WO2010024418A1 - 動脈硬化評価装置 - Google Patents

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WO2010024418A1
WO2010024418A1 PCT/JP2009/065125 JP2009065125W WO2010024418A1 WO 2010024418 A1 WO2010024418 A1 WO 2010024418A1 JP 2009065125 W JP2009065125 W JP 2009065125W WO 2010024418 A1 WO2010024418 A1 WO 2010024418A1
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WO
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wave
pulse wave
arteriosclerosis
waveform
incident
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PCT/JP2009/065125
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English (en)
French (fr)
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真美 松川
好章 渡辺
雅史 齋藤
隆昭 浅田
未央 古谷
Original Assignee
学校法人同志社
株式会社村田製作所
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0285—Measuring or recording phase velocity of blood waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/02007—Evaluating blood vessel condition, e.g. elasticity, compliance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6822—Neck
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus for evaluating vascular functions such as arteriosclerosis.
  • Patent Document 1 includes a pulse wave detection device attached to a predetermined part of a living body, and a compression device that is attached to the downstream side of the pulse wave detection device and suppresses blood flow by compressing the part.
  • a device that evaluates the degree of arteriosclerosis based on the peak of the traveling wave component and the peak of the reflected wave component detected by the pulse wave detection device while the blood flow is suppressed by the compression device has been proposed.
  • a cuff that is integrally provided with a first compression bag and a second compression bag is attached to the upper arm, and the brachial pulse wave is generated by the first compression bag in a state where the attachment site by the second compression bag is hemostatic.
  • this brachial pulse wave is a composite wave of the traveling wave and the reflected wave generated at the wearing site of the second compression bag. Since the reflected wave becomes larger and faster as the artery becomes harder, the time difference and intensity ratio between the peak of the traveling wave component and the peak of the reflected wave component are calculated by the arteriosclerosis information calculation means. Since it changes depending on the degree of arteriosclerosis, it is said that the degree of arteriosclerosis can be evaluated.
  • Patent Document 2 proposes another vascular function diagnostic device.
  • the time from the rise of the pulse wave of the upper arm detected by the first pulse wave detection device provided to the upper arm to the peak position is tp1
  • the second pulse wave detection device provided to the knee Tp2 is the time from the rise of the elastic artery pulse wave detected to the peak position to tp2
  • time tp1 and time tp2 are almost equal, and when there is arteriosclerosis, the second pulse wave
  • the peak position of the pulse wave of the elastic artery detected from the detection device becomes early and there is an artery occlusion, the peak position of the pulse wave of the elastic artery detected from the pulse wave detection device of the second eye is delayed. Thereby, it is said that vascular function can be evaluated.
  • Patent Document 1 as a means for separating a traveling wave and a reflected wave, a pulse wave is detected in a state where the artery is stopped using a second compression bag and the blood flow is suppressed.
  • the first compression bag measurement unit
  • the second compression bag hemostatic unit
  • From the time difference between the pulse waves transmitted through the propagation path between the two devices Since the traveling wave and the reflected wave are separated, it is affected by the distance variation between the two devices.
  • the influence on the pulsation by using the second compression bag is not taken into consideration, and the amplitude intensity of the reflected wave component varies depending on the suppression force of the second compression bag.
  • since there are individual differences in subcutaneous fat and the like it is difficult to control the compression force, and this is insufficient as a method for identifying individual differences.
  • Patent Document 2 it is necessary to detect pulse waves between the upper limb and the lower limb of a living body.
  • the pulsation path from the heart to the upper limb and the pulsation path from the heart to the lower limb are regarded as equivalent, and the vascular function is evaluated by comparing the time lag to the peak position.
  • the path of this varies from individual to individual, and its measurement accuracy is considered to be poor.
  • two measurement parts are required, and it is difficult to carry out simply. JP 2004-113593 A JP 2006-158426 A
  • An object of the present invention is to provide an arteriosclerosis evaluation apparatus that can easily separate an incident wave and a reflected wave from pulse wave data detected at one measurement site and can easily determine and evaluate the degree of arteriosclerosis. is there.
  • the present invention provides a plurality of pulse wave detection means for detecting a pulse wave transmitted through an artery in one place of a living body, and fitting a pulse wave detected by the pulse wave detection means with a fit function.
  • an arteriosclerosis evaluation apparatus comprising: a disassembling means for decomposing into a developed waveform; and an evaluating means for evaluating the degree of arteriosclerosis from the amplitude intensity of the decomposed developed waveform.
  • a pulse wave is a pressure wave propagating in a blood vessel that appears as a displacement on the body surface.
  • This pulse wave includes an incident wave component caused by a forward wave generated by ejection of blood from the heart and a reflected wave component generated by being propagated through a blood vessel and reflected at the periphery (hereinafter, each component is referred to as an incident wave and a reflected wave). Called a wave). Since the reflected wave propagates to the periphery, it strongly depends on the viscoelastic properties of the blood vessel wall and changes significantly due to the hardening of the blood vessel wall. Therefore, if the incident wave and the reflected wave are separated and the reflected wave is evaluated, it is considered possible to determine the hardening state of the blood vessel.
  • a pulse wave transmitted through an artery in one place of a living body is detected as, for example, a displacement signal by a pulse wave detection means.
  • a pulse wave detecting means a known pulse wave sensor for displacement output may be used, or a sensor such as a piezoelectric transducer may be used.
  • a piezoelectric transducer with a speed output a displacement signal can be obtained by integrating the speed output over time.
  • the piezoelectric transducer can detect a pulse wave by either a velocity signal or a displacement signal, but it is preferable to detect it as a velocity signal. In order to measure minute displacements of the skin surface such as pulse waves, it is necessary to amplify the measured displacement.
  • the pulse wave detected in this way is a composite wave including an incident wave and a reflected wave.
  • a pulse wave (synthetic wave) including an incident wave and a reflected wave is decomposed into a plurality of developed waveforms by fitting with a fit function.
  • a fitting function is first used to identify the incident wave.
  • a known nonlinear fit function may be used, or a model function uniquely set in advance may be used.
  • an arbitrary function such as an Exponential ⁇ Gaussian function, a Gauss function, a Voigt function, a Log-Normal function, a Lorentz function, or the like can be used.
  • a model function for example, a plurality of incident wave data from young people to elderly people can be obtained using a medical device, and a typical model function can be set for each age group from these data. Good.
  • a model function may be selected according to the age of the person to be evaluated by this evaluation apparatus, and the actual pulse wave may be fitted. Further, the model function may be corrected for each measurement site. Since the first rising waveform of the pulse wave is considered to represent an incident wave, the incident wave can be specified by fitting the rising waveform with a fit function. Thereafter, the reflected wave can be obtained by subtracting the incident wave from the pulse wave.
  • An incident wave estimated from a blood flow velocity waveform may be used as a model function.
  • the blood flow velocity waveform is measured in advance, and the average blood flow velocity waveform at each age is obtained by standardizing the blood flow velocity waveform.
  • the incident wave can be estimated from the blood flow velocity waveform. Specifically, first, blood flow velocity is measured for a plurality of subjects of each age using, for example, the Doppler function of an ultrasonic diagnostic apparatus.
