JP2008307307A - 血管機能の評価方法及びその装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 静的状態は勿論のこと動的状態でも、動脈硬化等の血管硬化度又は血管弾性率及び動的心血管筋機能を簡便かつ正確に測定し、評価できる方法及びその装置を提供すること。
【解決手段】 複数の異なる運動負荷条件下で、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲをそれぞれ測定し、前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化指数ＰＷＶ_pcmを算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを算出することとの少なくとも一方を行う。静的状態のみならず動的状態でも、脈波伝播速度（ＰＷＶ）を測定することなしに、センサを１箇所（１部位）にのみ取り付けてＰｓ、Ｐｄ及びＨＲを測定するだけで、簡便かつ正確に目的とする血管機能を評価することができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、血管（特に生体の動脈の）硬化度や動的（運動負荷状態での）心血管筋機能で示される血管機能の評価方法及びその装置に関するものである。

人間の生活を脅かす生活習慣病には、脳卒中や心臓病等、血管系の疾患に基づくものが多いため、血管系の疾患に直結する動脈硬化の程度を簡単にかつ正確に測定することができれば、医学的にも社会的にも有益である。

動脈硬化を診断する方法は、これまでにいくつも開発されてきている。その一つに、生体の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を用いるＰＷＶ法がある。脈波とは、心臓の収縮により血液が大動脈に押し出された際に発生する血管内の圧力変化が抹消方向に伝達する時の波動のことをいい、脈波伝播速度とは、脈波が血管中を伝わる速度をいう。ＰＷＶ法では、健康な血管は柔らかくて弾力性に富み、動脈硬化を起こした血管は硬くて脆いことから、脈波が硬い物質中で速く、柔らかい物質中では遅く伝わるという性質を利用し、動脈の２点間の脈波の伝播速度を測定し、その速度が速いほど血管の硬化が進んでいると診断する。

これまでに知られている脈波伝播速度の測定法には、Ｆｒａｎｋ法やＰＷＶ原法があるが、これらはいずれも、測定した脈波伝播速度が血圧により変動するため、血圧が異なる多数の症例について統計的に解析し、脈波伝播速度補正カーブを定めておく。従って、脈波伝播速度測定時に血圧を測定しておけば、測定された脈波伝播速度を血圧で補正することにより、その補正された脈波伝播速度に基づいて動脈硬化の進行程度の診断や動脈硬化に起因する様々な病気の診断に役立てることができる。

しかしながら、脈波伝播速度を用いて動脈硬化の状態を評価することは、動脈硬化以外の要因である血圧値や個人差等によっても大きく影響を受けるため、特定の個人に対して定期的に診断する場合には結果を有意義に活用できるが、不特定の個人に対して一度だけ診断するような場合には、個人差の影響が大きく、結果を普遍的、客観的に判断することは難しい。

このような状況の下で、本発明者は、特開２００４−２３６７３において、脈波伝播速度と最高血圧、最低血圧を用いて動脈硬化を評価することができる新たな指標を提起した。この新たな血管硬化指数ＣＡＶＩは、脈波伝播速度（ＰＷＶ）、及び最高血圧値と最低血圧値との比（Ｐｓ／Ｐｄ）をパラメータとして次式（ａ）、（ｂ）で表される。
ＣＡＶＩ₁＝ｋ₁・ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）・ＰＷＶ² ・・・式（ａ）
ＣＡＶＩ₂＝ｋ₂・√[ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）]・ＰＷＶ ・・・式（ｂ）
（ここで、ｋ₁、ｋ₂は定数を表す。）

この血管硬化指数ＣＡＶＩによれば、脈波伝播速度と最高血圧、最低血圧を測定するだけで、血管硬化指数が算出されるため、血圧値を基にして最低血圧値に補正する必要がなく、得られた最高血圧値、最低血圧値を直接利用できること、また、個人差による影響を受けにくいこと等の利点がある。

ところが、本発明者は、こうしたＣＡＶＩにおいても、動脈硬化の程度にそぐわない値が得られる場合があることをつきとめ、後記の特許文献１（特開２００６−２１２１５５）において、生体の動脈硬化の程度を反映した血管硬化指数を簡単かつ正確に得ることができる血管硬化度評価装置と、血管硬化指数算出プログラム、及び血管硬化指数算出方法を提起した。

