(57)【要約】【課題】  被験者の負担度を低減する。【解決手段】  血管壁モニタリング装置１００は、被験者の心電図を出力する心電計１０２と、上記被験者の血管におけるプレチスモグラムを出力する光電脈波計１０３と、上記血管における血圧値を検出するフィナプレス１０１と、上記心電図、プレチスモグラム、および血圧値に基づいて、上記被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における粘性、剛性、慣性を出力する制御部１２０と、を含む。【選択図】  図１
2006129958.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の心電図を出力する心電図出力手段と、
上記被験者の血管におけるプレチスモグラムを出力するプレチスモグラム出力手段と、
上記血管における血圧値を検出する血圧値出力手段と、
上記心電図、プレチスモグラム、および血圧値に基づいて、上記被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における粘性、剛性、慣性の力学特性値のうちの少なくとも１以上の特性値を出力する制御手段と、を含む血管壁モニタリング装置であって、
上記血圧値出力手段は間接的動脈圧測定器であることを特徴とする血管壁モニタリング装置。
【請求項２】
上記制御手段は、
上記心電図におけるＲ波の出現タイミングをｔ０とし、この出現タイミングから次のＲ波の出現タイミングまでの時間をｔとし、上記血圧値をＰｂ（ｔ）とした場合、ｄＰｂ（ｔ）＝Ｐｂ（ｔ）−Ｐｂ（ｔ０）を出力する第一関数設定手段と、
上記プレチスモグラムをＰｌ（ｔ）とした場合、Ｐｌ（ｔ）の一階微分であるＰｌ（ｔ）´と、Ｐｌ（ｔ）の二階微分であるＰｌ（ｔ）´´とを算出する微分演算手段と、
ｄＰｌ（ｔ）＝Ｐｌ（ｔ）−Ｐｌ（ｔ０）、ｄＰｌ（ｔ）´＝Ｐｌ（ｔ）´−Ｐｌ（ｔ０）´、ｄＰｌ（ｔ）´´＝Ｐｌ（ｔ）´´−Ｐｌ（ｔ０）´´を出力する第二関数設定手段と、
上記ｄＰｂ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）´、ｄＰｌ（ｔ）´´を標本として、
ｄＰｂ（ｔ）＝Ｍ´・ｄＰｌ（ｔ）´´＋Ｂ´・ｄＰｌ（ｔ）´＋Ｋ´ｄＰｌ（ｔ）
（なお、Ｍ´は上記慣性、Ｂ´は上記粘性、Ｋ´は上記剛性）
に対して回帰計算を行い、Ｍ´、Ｂ´、Ｋ´を出力する演算手段と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の血管壁モニタリング装置。
【請求項３】
上記制御手段は、
上記ｄＰｂ（ｔ）における変曲点の出現タイミングと、上記ｄＰｌ（ｔ）における変曲点の出現タイミングとの時間差ｎを出力し、上記ｄＰｂ（ｔ）を上記ｄＰｂ（ｔ−ｎ）に補正する補正手段を含むことを特徴とする請求項２に記載の血管壁モニタリング装置。
【請求項４】
請求項１ないし３のいずれか１項に記載の血管壁モニタリング装置を制御する制御プログラムであって、上記制御手段の機能をコンピュータで実現する制御プログラム。
【請求項５】
請求項４に記載の制御プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における上記血管壁の粘性、剛性、慣性等の力学特性をモニタリングできる血管モニタリング装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
人体の血管における末梢循環は、該人体に対する刺激に応じて調整されるものである。これは、人体外部からの刺激に応じて自律神経の交感神経が反応し、この交感神経の反応によって血管が収縮、弛緩されることによるものである。
【０００３】
したがって、人体の手術時において、上記末梢循環は影響を受けやすく、この末梢循環の状態変化を把握するために、血管の力学特性をモニタリングすることが重要となる。
【０００４】
特に、多汗症患者に対して行われる胸部交換神経遮断術では、血管の力学特性のモニタリングが非常に重要となる。この理由を以下説明する。
【０００５】
この胸部交換神経遮断術では、交感神経をクリップで遮断することで発汗を抑制するものであるが、手術中に交感神経が適切に遮断されているか否かを判断することは困難であり、手術後における患者の発汗の有無を経過観察することによって、交感神経が適切に遮断されているか否かの判断が行われている。したがって、この遮断が適切に行われていないと判断された場合、再手術を行う必要があり、患者に負担を与えていた。
【０００６】
一方、交感神経が適切に遮断されると、血管が弛緩することが従来から知られている。したがって、手術中に患者の血管の力学特性をモニタリングできれば、交感神経が適切に遮断されたか否かを手術中に確認でき、上述した手術後の経過観察や再手術が不要になる。このような理由により、胸部交換神経遮断術では、血管壁の力学特性をモニタリングし、該血管壁の状態の把握を行う必然性が高い。
【非特許文献１】坂根  彰等：動脈壁インピーダンスのセンシング，第4回計測自動制御学会システムインテグレーション部門講演会論文集,1G4-4，pp.237-238,2003.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
そこで、上記した非特許文献１によれば、血管壁を粘弾性モデルにモデル化し、血管壁の慣性、粘性、剛性といった要素を出力する計測装置が提案されている。この装置によれば、患者の心電図、血圧値、血管を流れる血液のプレチスモグラムに基づいて、上述した血管壁の慣性、粘性、剛性の力学特性を出力できる。よって、手術中の患者に対して、この手法を用いれば、患者の血管の慣性、粘性、剛性等の力学特性をモニタリングでき、患者の血管壁の状態を把握できる。