  • An average blood flow velocity waveform is obtained by normalization so that the time intervals from the maximum amplitude of the measured blood flow velocity to the notch are equal.
  • the reason for selecting the maximum amplitude value is that the maximum amplitude value is the largest peak in the blood flow velocity waveform and is easy to grasp.
  • the reason for selecting the notch is that the shape of the notch is a similar shape regardless of age, and is easy to grasp.
  • a notch is a reverse blood flow that flows from the aorta toward the left ventricle after the aortic valve closes at the end of the systolic end of the heart and blood ejection ends. Since the time interval for each cycle of the blood flow waveform varies depending on the heart rate, normalization so that the time interval from the maximum amplitude to the notch becomes equal can eliminate variations due to the heart rate.
  • an internal pressure waveform temporary waveform of intravascular pressure
  • the conversion into the internal pressure waveform can be calculated using, for example, a continuous equation of a known one-dimensional fluid model and an equation of motion.
  • the converted internal pressure waveform is converted into a displacement signal on the skin surface using the complex elastic modulus.
  • a model representing the complex elastic modulus for example, a generalized Voigt ⁇ ⁇ ⁇ model or a Voigt model can be used.
  • the displacement signal thus converted is considered to represent an incident wave among pulse waves generated by the blood flow ejection of the actual subject's heart.
  • the reason for this is that in arteries, blood flows almost in one direction from the heart to the periphery of the artery, and the displacement information obtained from the blood flowing in this one direction is the incidence of pulse waves generated from the heart as well as the blood flow. This is because it is considered to approximate the displacement information of the wave component.
  • the reflected wave can be obtained by fitting the estimated incident wave to the initial waveform of the pulse wave and subtracting the incident wave from the pulse wave.
  • the degree of arteriosclerosis of the blood vessel is evaluated from the amplitude intensity (peak intensity) of the incident wave and the reflected wave obtained as described above. For example, the difference or ratio of the amplitude intensity between the reflected wave and the incident wave is obtained, and the degree of arteriosclerosis can be evaluated from this difference or ratio.
  • the degree of arteriosclerosis is evaluated by comparing the amplitude intensity of the incident wave and the reflected wave. Can do. If the amplitude of the incident wave is standardized when fitting the incident wave, the amplitude of the reflected wave obtained after the fitting is a ratio to the amplitude of the incident wave. By comparing, the degree of arteriosclerosis can be easily evaluated.
  • the decomposing means further includes means for decomposing the reflected wave into a plurality of reflected waves by a fit function, and the determining means determines the arteriosclerosis from the amplitude intensity of the incident wave and the first reflected wave among the decomposed reflected waves.
  • the degree may be evaluated and judged. Since the reflected wave is considered to include a plurality of waveforms, it can be decomposed into a plurality of developed waveforms by fitting with a fit function. In that case, it is considered that the first reflected wave is most affected by the degree of arteriosclerosis.By comparing the amplitude intensity of the incident wave and the first reflected wave, the arteriosclerosis degree information can be obtained in more detail. I can grasp.
  • Any pulse wave detecting means may be used as long as it can detect a pulse wave.
  • a piezoelectric transducer when used, it is a small and inexpensive detector compared to a medical pulse wave sensor, and a pulse wave can be detected simply by contacting the skin surface of a human body, so that it can be detected without injury or pain.
  • the pulse pressure is not directly measured as in the conventional pulse wave meter, but the vibration (displacement information) of the pulse wave is directly measured, the pulse wave can be measured more easily and accurately.
  • a pulse wave on the body surface is detected by a single pulse wave detector, the obtained pulse wave waveform is decomposed into a plurality of developed waveforms by fitting, and the amplitude intensity is calculated from the amplitude intensity. Since the degree of arteriosclerosis is determined, a simple and inexpensive arteriosclerosis evaluation apparatus can be realized. Since only one measurement location is required, there is no problem of measurement error due to variation in distance between a plurality of measurement locations. In addition, since a compression device that stops pulsation is not required, there is no measurement variation due to a difference in compression force. It is painless and intact, and it becomes possible for the subject to acquire data without being aware of the measurement, and blood vessel changes can be evaluated daily as a home measuring instrument.
  • FIG. 1 is a system diagram of a first embodiment of an arteriosclerosis evaluation apparatus according to the present invention. It is a schematic structure figure of an example of a piezoelectric transducer. It is an internal circuit diagram of the evaluation apparatus which concerns on this invention. It is the pulse wave and decomposition
  • FIG. 7 shows the result of decomposing the pulse wave of the carotid artery of the subject 1 in the 20s and the subject 1 in the 60s shown in FIG. 4 into an incident wave and a reflected wave using the model function shown in FIG.
  • It is an internal circuit figure of 3rd Example of the arteriosclerosis evaluation apparatus which concerns on this invention. It is a figure which shows the maximum amplitude and notch in a blood flow velocity waveform.
  • (A) is a figure which shows the measurement result and blood flow velocity waveform of the blood flow velocity waveform in the carotid arteries of 15 subjects in their 20s and 6 subjects in their 60s.
  • FIG. 1 shows a first embodiment of an arteriosclerosis evaluation apparatus.
  • a method of separating an incident wave and a reflected wave from this pulse wave waveform after obtaining a pulsating waveform (synthetic wave) by the piezoelectric transducer 1 will be described.
  • the pulse wave of the carotid artery is measured using one piezoelectric transducer 1.
  • the piezoelectric transducer 1 is a kind of acoustic sensor that converts a pulse wave transmitted through an artery into a velocity signal.
  • the piezoelectric transducer 1 is connected to the arteriosclerosis evaluation apparatus main body 5 through wiring.
  • the arteriosclerosis evaluation apparatus 5 is provided with a display unit 5a for displaying the evaluation result.
  • the display unit 5a displays the degree of arteriosclerosis of the subject by numerical values, symbols, graphs, and the like.
  • the measurement location is not limited to the neck, and may be any site such as the wrist, ankle, or thigh as long as the pulse wave of the artery can be measured.
  • the output signal of an electrocardiograph that measures the electrical waveform of the heart beat can be connected to the arteriosclerosis evaluation apparatus 5 to synchronize the pulse wave and the heart beat.
  • FIG. 2 shows an example of the structure of the piezoelectric transducer 1.
  • the transducer 1 has a piezoelectric unimorph structure, a bottom portion 11 of a bottomed cylindrical case 10 is configured as a vibration surface, and a piezoelectric ceramic element 12 is fixed to the inner surface of the bottom portion 11.
  • the outer surface of the bottom 11 is brought into contact with the skin of the subject H.
  • the opening of the case 10 is closed by a sealing material 13, and a lead wire 14 is drawn through the sealing material 13.
  • the piezoelectric transducer 1 is not limited to the structure shown in FIG.
  • FIG. 3 shows an internal circuit of the arteriosclerosis evaluation apparatus 5.
  • the pulse wave (velocity signal) detected by the piezoelectric transducer 1 is amplified by an amplifier 50 provided in the arteriosclerosis evaluation apparatus 5 and then input to the block 51.
  • the input speed signal is time-integrated in block 51 and converted into a displacement signal.
  • This displacement signal is a composite wave including an incident wave and a reflected wave in the pulse wave.