即ち、この先願発明による血管硬化度評価装置は、歪みセンサを備えた脈波検出手段と、脈波伝播速度決定手段と、血圧検出手段と、脈波伝播毒度と血圧値とを用いて生体の血管硬化の指標となる血管硬化指数を算出する血管硬化指数算出手段とを備えるものであり、半導体ストレインゲージ等の歪みセンサが、簡単な構造でありながら、測定部位における脈波を直接検出でき、そして、脈波検出のための生体への押圧力は１０ｍｍＨｇ程度であって、ほとんど生体を押圧する必要がないという特性を用いるので、少なくとも脈波伝播速度と血圧値とに基づくデータがあれば、血圧変動による影響を受けず、また、予め準備した補正データなどを用いることなしに、次式（ｃ）で表される血管硬化度（Stiffness）を迅速かつ正確に評価することができる。
血管硬化指数＝ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）×ｋ・ＰＷＶ² ・・・式（ｃ）
（ここで、ｋは定数を表す。）

特開２００６−２１２１５５（特許請求の範囲、明細書の段落番号［００４６］〜［００７１］、図面の［図１］〜［図１１］）

上記したこれまでの動脈硬化度評価方法又はその装置はいずれも、非侵襲とはいえ、体の各部位（頸部、上腕部、脚部等）に各種センサをそれぞれ配した状態で測定している。即ち、いずれも寝位で、心音及び心電電極、上腕部・足首に脈波センサ、血圧測定のためのセンサを取り付けねばならない。また、これに加えて、必ず脈波伝播速度（ＰＷＶ）を測定することになるため、被検者にとって大きな負担となり、動的な状態（運動中）での測定が困難である。

本発明は、こうした状況に鑑みてなされたものであって、その目的は、静的状態は勿論のこと動的状態でも、動脈硬化等の血管硬化度又は血管弾性率及び動的心血管筋機能を簡便かつ正確に測定し、評価できる方法及びその装置を提供することにある。

即ち、本発明は、複数の異なる運動負荷条件下で、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲをそれぞれ測定し、前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化度を算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能を算出することとの少なくとも一方を行う、血管機能の評価方法に係るものである。

本発明はまた、複数の異なる運動負荷条件下で、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲをそれぞれ測定する手段と；前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化度を算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能を算出することとの少なくとも一方を行う算出手段と；を有する、血管機能の評価装置も提供するものである。

なお、本発明において、上記の「複数の異なる運動負荷条件」とは、運動による動的な状態だけでなく、寝位、座位又は立位等の静的な（静止）状態も含む概念である。

本発明によれば、複数の異なる運動負荷条件下で測定した最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲのうち、前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化度を算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能を算出することとの少なくとも一方を行うので、静的状態のみならず動的状態でも、脈波伝播速度（ＰＷＶ）を測定することなしに、センサを１箇所（１部位）にのみ取り付けてＰｓ、Ｐｄ及びＨＲを測定するだけで、簡便かつ正確に目的とする血管機能指数を求めることができる。

換言すれば、被検者は、通常の家庭用又はポータブル血圧計と類似する装置を例えば上腕部のみに装着し、複数の異なる運動負荷下（運動による動的な運動負荷下のみならず、寝位、座位、立位等の静止状態も含む。）で血圧（最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ）と心拍数又は脈拍数ＨＲを正確に測ることにより、従来の血圧計、又は医療機関向けＰＷＶ装置では提供できなかった上記情報を簡便に提供できる。このことにより、多くの人が簡便に自身の動脈の健康度、心血管筋の健康度、動脈硬化の度合いを把握でき、自身の健康管理、病気のリスクへの予知・対応が可能となる。

以下、本発明の実施の形態を図面参照下に詳細に説明する。本実施の形態による血管機能（動脈硬化度及び心血管筋機能評価装置は、血圧又は心拍数の検出手段と、血管硬化指数又は心血管筋機能指数の算出手段とを備えたものである。

