白（ＬＤＬ）コレステロールの増加により、組織や臓器全体に血行障害が生じることが報告されている。
【０００４】
これら血管に関わる疾患は、益々増加するといわれている。動脈硬化の進行度など血管に関わる疾患の早期発見のためには、血管状態、例えば血管のかたさ、やわらかさといった力学特性を定量的に評価する必要がある。
【０００５】
図２４は、血管壁インピーダンスを説明するための図である。人体の動脈９０は、内膜９１、中膜９２、外膜９３の３層から構成され、各々の層には固有の構成因子が含まれる。
【０００６】
外膜９３には、結合組織、エラスチン、コラーゲンといった動脈スティフネスやコンプライアンスに影響を及ぼす因子が含まれていると共に、大動脈の血管壁に栄養素を供給する脈管血管が含まれる。
【０００７】
内膜９１には、一酸化窒素（ＮＯ）やＥＤＨＦ（ｅｎｄｏｔｈｅｌｉｕｍ−ｄｅｒｉｖｅｄ ｈｙｐｅｒｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）などの内皮由来血管作動性物質を産出する脈管内皮が存在する。
【０００８】
中膜９２には、エラスチン、コラーゲン等の平滑筋が含まれる。ここで、平滑筋は、交感神経やホルモンによって刺激されると収縮し、血流量を下げる機能を担う。
【０００９】
したがって、動脈９０は、中膜９２に含まれている平滑筋の作用によって収縮または弛緩する。そこで、動脈９０の収縮または弛緩の程度を数値化する手段として、動脈９０を機械的なインピーダンス（粘弾性）モデルにモデル化する。
【００１０】
図２５は、血管壁インピーダンスモデルを説明するための図である。血管壁の任意の半径方向における特性のみを考え，この方向に加わる応力と血管壁のひずみから、インピーダンス特性を以下のように表現している。
【００１１】
【数１】
式（１）のインピーダンスパラメータを推定するためには、応力σ（ｔ）とひずみε（ｔ）とを計測する必要がある。ここで，動脈の内膜に作用する法線応力は動脈血圧と等しいことから、法線応力は以下のように表現される。
【００１２】
【数２】
一方，血管壁のひずみを直接測定することは困難であることから，プレチスモグラムを用いて以下のように表現することとした。
【００１３】
【数３】
ここで、Ｐｌ（ｔ）はプレチスモグラム、Ａ０は吸光度Ａ（ｔ）の一周期の平均値であり、以下のように表現される。
【００１４】
【数４】
ここで，ＴはＲＲ間隔である。また，血管壁の半径方向の特性において、慣性Ｍは非常に小さく、無視できることが従来研究により報告されている。以上の関係から、（１）式は以下のように書き表される。
【００１５】
【数５】
図２６は、従来の血管粘弾性測定装置を説明するための図であり、図２７は、従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。従来の血管粘弾性測定装置は、人体のプレチスモグラムを測定するプレチスモグラム測定器と、人体の動脈血圧を測定するカテーテルと、プレチスモグラム測定器によって測定されたプレチスモグラムを表す波形と、カテーテルによって測定された動脈血圧を表す波形とに基づいて、血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定器とを備えている。血管壁インピーダンス推定器は、例えば、ベッドサイドモニタによって構成される。このような、プレチスモグラムと動脈血圧とに基づく血管壁インピーダンス推定においては、血管インピーダンスモデルは、図２８に示される式によって表される。また、血管インピーダンスのモニタリングは、図２９に示す胸部交感神経遮断術において使用される。図３０に術中の血管インピーダンスの変化を示す。上側のグラフは、血管の粘性の変化を表しており、下側のグラフは、血管の剛性の変化を表している。
【００１６】
図３１は、非観血モニタリングを説明するための図である。前述したカテーテルは、観血法に属するが、非観血法に属するフィナプレスによっても動脈血圧を測定して血管の粘弾性を推定することができる。
【００１７】
図３２は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。精度の高い血管壁インピーダンス推定を行なうためには血管に作用する力と歪との正確な同期が行なわれる必要がある。従って，動脈血圧やプレチスモグラムが検出されてから記録されるまでの時間、つまり装置の時間特性を正確に把握し、位相の補正を行なわなければならない。しかしながら，測定装置にはさまざまな種類があり、すべての装置において時間特性を知ることは困難である。
【００１８】
そこで我々は従来までに、装置の時間特性が分からない計測装置に対しても、波形のずらし時間を上手く設定することで、インピーダンス推定を精度良く行なう方法を提案してきた。この方法では，装置の時間特性が分からないフィナプレスという装置から計測した非観血的動脈血圧でのインピーダンス推定を、装置の時間特性が分かっているカテーテルにより計測した観血的動脈血圧と比較することによって行なう。
【００１９】
遅れ時間の調節法を図３３を参照して説明する。まず、計測した非観血的動脈血圧とプレチスモグラムとの変曲点の差を求める。ここでは、各波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点を利用した。検出された時間差をＴＳとする（図３３（ａ））と、プレチスモグラムをＴＳ進めることにより、非観血的動脈血圧との時間差を調節する（図３３（ｂ））。これにより、１拍毎の遅れ時間の変動を補償することができる。次に、計測装置等に含まれる一定の遅れ時間を補償するため、非観血的動脈血圧にシフト時間Ｔｄを導入し、シフト後の血圧を用いてインピーダンスを以下の式を用いて推定する。
【００２０】
【数６】
【００２１】
【数７】
図３４は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。推定誤差を表す評価関数Ｅａの値が最小になるＴｄの値を最適なシフト時間に設定する。
【特許文献１】特開２００６−１２９９５８号公報（平成１８年５月２５日（２００６．５．２５）公開）
【特許文献２】特開２００７−７０７８号公報（平成１９年１月１８日（２００７．１．１８）公開）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２２】
図３５は、従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法の問題点を説明するための図である。上記従来技術の構成では、装置の時間特性が分かっているカテーテルにより計測した観血的動脈血圧と比較することによって、時間特性が分からない装置から計測した非観血的動脈血圧でのインピーダンス推定を行っているため、時間特性が予めわかっている血圧計測装置がカテーテルに限定され、計測装置を柔軟に変更し難いという問題があり、さらには、当該カテーテルの適用は被計測者にとって身体的な負担となるという問題がある。
【００２３】