【０００８】
しかしながら、非特許文献１に開示されている装置によれば、カテーテルを血管壁まで挿入し、このカテーテルから血液を採取することによって、上記挿入箇所の血圧値を計測している。それゆえ、患者の血管の慣性、粘性、剛性等の力学特性をモニタリングするには、カテーテルを患者の血管まで挿入しなければならず、手術による出血以外の余計な出血を伴い、手術中の患者にとって余計な負担が生じることとなる。
【０００９】
本発明は、患者の負担を抑制する血管モニタリング装置、制御プログラム、プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
以上の目的を達成するために、本発明の血管壁モニタリング装置は、被験者の心電図を出力する心電図出力手段と、上記被験者の血管におけるプレチスモグラムを出力するプレチスモグラム出力手段と、上記血管における血圧値を検出する血圧値出力手段と、上記心電図、プレチスモグラム、および血圧値に基づいて、上記被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における粘性、剛性、慣性の力学特性値のうちの少なくとも１以上の特性値を出力する制御手段と、を含む血管壁モニタリング装置であって、上記血圧値出力手段は間接的動脈圧測定器であることを特徴とする。
【００１１】
血管壁モニタリング装置において、被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における粘性、剛性、慣性の力学特性値のうちの少なくとも１以上の特性値を出力する場合、その被験者の心電図、プレチスモグラム、血圧値の計測が最低限必要となる。ここで、従来構成の血管壁モニタリング装置によれば、カテーテルを被験者の血管まで挿入することによって当該被験者の血圧を検出していたため、被験者は出血を伴っていた。
【００１２】
これに対し、本発明の構成によれば、被験者の血圧値を検出する手段として、非観血で血圧を検出できる間接的動脈圧測定器を用いている。したがって、血管まで挿入するカテーテルによって被験者の血圧を検出していた従来構成と比べ、被験者に対しての負担度を大幅に低減することができるという効果を奏する。
【００１３】
本発明の血管壁モニタリング装置は、上記構成に加えて、上記制御手段は、上記心電図におけるＲ波の出現タイミングをｔ０とし、この出現タイミングから次のＲ波の出現タイミングまでの時間をｔとし、上記血圧値をＰｂ（ｔ）とした場合、ｄＰｂ（ｔ）＝Ｐｂ（ｔ）−Ｐｂ（ｔ０）を出力する第一関数設定手段と、上記プレチスモグラムをＰｌ（ｔ）とした場合、Ｐｌ（ｔ）の一階微分であるＰｌ（ｔ）´と、Ｐｌ（ｔ）の二階微分であるＰｌ（ｔ）´´とを算出する微分演算手段と、ｄＰｌ（ｔ）＝Ｐｌ（ｔ）−Ｐｌ（ｔ０）、ｄＰｌ（ｔ）´＝Ｐｌ（ｔ）´−Ｐｌ（ｔ０）´、ｄＰｌ（ｔ）´´＝Ｐｌ（ｔ）´´−Ｐｌ（ｔ０）´´を出力する第二関数設定手段と、上記ｄＰｂ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）´、ｄＰｌ（ｔ）´´を標本として、ｄＰｂ（ｔ）＝Ｍ´・ｄＰｌ（ｔ）´´＋Ｂ´・ｄＰｌ（ｔ）´＋Ｋ´ｄＰｌ（ｔ）（なお、Ｍ´は上記慣性、Ｂ´は上記粘性、Ｋ´は上記剛性）に対して回帰計算を行い、Ｍ´、Ｂ´、Ｋ´を出力する演算手段と、を含むことを特徴とする。
【００１４】
上記被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合、ｄＰｂ（ｔ）＝Ｍ´・ｄＰｌ（ｔ）´´＋Ｂ´・ｄＰｌ（ｔ）´＋Ｋ´ｄＰｌ（ｔ）が成立することが知られている。したがって、上記ｄＰｂ（ｔ）およびｄＰｌ（ｔ）を標本として回帰計算を行えば、上記慣性、上記粘性、上記剛性を算出することが可能となる。
【００１５】
本発明の血管壁モニタリング装置は、上記構成に加えて、上記制御手段は、上記ｄＰｂ（ｔ）における変曲点の出現タイミングと、上記ｄＰｌ（ｔ）における変曲点の出現タイミングとの時間差ｎを出力し、上記ｄＰｂ（ｔ）を上記ｄＰｂ（ｔ−ｎ）に補正する補正手段を含むことを特徴とする。
【００１６】
従来構成によれば、血管までカテーテルを直接挿入することによって該血管の血圧値を検出しているが、本発明の血管壁モニタリング装置によれば、血管に直接接触しない間接的動脈圧測定器によって血圧を検出しているため、血管における血圧が間接的動脈圧測定器まで伝達される時間だけ、検出される血圧値が遅延したものとなり、最終的に出力される慣性、粘性、剛性に悪影響を及ぼす可能性が生じる。
【００１７】
その一方、ｄＰｂ（ｔ）は血圧値に基づくものであり、ｄＰｌ（ｔ）はプレチスモグラムに基づくものである。したがって、両者の示す波形は、脈拍の挙動を示した波形と同様の挙動を示すため、波形の変曲点出現タイミングは本来、略一致するものと考えられる。
【００１８】
そこで、上記構成によれば、上記ｄＰｂ（ｔ）における変曲点の出現タイミングと、上記ｄＰｌ（ｔ）における変曲点の出現タイミングとの時間差ｎを出力し、上記ｄＰｂ（ｔ）を上記ｄＰｂ（ｔ−ｎ）に補正している。これにより、検出される血圧値が遅延することによってｄＰｂ（ｔ）の示す波形の挙動が、本来のものから遅延したものであっても、ｄＰｂ（ｔ）のタイミングとｄＰｌ（ｔ）のタイミングとを相対的に一致させることにより、上記遅延を補正することができる。これにより、出力される慣性、粘性、剛性に悪影響を及ぼす可能性を抑制することができる。