  • a displacement output pulse wave sensor may be used.
  • the displacement signal (pulse wave) obtained in block 51 is sent to block 52 where it is decomposed into a plurality of developed waveforms (incident wave and reflected wave).
  • the Multipeak Fitting method is used as a decomposition method.
  • the Multipeak-Fitting method is a method for decomposing a synthesized waveform into a developed waveform using an arbitrary fit function, and is used to decompose a pulse wave into an incident wave and a reflected wave.
  • the Exponential Gaussian function that is considered to be most similar to the incident waveform is used as the fit function, and the incident wave is first approximated.
  • the obtained reflected wave was decomposed into a plurality of expanded waveforms of Exponential Gaussian.
  • a fitting function an arbitrary nonlinear fitting function such as a Gaussian function, a Voigt function, a Log-Normal function, a Lorentz function, or the like can be selected in addition to the Exponential / Gaussian function.
  • the displacement waveform obtained in the block 51 can be decomposed into an incident wave and a reflected wave, and the pulse wave can be regarded as a superposition of these waveforms.
  • the reflected wave separated from the pulse wave may be further decomposed into a plurality of developed waves.
  • the incident wave and the reflected wave resolved in block 52 are compared in amplitude intensity (peak intensity) in block 53, and the comparison result is sent to block 54 to evaluate the degree of arteriosclerosis.
  • FIG. 4 shows the results in the carotid arteries of 2 subjects in their 20s and 2 subjects in their 60s.
  • A is a subject in his 20s
  • (b) is a subject in his 20s
  • (c) is a subject in his 60s
  • (d) is a subject in his 60s
  • a pulse wave in which a thick solid line is detected The thin solid line is a waveform obtained by resolving the pulse wave.
  • the incident wave was fitted at the first inflection point starting from the rise of the waveform.
  • the reflected wave is decomposed into two, but it may not be decomposed or may be decomposed into three or more.
  • Each waveform was normalized by setting the maximum amplitude of the incident wave to 1.
  • the amplitude intensity (ratio) of the reflected wave 1 is about 0.2 to 0.3 in the test subject in the 20s, but 0.6 to 1 in the test subject in the 60s. It turns out that it is about 0.0. That is, it can be seen that there is a significant difference in the amplitude intensity of the first reflected wave 1 between the 20s and 60s. For the second reflected wave 2, no significant difference was found between the 20s and 60s.
  • the blood vessel wall becomes harder and the attenuation of the reflected wave becomes smaller. That is, it is considered that in the subject in their 60s, the hardening of the arterial wall progressed, the attenuation at the time of propagation of the pulse wave was reduced, and the amplitude intensity of the reflected wave 1 was increased in the subject in the 60s compared to the subject in the 20s.
  • the hardness of the blood vessel wall can be evaluated.
  • FIG. 5 shows the results of wrist pulse waves of two subjects in their 20s and two subjects in their 60s as in FIG.
  • the maximum peak of the pulse wave waveform is the peak of the incident wave in both the 20s and 60s, so the incident wave was fitted at the peak of the waveform.
  • the amplitude of the reflected wave 1 is relatively small compared to the pulse wave of the carotid artery, but the amplitude intensity of the reflected wave 1 is apparent in the subject in their 60s compared to the subject in their 20s. You can see that it ’s big.
  • the amplitude intensity (ratio) of the reflected wave 1 is about 0.1 for a subject in their 20s, and about 0.2 to 0.3 for a subject in their 60s. Can be evaluated. In the wrist pulse wave, no significant difference was observed between the 20s and 60s for the second reflected wave 2. Therefore, it is possible to evaluate the degree of arteriosclerosis even from the wrist pulse wave by evaluating the amplitude intensity of the first reflected wave 1.
  • a model function uniquely set as the fit function is used.
  • the pulse wave waveform varies depending on the age group (or arteriosclerosis degree), and therefore the waveform of the incident wave is considered to vary depending on the age group.
  • a constant fitting function such as the Exponential Gaussian function is used regardless of the age group, but in the second embodiment, a fitting function (model function) that differs depending on the age group is used.
  • the model function for example, a known medical data may be used to set the model function, or a plurality of incident wave data from a young person to an elderly person may be statistically obtained using an ultrasonic diagnostic apparatus or the like.
  • a model function may be set for each age group (for example, 20's, 30's, 40's ...) from these data.
  • a model function may be set according to gender.
  • the model function may be set for each measurement site.
  • FIG. 6 shows an example of a preset incident wave model function.
  • A is an incident wave model function for young people
  • (b) is an incident wave model function for elderly people.
  • a plurality of such model functions are set for each age group, and one of them is selected according to the age of the person who wants to measure the degree of arteriosclerosis using this evaluation apparatus, and the model function is used.
  • the incident wave can be separated from the pulse wave.
  • a general-purpose fitting function such as Exponential Gaussian function
  • FIG. 7 shows the result of fitting the pulse wave of the carotid artery of the subject 1 in the 20s and the subject 1 in the 60s shown in FIG. 4 into the incident wave and the reflected wave using the model function shown in FIG. .
  • the separated reflected wave is smoothed so that the peak can be easily obtained.
  • the reflected wave before the smoothing process is represented by dots
  • the reflected wave after the smoothing process is represented by a solid line.
  • the amplitude intensity of the incident wave is 1, the amplitude intensity (ratio) of the reflected wave is about 0.2 for the test subject in the 20s, but is 0. It is about 8 and it can be seen that there is a significant difference.
  • ratio ratio
  • the degree of arteriosclerosis is evaluated by one reflected wave.
  • the reflected wave is decomposed into a plurality of waveforms using a known fitting function, and arteriosclerosis is obtained from any one of the decomposed reflected waves. You may evaluate the degree.
  • FIG. 8 shows the configuration of the arteriosclerosis evaluation apparatus in the third embodiment.
  • This embodiment is an application example of the second embodiment, and uses an incident wave statistically obtained from a blood flow velocity waveform measured by an ultrasonic diagnostic apparatus or the like as a fit function.
  • the pulse wave (velocity signal) detected by the piezoelectric sensor 1 is subjected to processing such as amplification and time integration in the amplification / signal processing block 55, and the pulse wave is converted into a displacement signal.
  • This pulse wave is a composite wave including an incident wave and a reflected wave in the pulse wave.
  • an average blood flow velocity waveform at each age is statistically obtained and stored as the database 56.
  • the average blood flow velocity waveform is, for example, the blood flow velocity measured for each age subject using the Doppler function of the ultrasonic diagnostic apparatus, and the measured blood flow velocity waveform is measured from the maximum amplitude value to the time from the notch. It is obtained for each age by normalizing so that the intervals are equal.
  • the incident wave is estimated from the average blood flow velocity waveform stored in the database 56.
  • an average blood flow velocity waveform is converted into an internal pressure waveform (a time waveform of blood vessel internal pressure).
  • the conversion to the internal pressure waveform can be calculated from a known one-dimensional fluid model continuous equation and equation of motion. That is, the temporal change of the blood vessel cross-sectional area is estimated from the blood flow velocity, and the time waveform of the intravascular pressure is estimated from the relationship between the temporal change of the blood vessel cross-sectional area and the intravascular pressure.