血圧又は心拍数の検出方法及び検出手段
この検出手段としては、図２に示すように、生体の上腕部から脈波の検出によって最高及び最低血圧を検出する上腕血圧検出装置１１が用いられ、このために帯状のカフ１２の長手方向中央部で短手方向の端部に歪みセンサ１３が取り付けられた構造を有している。

そして、図１（Ａ）に示すように、カフ１２を上腕部１４に巻き回し、カフ１２に縫いつけたマジックテープ（登録商標）１５、１６などで止めることにより、半導体ストレインゲージからなる歪みセンサ１３を上腕動脈拍動部の直上に当てた状態で、１０ｍｍＨｇ程度の低圧で押圧固定することができるようになっている。この検出装置１１に備え付けられた歪みセンサ１３は高感度であるため、多少位置ずれを起こしても正確に検出することができる。

この歪みセンサの外観図を図３に示す。歪みセンサ１３においては、直径約３０ｍｍ、厚さ５ｍｍ〜２０ｍｍ程度の円柱状又はハット状の外観を有する圧力トランスデューサ１７が、アンプ（図示せず）に接続するミニディンプラグ（４Ｐ）１８とコード１９で繋がれており、圧力トランスデューサ１７の表面１７ａに表れるステンレス板等の裏面１７ｂに半導体ストレインゲージ２０を備えている。歪みセンサ１３が生体からの圧力（脈圧）を受けると、半導体ストレインゲージ２０に歪みが発生し、その歪みを電気信号に変換し、脈波検出手段の一部であるアンプで増幅して検出する（図４参照）。

検出装置１１で用いられるカフ１２は、オシロメトリック法を利用した血圧計で用いられるカフのように、脈波検出部位を圧迫して血流を止めるものではなく、歪みセンサ１３が脈波の検出中に動かない程度に固定されるものであれば十分である。但し、この検出装置１１は血圧検出手段としても機能させるため、カフ１２は、測定部位に対する圧迫圧力を加えて血流を止めることができるものとする。

脈波検出部位を上腕部のみとし、脈波検出手段に歪みセンサ１３を用いることにより、従来のＣＡＶＩ装置で生じていた不具合をなくすことができた。即ち、従来のＣＡＶＩ装置において、全測定例のうち約２０％に異常が見られたが、検出装置１１を用いると、異常の発生が無くなった。これは、従来のＣＡＶＩ装置では、身体の様々な部分の血管の脈波伝播速度を測定するために、大動脈以外の四肢動脈、特に、膝より下の足首や、肘より先の手首にカフを巻回して測定していたため、バソリフレックスやバソスパズムを生じさせ、脈波伝播速度が著しく増大するといった問題を生じていたが、それを解決したためである。

検出装置１１によって、運動負荷下でも正確に血圧を測定することができ、特に生体の最高血圧Ｐｓと最低血圧Ｐｄを検出する。即ち、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄは、歪みセンサ１３を通じて検出される脈波形が動脈の閉鎖が解かれた後に変化する場合の変化状態から求める。図５は、上腕部に巻回されたカフの圧迫圧力を変化させる過程で発生する脈波形を示したものであるが、この脈波形は、カフ圧が減圧されていく過程で変化していることが分る。

この脈波形において、最高血圧Ｐｓは、前の波形に見られない負のノッチが波形前成分として認められるノッチ発生時点（図５中のＡ）の血圧値とし、また最低血圧Ｐｄは、このノッチが消滅したノッチ消滅時点（図５中のＢ）での血圧値とする。このように、脈波形中の負のノッチの出現、消滅をもって最高血圧、最低血圧を認識するので、これらの各血圧を容易に決定することができる。この方法によって求めた最高血圧、最低血圧は、橈骨動脈にカテーテルを挿入した観血的方法によって測定した最高血圧、最低血圧と一致しており、正確な値であることが確認されている。こうした負のノッチの検出に基づく血圧の判定法は、本発明者が提起して既に成立した特許第３８４２３９０号に示されている。