【００１９】
なお、上記血管壁モニタリング装置は、コンピュータによって実現してもよく、この場合には、コンピュータを上記制御手段として動作させる制御プログラムによって実現できる。また、上記の制御プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体も、本発明の範疇に入る。
【発明の効果】
【００２０】
以上のように、本発明の血管壁モニタリング装置は、被験者の心電図を出力する心電図出力手段と、上記被験者の血管におけるプレチスモグラムを出力するプレチスモグラム出力手段と、上記血管における血圧値を検出する血圧値出力手段と、上記心電図、プレチスモグラム、および血圧値に基づいて、上記被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における粘性、剛性、慣性の力学特性値のうちの少なくとも１以上の特性値を出力する制御手段と、を含む血管壁モニタリング装置であって、上記血圧値出力手段は間接的動脈圧測定器であることを特徴とする。
【００２１】
それゆえ、血管まで挿入するカテーテルによって被験者の血圧を検出していた従来構成と比べ、被験者に対しての負担度を大幅に低減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】
【００２２】
本発明の実施の一形態を図に基づいて以下説明する。本実施形態の血管壁モニタリング装置は、以下で説明するように、被験者の心電図、血圧値、プレチスモグラムに基づいて、動脈血管壁（以下、単に「血管壁」とする）を粘弾性モデルにモデル化した場合における該血管壁の粘性、剛性（弾性）、慣性の力学特性値を出力するものである。以下では、説明の便宜のために、まず、上記モデル化、プレチスモグラム、上記力学特性値の算出方法について順に説明し、その後、血管壁モニタリング装置の構成について説明する。
【００２３】
（血管壁のモデル化）
人体の血管壁１０は、図２に示すように、内膜１１、中膜１２、外膜１３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。
【００２４】
外膜１３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。
【００２５】
内膜１１には、一酸化炭素や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。
【００２６】
中膜１２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。
【００２７】
したがって、血管壁１０は、中膜１２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、本実施形態では、血管壁１０の収縮または弛緩の程度を数値化する手段として、血管壁１０を粘弾性モデルにモデル化する。
【００２８】
図３において、血管壁１０の粘弾性モデルを示す。図３に示す粘弾性モデルにおけるＭ（慣性），Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)の各力学特性値は、〔数１〕の関係を示す。
【００２９】
【数１】
2006129958.tif 000003
【００３０】
なお、〔数１〕において、ｒ（ｔ）´はｒ（ｔ）の一階微分を示し、ｒ（ｔ）´´はｒ（ｔ）の二階微分を示す。
【００３１】
ここで、血管壁１０の変位開始時刻をｔ０とすると、時刻ｔにおける上記各力学特性値は、〔数２〕の関係を示す。
【００３２】
【数２】
2006129958.tif 000004
【００３３】
ここで、〔数２〕に基づいて、Ｍ，Ｂ，Ｋを推定するためには、Ｆ（ｔ），ｒ（ｔ）を算出する必要がある。
【００３４】
Ｆ（ｔ）は、血管壁１０に作用する血圧と比例関係にあるため、血圧値に基づいてＦ（ｔ）を算出する。具体的には、以下の〔数３〕に基づいてＦ（ｔ）を算出する。
【００３５】
【数３】
2006129958.tif 000005
【００３６】
一方、血管半径であるｒ（ｔ）は、直接測定することが困難であるため、血管内の血液のプレチスモグラムに基づいてｒ（ｔ）を定めることとする。なお、プレチスモグラムに基づいてｒ（ｔ）を定める原理については、以下詳細に説明する。
【００３７】
（プレチスモグラム）
脈波には、血管内の血液圧変動を記録した圧脈波と、血液の容積変化を記録した容積脈波とがあるが、本明細書におけるプレチスモグラムとは上記容積脈波に該当するものである。
【００３８】
以下、血管のプレチスモグラムの検出方法について説明する。この検出には、図５に示すような、ＬＥＤ（light emitting diode）とフォトダイオードとから構成される光電脈波計１０３が用いられる。
【００３９】
ＬＥＤから出射する光を人体の指にあてた場合、この光は指および指内部の血管を透過して、フォトダイオードに到達するが、この場合、Lambert-Beerの法則により、以下に示す〔数４〕が成立する。
【００４０】
【数４】
2006129958.tif 000006
【００４１】
なお、〔数４〕において、Ｄは血管の直径、ＡＤは直径Ｄの血管に対する減光度、Ｃは吸光物質（血管および血液）の濃度、ＩＯは入射光強度、ＩＤは透過光強度、Ｅは吸光物質の吸光係数である。
【００４２】