本発明は、上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができる血管粘弾性測定装置を実現することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置は、上記課題を解決するために、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【００２５】
この特長により、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれが補正される。このため、応力信号と歪信号との間の位相ずれを、従来技術のように、予め位相特性がわかっているカテーテルと比較して決定する必要がない。従って、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができる。
【００２６】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記シフト時間は、同一拍内において前記歪信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点と、前記応力信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点との間の時間区間を複数に分割した区間時間のうち、前記決定係数が最大となる区間時間にシフトした時間であることが好ましい。
【００２７】
上記構成によれば、決定係数が最大になるシフト時間を簡単な構成で容易に求めることができる。
【００２８】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記シフト時間は、前記シフトした時間を基準として、さらに勾配法により前記決定係数が最大となるようにシフトした時間であることが好ましい。
【００２９】
上記構成によれば、決定係数が最大になるシフト時間を確実に求めることができる。
【００３０】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記位相ずれ補正手段によって位相ずれを補正された前記応力信号と前記歪信号とに基づいて、前記血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定手段をさらに備えることが好ましい。
【００３１】
上記構成によれば、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正できるので、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を測定する機器、及び血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を測定する機器の組み合わせに関わらず、血管壁の剛性を容易に推定することができる。
【００３２】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号を検出する歪信号検出手段をさらに備えることが好ましい。
【００３３】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を直接測定することができる。
【００３４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号を検出する応力信号検出手段をさらに備えることが好ましい。
【００３５】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を直接測定することができる。
【００３６】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、生体のフォトプレチスモグラムを測定するプレチスモグラム測定手段によって検出されることが好ましい。
【００３７】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００３８】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、ストレインゲージプレチスモグラム測定手段によって検出されることが好ましい。
【００３９】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００４０】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記歪信号は、超音波装置によって検出されることが好ましい。
【００４１】
上記構成によれば、簡単な構成により容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号を検出することができる。
【００４２】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号は、非観血で動脈血圧を検出する血圧測定手段によって検出されることが好ましい。
【００４３】
上記構成によれば、フィナプレスにより容易に、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を検出することができる。
【００４４】
本発明に係る血管粘弾性測定装置では、前記応力信号は、カテーテルによって検出されることが好ましい。
【００４５】
上記構成によれば、血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号を確実に検出することができる。
【００４６】
本発明に係る血管粘弾性測定方法は、上記課題を解決するために、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出し、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択し、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正することを特徴とする。
【００４７】
本発明に係るプログラムは、上記課題を解決するために、コンピュータに、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させることを特徴とする。
【００４８】
本発明に係るコンピュータ読み取り可能な記録媒体は、上記課題を解決するために、コンピュータに、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させるプログラムを記録したことを特徴とする。
【００４９】
本発明に係る大規模集積回路は、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【００５０】
本発明に係るＦＰＧＡは、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【００５１】
本発明に係る血管粘弾性測定装置は、以上のように、血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正するので、応力信号と歪信号との間の位相ずれを、従来技術のように、予め位相特性がわかっているカテーテルと比較して決定する必要がなく、従って、応力信号と歪信号との間の位相ずれを簡単な構成によって容易に補正することができるという効果を奏する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５２】