従来の血圧計は、オシロメトリック法やコロトコフ音の検出によるもの、トノメトリー法を利用するもの等、種々のタイプがあるが、これらの方法では正確な最高血圧、最低血圧を測定できなかった。例えば、オシロメトリック法による最高血圧、最低血圧の測定は、脈圧を直接検知するものではなく、カフ内圧に生じる振動現象から求めるものであるため、外的要因による雑音が混じり易く、また、振動の出方が複雑で振動パターンのコンピュータ処理というソフトによる影響を多く受け易いという欠点がある。また、トノメトリー法は、橈骨動脈等の表在した動脈を体表面から平坦に圧迫する必要があることや、微小な圧力センサを数十個設置して、これらのセンサ群から得られる複数出力のうちから最適の出力を選択する必要がある等の欠点がある。ところが、上記の歪みセンサ１３を用いた血圧検出手段にはこれらの欠点がなく、正確に最高血圧、最低血圧を得ることができる安価な装置である。

また、心拍数ＨＲの測定は、歪みセンサ１３で検出された上記の脈波形中、高周波スパイクの時間間隔から算定する。

血管硬化度の算出方法及び算出手段
血管硬化度の算出に際し、ＰＷＶ（脈波伝播速度）に関する下記の２つの式（１）、（２）を用いる。

（但し、ＰＷＶ：脈波伝播速度
Ｌ：心臓大動脈出口（図１（Ｂ）に示す符号２１）から生体第１部位 （例えば、図１（Ｂ）に示す足首２２）までの動脈距離
ta：心臓から前記生体第１部位より心臓に近い生体第２部位（例えば 、図１（Ｂ）に示す上腕部１４）までの脈波伝播時間
tab：前記生体第２部位から前記生体第１部位までの脈波伝播時間
ａ：任意の定数）

これらの式をそれぞれ用いて（但し、Ｐｄは８０ｍｍＨｇで規格化することによって、Ｐｄの差による脈波伝播時間を準正規化している。）、各運動負荷条件での脈波伝播速度ＰＷＶ_xを求め、このＰＷＶ実測データと上腕部でのＰｓ／Ｐｄ測定比から血管硬化指数ＰＷＶ_pcmを導き出す。

ここで、ＰＷＶはＰｄによって（即ち、運動負荷下では静止状態に比べて大きく）変化するが、ＰＷＶ_origは個体特有の値であるため、いずれの運動負荷条件でも実質的に一定であり、また、ＰＷＶ_pcmは理論と実証による個体特有値であって、いずれの運動負荷条件でも実質的に一定であり、更に、Ｌ／（ｔａ＋ｔａｂ）＝ＰＷＶであるから、各運動負荷条件ｘ₁及びｘ₂間で、前記式（１）及び前記式（２）から下記の連立方程式（１）−１及び（２）−１が成立する。

・・・式（２）−１

この連立方程式に、各運動負荷条件下で得られたＰsx₁、Ｐdx₁、Ｐsx₂及びＰdx₂をそれぞれ代入し、この連立方程式を解くことによって、各運動負荷条件下でのＰＷＶx₁及びＰＷＶx₂を求め、このＰＷＶx₁又はＰＷＶx₂と、Ｐsx₁及びＰdx₁、又はＰsx₂及びＰdx₂とから、前記式（２）−１に基づいてＰＷＶ_pcmを導き出す。このＰＷＶ_pcmの測定データは、ＰＷＶ_origと相関がとれているだけでなく、データの精度及び再現性が優れていることが治験的にも証明されている。

図６には、上記の血管硬化度の算出手段５０を含む評価装置６０のブロック図を示す。この評価装置６０は、脈波検出手段である血圧検出手段１０、心拍数検出手段４０及び血管硬化指数算出手段５０を有している。血管硬化指数算出手段５０は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、ハードディスク（ＨＤ）等を内蔵したコンピュータとこれを機動するコンピュータプログラムを含んで構成されている。そして、例えば、外部記録媒体であるＣＤ−ＲＯＭなどに記録された血管硬化指数算出プログラムがＲＡＭ上に読み込まれ、ＣＰＵによって実行されると、血圧検出手段１０から得られた脈波データや、最高血圧・最低血圧等の血圧データが上記した式（１）−１及び（２）−１からなる演算式に組み込まれて、ＰＷＶx₁及びＰＷＶx₂、更に最終的には血管硬化指数ＰＷＶ_pcmが算出される。算出された血管硬化指数は、患者の氏名や過去のデータ等とともにディスプレイやプリンタに表示、出力されて利用に供せられる。