ここで、血管の直径がＤからＤ＋ΔＤ（ｔ）に変化することによって、減光度がＡ（ｔ）になって、透過光強度がＩＤ−ΔＩ（ｔ）になったとすると、血管の減光度の変動分ΔＡ（ｔ）は、以下に示す〔数５〕のようになる。
【００４３】
【数５】
2006129958.tif 000007
【００４４】
そして、この減光度の変動分ΔＡ（ｔ）を計測したものが、上述したプレチスモグラムに該当する。但し、〔数５〕においては、Ｃは血液の濃度に依存する等、個々の測定条件に依存する不確定要素が含まれているため、〔数５〕によってΔＡ（ｔ）を直接計算により求めることはできない。
【００４５】
そこで、本実施形態では、〔数５〕に対する近似式を設定し、この近似式によってΔＡ（ｔ）を求めることとする。以下では、この近似式の設定方法について説明する。
【００４６】
上述したように、ＬＥＤから出射する光を直径Ｄの血管にあてた場合、血管の透過光強度は、図４の参照符ａのグラフに示すように、周期的に変動する。ここで、図４に示すＩｓは、心臓の収縮期(Systolic)における血管の透過光強度であり、Ｉｄは、心臓の拡張期(Diastolic)における血管の透過光強度である。
【００４７】
ここで、透過光強度ＩＤを示す状態から心臓収縮期へ移行した血管の透過光強度変動分をΔＩｓ（ｔ）＝ＩＤ−ＩＳ（ｔ）、透過光強度ＩＤを示す状態からから心臓収縮期への移行した血管の減光度の変動分をΔＡｓ（ｔ）とし、透過光強度ＩＤを示す状態から心臓拡張期へ移行した血管の透過光強度変動分をΔＩｄ（ｔ）＝Ｉｄ（ｔ）−ＩＤ、透過光強度ＩＤを示す状態から心臓拡張期へ移行した血管の減光度の変動分をΔＡｄ（ｔ）とすると、以下に示す〔数６〕〔数７〕が成立する。
【００４８】
【数６】
2006129958.tif 000008
【００４９】
【数７】
2006129958.tif 000009
【００５０】
ここで、心臓収縮期においてはΔＩｄ（ｔ）＝０、心臓拡張期においてはΔＩｓ（ｔ）＝０であるため、減光度の変動分ΔＡ（ｔ）は以下の〔数８〕で表すことができる。
【００５１】
【数８】
2006129958.tif 000010
【００５２】
また、透過光強度の変動分はΔＩ（ｔ）＝ΔＩｓ（ｔ）＋ΔＩｄ（ｔ）であることから、〔数８〕においては、ΔＩ（ｔ）／ＩＤを十分小と判断できる。したがって、〔数８〕において、２次以降の項を無視することができ、血管の減光度の変動分ΔＡ（ｔ）およびプレチモグラムＰｌ（ｔ）は、〔数９〕のように近似することができる。
【００５３】
【数９】
2006129958.tif 000011
【００５４】
さらに、ΔＡ（ｔ）は、収縮または弛緩による血管壁の変位に比例すると考えられるため、以下に示す〔数１０〕が成立する。
【００５５】
【数１０】
2006129958.tif 000012
【００５６】
なお、ｋｐは比例定数、ｒｖ（ｔ）を計測部位における血管壁の半径である。そして、〔数９〕および〔数１０〕から、以下の〔数１１〕を得ることができる。
【００５７】
【数１１】
2006129958.tif 000013
【００５８】
以下では、上述したＰｂ（ｔ）およびＰｌ（ｔ）に基づいて、血管を粘弾性モデルにモデル化した場合のＭ（慣性），Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)の各力学特性値の算出方法について説明する。
【００５９】
（力学特性値の算出方法）
〔数２〕のｒ（ｔ）に対して、〔数１１〕のｒｖ（ｔ）を代入すると共に、〔数３〕を用いて式を整理すると、
【００６０】
【数１２】
2006129958.tif 000014
【００６１】
が得られる。
【００６２】
よって、被験者の血圧およびプレチスモグラムを計測し、計測した血圧をＰｂ（ｔ）、計測したプレチスモグラムをＰｌ（ｔ）とする。そして、このＰｂ（ｔ）およびＰｌ（ｔ）を標本として、〔数１２〕を用いて回帰計算すれば、Ｍ´（慣性），Ｂ´（粘性），Ｋ´(剛性)の各力学特性値を推定することが可能となる。
【００６３】
（血管壁モニタリング装置の構成）
つぎに、被験者の血管壁の状態をモニタリングできる血管壁モニタリング装置１００の構成について説明する。この血管壁モニタリング装置１００は、被験者の血管壁を粘弾性モデルにモデル化した場合における該血管壁のＭ´（慣性），Ｂ´（粘性），Ｋ´(剛性)を出力する。これにより、オペレータは、被験者の血管壁の状態（収縮または弛緩度合）をモニタリングすることが可能となる
図１に示すように、血管壁モニタリング装置１００は、血圧測定手段としてのフィナプレス（商品名）１０１、心電計（心電図出力手段）１０２、光電脈波計（プレチスモグラム出力手段）１０３、コンピュータ１０４、表示部１０５を備えている。
【００６４】
フィナプレス（血圧値出力手段）１０１は、図６に示すように、カフを被験者のいずれかの指に装着し、この指における血管の血圧データを一脈毎に検出し、この血圧データをコンピュータ１０４へ入力する間接的動脈圧測定器であり、例えば、Ohmeda社のフィナプレスが用いられる。なお、ここで、フィナプレス１０１から出力される血液データ（信号）を上述したＰｂ（ｔ）とする。
【００６５】
心電計１０２は、被験者の心電図データを検出し、この心電図データをコンピュータ１０４へ入力するデバイスである。
【００６６】