  • the time waveform of the intravascular pressure p is converted into a displacement signal ⁇ on the skin surface using a generalized Voigt model shown in the following equations (1) and (2).
  • the displacement signal ⁇ thus converted is the displacement of the body surface estimated from the blood flow waveform, and is considered to represent the incident wave of the pulse wave generated by the blood flow ejection of the subject H's heart.
  • the shear elastic constant ⁇ and shear viscosity coefficient ⁇ vary depending on the age of the subject.
  • ⁇ for young people can be 5.6 kPa to 16.0 kPa
  • ⁇ for elderly people can be 14.0 kPa to 40.0 kPa.
  • ⁇ can be 230,000 Pa2 ⁇ s to 1,100 Pa ⁇ s for both young and elderly people.
  • the generalized Voigt model is used here as a model that expresses the complex elastic modulus for converting the intravascular pressure into a displacement signal on the skin surface, but the Voigt model and other models may of course be used. is there.
  • the pulse wave obtained in block 55 and the incident wave estimated in block 57 are sent to block 58, where the incident wave is fitted to the pulse wave by the Multipeak Fitting method, and the difference is calculated. That is, the reflected wave is calculated by subtracting the incident wave estimated in block 57 from the pulse wave (combined wave) obtained in block 55, and the data is sent to the evaluation / diagnosis block 59.
  • the degree of arteriosclerosis is evaluated or diagnosed by comparing the amplitude intensity of the incident wave and the reflected wave as in FIG. 3, or by comparing the reflected wave with a reference value.
  • FIG. 9 shows an example of the measured blood flow velocity waveform.
  • the first maximum peak of the blood flow velocity waveform is the maximum amplitude K1, and the position where the amplitude is almost 0 is the notch K2.
  • the maximum amplitude value K1 and the notch K2 respectively represent the beginning and end of the systole in the cardiac cycle (cardiac contraction and diastole cycle).
  • FIG. 10 shows measurement results of blood flow velocity waveforms in the carotid arteries of 15 subjects in their 20s (a) and 6 subjects in their 60s (b).
  • a broken line represents each blood flow velocity waveform
  • a solid line represents an average blood flow velocity waveform. Since each blood flow velocity waveform has a different time interval for each cycle depending on the heart rate, the average blood flow is obtained by normalizing and averaging the time intervals from the maximum amplitude value K1 to the notch K2. The velocity waveform was obtained.
  • FIG. 11A shows the waveforms of the carotid artery pulse wave, incident wave, and reflected wave in another subject in their 20s
  • FIG. 11B shows the carotid artery pulse wave in another subject in their 60s.
  • Each waveform of an incident wave and a reflected wave is shown.
  • the solid line indicates the actual blood flow velocity waveform for the subject using an ultrasonic diagnostic apparatus, etc., and the incident wave is estimated from the actual blood flow velocity waveform.
  • the reflected wave is obtained from the difference between the two.
  • the broken line is obtained by estimating the incident wave using the average blood flow velocity waveform shown in FIG. 10 without measuring with an ultrasonic diagnostic apparatus or the like, and obtaining the reflected wave from the difference from the pulse wave.
  • the difference between the results calculated using the actual blood flow waveform and the average blood flow waveform is only an error of about ⁇ 0.04 in the amplitude of the reflected wave, and the incident wave using the average blood flow velocity waveform
  • the estimation of was proved to be highly accurate.
  • the difference between the results calculated using the actual blood flow waveform and the average blood flow waveform is larger than that of young people, and the variation of the reflected wave is about ⁇ 0.07.
  • the estimation of the incident wave using the average blood flow waveform is still effective.
  • a pulse wave on the body surface can be detected with a single pulse wave detector, and the obtained pulse wave waveform can be decomposed into an incident wave and a reflected wave, so that specialized knowledge is not required, and it is simple and inexpensive. Can be realized.
  • a piezoelectric transducer is used as a pulse wave detector, it is much cheaper than a known medical amorphous pulse wave sensor, and the pulse wave vibration (displacement information) is measured rather than measuring the pulse wave pressure. Therefore, it is difficult to be affected by the skin at the measurement location, and a stable measurement result can be obtained. Furthermore, it does not require a compression device that stops pulsation, and it is painless and intact, allowing the subject to acquire data without being aware of the measurement, and assessing changes in blood vessels daily as a home measuring instrument be able to.
  • the pulse wave detection means used in the present invention is not limited to a combination of a piezoelectric transducer and an integrator, and any sensor such as a known pulse wave sensor may be used as long as it can detect a pulse wave transmitted through an artery. You can also.
  • the blood flow velocity waveform may be converted into a velocity signal on the skin surface and estimated as an incident wave. That is, in the third embodiment, an incident wave is estimated by converting a blood flow velocity waveform into an internal pressure waveform, and converting the converted internal pressure waveform into a displacement signal on the skin surface using a complex elastic modulus.
  • the blood flow velocity waveform is converted into a velocity signal on the skin surface and estimated as an incident wave, and the reflected wave is separated by fitting the incident wave to the pulse wave. May be.
  • the evaluation was performed based on the amplitude intensity of the reflected wave, but the degree of arteriosclerosis was evaluated using waveform information such as how the waveform changed, such as the time length (pulse width) of the waveform of the reflected wave. May be.
  • the pulse wave was detected as a displacement signal, and the displacement signal was fitted with a fit function and decomposed into multiple developed waveforms.
  • the pulse wave was detected as a velocity signal waveform and decomposed into multiple developed waveforms for evaluation. It is also possible to do.