こうした演算による算出を行う上で、上記した歪みセンサ内蔵の検出装置１１（ＳＧｍ）を用いて実際に運動負荷下（０〜９ｋｍ／ｈ）で測定されたＰｓを図７に、Ｐｄを図８に、ｌｎＰｓ／Ｐｄを図９にそれぞれ示すが、本発明に基づけば、図１０に参考までに示したＰＷＶは測定することを要しない。

そこで、各運動負荷条件でのこれらのＰｓ及びＰｄの測定データ、例えば下記の表１に示す３ｋｍ／ｈ及び７ｋｍ／ｈでのＰｓ₃、Ｐｄ₃及びＰｓ₇、Ｐｄ₇の各測定データ（同表には、後記の心拍数ＨＲのデータも併記した。）を上記した式（１）−１、（２）−１にそれぞれ代入し、この連立方程式を解くことによってＰＷＶ₃及びＰＷＶ₇を求めた。

こうして求めた各運動負荷条件下でのＰＷＶ_xは次の通りであった。
ＰＷＶ₀＝５．７ｍ／ｓｅｃ
ＰＷＶ₃＝５．３ｍ／ｓｅｃ
ＰＷＶ₇＝４．７ｍ／ｓｅｃ
そしてこの値から、上記の式（２）−１に基づいて、
ＰＷＶ_pcm＝５．９２ｍ／ｓｅｃ（一定）
を得た。これは、動脈硬化指数としてはかなり低い良好な値である。

このように、本発明に基づく算出方法によって、被検者にとって大きな負担となる脈波伝播速度（ＰＷＶ）を何ら測定することなしに、上腕部のみにおいて上記した歪みセンサによる脈波のノッチの検出で求めたＰｓ及びＰｄの測定値を上記した連立方程式に代入すれば、目的とする動脈硬化指数ＰＷＶ_pcmを簡便かつ正確に求めることができる。

ＰＷＶ_pcmは、加齢や生活習慣により徐々に変化する指標であって急激に変化するものではないが、上記のようにして動的な血圧を測定するだけで、簡便に被検者自身の動脈硬化度（血管年齢）を知ることができるので、生活習慣の改善、生活習慣病の予防へとつながることになる。こうした算出された血管硬化度の動的なデータを上記したディスプレイ等で表示するが、この動的なデータとして、運動負荷が増大したときの推移を示すデータを個人別に表示し、測定日時毎に表示し、或いは測定毎のデータの変化を表示することができる（これは、後記の動的心血管筋機能についても同様である）。

上記した本発明に基づく方法によって複数（ｎ＝３０）の治験者を対象として算出したＰＷＶ_pcmの実データと、リファレンスとして上腕部及び足首部にセンサを取り付けて心音、脈波伝播速度、血圧を既述した特開２００６−２１２１５５による従来法で同時に測定（寝位で測定）して得たＰＷＶ_pcmとの相関をチェックしたところ、図１１の通りであった。

この結果によれば、治験数は３０例と十分な治験数ではないが、横軸の従来法による測定値に対し、縦軸の本発明に基づく方法による算出値がかなりの相関度（ｒ＝０．８６２）を示すことが分かる。この例では、各運動負荷での測定データは１回のデータを使用しているが、同一負荷（略同一のＨＲ）での複数回の測定データから異常値を除いて平均化すれば、更に精度が向上することは言うまでもない。

動的心血管筋機能の算出方法及び算出手段
次に、動的心血管筋機能の算出に際し、
ＣＶＭＦ＝ＨＲ％×１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％ ・・・式（３）
（但し、ＨＲ％：心拍数変化率
１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％：血圧比変化率）
を用いて、各運動負荷条件での動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを導き出す。