光電脈波計１０３は、図５に示すように、ＬＥＤとフォトダイオードとから構成され、被験者の指の血管におけるプレチスモグラムを検出するデバイスである。具体的には、被験者のいずれかの指を介して上記ＬＥＤと上記フォトダイオードとを対向配置させ、この指へ向けてＬＥＤから光を放出させると共に、指を透過した光を上記フォトダイオードが受光する。そして、ＬＥＤの発光量と、フォトダイオードの受光量とから、血管を透過する光の透過率を検出し、検出結果から被験者のプレチスモグラムデータを求める。さらに、光電脈波計１０３は、検出したプレチスモグラムデータをコンピュータ１０４へ入力する。なお、ここで、光電脈波計１０３から出力されるプレチスモグラムデータ（信号）を上述したＰｌ（ｔ）とする。
【００６７】
なお、フィナプレス１０１のカフを装着する指と、光電脈波計１０３のＬＥＤおよびフォトダイオードを対向させる指とは、同じ腕であって互いに異なる指であることが好ましい。具体的に、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００を試験運用した際には、被験者の左手中指にフィナプレス１０１のカフを装着すると共に、被験者の左手拇指を介して光電脈波計１０３のＬＥＤおよびフォトダイオードを対向させた。
【００６８】
コンピュータ１０４は、フィナプレス１０１、心電計１０２、光電脈波計１０３から入力されるデータを処理し、処理結果を表示部１０５に出力するものである。なお、コンピュータ１０４の構成の詳細については後に詳述する。
【００６９】
表示部１０５は、コンピュータ１０４によって処理された情報を画像として表示するためのデバイスであり、液晶ディスプレィが用いられる。但し、液晶ディスプレィに限られるものではなく、例えば、プラズマディスプレィ、ＣＲＴ（cathode ray tube）、有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレィ、無機ＥＬディスプレィであってもよい。
【００７０】
次に、コンピュータ１０４の構成について説明する。コンピュータ１０４は、デジタルフィルタ１１０ａ・１１０ｂ、制御部１２０、記憶部１３０から構成される。また、制御部１２０は、第一関数設定部１２１、微分演算部１２２、第二関数設定部１２３、回帰演算部１２４、表示制御部１２５から構成される。
【００７１】
デジタルフィルタ１１０ａは、フィナプレス１０１からＰｂ（ｔ）を入力し、入力したＰｂ（ｔ）の周波数特性を調整することによってＰｂ（ｔ）からノイズ成分を除去し、ノイズ成分を除去したＰｂ（ｔ）を制御部１２０へ入力する回路である。また、デジタルフィルタ１１０ｂは、光電脈波計１０３からＰｌ（ｔ）を入力し、入力したＰｌ（ｔ）の周波数特性を調整することによってＰｌ（ｔ）からノイズ成分を除去し、ノイズ成分を除去したＰｌ（ｔ）を制御部１２０へ入力する回路である。
【００７２】
なお、これらデジタルフィルタとしては、ＬＰＦ（low pass filter）またはＨＰＦ（high pass filter）を用いることができる。
【００７３】
制御部（制御手段）１２０は、血管壁モニタリング装置１００における各種構成の動作を統括的に制御するものであると共に、各種データ処理を行う制御装置である。この制御部１２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit,中央演算処理装置）,ＲＡＭ（Random Access Memory,随時書込・読出メモリ）等によって構成される。そして、各種構成の動作制御は、制御プログラムをＣＰＵに実行させることによって行われる。この制御プログラムは、例えばＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disc Read Only Memory）などのリムーバブルメディアに記録されているものを読み出してＲＡＭに書き込み、ＣＰＵがＲＡＭにアクセスして使用する形態であってもよいし、記憶部１３０などにインストールされたものを読み出してＲＡＭに展開し、ＣＰＵがＲＡＭにアクセスして使用する形態であってもよい。また、制御部１２０がインターネットなどの通信ネットワークに接続された構成とする場合、この通信ネットワークを介して上記制御プログラムをダウンロードして記憶部１３０にインストールして実行する形態なども考えられる。なお、制御部１２０の構成の詳細については後述する。
【００７４】
記憶部１３０は、ハードディスクまたはフラッシュメモリなどの不揮発性の記憶装置によって構成されるものである。この記憶部１３０に記憶される内容としては、上記した制御プログラム、ＯＳ（Operating System）プログラム、およびその他各種プログラムなどが挙げられるが、本実施形態では、上述した〔数１２〕における（ａ）式を回帰計算式として格納している。
【００７５】
つぎに、制御部１２０の構成の詳細について説明する。
【００７６】
第一関数設定部（第一関数設定手段）１２１は、心電計１０２から心電図データを入力すると共に、デジタルフィルタ１１０ａからＰｂ（ｔ）を入力する。そして、第一関数設定部１２１は、上記心電図データのＲ波の出現タイミングをｔ０（ｔ０＝０）として、ｄＰｂ（ｔ）＝Ｐｂ（ｔ）−Ｐｂ（ｔ０）とした関数を設定し、この関数を回帰演算部１２４へ入力する。
【００７７】
つまり、第一関数設定部１２１は、上記心電図データにおいてＲ波が出現するタイミングから次にＲ波が出現するタイミングまでの期間を１周期として、周期毎に、ｄＰｂ（ｔ）を抽出している。したがって、第一関数設定部１２１は、抽出した周期毎のｄＰｂ（ｔ）を回帰演算部１２４へ入力することとなる。なお、図８（ｄ）において、１周期分のｄＰｂ（ｔ）の例を示す。
【００７８】