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Abstract

１箇所の測定部位で検出された脈波データから入射波と反射波とを簡単に分離でき、動脈硬化度を簡易に判別・評価できる動脈硬化評価装置を提供する。生体の１箇所において動脈を伝わる脈波を脈波検出手段１，５１によって検出し、その脈波を分解手段５２によってフィット関数でフィッティングすることにより入射波と反射波とに分解する。分解された入射波と反射波との振幅強度（ピーク強度）から動脈硬化度を評価する。

Description

動脈硬化評価装置
本発明は動脈硬化などの血管機能を評価する装置に関するものである。
現代社会は生活習慣の変化や高齢化に伴い、動脈硬化症に起因する循環器疾患が増加している。しかし、これらに対する早期発見のための医療制度は未確定な状態である。動脈硬化症に対しては血管壁の柔軟さの評価が大変重要であり、現在の診断装置としては、ＭＲＩ，Ｘ線ＣＴによる画像診断や脈波伝播速度法と呼ばれるものが一般的である。しかし、ＭＲＩ，Ｘ線ＣＴは検査費用が高く、日々のモニタリングには不向きである。また、脈波伝播速度法と呼ばれる手法は、血管壁の硬軟に応じて脈波の伝播速度が変化することを利用したものであり、検査が簡便に行えるため医療現場では一般的に用いられている手法であるが、年齢と脈波伝播速度の関係が不明瞭であり、特に予防という観点や個人差を考慮するとその診断精度が低い。
特許文献１には、生体の所定部位に装着される脈波検出装置と、この脈波検出装置の下流側に装着され、当該部位を圧迫することにより血流を抑制する圧迫装置とを備え、圧迫装置により血流が抑制されている状態で、脈波検出装置により検出される脈波の進行波成分のピークと反射波成分のピークとに基づいて、動脈硬化度を評価する装置が提案されている。具体的には、第１圧迫袋と第２圧迫袋とを一体に備えたカフを上腕部に装着し、第２圧迫袋によるその装着部位を止血した状態で第１圧迫袋により上腕脈波を検出すると、この上腕脈波は、進行波と第２圧迫袋の装着部位で生じた反射波との合成波となる。反射波は、動脈が硬いほど大きくなり且つ速度が速くなることから、動脈硬化情報算出手段により進行波成分のピークと反射波成分のピークとの時間差および強度比を算出すると、それら時間差および強度比は動脈硬化度によって変化するので、動脈硬化度を評価することができるとされている。
特許文献２には、別の血管機能診断装置が提案されている。この装置の場合、例えば上腕に設けられた第１の脈波検出装置から検出された上腕の脈波の立ち上がりからピーク位置までの時間をtp1 、例えば膝に設けられた第２の脈波検出装置から検出された弾性動脈の脈波の立ち上がりからピーク位置までの時間をtp2 とすれば、正常な場合は、時間tp1 と時間tp2 とはほぼ等しく、動脈硬化がある場合は、第２の脈波検出装置から検出される弾性動脈の脈波のピーク位置が早くなり、動脈閉塞がある場合は、第2 の脈波検出装置から検出される弾性動脈の脈波のピーク位置が遅れる。これにより血管機能の評価を行うことが出来るとされている。
特許文献１の場合、進行波と反射波の分離を行う手段として、第２圧迫袋を用いて動脈を止血させ、血流を抑制させた状態で脈波検出を行っている。このような手法を用いると、第１圧迫袋（測定部）と第２圧迫袋（止血部）の２種類の構成が必ず必要であり、２つの装置間の伝播経路を伝わる脈波の時間差から進行波と反射波を分離しているため、２つの装置間の距離ばらつきの影響を受ける。また、第２圧迫袋を用いることによる脈動への影響も考慮されておらず、第２圧迫袋の抑制力によって、その反射波成分の振幅強度は異なってしまう。さらに、皮下脂肪などは個人差があるため、その圧迫力の制御なども難しく、個体差を識別するための手法として不十分である。
特許文献２の場合、生体の上肢と下肢との脈波を検出する必要がある。心臓から上肢までの脈動経路と心臓から下肢までの脈動経路を同等と捉え、そのピーク位置までの時間のずれを比較することによって血管機能の評価を行おうとするものであるが、上肢と下肢までの経路は個人によって異なり、その測定精度は乏しいと考えられる。また、測定部位が二箇所必要であり、簡便に行うことが難しい。
特開２００４－１１３５９３号公報 特開２００６－１５８４２６号公報
本発明の目的は、１箇所の測定部位で検出された脈波データから入射波と反射波とを簡単に分離でき、動脈硬化度を簡易に判別・評価できる動脈硬化評価装置を提供することにある。
前記目的を達成するため、本発明は、生体の１箇所において動脈を伝わる脈波を検出する脈波検出手段と、前記脈波検出手段で検出された脈波をフィット関数でフィッティングすることにより複数の展開波形に分解する分解手段と、前記分解された展開波形の振幅強度から動脈硬化度を評価する評価手段と、を備えたことを特徴とする動脈硬化評価装置を提供する。
脈波は、血管内を伝搬する圧力波が体表に変位として現れたものである。この脈波は心臓の血流駆出により生じた前進波による入射波成分と、それが血管を伝搬し末梢で反射されて生じた反射波成分とを含む（以下、各成分を入射波，反射波と呼ぶ）。反射波は末梢まで伝搬しているので、血管壁の粘弾性特性に強く依存し、血管壁の硬化により著しく変化する。したがって、入射波と反射波を分離し、反射波の評価を行えば、血管の硬化状態の判定が可能になると考えられる。
本発明では、まず生体の１箇所において動脈を伝わる脈波を脈波検出手段によって、例えば変位信号として検出する。脈波検出手段としては、変位出力の公知の脈波センサを用いてもよいし、圧電トランスデューサのようなセンサを用いてもよい。但し、速度出力の圧電トランスデューサの場合には、速度出力を時間積分することで、変位信号を得ることができる。圧電トランスデューサは脈波を速度信号及び変位信号のいずれでも検出することができるが、速度信号として検出する方が好ましい。脈波のような皮膚表面の微小な変位を測定するには、測定変位を増幅する必要がある一方で、皮膚表面は安静状態であっても測定時の呼吸、体のゆらぎ等により細かいノイズが発生しやすい。脈波を速度信号として検出することで、ノイズに強く、ＤＣ的なゆらぎをカットすることができるため、測定誤差が生じにくいという利点がある。このようにして検出された脈波は、入射波と反射波とを含む合成波である。
次に、入射波と反射波とを含む脈波（合成波）を、フィット関数でフィッティングすることにより複数の展開波形に分解する。脈波を分解する場合、最初に入射波を特定するためにフィット関数を用いる。フィット関数としては、公知の非線形フィット関数を用いてもよいし、予め独自に設定されたモデル関数を用いてもよい。非線形フィット関数としては、Exponential Gaussian関数、Gauss 関数、Voigt 関数、Log-Normal関数、ローレンツ関数等、脈波波形に応じて任意の関数を用いることができる。また、モデル関数としては、例えば医療機器などを使用して若年者から高齢者まで複数の入射波データを得ておき、これらデータから年齢層毎に典型的なモデル関数を設定しておいてもよい。実際の動脈硬化度の評価にあたっては、本評価装置で評価すべき者の年齢に応じてモデル関数を選択し、実際の脈波に対してフィッティングすればよい。さらに、測定部位毎にモデル関数を修正してもよい。脈波のうち最初の立ち上がり波形は、入射波を表すと考えられるので、この立ち上がり波形をフィット関数でフィッティングすることにより、入射波を特定することができる。その後、脈波から入射波を差し引くことで、反射波を求めることができる。