本発明の一実施形態について図１ないし図２３に基づいて説明すると以下の通りである。
【００５３】
（実施の形態１）
図１は、実施の形態１に係る血管粘弾性測定装置１の構成を示すブロック図である。血管粘弾性測定装置１には、心電計（ＥＣＧ）２と連続血圧計（ＰＢ）３とプレチスモグラム（ＰＧ）４とが接続されている。連続血圧計３は、例えば、非観血で動脈血圧を検出する血圧測定器（フィナプレス）によって構成されている。
【００５４】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ａを備えている。増幅器５ａは、心電計２から供給された心電信号を増幅してフィルター６ａに供給する。フィルター６ａは、増幅器５ａによって増幅された心電信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ａに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ａは、フィルター６ａによってフィルタリングされた心電信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ａに格納する。
【００５５】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ｂを備えている。増幅器５ｂは、連続血圧計３から供給される動脈血圧信号を増幅してフィルター６ｂに供給する。フィルター６ｂは、増幅器５ｂによって増幅された動脈血圧信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ｂに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ｂは、フィルター６ｂによってフィルタリングされた動脈血圧信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ｂに格納する。
【００５６】
血管粘弾性測定装置１は、増幅器５ｃを備えている。増幅器５ｃは、プレチスモグラム４から供給される脈波信号を増幅してフィルター６ｃに供給する。フィルター６ｃは、増幅器５ｃによって増幅された脈波信号をフィルタリングしてＡ／Ｄ変換器７ｃに供給する。Ａ／Ｄ変換器７ｃは、フィルター６ｃによってフィルタリングされた脈波信号をＡ／Ｄ変換してメモリ８ｃに格納する。
【００５７】
血管粘弾性測定装置１には、演算部９が設けられている。演算部９は、メモリ８ｃから読み出した脈波信号に基づいて回帰演算を行って得られた動脈血圧推定信号と、メモリ８ｂから読み出した動脈血圧信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間を演算してシフト時間を表す信号を装置制御部１０に供給する。
【００５８】
装置制御部１０は、演算部９から供給されたシフト時間を表す信号をタイミング制御部１１に供給する。タイミング制御部１１は、装置制御部１０から供給されたシフト時間を表す信号に基づいて、動脈血圧信号と脈波信号との間の位相ずれを補正する。
【００５９】
このようにして、位相ずれが補正された動脈血圧信号と脈波信号とを、演算部９は、メモリ８ｂ及びメモリ８ｃからそれぞれ読み出し、位相ずれが補正された動脈血圧信号と脈波信号とに基づいて、血管壁の剛性を推定し、推定した血管壁の剛性を表す血管壁剛性信号を通信制御部１２及び表示制御部１３に供給する。
【００６０】
通信制御部１２は、演算部９から供給された血管壁剛性信号を外部機器に送信する。表示制御部１３は、演算部９から供給された血管壁剛性信号を表示部１４に表示する。
【００６１】
血管粘弾性測定装置１には、スイッチ、タッチパネル等によって構成されたインターフェース部１５が設けられている。インターフェース部１５は、スイッチの開閉、タッチパネルの押下等を表す信号をインターフェース制御部１６に供給する。
【００６２】
図２及び図３は血管粘弾性測定装置１による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【００６３】
本実施の形態に係る手法では、前述した（７）式のシフト時間Ｔｄの決定において（８）式の評価関数を用いない方法によって、動脈血圧信号と脈波信号との間の時間差を調整する。この本実施の形態に係る手法では、モデルの適合度を表す決定係数Ｒ２を使用する。決定係数Ｒ２の詳細な説明については、後述する。
【００６４】
この決定係数Ｒ２は、目的変数である動脈血圧信号に対して、従属変数のプレチスモグラム（脈波信号）に（７）式のモデルを用いて回帰演算を行なって得られた推定動脈血圧信号との重相関係数の２乗を計算したものである。この決定係数の数値は０〜１までをとり、１に近いほど血管のダイナミクスを説明できる割合が高いことを示している。そこでシフト時間Ｔｄをさまざま変化させて、最も高い決定係数Ｒ２が得られたときのシフト時間Ｔｄを最適なシフト時間と定義する。
【００６５】
次に、決定係数Ｒ２が最大になるシフト時間Ｔｄを導出するアルゴリズムについて説明する。インピーダンス推定に使用する信号の区間がｔ０とする。動脈血圧信号とプレチスモグラム信号との変曲点を合わせた後にシフト時間Ｔｄを区間ｔ０程度の幅で数点ずつ、ずらして、それぞれの場所においてインピーダンス推定を行い、
【００６６】
【数８】
を計算する（例では，シフト時間Ｔｄを−ｔ０／４からｔ０／４までの区間を５等分割した４点においてインピーダンス推定をおこなっている）。このとき，決定係数Ｒ２が最大かつ
【００６７】
【数９】
になるシフト時間Ｔｄを保持しておく。その後、このシフト時間Ｔｄの前後のシフト時間においてインピーダンス推定を行い、
【００６８】
【数１０】
の計算を行い、決定係数が大きくなる方向にシフト時間Ｔｄをシフトさせてインピーダンス推定を行い、
【００６９】
【数１１】
の計算を行なう。この計算を逐次的に繰り返して，決定係数Ｒ２が極大になるシフト時間Ｔｄを求める。この操作を数回程度（例では１０回）繰り返して、試行回数分における粘性値、粘性値、及び決定係数Ｒ２、シフト時間Ｔｄの平均値算出を行い、もし粘性値、剛性値、及び決定係数の平均値が閾値以上（例ではＲ２の平均値が０．８以上、粘性値の平均値が０より大、剛性値の平均値が０より大）ならば、このときのシフト時間Ｔｄの平均値を最適値とする。
【００７０】
図４は、血管粘弾性測定装置１による位相ずれの補正方法による検証実験結果を説明するための図である。図４に示すように、本実施の形態の決定係数に基づく方法による位相ずれ補正のためのシフト時間は、従来技術の評価関数に基づく方法と一致しており、本実施の形態の決定係数に基づく方法によって、脈波信号と動脈血圧信号との間の位相ずれを補正することができることがわかる。
【００７１】
図５〜図８は、実施の形態１に係る位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。まず、図５に示すように、ＰＬＳ（脈波信号、プレチスモグラム）と、ＩＢＰ（動脈血圧信号）と、ＥＣＧ（心電信号）とを区間ｔ０毎に検知して切り出す。そして、図６に示すように、区間を４分割し、ＰＬＳをシフトさせる。次に、図７に示すように、粘性、剛性及び決定係数Ｒ２を算出する。その後、図８に示すように、勾配法により、決定係数Ｒ２が極大になるシフト時間を探索する。