この指数の算出には、運動負荷条件下で上記した歪みセンサにより検出された心拍数（脈拍数）ＨＲや最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄが図６に示した評価装置６０で処理され、例えば、外部記録媒体であるＣＤ−ＲＯＭなどに記録された心血管筋機能指数算出プログラムがＲＡＭ上に読み込まれ、ＣＰＵによって実行されると、血圧検出手段１０から得られた脈波データや、最高血圧・最低血圧等の血圧データが上記した式（３）からなる演算式に組み込まれて心血管筋機能指数が算出される。算出された心血管筋機能指数は、患者の氏名や過去のデータ等とともにディスプレイやプリンタに表示、出力されて利用に供せられる。

即ち、上記した歪みセンサ内蔵の検出装置１１を用いて、実際に運動負荷時（０〜９ｋｍ／ｈ）で測定されたＰｓ（図７）及びＰｄ（図８）に基づく図９に示したｌｎＰｓ／Ｐｄと、図１２に示す心拍数ＨＲの測定データとについて、０ｋｍ／ｈを１．０と正規化したときの変化率ＨＲ％（図１３）と１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％（図１４）とを上記した式（３）に代入し、演算する。算出された動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを図１５に示す。

このＣＶＭＦを導く上記の式（３）は、運動負荷増加による血流量増加が脈拍及び血管の働き（血管筋）とどう対応しているかを示すものである（動脈は第二の心臓といわれる所以がここにある）。運動負荷増加の要請に対し、ＨＲの増加で対応すると同時に動脈の伸縮の力で対応することが知られている（動脈の伸縮度は例えばｌｎＰｓ／Ｐｄで代表される）。運動負荷が増えると、ＨＲは上昇し、また動脈が追随できる限りＰｓ／Ｐｄも増加するが、動脈が追随できなくなった後は、ＨＲだけが上昇を続ける（即ち、心臓が負荷上昇に対応する）。

図１５から、運動負荷条件下でのＨＲ、Ｐｓ、Ｐｄの変化とともにＣＶＭＦが変化することが分かる。ＣＶＭＦは通常は１．２５以下、好ましくは１．０以下であるが、図１５に示したデータの治験者は非常に健全な心臓、血管、筋肉を有していると言える。ＣＶＭＦは個体特有の心血管筋機能指数であって、上記したように血管硬化指数ＰＷＶ_pcmが短期間に変化するものではないこととは異なり、生活習慣や運動により比較的短期間でも変化しうる指数であり、個人の健康管理の指数として有用である。また、高齢者の運動促進、病後のリハビリなどで適度の運動負荷（心臓等への過度の負担を避けるため）の目安を得る上でも有用である。運動工学では、心肺能力とともに能力向上のためのトレーニング指数として有用である。ＣＶＭＦ指数の変化と共に、運動負荷増加に対しての平均血圧（Ｐｓ＋Ｐｄ）／２の推移も重要な循環器系疾病の予知情報となる（Ｐｄがあまり下がらずにＰｓのみが上昇する場合）。

なお、上記においては、運動負荷を増やしていったときのＨＲの変化及び血圧の変化（Ｐｓ、Ｐｄ）から、動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを算出することを特徴とし、運動負荷下でも正確に血圧を測ることができて初めて、上記指数が導き出されるようになった。上記の式（３）が好ましい算定式を示すが、要は静止状態に対してＨＲ、Ｐｓ、Ｐｄが運動負荷時に如何に変化するかの情報から、動的な血管機能が判明するということが重要であり、この意味では、上記の式（３）の数式に限られるものではない。

以上に説明した実施の形態は、本発明の主旨を逸脱しない範囲で適宜変形可能である。

例えば、上記した例では、血圧や脈波の検出に半導体ストレインゲージからなる歪みセンサを用いたが、これ以外の歪みセンサも使用でき、更には、拍動によるダイアフラムの変位を検出して脈波を検出する磁気抵抗（ＭＲ）素子、フォトカプラ又は静電容量変化検出素子等の検出手段も使用できる。

その他、上記した血圧検出センサ又は血圧検出装置が適用される生体は、運動に支障がなければ、上腕部以外にも、手首や大腿部等の他の箇所であってもよいし、その適用箇所に応じた形状、サイズとすればよい。

静的状態のみならず動的状態でも、生体部位の１箇所のみにセンサを取付けて生体の最高血圧と最低血圧を検出することによって、動脈硬化等の血管機能を簡便かつ正確に測定、評価できる方法と装置を提供できる。