モデル関数として、血流速度波形から推定した入射波を用いてもよい。例えば各年齢の複数の被験者について、その血流速度波形を予め測定しておき、それらの血流速度波形を規格化することで各年齢における平均的な血流速度波形を求め、この平均的な血流速度波形から入射波を推定することができる。具体的には、まず各年齢の複数の被験者について、血流速度を例えば超音波診断装置のドップラー機能を用いて測定する。測定された血流速度の最大振幅から切痕までの時間間隔が等しくなるように規格化して平均的な血流速度波形を求める。最大振幅値を選択する理由は、血流速度波形のうち最大振幅値が最も大きなピークであり、把握しやすいためである。切痕を選択する理由は、切痕の形状はどの年代の被験者であっても類似の形状になり、把握しやすいからである。切痕とは、心臓の収縮期末期に大動脈弁が閉じて血液駆出が終了し、大動脈内から左心室に向かって流れる逆方向の血流のことである。心拍数により血流波形の１周期ごとの時間間隔は異なるので、最大振幅から切痕までの時間間隔が等しくなるように規格化することで、心拍数によるバラツキを無くすことができる。
平均的な血流速度波形を得た後、これを内圧波形（血管内圧の時間波形）に変換する。内圧波形への変換は、例えば公知の一次元流体モデルの連続の式と運動方程式等を用いて算出することができる。次に、変換された内圧波形を複素弾性率を用いて皮膚表面の変位信号に変換する。複素弾性率を表すモデルとしては、例えば一般化Voigt モデルやVoigtモデルを用いることができる。このように変換された変位信号は、実際の被験者の心臓の血流駆出により生じた脈波のうちの入射波を表すと考えられる。その理由は、動脈において、血流は心臓から動脈の末梢に至るまでほぼ一方向に流れ、この一方向に流れる血流から得られる変位情報が、血流と同じく心臓から発生する脈波の入射波成分の変位情報と近似すると考えられるからである。このように推定した入射波を、脈波の最初の波形に対してフィッティングし、脈波から入射波を差し引くことで、反射波を求めることができる。
以上のようにして得られた入射波と反射波との振幅強度（ピーク強度）から血管の動脈硬化度を評価する。例えば、反射波と入射波との振幅強度の差又は比を求め、この差又は比から動脈硬化度を評価することができる。一般に、動脈硬化が進むと、血管の粘弾性が低下し、反射波の振幅強度が高くなる傾向にあるため、入射波と反射波との振幅強度を比較することで動脈硬化度を評価することができる。なお、入射波をフィッティングする際に入射波の振幅を規格化しておけば、フィッティング後に得られた反射波の振幅は入射波の振幅に対する比となっているので、反射波の振幅を基準値と比較することで、動脈硬化度を容易に評価できる。
分解手段は、反射波をフィット関数によって複数の反射波に分解する手段をさらに含み、判定手段は、入射波と分解された複数の反射波のうちの最初の反射波との振幅強度から動脈硬化度を評価・判定してもよい。反射波には複数の波形が含まれると考えられるので、フィット関数でフィッティングすることにより複数の展開波形に分解することができる。その場合、最初に到達する反射波が動脈硬化度に最も影響を受ける場合と考えられるので、入射波と最初の反射波との振幅強度を比較することで、動脈の硬化度情報をより詳細に把握できる。
脈波検出手段としては、脈波を検出できるものであれば何でもよい。例えば圧電トランスデューサを使用した場合、医療用脈波センサに比べて小型で安価な検出器であり、人体の皮膚表面に接触させるだけで脈波を検出できるので、無傷、無痛で検出できる。また、従来のような脈波計のように脈圧を測定するのではなく、脈波の振動（変位情報）を直接測定するので、より簡単かつ正確に脈波を測定することができる。
以上のように、本発明によれば、単一の脈波検出器で体表面の脈波を検出し、得られた脈波波形をフィッティングにより複数の展開波形に分解し、それらの振幅強度から動脈硬化度を判定するため、簡便かつ安価な動脈硬化評価装置を実現できる。測定箇所が１箇所で済むので、複数の測定位置間の距離のバラツキによる測定誤差の問題がない。また、脈動を止血させるような圧迫装置を必要としないので、圧迫力の違いによる測定バラツキもない。無痛、無傷で、被験者が測定時に意識せずにデータの取得を行うことが可能となり、家庭内計測器として日々血管の変化を評価することができる。
本発明に係る動脈硬化評価装置の第１実施例のシステム図である。 圧電トランスデューサの一例の概略構造図である。 本発明に係る評価装置の内部回路図である。 ２０代の被験者２名と６０代の被験者２名の頸動脈における脈波及び分解波形図である。 ２０代の被験者２名と６０代の被験者２名の手首脈波及び分解波形図である。 本発明の第２実施例における予め設定された入射波モデル関数の例の波形図である。 図６に示すモデル関数を用いて図４に示す２０代の被験者１と６０代の被験者１の頸動脈の脈波を入射波と反射波とに分解した結果を示す。 本発明に係る動脈硬化評価装置の第３実施例の内部回路図である。 血流速度波形における最大振幅と切痕とを示す図である。 （ａ）は２０代の被験者１５名、（ｂ）は６０代の被験者６名の頸動脈における血流速度波形の測定結果と平均血流速度波形とを示す図である。 （ａ）は２０代の被験者における頸動脈の脈波、入射波、反射波の各波形図、（ｂ）は６０代の被験者における頸動脈の脈波、入射波、反射波の各波形図である。
以下に、本発明の好ましい実施の形態を、実施例に基づいて説明する。
－第１実施例－
図１は動脈硬化評価装置の第１実施例を示す。この実施例では、圧電トランスデューサ１によって脈流波形（合成波）を得た後、この脈波波形から入射波と反射波とを分離する手法について説明する。ここでは、１個の圧電トランスデューサ１を用いて頸動脈の脈波を測定している。圧電トランスデューサ１は動脈を伝わる脈波を速度信号に変換する一種の音響センサである。圧電トランスデューサ１は配線を介して動脈硬化評価装置本体５に接続されている。動脈硬化評価装置５には、評価結果を表示する表示部５ａが設けられている。表示部５ａには、被験者の動脈硬化度が数値、記号、グラフなどによって表示される。測定箇所は頸部に限るものではなく、動脈の脈波を測定できる部位であれば、手首や足首、大腿部など如何なる部位でもよい。心臓の拍動の電気的な波形を測定する心電計の出力信号を動脈硬化評価装置５に接続し、脈波と心臓の拍動との同期を取ることもできる。
図２は圧電トランスデューサ１の構造の一例を示す。トランスデューサ１は圧電ユニモルフ構造を有し、有底筒状のケース１０の底部１１が振動面として構成され、その底部１１内面に圧電セラミック素子１２が固定されている。底部１１の外表面が被験者Ｈの皮膚に接触される。ケース１０の開口部は封止材１３によって閉じられ、この封止材１３を介してリード線１４が引き出されている。なお、圧電トランスデューサ１は図２の構造に限らないことは勿論である。
図３は動脈硬化評価装置５の内部回路を示す。圧電トランスデューサ１で検出された脈波（速度信号）は、動脈硬化評価装置５の内部に設けられた増幅器５０で増幅された後、ブロック５１に入力される。入力された速度信号はブロック５１で時間積分され、変位信号に変換される。この変位信号は、脈波の中の入射波と反射波とを含む合成波である。なお、圧電トランスデューサ１に代えて変位出力の脈波センサを使用してもよい。