【００７２】
図９〜図１２は、位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。まず、ＰＬＳと、ＩＢＰと、ＥＣＧとを区間ｔ０毎に検知して切り出す（ステップＳ１）。そして、ＰＬＳとＩＢＰとの間の位相ずれが調整済みであるか否かを判定する（ステップＳ２）。位相ずれが調整済みであると判断したときは（ステップＳ２でＹｅｓ）、ステップＳ２６に進む。位相ずれが調整済みでないときは（ステップＳ２でＮｏ）、前ＲＲ区間の波形を切り出す（ステップＳ３）。次に、ＰＬＳとＩＢＰとの変曲点の時間差（＝ｔｉ）を計算する（ステップＳ４）。その後、ＰＬＳをＩＢＰからｔｄ＝ｔｉ―Ｔだけずらす（ステップＳ５）。そして、ずらし幅を調整する（ｔｄ＝ｔｄ＋Δｔ）（ステップＳ６）。次に、インピーダンス推定のためのＢ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）を計算する（ステップＳ７）。
【００７３】
その後、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であるか否かを判断する（ステップＳ８）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であると判断したときは（ステップＳ８でＹｅｓ）、変数ｔｄの値を変数ｔｄ＿ｍａｘに代入する（ステップＳ９）。そして、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値でないと判断したとき（ステップＳ８でＮｏ）、または変数ｔｄの値を変数ｔｄ＿ｍａｘに代入したときは（ステップＳ９）、Ｎ回繰り返したか否かを判断する（ステップＳ１０）。Ｎ回繰り返していないと判断したときは（ステップＳ１０でＮｏ）、ステップＳ５に戻る。Ｎ回繰り返したと判断したときは（ステップＳ１０でＹｅｓ）、変数ｔｄ＿ｍａｘの値を変数ｔｄに代入する（ステップＳ１１）。
【００７４】
そして、Ｂ（ｔｄ＋１）、Ｋ（ｔｄ＋１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）を推定する（ステップＳ１２）。次に、Ｂ（ｔｄ−１）、Ｋ（ｔｄ−１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）を推定する（ステップＳ１３）。その後、決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値であるか否かを判定する（ステップＳ１４）。決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値であると判定したときは（ステップＳ１４でＹｅｓ）、変数ｔｄに１を加算する（ステップＳ１９）。そして、Ｂ（ｔｄ＋１）、Ｋ（ｔｄ＋１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）を推定する（ステップＳ２０）。次に、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きいか否かを判断する（ステップＳ２１）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きくないと判断したときは（ステップＳ２１でＮｏ）、ステップＳ１９に戻る。
【００７５】
決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）が最大値でないと判定したときは（ステップＳ１４でＮｏ）、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であるか否かを判定する（ステップＳ１５）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値でないと判定したときは（ステップＳ１５でＮｏ）、変数ｔｄから１を減算する（ステップＳ１６）。そして、Ｂ（ｔｄ−１）、Ｋ（ｔｄ−１）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）を推定する（ステップＳ１７）。次に、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きいか否かを判断する（ステップＳ１８）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きくないと判定したときは（ステップＳ１８でＮｏ）、ステップＳ１６に戻る。
【００７６】
決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ−１）よりも大きいと判断したとき（ステップＳ１８でＹｅｓ）、決定係数Ｒ２（ｔｄ）が最大値であると判断したとき（ステップＳ１５でＹｅｓ）、または決定係数Ｒ２（ｔｄ）が決定係数Ｒ２（ｔｄ＋１）よりも大きいと判断したとき（ステップＳ２１でＹｅｓ）は、Ｂ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）に対して今までの平均を算出する（ステップＳ２２）。
【００７７】
そして、Ｍ回繰り返したかを判断する（ステップＳ２３）。Ｍ回繰り返していないと判断したときは、計測へ戻る。Ｍ回繰り返したと判断したときは、決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正であるかを確認する（ステップＳ２４）。決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正でないと判断したときは、計測へ戻る。決定係数Ｒ２（ｔｄ）の平均が正であると判断したときは、位相調整を完了し（ステップＳ２５）、計測へ戻る。
【００７８】
位相ずれが調整済みであると判断したときは（ステップＳ２でＹｅｓ）、Ｂ（ｔｄ）、Ｋ（ｔｄ）及び決定係数Ｒ２（ｔｄ）を推定する（ステップＳ２６）。その後、計測を終了するか否かを判断する（ステップＳ２７）。計測を終了しないと判断したときは、最初の計測ステップに戻る。計測を終了すると判断したときは、処理を終了する。
【００７９】
（実施の形態２）
図１３は、動脈硬化の初期症状を説明するための図である。日本人の死因別死亡数の２、３位は心疾患，脳血管疾患であり、この主な原因は動脈硬化であるといわれている。動脈硬化は血管内皮機能障害を第一段階として発症し、その後維持・進展し、破綻へと進行することが知られており、特に血管拡張因子の一酸化窒素（ＮＯ）は動脈硬化において特に重要な役割を果たしている。
【００８０】