本発明の実施の形態において、生体の上腕部に上腕血圧（脈波）検出装置を装着した状態の斜視図（Ａ）、脈波伝播速度の測定時のセンサの配置を示す概略図（Ｂ）である。 同、上腕血圧（脈波）検出装置のＸ−Ｘ線断面図（Ａ）、その平面図（Ｂ）である。 同、歪みセンサ内蔵の圧力トランスデューサの正面図（Ａ）、その平面図（Ｂ）である。 同、歪みセンサで得られたデータの処理を行うアンプ回路のブロック図である。 同、歪みセンサで検出した脈波の波形図である。 同、血管硬化度（及び心血管筋機能）評価装置を示すブロック図である。 同、運動負荷条件を変化させたときの最高血圧Ｐｓの変化を示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときの最低血圧Ｐｄの変化を示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときのｌｎＰｓ／Ｐｄの変化を示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときの脈波伝播速度ＰＷＶの変化を参考迄に示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときの動脈硬化指数ＰＷＶ_pcmの測定値と計算値との相関性を示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときの心拍数ＨＲの変化を示すグラフである。 同、静止状態を１．０として正規化したときの運動負荷条件下での心拍数変化率ＨＲ％を示すグラフである。 同、静止状態を１．０として正規化したときの運動負荷条件下での血圧比変化率１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％を示すグラフである。 同、運動負荷条件を変化させたときの動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦの変化を示すグラフである。

符号の説明

１０…血圧検出手段、１１…血圧検出装置、１２…カフ、１３…歪みセンサ、
１４…上腕部、１７…圧力トランスデューサ、１８…ミニディンプラグ、１９…コード、
２０…ストレインゲージ、４０…心拍数検出手段、
５０…血管硬化指数（及び動的心血管筋機能指数）算出手段、６０…血管機能評価装置、
ＰＷＶ_pcm…血管硬化指数、ＣＶＭＦ…動的心血管筋機能指数、Ｐｓ…最高血圧、
Ｐｄ…最低血圧、ＰＷＶ…脈波伝播速度、ＨＲ…心拍数、Ａ…ノッチ発生時点、
Ｂ…ノッチ消滅時点

Claims (16)

1. 複数の異なる運動負荷条件下で、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲをそれぞれ測定し、前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化度を算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能を算出することとの少なくとも一方を行う、血管機能の評価方法。
2. 前記血管硬化度の算出に際し、
   
   

   

   
   

   

   （但し、ＰＷＶ：脈波伝播速度
   Ｌ：心臓大動脈出口から生体第１部位までの動脈距離
   ta：心臓から前記生体第１部位より心臓に近い生体第２部位までの
   脈波伝播時間
   tab：前記生体第２部位から前記生体第１部位までの脈波伝播時間
   ａ：任意の定数）
   をそれぞれ用いて、各運動負荷条件での脈波伝播速度ＰＷＶ_xを求め、血管硬化指数ＰＷＶ_pcmを導き出し、
   前記動的心血管筋機能の算出に際し、
   ＣＶＭＦ＝ＨＲ％×１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％ ・・・式（３）
   （但し、ＨＲ％：心拍数変化率
   １／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％：血圧比変化率）
   を用いて、各運動負荷条件での動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを導き出す、請求項１に記載した評価方法。
3. ＰＷＶ_orig及びＰＷＶ_pcmは個体特有値であっていずれの運動負荷条件でも実質的に一定であり、Ｌ／（ta+tab）＝ＰＷＶであり、各運動負荷条件ｘ₁及びｘ₂間で、前記式（１）及び前記式（２）から成立する、
   
   

   

   