微分演算部（微分演算手段）１２２は、デジタルフィルタ１１０ｂからＰｌ（ｔ）を入力する。そして、微分演算部１２２は、Ｐｌ（ｔ）の一階微分であるＰｌ（ｔ）´と、Ｐｌ（ｔ）の二階微分であるＰｌ（ｔ）´´とを算出し、Ｐｌ（ｔ）、Ｐｌ（ｔ）´、Ｐｌ（ｔ）´´を第二関数設定部１２３へ入力する。
【００７９】
第二関数設定部（第二関数設定手段）１２３は、心電計１０２から心電図データを入力すると共に、微分演算部１２２からＰｌ（ｔ）、Ｐｌ（ｔ）´、Ｐｌ（ｔ）´´を入力する。そして、第二関数設定部１２３は、上記心電図データのＲ波の出現タイミングをｔ０（ｔ＝０）として、ｄＰｌ（ｔ）＝Ｐｌ（ｔ）−Ｐｌ（ｔ０），ｄＰｌ（ｔ）´＝Ｐｌ（ｔ）´−Ｐｌ（ｔ０）´，ｄＰｌ（ｔ）´´＝Ｐｌ（ｔ）´´−Ｐｌ（ｔ０）´´とした関数を設定し、これらｄＰｌ（ｔ），ｄＰｌ（ｔ）´およびｄＰｌ（ｔ）´´を回帰演算部１２４へ入力する。
【００８０】
つまり、第二関数設定部１２３は、上記心電図データにおいてＲ波が出現するタイミングから次にＲ波が出現するタイミングまでの期間を１周期として、周期毎に、ｄＰｌ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）´、ｄＰｌ（ｔ）´´を抽出している。したがって、第二関数設定部１２３は、抽出した周期毎のｄＰｌ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）´、ｄＰｌ（ｔ）´´を回帰演算部１２４へ入力することとなる。なお、図８（ａ）において、１周期分のｄＰｌ（ｔ）の例を示し、図８（ｂ）において、１周期分のｄＰｌ（ｔ）´の例を示し、図８（ｃ）において、１周期分のｄＰｌ（ｔ）´´の例を示す。
【００８１】
回帰演算部（演算手段）１２４は、記憶部１３０に格納されている回帰計算式（〔数１２〕における（ａ）式）を読み出し、入力したｄＰｂ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）、ｄＰｌ（ｔ）´、ｄＰｌ（ｔ）´´を標本として、読み出した回帰計算式に基づいて回帰計算を行い、この回帰計算式におけるＭ´、Ｂ´、Ｋ´を算出する。
【００８２】
また、回帰演算部１２４は、全周期におけるＭ´、Ｂ´、Ｋ´の算出を行い、全測定時間に対するＭ´、Ｂ´、Ｋ´の変動度を示したグラフを作成する。
【００８３】
表示制御部１２５は、回帰演算部１２４が作成したグラフを入力すると共に、このグラフを表示部１０５に表示する制御を行うブロックである。なお、図７（ｂ）において、Ｍ´、Ｂ´、Ｋ´の変動度を示したグラフの例を示す。
【００８４】
以上の構成によれば、被験者の心電図、該被験者のいずれかの指における血管の血圧データ、プレチスモグラムから、該被験者の血管を粘弾性モデルにモデル化した場合のＭ（慣性），Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)をリアルタイムで表示部１０５に表示させることができる。
【００８５】
したがって、例えば、胸部交換神経遮断術において、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００を用いて患者の血管の慣性、粘性、剛性等の力学特性をモニタリングすれば、患者の血管壁の状態を手術中に把握でき、交換神経が適切に遮断されているか否かを手術中に把握することが可能となる。
【００８６】
また、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００によれば、被験者の血圧値を検出する手段として、非観血で血圧を検出できるフィナプレス１０１を用いている。したがって、血管までチューブを挿入するカテーテルによって被験者の血圧を検出していた非特許文献１の構成と比べ、被験者に対しての負担度を大幅に低減することができる。
【００８７】
さらに、胸部交換神経遮断術を施している患者に対して、非特許文献１の計測装置および血管壁モニタリング装置１００を用いて、当該患者の血管のＭ（慣性），Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)を出力した結果を図７に示す。図７（ａ）は、非特許文献１の計測装置によって出力したデータを示し、図７（ｂ）は、血管壁モニタリング装置１００によって出力したデータを示す。
【００８８】
なお、図７（ａ）および図７（ｂ）において、患者は同一であるものとし、計測時刻も同一である。また、非特許文献１の構成および血管壁モニタリング装置１００においては、患者の左手母指に光電脈波計を近接させることによって、当該中指の血管におけるプレチスモグラムを検出した。但し、非特許文献１の構成においては、患者の左撓骨動脈にカテーテルを挿入して血圧を測定し、血管壁モニタリング装置１００においては、患者の左手中指にフィナプレスのカフを装着することによって血圧を測定した。
【００８９】
図７（ａ）および図７（ｂ）において、参照符Ａで示される時刻は、患者の交換神経をクリップで遮断した時点を示している。
【００９０】
図７（ａ）および図７（ｂ）共に、参照符Ａで示される時刻より前の時間帯では、Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)が増加傾向にある。これは、医師の手術が行われている状況では、患者に対して刺激が与えられているため、血管が収縮して硬くなっていると考えられるからである。
【００９１】