図１４及び図１５は、反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。従来から内皮機能の評価方法として、Ｆｏｒｅａｒｍ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ （ＦＢＦ）法や反応性充血検査がある。ＦＢＦ法は、血管拡張因子ＮＯの作用薬、あるいは拮抗薬を四肢の動脈に選択的に投与し、それに伴う血流量（ＦＢＦ）の変化で内皮機能を評価する方法であるが、血管弛緩薬を観血的に投与しなければならないため負担が伴う。一方、反応性充血検査の１つとして、非観血で内皮機能評価が行える血流依存性拡張反応検査（Ｆｌｏｗ−ｍｅｄｉａｔｅｄ ｄｉｌａｔｉｏｎ、以下ＦＭＤ検査と呼ぶ）がある。これは、四肢の虚血後の血管拡張反応を血管径の変化で評価する検査である。一般的には、超音波装置を用いて血管径を計測することで一拍ごとに変化を捉えている。しかしながら、この検査に必要とされる超音波装置は極めて高価であり、かつ計測にはかなりの熟練を要する。また、ＦＢＦ法と同様に動脈血圧の連続的な変化を考慮していないため、血管の真の力学特性を知ることはできない。
【００８１】
そこで、本実施の形態ではＦＭＤ検査に、実施の形態１で前述した手法を応用することを試みる。具体的には，ＦＭＤ検査と内皮非依存である血管弛緩薬ニトログリセリン（ＮＴＧ）を舌下投与した際の血管拡張反応を、ストレインゲージプレチスモグラムと動脈血圧を利用することで血管壁の機械インピーダンスの変化として捉え、血管力学特性の機能的変化を定量化することを目的とする。はじめに、ＦＭＤ検査とＮＴＧ摂取時において、ストレインゲージプレチスモグラムと超音波で捉えた血管径の基線成分、及び拍動成分を同時計測し、各信号の比較を試みる。さらに、各種信号処理を施し、インピーダンスモデルによる血管状態の推定を行う。
【００８２】
図１６に血管壁のインピーダンスモデルを示す。本実施の形態では血管壁の任意の半径方向の特性のみを考え、血液が血管壁に作用する力と血管壁の変位からインピーダンス特性を以下のように表現する。
【００８３】
【数１２】
ただし、
【００８４】
【数１３】
は血管壁に作用する力で、ｔ０からの変化分を示す。また、Ｍ、Ｂ、Ｋは血管壁の慣性、粘性、剛性を示す。さらに、
【００８５】
【数１４】
はそれぞれ血管半径の変位、速度、加速度を表す。式（１２）に基づいてインピーダンスパラメータを推定するためには、Ｆ（ｔ）、ｒ（ｔ）を計測する必要がある。ここで、Ｆ（ｔ）を動脈血圧を用いて以下のように表現する。簡単のため，動脈血圧と力は比例関係にあると仮定すると、
【００８６】
【数１５】
となる。ただし、ｋｂは比例定数、Ｐｂ（ｔ）は動脈血圧値である。一方、血管半径ｒ（ｔ）を直接測定することは困難であるため、ストレインゲージプレチスモグラムで計測した血管径を用いて血管半径を推定する。ストレインゲージプレチスモグラムを利用した場合、腕の半径の変化分が血管半径の変化分と比例関係にあると仮定し、血管半径は次式により表現する。
【００８７】
【数１６】
ただし、ｋｓは比例定数、Ｐｓａｃ（ｔ）はストレインゲージプレチスモグラムである。
【００８８】
次に血管壁インピーダンスモデルにおけるＡＣインピーダンスを説明する。血管壁に作用する力を動脈血圧Ｐｂ（ｔ）（（１３）式）、血管半径にストレインゲージプレチスモグラムＰｓａｃ（ｔ）（（６）式）を（１２）式に代入し、本発明者らの提案より、慣性を考慮しない粘弾性モデル（Ｍ＝０）で評価すると血管壁インピーダンスは次式により推定することができる。
【００８９】
【数１７】
である。
【００９０】
次にＤＣインピーダンスを説明する。心電図のＲ波のタイミングで１拍毎に切り出された動脈血血圧の平均値Ｐｂａｖｅ（ｔ）を以下の式で表現する。
【００９１】
【数１８】
ここで、ｔｉ（ｉ＝０，１，２、…、ｎ）は心電図のＲ波の時刻である。さらに、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の平均値Ｐｓｄｃａｖｅ（ｔ）を以下の式で表現する。
【００９２】
【数１９】
ここで（１６）式と（１７）式よりＤＣインピーダンスの剛性は以下の式を用いて算出することが可能となる。
【００９３】
【数２０】
次にＮＴＧ摂取検査の実験方法を説明する。図１７に生体信号計測に用いた実験装置を示す。実験では、心電図（ＥＣＧ（ｔ））、非観血動脈血圧（Ｐｂ（ｔ））、ストレインゲージプレチスモグラムの基線成分（Ｐｓｄｃ（ｔ）、以下０−２５Ｈｚ帯をＤＣ成分と呼ぶ）、拍動成分（Ｐｓａｃ（ｔ）、以下１−２５Ｈｚ帯をＡＣ成分と呼ぶ）、超音波で捉えた血管径（Ｖｄ（ｔ））を同時に計測した。心電図、非観血動脈血圧の計測には、生体情報モニタ（ＢＰ−６０８、オムロンヘルスケア（株））を用いた。ストレインゲージプレチスモグラム（ＤＣ成分、ＡＣ成分）の計測には、右上腕部にストレインゲージプレチスモグラフィ（ＥＣ６、Ｈｏｋａｎｓｏｎ）をそれぞれ用いた。各データのサンプリング周波数は１ｋＨｚである。さらに、右上腕動脈の血管径を超音波装置（ＳＳＤ−６５００ＳＶ、アロカ（株））を用いて計測した。また，駆血用のカフを右前腕に装着した。被験者は健常な男子大学生（非喫煙者）５名（Ａ：２３歳，Ｂ：２３歳，Ｃ：２５歳，Ｄ：２４歳，Ｅ：２３歳）とした。プロトコルとして、安静時を５分間計測した後、ＮＴＧを摂取（７５ｇ）し、さらに５分間安静状態の計測を行った。
【００９４】
次にデータ処理について示す。まず、各データには被験者の体動やカフによる加圧時の影響など、外乱による影響が含まれているため、ディジタルフィルタにより外乱の除去を行った。ディジタルフィルタの特性は、動脈血圧がＩＩＲ型２次ＬＰＦ：１０．０Ｈｚ、ＩＩＲ型１次ＨＰＦ：１Ｈｚ、ストレインゲージプレチスモグラムＰｓａｃ（ｔ）はＦＩＲ型８次ＬＰＦ：１０．０Ｈｚ、ＩＩＲ型１次ＨＰＦ：０．３Ｈｚとした。次に、心電図のＲ波のピークを利用して１拍分のデータを切り出す処理を行った。そして、各周期ごとの心電図のＲ波が現れる時刻と定義し、ｄＰｂ（ｔ）、ｄＰｓａｃ（ｔ）、ｄＶｄ（ｔ）を計算し、最小二乗法を用いてインピーダンスパラメータを推定した。
【００９５】
また、検証方法として、ＮＴＧ摂取前後の超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の比較、ＤＣインピーダンスの剛性、ＡＣインピーダンスの剛性の比較を試みた。超音波で捉えた血管径の摂取前は医師が指定した２０秒間（１０〜３０秒）とし、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の摂取前は安定に計測できた摂取直前の２０秒間（２６０〜２８０秒）とした。摂取後はともに超音波で計測した血管径が最大となる２０秒間（５６０〜５８０秒）とした。また，ＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性も同様の時刻の平均値とした。
【００９６】
次に、ＦＭＤ検査時の実験方法を説明する。ＦＭＤ検査時の実験方法として、前記と同様の実験環境で計測を行った。さらに、被験者は前記のうちの３名（Ａ：２３歳，Ｂ：２３歳，Ｃ：２５歳）とした。プロトコルとして、各信号を安静時に４分間計測した後、カフを５分間駆血（最高血圧＋５０ｍｍＨｇ）した。さらに、駆血解除後５分間計測を行った。また、駆血前後の比較方法としては、駆血前は超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分ともに医師が指定した２０秒間（計測開始１０〜３０秒）とし、摂取後はともに超音波で計測した血管径が最大となる２０秒間（６００〜６２０秒）とした。また、ＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性も同様の時刻の平均値とした。