   
   ・・・式（２）−１
   なる連立方程式に、各運動負荷条件下で得られたＰsx₁、Ｐdx₁、Ｐsx₂及びＰdx₂をそれぞれ代入し、この連立方程式を解くことによって、各運動負荷条件下でのＰＷＶx₁及びＰＷＶx₂を求め、このＰＷＶx₁又はＰＷＶx₂と、Ｐsx₁及びＰdx₁、又はＰsx₂及びＰdx₂とから、前記式（２）−１に基づいてＰＷＶ_pcmを導き出す、請求項２に記載した評価方法。
4. ＰＷＶを測定することなしに前記生体第２部位のみでＰｓ及びＰｄを検出する、請求項３に記載した評価方法。
5. 歪みセンサを備えた血圧検出手段によってＰｓ及びＰｄを検出する、請求項３に記載した評価方法。
6. 脈波形において、負のノッチの発生時点での血圧をＰｓ、このノッチの消滅時点での血圧をＰｄとする、請求項５に記載した評価方法。
7. 算出された前記血管硬化度及び／又は前記動的心血管筋機能の動的なデータを表示する、請求項１に記載した評価方法。
8. 前記動的なデータとして、運動負荷が増大したときの推移を示すデータを個人別に表示し、測定日時毎に表示し、或いは測定毎のデータの変化を表示する、請求項７に記載した評価方法。
9. 複数の異なる運動負荷条件下で、最高血圧Ｐｓ、最低血圧Ｐｄ及び心拍数ＨＲをそれぞれ測定する測定手段と；前記最高血圧Ｐｓ及び前記最低血圧Ｐｄに基づいて血管硬化度を算出することと、前記最高血圧Ｐｓ、前記最低血圧Ｐｄ及び前記心拍数ＨＲに基づいて動的心血管筋機能を算出することとの少なくとも一方を行う算出手段と；を有する、血管機能の評価装置。
10. 前記算出手段において、
    
    

    

    
    

    

    （但し、ＰＷＶ：脈波伝播速度
    Ｌ：心臓大動脈出口から生体第１部位までの動脈距離
    ta：心臓から前記生体第１部位より心臓に近い生体第２部位までの
    脈波伝播時間
    tab：前記生体第２部位から前記生体第１部位までの脈波伝播時間
    ａ：任意の定数）
    をそれぞれ用いて、各運動負荷条件での脈波伝播速度ＰＷＶxを求め、血管硬化指数ＰＷＶ_pcmを導き出し、
    ＣＶＭＦ＝ＨＲ％×１／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％ ・・・式（３）
    （但し、ＨＲ％：心拍数変化率
    １／ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）％：血圧比変化率）
    を用いて、各運動負荷条件での動的心血管筋機能指数ＣＶＭＦを導き出す、請求項９に記載した評価装置。
11. ＰＷＶ_orig及びＰＷＶ_pcmは個体特有値であっていずれの運動負荷条件でも実質的に一定であり、Ｌ／（ta+tab）＝ＰＷＶであり、各運動負荷条件ｘ₁及びｘ₂間で、前記式（１）及び前記式（２）から成立する、
    
    

    

    
    

    

    ・・・式（２）−１
    なる連立方程式に、各運動負荷条件下で得られたＰsx₁、Ｐdx₁、Ｐsx₂及びＰdx₂をそれぞれ代入し、この連立方程式を解くことによって、各運動負荷条件下でのＰＷＶx₁及びＰＷＶx₂を求め、このＰＷＶx₁又はＰＷＶx₂と、Ｐsx₁及びＰdx₁、又はＰsx₂及びＰdx₂とから、前記式（２）−１に基づいてＰＷＶ_pcmを導き出す、請求項１０に記載した評価装置。
12. ＰＷＶを測定することなしに前記生体第２部位のみでＰｓ及びＰｄを検出する、請求項１１に記載した評価装置。
13. 歪みセンサを備えた血圧検出手段によってＰｓ及びＰｄを検出する、請求項１１に記載した評価装置。
14. 脈波形において、負のノッチの発生時点での血圧をＰｓ、このノッチの消滅時点での血圧をＰｄとする、請求項１３に記載した評価装置。
15. 算出された前記血管硬化度及び／又は前記動的心血管筋機能の動的なデータを表示する表示手段を有する、請求項９に記載した評価装置。
16. 前記表示手段において、前記動的なデータとして、運動負荷が増大したときの推移を示すデータを個人別に表示し、測定日時毎に表示し、或いは測定毎のデータの変化を表示する、請求項１５に記載した評価装置。

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