また、図７（ａ）および図７（ｂ）共に、参照符Ａで示される時刻より後の時間帯では、Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)が減少傾向にある。これは、交換神経がクリップによって適切に遮断されると、血管が弛緩すると考えられるからである。
【００９２】
このように、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００によれば、従来の計測装置と比べ（非特許文献１の計測装置）、Ｍ（慣性）、Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)の大小において若干の相違があるものの、各値の増加および減少のタイミングは一致しているため、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００によっても、血管壁の状態を推測することが十分に可能であると言える。
【００９３】
なお、従来の計測装置では血管までカテーテルを直接挿入することによって該血管の血圧値を検出しているが、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００によれば、フィナプレス１０１によって血圧を検出しているため、血管における血圧がカフまで伝達される時間だけ、検出される血圧値が遅延したものとなる。これにより、出力されるＭ（慣性）、Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)に悪影響を及ぼす可能性もある。
【００９４】
そこで、以下では、上述した遅延を補正できる血管壁モニタリング装置１００について、図９に基づいて説明する。
【００９５】
図９に示す血管壁モニタリング装置１００は、図１に示す血管壁モニタリング装置１００と比べて、時間差補正部１５０が備えられている点、記憶部１３０において以下の〔数１３〕に示される回帰計算式が格納されている点が相違するが、その他の構成については同様である。
【００９６】
【数１３】
2006129958.tif 000015
【００９７】
時間差補正部（補正手段）１５０は、第一関数設定部１２１から、ある周期におけるｄＰｂ（ｔ）を入力すると共に、第二関数設定部１２３から当該周期におけるｄＰｌ（ｔ）を入力する。
【００９８】
そして、時間差補正部１５０は、ｄＰｂ（ｔ）の波形における立ち上がりから最大点に到達するまでの間に存在する変曲点のタイミングを示すｔ値をｔ１として検出する。また、時間差補正部１５０は、ｄＰｌ（ｔ）の波形における立ち上がりから最大点に到達するまでの間に存在する変曲点のタイミングを示すｔ値をｔ２として検出する。
【００９９】
さらに、時間差補正部１５０は、ｔ１−ｔ２＝ｎを演算し、記憶部１３０から〔数１３〕に示される回帰計算式を読み出し、この回帰計算式にｎを代入する。そして、時間差補正部１５０は、この回帰計算式を回帰演算部１２４へ入力する。
【０１００】
そして、回帰演算部１２４は、時間差補正部１５０から入力した回帰計算式によって上述の回帰計算を行う。
【０１０１】
以上の構成において、ｄＰｂ（ｔ）は血圧値に基づくものであり、ｄＰｌ（ｔ）はプレチスモグラムに基づくものである。したがって、両者の示す波形は、脈拍の挙動を示した波形と同様の挙動を示すため、波形の立ち上がりタイミング、最大点到達タイミング、変曲点出現タイミングは、本来、略一致するものと考えられる。
【０１０２】
そこで、図９の構成によれば、上述した時間差補正部１５０において、ｔ１−ｔ２＝ｎを演算し、〔数１３〕に示される回帰計算式にｎを代入している。これにより、回帰演算部１２４によって実行される回帰計算において、ｄＰｂ（ｔ）の各値はｄＰｂ（ｔ−ｎ）に補正されることとなり、ｄＰｂ（ｔ）のタイミングとｄＰｌ（ｔ）のタイミングとを相対的に一致させることができる。
【０１０３】
つまり、検出される血圧値が遅延することによってｄＰｂ（ｔ）の示す波形の挙動が、本来のものから遅延したものであっても、ｄＰｂ（ｔ）のタイミングとｄＰｌ（ｔ）のタイミングとを相対的に一致させることができ、上記遅延を補正することができる。これにより、出力されるＭ（慣性）、Ｂ（粘性），Ｋ(剛性)に悪影響を及ぼす可能性を抑制することができる。
【０１０４】
なお、本実施形態における血管壁は動脈血管壁であるが、本実施形態の血管壁モニタリング装置は動脈血管壁における力学特性を計測するものに限定されるものではなく、静脈血管壁における力学特性を計測することも可能である。
【０１０５】
また、本実施形態において、粘弾性モデルとして、図３に示すように骨格筋インピーダンス推定モデルを用いているが、これに限定されるものではなく、フォークトモデル、マックスウェルモデル、ケルビンモデルなどであってもよい。また、粘弾性モデルであればよく、様々な変形も可能である。
【０１０６】
さらに、本実施形態の血管壁モニタリング装置１００は、手術現場における患者の血管壁のモニタリングに好適であるが、用途としては手術現場のみに限られるものではなく、例えば、トレーニング機器、マッサージ機器等の健康用機器に適用することも可能である。
【０１０７】
なお、上述した実施形態では、血圧値出力手段としてフィナプレスを用いているが、間接的動脈圧測定器であればよく、フィナプレスに限定されるものではない。
【０１０８】
なお、以上の実施の形態で説明した血管壁モニタリング装置は、コンピュータに制御プログラムを読み込ませることによって実現させてもよく、このプログラムをコンピュータ読み取り可能な記録媒体に、記録するものとすることもできる。この結果、上記制御プログラムを記録した記録媒体を持ち運び自在に提供することができる。