【００９７】
次に、ＮＴＧ摂取検査の実験結果を説明する。図１８は被験者Ａから計測したＮＴＧ摂取検査時の計測信号である。図は上から非観血動脈血圧の振幅Ｐｂ（ｔ）、超音波で捉えた血管径Ｖｄ（ｔ）、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分Ｐｓｄｃ（ｔ）、ＡＣ成分の振幅Ｐｓａｃ（ｔ）、ＤＣインピーダンスの剛性ＫＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性ＫＡＣの時間波形を示す。また、点線はＮＴＧを摂取したタイミングに対応している。この結果より、超音波で捉えた血管径からＮＴＧ摂取後に血管が拡張していることを確認した。超音波で捉えた血管径のＤＣ成分の変動に対して、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の変動が同様な傾向が得られていることを確認した。
【００９８】
図１９に各被験者から計測した超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムの比較結果を示す。図１９（ａ）が超音波で計測した血管径、図１９（ｂ）がストレインゲージプレチスモグラムの平均値を示す。各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。
【００９９】
この結果より、被験者Ｂのストレインゲージプレチスモグラムに関して摂取後低下しているが、他の被験者では超音波で捉えた血管径、及びストレインゲージプレチスモグラムともに、ＮＴＧ摂取後に上昇していることがわかった。
【０１００】
図２０にＮＴＧ摂取検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定の比較結果を示す。図２０（ａ）がＤＣインピーダンスの剛性、図２０（ｂ）がＡＣインピーダンスの剛性を示す。また、各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。この結果より、被験者ＢのＤＣインピーダンスを除いてＤＣ、ＡＣインピーダンスともに、ＮＴＧ摂取後に低下していることが分かった。
【０１０１】
次に、ＦＭＤ検査の実験結果を説明する。図２１は被験者Ｂから計測したＦＭＤ検査時の生体信号である。図は上から非観血動脈血圧の振幅Ｐｂ（ｔ）、超音波で捉えた血管径Ｖｄ（ｔ）、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分Ｐｓｄｃ（ｔ）、ＡＣ成分の振幅Ｐｓａｃ（ｔ）、ＤＣインピーダンスの剛性ＫＤＣ、ＡＣインピーダンスの剛性ＫＡＣの時間波形を示す。また、陰影をつけた領域は駆血した区間に対応している。さらに、点線が血管拡張時に対応している。この結果より、駆血解除後、超音波で捉えた血管径が拡張していることから、正しく反応性充血検査が行われていることが確認できる。また、超音波で捉えた血管径のＤＣ成分の変動と、ストレインゲージプレチスモグラムのＤＣ成分の変動が同様な傾向を示していることを確認した。
【０１０２】
図２２に各被験者から計測した超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの駆血前後の比較結果を示す。図２２（ａ）が超音波で計測した血管径、図２２（ｂ）がストレインゲージプレチスモグラムの平均値を示す。各図の左側が駆血前、右側が駆血後の平均値である。また、左のグラフが超音波で計測した血管径、右のグラフがストレインゲージプレチスモグラムの平均値である。この結果より、各被験者とも超音波で捉えた血管径、及びストレインゲージプレチスモグラムともに、駆血後に上昇していることがわかった。
【０１０３】
図２３にＦＭＤ検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定結果を示す。図２３（ａ）がＤＣインピーダンスの剛性、図２３（ｂ）がＡＣインピーダンスの剛性を示す。また、各図の左側が摂取前、右側が摂取後の平均値である。この結果より、ＤＣ、ＡＣインピーダンスともに、駆血後に低下もしくは変化がないことがわかった。
【０１０４】
本実施の形態では、ＮＴＧ摂取検査及びＦＭＤ検査において、ストレインゲージプレチスモグラムと超音波で捉えた血管径を同時計測し、各信号を用いて血管の力学特性を定量的に評価する手法を提案した。表１に示すように、超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの基線成分（ＤＣ）はそれぞれ高い相関があることを確認した。
【０１０５】
【表１】
この結果より、より安価なストレインゲージプレチスモグラムでＦＭＤ検査を行える可能性があることを確認した。次に、各検査時にインピーダンスパラメータの推定を試みた。その結果、ニトログリセリン摂取時は、基線成分（ＤＣ）とＤＣ、ＡＣインピーダンスは相関があるが、ＦＭＤ検査においては、ストレインゲージプレチスモグラム、超音波ともに駆血前後であまり変化がないことを確認した。今後は、被験者数を増加させて結果の信頼性の充実を図るとともに、動脈硬化症の患者等との比較を試みる予定である。
【０１０６】
次に、決定係数Ｒ２について詳細に説明する。決定係数Ｒ２は、例えば以下のような方法で導出される。
【０１０７】
まず、動脈血圧信号ｄＰｂ（ｔ）、プレチスモグラム信号ｄＰｌ（ｔ）から、前述した（５）式を用いて、
【０１０８】
【数２１】
を推定する。次に、次式より、
【０１０９】
【数２２】
そして、以下の式を用いて、
【０１１０】
【数２３】
の相関係数である重相関係数Ｒを計算する。
【０１１１】
【数２４】
この重相関係数を２乗したものが決定係数Ｒ２となる。
【０１１２】
なお、上記実施形態の血管粘弾性測定装置、大規模集積回路及びＦＰＧＡの各部や各処理ステップは、ＣＰＵなどの演算手段が、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭなどの記憶手段に記憶されたプログラムを実行し、インターフェース回路などの通信手段を制御することにより実現することができる。したがって、これらの手段を有するコンピュータが、上記プログラムを記録した記録媒体を読み取り、当該プログラムを実行するだけで、本実施形態の血管粘弾性測定装置、大規模集積回路及びＦＰＧＡの各種機能および各種処理を実現することができる。また、上記プログラムをリムーバブルな記録媒体に記録することにより、任意のコンピュータ上で上記の各種機能および各種処理を実現することができる。
【０１１３】
この記録媒体としては、マイクロコンピュータで処理を行うために図示しないメモリ、例えばＲＯＭのようなものがプログラムメディアであっても良いし、また、図示していないが外部記憶装置としてプログラム読取り装置が設けられ、そこに記録媒体を挿入することにより読取り可能なプログラムメディアであっても良い。
【０１１４】