ブロック５１で得られた変位信号（脈波）は、ブロック５２に送られ、ここで複数の展開波形（入射波と反射波）に分解される。分解手法として、Multipeak Fitting （マルチピークフィッティング）法を用いる。Multipeak Fitting 法とは、任意のフィット関数を用いて合成波形を展開波形に分解する手法であり、脈波を入射波と反射波に分解するために使用する。ここでは、フィット関数として入射波形に最も類似していると考えられるExponential Gaussian関数を用い、まず入射波を近似した。次に、脈波から入射波を差し引くことで、反射波を得た後、得られた反射波をExponential Gaussianの複数の展開波形に分解した。フィット関数としては、Exponential Gaussian関数のほか、Gauss 関数、Voigt 関数、Log-Normal関数、ローレンツ関数等、脈波波形に応じて任意の非線形フィット関数を選択することができる。
Multipeak Fitting 法を用いることによって、ブロック５１で得られた変位波形は、入射波と反射波とに分解することができ、脈波はこれら波形の重ね合わせと捉えることが出来る。なお、ブロック５２では、脈波から分離された反射波をさらに複数の展開波に分解してもよい。ブロック５２で分解された入射波と反射波は、ブロック５３でその振幅強度（ピーク強度）が比較され、比較結果がブロック５４へ送られて、動脈硬化度が評価される。
－実験結果－
図４は、２０代の被験者２名と６０代の被験者２名の頸動脈における結果を示す。（ａ）は２０代の被験者１、（ｂ）は２０代の被験者２、（ｃ）は６０代の被験者１、（ｄ）は６０代の被験者２であり、太い実線が検出された脈波、細い実線が脈波を分解した波形である。なお、６０代の頸動脈における脈波波形の場合、最大ピークが入射波のピークではないため、波形の立ち上がりから始まって、最初の変極点で入射波のフィッティングを行った。ここでは、反射波を２つに分解しているが、分解しなくてもよいし、３つ以上に分解してもよい。入射波の最大振幅を１として各波形を規格化した。入射波の振幅強度を１とすると、反射波１の振幅強度（比）は、２０代の被験者では０．２～０．３程度であるのに対し、６０代の被験者では０．６～１．０程度であることがわかる。つまり、２０代と６０代とで最初の反射波１の振幅強度に顕著な差があることが見て取れる。なお、２番目の反射波２については、２０代と６０代とで有意差は見られなかった。一般的に動脈の硬化が進むと、血管壁が硬くなり反射波の減衰が小さくなる。つまり、２０代の被験者と比較して、６０代の被験者では、動脈壁の硬化が進み、脈波の伝播時の減衰が小さくなり、反射波１の振幅強度が大きくなったと考えられる。このような手法を用いることで、血管壁の硬軟を評価することが出来る。
図５は、図４と同じ２０代の被験者２名と６０代の被験者２名の手首脈波における結果を示す。手首脈波では、２０代及び６０代で共に脈波波形の最大ピークが入射波のピークとなるので、波形のピークで入射波のフィッティングを行った。手首脈波の場合、頸動脈の脈波に比べて反射波１の振幅が相対的に小さくなるが、２０代の被験者と比較して６０代の被験者では、反射波１の振幅強度が明らかに大きいことがわかる。すなわち、反射波１の振幅強度（比）は、２０代の被験者では０．１程度であるのに対し、６０代の被験者では０．２～０．３程度であり、両者の動脈硬化度を評価できる。なお、手首脈波においても、２番目の反射波２については、２０代と６０代とで有意差は見られなかった。したがって、最初の反射波１の振幅強度を評価することで、手首脈波からでも動脈硬化度を評価することが可能である。
－第２実施例－
この実施例は、フィット関数として独自に設定したモデル関数を用いる例である。図４，図５から明らかなように、年齢層（又は動脈硬化度）によって脈波波形に違いが見られるため、入射波の波形も年齢層によって異なると考えられる。第１実施例では、年齢層に関係なくExponential Gaussian関数のような一定のフィット関数を使用したが、第２実施例では年齢層によって異なるフィット関数（モデル関数）を用いるものである。モデル関数としては、例えば公知の医療データを利用してモデル関数を設定してもよいし、超音波診断装置などを使用して若年者から高齢者まで複数の入射波データを統計的に求めておき、これらデータから年齢層（例えば２０代，３０代，４０代・・・）毎にモデル関数を設定してもよい。また、上記に加えて性別によってモデル関数を設定してもよい。さらに、同一人の脈波であっても、頸動脈と手首脈波とでは波形が異なるので、モデル関数を測定部位毎に設定してもよい。
図６は、予め設定された入射波モデル関数の例を示す。（ａ）が若年者用の入射波モデル関数、（ｂ）が高齢者用の入射波モデル関数である。このようなモデル関数を年齢層毎に複数個設定しておき、その中から、本評価装置を用いて動脈硬化度を測定したい者の年齢に応じて１つを選択し、そのモデル関数を用いてフィッティングすることにより、脈波から入射波を分離することができる。この方法の場合、Exponential Gaussian関数のような汎用のフィット関数を使用する場合に比べて、入射波を実際の年齢に応じて特定しやすくなり、その結果、反射波を精度よく分離することができる。
図７は、図６に示すモデル関数を用いて図４に示す２０代の被験者１と６０代の被験者１の頸動脈の脈波にフィッティングし、入射波と反射波とに分解した結果を示す。ここでは、分離した反射波を平滑処理し、ピークを求めやすくしてある。図７には、平滑処理前の反射波をドットで表し、平滑処理後の反射波を実線で表してある。図７から明らかなように、入射波の振幅強度を１とすると、反射波の振幅強度（比）は、２０代の被験者では０．２程度であるのに対し、６０代の被験者では０．８程度であり、顕著な差異があることがわかる。なお、図７では１つの反射波で動脈硬化度を評価しているが、反射波を公知のフィット関数を用いて複数の波形に分解し、分解された反射波のうちの何れかから動脈硬化度を評価してもよい。
－第３実施例－
図８は第３実施例における動脈硬化評価装置の構成を示す。この実施例は、第２実施例の応用例であり、フィット関数として超音波診断装置などで測定された血流速度波形から統計的に求めた入射波を用いたものである。圧電センサ１によって検出された脈波（速度信号）は、増幅・信号処理ブロック５５で増幅，時間積分等の処理が施され、脈波は変位信号に変換される。この脈波は、脈波の中の入射波と反射波とを含む合成波である。
一方、各年齢の被験者について、各年齢における平均的な血流速度波形を統計的に求め、データベース５６として保存しておく。平均的な血流速度波形とは、例えば各年齢の被験者について超音波診断装置のドップラー機能を用いて血流速度を測定し、測定した血流速度波形をその最大振幅値から切痕までの時間間隔が等しくなるように規格化することで、各年齢について求めたものである。
ブロック５７では、データベース５６に保存された平均的な血流速度波形から入射波を推定する。具体的な処理方法としては、まず平均的な血流速度波形を内圧波形（血管内圧の時間波形）に変換する。内圧波形への変換は、公知である一次元流体モデルの連続の式と運動方程式とから算出することができる。すなわち、血流速度から血管断面積の時間変化を推定し、血管断面積の時間変化と血管内圧との関係から、血管内圧の時間波形を推定する。次に、血管内圧ｐの時間波形を以下の(1),(2) 式に示す一般化Voigt モデルを用いて皮膚表面の変位信号εに変換する。このように変換された変位信号εは、血流波形から推定された体表面の変位であり、被験者Ｈの心臓の血流駆出により生じた脈波のうちの入射波を表すと考えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