【０１０９】
なお、この記録媒体としては、マイクロコンピュータで処理が行われるために図示していないメモリ、例えばＲＯＭ（Read only memory）のようなものその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み取り装置が設けられ、そこに記録媒体を挿入することで読み取り可能なプログラムメディアであっても良い。
【０１１０】
いずれの場合においても、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せる構成であっても良いし、あるいは、いずれの場合も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図示されていない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ってもよい。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。
【０１１１】
ここで、上記プログラムメディアは、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、フロッピー（登録商標）ディスクやハードディスク等の磁気ディスクやＣＤ−ＲＯＭ／ＭＯ／ＭＤ／ＤＶＤ等の光ディスクのディスク系、ＩＣカード（メモリカードを含む）／光カード等のカード系、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媒体であっても良い。
【０１１２】
また、本実施の形態においては、コンピュータ１０４を、インターネットを含む通信ネットワークと接続可能な構成とし、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媒体であっても良い。なお、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っても良い。上記記録媒体は、コンピュータ１０４に備えられるプログラム読み取り装置により読み取られることで上述した処理が実行される。
【０１１３】
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、上述した実施形態において開示された各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】
【０１１４】
本発明の血管壁モニタリング装置は、手術時の患者の血管壁のモニタリングに好適であるが、これに限定されず、トレーニング機器、マッサージ機器等の健康用機器に備えることも可能である。また、本発明の血管壁モニタリング装置における被験者は人間に限定されるものではなく、動物が被験者であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【０１１５】
【図１】本発明の一実施形態に係る血管壁モニタリング装置の構成を示すブロック図である。
【図２】人体の血管の構造を示した模式図である。
【図３】図２に示す血管を粘弾性モデルにモデル化した模式図である。
【図４】血管の透過光強度、減光度、減光度の変動分を示したグラフである。
【図５】図１に示す光電脈波計の構成を示す模式図である。
【図６】図１に示すフィナプレスの外観構成の画像を示す図である。
【図７】被験者の血管の慣性、粘性、剛性を示したグラフであって、（ａ）は、従来構成の継続装置によって得られたグラフであり、（ｂ）は、本発明の一実施形態に係る血管壁モニタリング装置によって得られたグラフである。
【図８】本発明の一実施形態に係る血管壁モニタリング装置によって得られたグラフであり、（ａ）は時間とプレチスモグラムとの関数を示したグラフであり、（ｂ）は、プレチスモグラムＰｌ（ｔ）を一階微分し、初期時刻における一階微分値を差し引くことによって得られる関数のグラフであり、（ｃ）は、プレチスモグラムＰｌ（ｔ）を二階微分し、初期時刻における二階微分値を差し引くことによって得られる関数のグラフであり、（ｄ）は、時間と血圧値との関数を示したグラフである。
【図９】本発明の他の実施形態に係る血管壁モニタリング装置の構成を示すブロック図である。
【符号の説明】
【０１１６】
１０  血管壁
１１  内膜
１２  中膜
１３  外膜
１００  血管壁モニタリング装置
１０１  フィナプレス（血圧値出力手段、間接的動脈圧測定器）
１０２  心電計（心電図出力手段）
１０３  光電脈波計（プレチスモグラム検出手段）
１０４  コンピュータ
１０５  表示部
１１０ａ・１１０ｂ  デジタルフィルタ
１２０  制御部（制御手段）
１２１  第一関数設定部（第一関数設定手段）
１２２  微分演算部（微分演算手段）
１２３  第二関数設定部（第二関数設定手段）
１２４  回帰演算部（演算手段）
１２５  表示制御部
１３０  記憶部
１５０  時間差補正部（補正手段）
【図１】
2006129958.tif 000016
【図２】
2006129958.tif 000017
【図３】
2006129958.tif 000018
【図４】
2006129958.tif 000019
【図５】
2006129958.tif 000020
【図６】
2006129958.tif 000021
【図７】
2006129958.tif 000022
【図８】
2006129958.tif 000023
【図９】
2006129958.tif 000024