また、何れの場合でも、格納されているプログラムは、マイクロプロセッサがアクセスして実行される構成であることが好ましい。さらに、プログラムを読み出し、読み出されたプログラムは、マイクロコンピュータのプログラム記憶エリアにダウンロードされて、そのプログラムが実行される方式であることが好ましい。なお、このダウンロード用のプログラムは予め本体装置に格納されているものとする。
【０１１５】
また、上記プログラムメディアとしては、本体と分離可能に構成される記録媒体であり、磁気テープやカセットテープ等のテープ系、フレキシブルディスクやハードディスク等の磁気ディスクやＣＤ／ＭＯ／ＭＤ／ＤＶＤ等のディスクのディスク系、ＩＣカード（メモリカードを含む）等のカード系、あるいはマスクＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable Read Only Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）、フラッシュＲＯＭ等による半導体メモリを含めた固定的にプログラムを担持する記録媒体等がある。
【０１１６】
また、インターネットを含む通信ネットワークを接続可能なシステム構成であれば、通信ネットワークからプログラムをダウンロードするように流動的にプログラムを担持する記録媒体であることが好ましい。
【０１１７】
さらに、このように通信ネットワークからプログラムをダウンロードする場合には、そのダウンロード用のプログラムは予め本体装置に格納しておくか、あるいは別な記録媒体からインストールされるものであることが好ましい。
【０１１８】
本発明は上述した各実施形態に限定されるものではなく、請求項に示した範囲で種々の変更が可能であり、異なる実施形態にそれぞれ開示された技術的手段を適宜組み合わせて得られる実施形態についても本発明の技術的範囲に含まれる。
【産業上の利用可能性】
【０１１９】
本発明は、血管壁の剛性を測定する血管粘弾性測定装置に適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１２０】
【図１】実施の形態１に係る血管粘弾性測定装置の構成を示すブロック図である。
【図２】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【図３】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法を説明するための図である。
【図４】上記血管粘弾性測定装置による位相ずれの補正方法による検証実験結果を説明するための図である。
【図５】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図６】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図７】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図８】上記位相ずれの補正方法のアルゴリズムを説明するための図である。
【図９】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１０】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１１】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１２】上記位相ずれの補正方法の手順を示すフローチャートである。
【図１３】動脈硬化の初期症状を説明するための図である。
【図１４】反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。
【図１５】上記反応性充血検査（ＦＭＤ検査）における本実施の形態の計測評価方法を説明するための図である。
【図１６】血管壁のインピーダンスモデルを示す図である。
【図１７】生体信号計測に用いた実験装置を説明するための図である。
【図１８】被験者Ａから計測したＮＴＧ摂取検査時の計測信号を示すグラフである。
【図１９】（ａ）（ｂ）は、各被験者から計測した超音波で計測した血管径とストレインゲージプレチスモグラムの比較結果を示すグラフである。
【図２０】ＮＴＧ摂取検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定の比較結果を示すグラフである。
【図２１】被験者Ｂから計測したＦＭＤ検査時の生体信号を示すグラフである。
【図２２】各被験者から計測した超音波で捉えた血管径とストレインゲージプレチスモグラムの駆血前後の比較結果を示すグラフである。
【図２３】ＦＭＤ検査におけるＤＣ、ＡＣインピーダンス推定結果を示すグラフである。
【図２４】血管壁インピーダンスを説明するための図である。
【図２５】血管壁インピーダンスモデルを説明するための図である。
【図２６】従来の血管粘弾性測定装置を説明するための図である。
【図２７】従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。
【図２８】従来の血管粘弾性測定方法を説明するための図である。
【図２９】胸部交感神経遮断術を説明するための図である。
【図３０】上記胸部交感神経遮断術中のインピーダンスの変化を示すグラフである。
【図３１】非観血モニタリングを説明するための図である。
【図３２】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。
【図３３】（ａ）（ｂ）は、遅れ時間の調節法を説明するためのグラフである。
【図３４】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法を説明するための図である。
【図３５】従来の応力信号と歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正方法の問題点を説明するための図である。
【符号の説明】
【０１２１】
１ 血管粘弾性測定装置
３ 連続血圧計（応力信号検出手段、血圧測定手段）
４ プレチスモグラム（歪信号検出手段、プレチスモグラム測定手段）
９ 演算部（位相ずれ補正手段、血管壁インピーダンス推定手段）
１０ 装置制御部（位相ずれ補正手段）
１１ タイミング制御部（位相ずれ補正手段）
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする血管粘弾性測定装置。
【請求項２】
前記シフト時間は、同一拍内において前記歪信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点と、前記応力信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点との間の時間区間を複数に分割した区間時間のうち、前記決定係数が最大となる区間時間にシフトした時間である請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項３】
前記シフト時間は、前記シフトした時間を基準として、さらに勾配法により前記決定係数が最大となるようにシフトした時間である請求項２記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項４】