但し、ずれ弾性定数γ、及びずれ粘性係数ηは被験者の年齢等によって変わるものであり、例えば若年者のγは5.6kPa～16.0kPa 、高齢者のγは14.0kPa ～40.0kPaを用いることができる。また、若年者及び高齢者共にηは230,000Pa ・s ～1,100Pa ・s を用いることができる。なお、血管内圧を皮膚表面の変位信号に変換するための複素弾性率を表すモデルとして、ここでは一般化Voigtモデルを使用したが、Voigtモデルや他のモデルを使用してもよいことは勿論である。
ブロック５５で得られた脈波と、ブロック５７で推定された入射波とがブロック５８へ送られ、ここで脈波に対し入射波をMultipeak Fitting 法でフィッティングし、差分を計算する。つまり、ブロック５５で得られた脈波（合成波）からブロック５７で推定された入射波を差し引いて反射波を計算し、そのデータを評価／診断ブロック５９へ送る。ここで、図３と同様に入射波と反射波の振幅強度を比較するか、あるいは反射波を基準値と比較することで、動脈硬化度の評価又は診断を行う。
図９は、測定された血流速度波形の一例を示す。この血流速度波形の最初の最大ピークが最大振幅Ｋ１であり、振幅がほぼ０となる位置が切痕Ｋ２である。最大振幅値Ｋ１と切痕Ｋ２はそれぞれ心周期（心臓の収縮と拡張の周期）における収縮期の始まりと終わりとを表す。
図１０は、２０代の被験者１５名（ａ）と６０代の被験者６名（ｂ）の頸動脈における血流速度波形の測定結果である。破線が各血流速度波形を、実線が平均的な血流速度波形を表す。各血流速度波形は、心拍数により１周期毎の時間間隔が異なるので、最大振幅値Ｋ１から切痕Ｋ２までの時間間隔が等しくなるように規格化し、加算平均することにより平均的な血流速度波形を求めた。
図１１の（ａ）は、他の２０代の被験者における頸動脈の脈波、入射波、反射波の各波形、図１１の（ｂ）は、他の６０代の被験者における頸動脈の脈波、入射波、反射波の各波形を示す。なお、入射波及び反射波のうち、実線は、その被験者に対して超音波診断装置などを用いて実血流速度波形を測定し、その実血流速度波形から入射波を推定し、脈波との差分から反射波を求めたものである。破線は、超音波診断装置などで測定せずに、図１０に示す平均血流速度波形を用いて入射波を推定し、脈波との差分から反射波を求めたものである。若年者の場合、実血流波形と平均血流波形とを用いて計算した結果の差は、反射波の振幅で±０．０４程度の誤差しかなく、平均血流速度波形を用いた入射波の推定は精度が高いことが実証された。一方、高齢者の場合、被験者数が少ないため、実血流波形と平均血流波形を用いて計算した結果の差は、若年者よりも大きく反射波の振幅で±０．０７程度のばらつきがあったが、それでも平均的な血流波形を用いた入射波の推定が有効であることがわかった。
本発明では、単一の脈波検出器で体表面の脈波を検出し、得られた脈波波形を入射波と反射波とに分解できるため、専門的知識を必要とせず、簡便かつ安価な動脈硬化評価装置を実現できる。脈波検出器として、圧電トランスデューサを使用した場合、公知の医療用アモルファス脈波センサと比べて格段に安価になると共に、脈波の圧力を測定するのではなく、脈波の振動（変位情報）を測定するので、測定箇所の皮膚の影響を受けにくく、安定した測定結果を得ることができる。さらに、脈動を止血させるような圧迫装置を必要とせず、無痛、無傷で、被験者が測定時に意識せずにデータの取得を行うことが可能となり、家庭内計測器として日々血管の変化を評価することができる。
本発明で使用される脈波検出手段は、圧電トランスデューサと積分器との組み合わせに限るものではなく、動脈を伝わる脈波を検出できるものであれば、公知の脈波センサなど如何なるセンサを用いることもできる。また、速度出力の圧電トランスデューサのように脈波を速度信号として検出する場合、血流速度波形を皮膚表面の速度信号に変換して、これを入射波として推定してもよい。すなわち、第３実施例では、血流速度波形を内圧波形に変換し、変換された内圧波形を複素弾性率を用いて皮膚表面の変位信号に変換することで入射波を推定したが、この方法に代えて、脈波を速度信号として求める一方、血流速度波形を皮膚表面の速度信号に変換して入射波として推定し、その入射波を脈波にフィッティングすることで、反射波を分離してもよい。
前記実施例では、反射波の振幅強度によって評価したが、反射波の波形の時間長さ（パルス幅）など、波形がどのように変化したか等の波形情報を用いて動脈硬化度を評価してもよい。また、脈波を変位信号として検出し、変位信号をフィット関数でフィッティングして複数の展開波形に分解したが、脈波を速度信号波形として検出し、それを複数の展開波形に分解し、評価することも可能である。
１　　　　　　圧電トランスデューサ
５　　　　　　動脈硬化評価装置本体
５０　　　　　増幅ブロック
５１　　　　　積分ブロック
５２　　　　　波形分解ブロック
５３　　　　　振幅強度比較ブロック
５４　　　　　評価ブロック

Claims (10)

  1. 生体の１箇所において動脈を伝わる脈波を検出する脈波検出手段と、
    前記脈波検出手段で検出された脈波をフィット関数でフィッティングすることにより複数の展開波形に分解する分解手段と、
    前記分解された展開波形の振幅強度から動脈硬化度を評価する評価手段と、を備えたことを特徴とする動脈硬化評価装置。
  2. 前記脈波検出手段は前記脈波を変位信号として検出することを特徴とする、請求項１に記載の動脈硬化評価装置。
  3. 前記フィット関数はExponential Gaussian関数であることを特徴とする、請求項１又は２に記載の動脈硬化評価装置。
  4. 前記フィット関数は予め設定されたモデル関数であることを特徴とする、請求項１又は２に記載の動脈硬化評価装置。
  5. 前記予め設定されたモデル関数は、
    予め測定した各年齢の被験者の血流速度波形を、その最大振幅値から切痕までの時間間隔が等しくなるように規格化することで、平均的な血流速度波形を求め、当該平均的な血流速度波形を用いて推定された入射波である、請求項４に記載の動脈硬化評価装置。
  6. 前記分解手段は、
    前記脈波のうち最初の波形に入射波をフィッティングし、前記脈波から入射波を差し引くことで反射波を求める手段を含み、
    前記評価手段は、前記反射波の振幅強度、又は前記入射波と反射波との振幅強度の比較から、動脈硬化度を評価することを特徴とする、請求項５に記載の動脈硬化評価装置。
  7. 前記分解手段は、
    前記脈波のうち最初の波形をフィット関数でフィッティングして入射波を特定する手段と、
    前記脈波から入射波を差し引くことで反射波を求める手段と、を含み、
    前記評価手段は、前記入射波と反射波との振幅強度から動脈硬化度を評価することを特徴とする、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の動脈硬化評価装置。
  8. 前記分解手段は、前記反射波をフィット関数によって複数の反射波に分解する手段をさらに含み、
    前記評価手段は、前記入射波と前記分解された複数の反射波のうちの最初の反射波との振幅強度から動脈硬化度を評価することを特徴とする、請求項７に記載の動脈硬化評価装置。
  9. 前記脈波検出手段は、前記脈波を速度信号として検出する圧電トランスデューサを含むことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の動脈硬化評価装置。
  10. 前記脈波検出手段は、前記圧電トランスデューサの検出出力を時間積分する積分器を含むことを特徴とする請求項９に記載の動脈硬化評価装置。
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