前記位相ずれ補正手段によって位相ずれを補正された前記応力信号と前記歪信号とに基づいて、前記血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項５】
前記歪信号を検出する歪信号検出手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項６】
前記応力信号を検出する応力信号検出手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項７】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出し、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択し、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正することを特徴とする血管粘弾性測定方法。
【請求項８】
コンピュータに、
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させることを特徴とするプログラム。
【請求項９】
コンピュータに、
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させるプログラムを記録したことを特徴とするコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
【請求項１０】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする大規模集積回路。
【請求項１１】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とするＦＰＧＡ。
【請求項１】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする血管粘弾性測定装置。
【請求項２】
前記シフト時間は、同一拍内において前記歪信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点と、前記応力信号の波形の立ち上がりから最高値に到達するまでの変曲点との間の時間区間を複数に分割した区間時間のうち、前記決定係数が最大となる区間時間にシフトした時間である請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項３】
前記シフト時間は、前記シフトした時間を基準として、さらに勾配法により前記決定係数が最大となるようにシフトした時間である請求項２記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項４】
前記位相ずれ補正手段によって位相ずれを補正された前記応力信号と前記歪信号とに基づいて、前記血管壁の剛性を推定する血管壁インピーダンス推定手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項５】
前記歪信号を検出する歪信号検出手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項６】
前記応力信号を検出する応力信号検出手段をさらに備える請求項１記載の血管粘弾性測定装置。
【請求項７】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出し、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択し、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正することを特徴とする血管粘弾性測定方法。
【請求項８】
コンピュータに、
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させることを特徴とするプログラム。
【請求項９】
コンピュータに、
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って推定応力信号を得る手順と、前記推定応力信号と前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数を算出する手順と、前記決定係数が最大になるシフト時間を選択する手順と、前記シフト時間に基づいて前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する手順とを実行させるプログラムを記録したことを特徴とするコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
【請求項１０】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とする大規模集積回路。
【請求項１１】
血管壁の半径方向に沿った血管の歪を表す歪信号に基づいて回帰演算を行って得られた推定応力信号と、前記血管壁の半径方向に沿った血管の応力を表す応力信号との間の重相関係数を表す決定係数が最大になるシフト時間に基づいて、前記応力信号と前記歪信号との間の位相ずれを補正する位相ずれ補正手段を備えたことを特徴とするＦＰＧＡ。
【図１】
【図２】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２５】
【図２６】
【図２８】
【図３０】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３】
【図１３】
【図１４】
【図２４】
【図２７】
【図２９】
【図３１】
【図３５】
【図２】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２５】
【図２６】
【図２８】
【図３０】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３】
【図１３】
【図１４】
【図２４】
【図２７】
【図２９】
【図３１】
【図３５】
【公開番号】特開２００８−２７２３８７（Ｐ２００８−２７２３８７Ａ）
【公開日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−１２６０８６（Ｐ２００７−１２６０８６）
【出願日】平成１９年５月１０日（２００７．５．１０）
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【出願人】（５０４４１９２４３）有限会社ＭＩＺＯＵＥ ＰＲＯＪＥＣＴ ＪＡＰＡＮ (3)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成１９年５月１０日（２００７．５．１０）
【出願人】（５０４１３６５６８）国立大学法人広島大学 (924)
【出願人】（５０４４１９２４３）有限会社ＭＩＺＯＵＥ ＰＲＯＪＥＣＴ ＪＡＰＡＮ (3)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]