(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
カフ圧力の振動波形を取得することと、
上腕動脈の血圧波形に対する中心動脈の広義の変換関数を作成することと、
前記圧力の振動波形に基づき、前記広義の変換関数を使用し中心動脈の圧力波形を発生させることと、
前記中心動脈の圧力波形に基づき中心動脈の圧力値を得ることと、
を含み、
前記広義の変換関数は、離散フーリエ変換関数であり、
前記離散フーリエ変換関数は、所定の周波数以下の各周波数の正弦波成分又は余弦波成分を利用し前記圧力の振動波形を合成し、
前記所定の周波数以下の各周波数成分は、一定の大きさ又は位相にそれぞれ対応する中心動脈血圧の推定方法において、
前記離散フーリエ変換関数は、下記のように示され、
【数１】
0005661076.tif 000005
【数２】
0005661076.tif 000006
ただし、Ｘ［ｋ］はｋの関数を示し、ｋは周波数と直接的に正比例の関係を有し、ｘ［ｎ］は推定された中心動脈の圧力波形の関数であり、Ｘ［ｋ］は複数であり、前記所定の周波数（ｋ＝Ｎ−１）以下の各周波数成分が対応する大きさは｜（Ｘ［ｋ］）｜であり、その対応する位相は∠Ｘ［ｋ］であることを特徴とする中心動脈血圧の推定方法。
【請求項２】
前記圧力の振動波形は、容積脈波記録波形を含むことを特徴とする請求項１に記載の中心動脈血圧の推定方法。
【請求項３】
前記容積脈波記録波形は、前記圧力変化調整ユニットにより前記カフ内圧を定圧に維持するように制御し得られた圧力信号であることを特徴とする請求項２に記載の中心動脈血圧の推定方法。
【請求項４】
前記Ｎ＝１０、前記所定の周波数以下の各周波数成分がそれぞれ対応する大きさ及び位相は下記のとおり：周波数０Ｈｚに対応する大きさは１．００であり、位相は０．００ラジアンであり、周波数１Ｈｚに対応する大きさは１．０４であり、位相は０．１８ラジアンであり、周波数２Ｈｚに対応する大きさは１．２６であり、位相は０．３３ラジアンであり、周波数３Ｈｚに対応する大きさは１．７６であり、位相は０．３６ラジアンであり、周波数４Ｈｚに対応する大きさは２．０８であり、位相は−０．０６ラジアンであり、周波数５Ｈｚに対応する大きさは１．６８であり、位相は−０．２６ラジアンであり、周波数６Ｈｚに対応する大きさは１．９７であり、位相は−０．１５ラジアンであり、周波数７Ｈｚに対応する大きさは１．９８であり、位相は−０．４７ラジアンであり、周波数８Ｈｚに対応する大きさは１．２４であり、位相は−０．４４ラジアンであり、周波数９Ｈｚに対応する大きさは１．３２であり、位相は−０．２１ラジアンであることを特徴とする請求項１に記載の中心動脈血圧の推定方法。
【請求項５】
前記中心動脈の圧力値は、収縮期血圧と拡張期血圧の圧力差、収縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を含むことを特徴とする請求項１に記載の中心動脈血圧の推定方法。
【請求項６】
カフと、
前記カフ圧力の振動波形を取得し記憶する信号記録・記憶ユニットと、
前記圧力の振動波形に基づき、上腕動脈の血圧波形に対する中心動脈の広義の変換関数を利用し中心動脈の圧力波形を発生させるとともに、前記中心動脈の圧力波形に基づき中心動脈の圧力値を得る演算・解析ユニットと、
を含み、
前記広義の変換関数は、離散フーリエ変換関数であり、
前記離散フーリエ変換関数は、所定の周波数以下の各周波数の正弦波成分又は余弦波成分を利用し前記圧力の振動波形を合成し、
前記所定の周波数以下の各周波数成分は、一定の大きさ又は位相にそれぞれ対応する中心動脈血圧の推定装置において、
前記離散フーリエ変換関数は下記のように示され、
【数３】
0005661076.tif 000007
【数４】
0005661076.tif 000008
ただし、Ｘ［ｋ］はｋの関数を示し、ｋは周波数と直接的に正比例の関係を有し、ｘ［ｎ］は推定された中心動脈の圧力波形の関数であり、Ｘ［ｋ］は複数であり、前記所定の周波数（ｋ＝Ｎ−１）以下の各周波数成分が対応する大きさは｜（Ｘ［ｋ］）｜であり、その対応する位相は∠Ｘ［ｋ］であることを特徴とする中心動脈血圧の推定装置。
【請求項７】
前記カフの増圧、維持又は減圧を制御するための圧力変化調整ユニットを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の中心動脈血圧の推定装置。
【請求項８】
前記圧力の振動波形は、容積脈波記録波形を含むことを特徴とする請求項６に記載の中心動脈血圧の推定装置。
【請求項９】
前記容積脈波記録波形は、前記圧力変化調整ユニットにより前記カフの内圧を定圧に維持するように制御し得られた圧力信号であることを特徴とする請求項８に記載の中心動脈血圧の推定装置。
【請求項１０】
前記Ｎ＝１０、前記所定の周波数以下の各周波数成分がそれぞれ対応する大きさ及び位相は下記のとおり：周波数０Ｈｚに対応する大きさは１．００であり、位相は０．００ラジアンであり、周波数１Ｈｚに対応する大きさは１．０４であり、位相は０．１８ラジアンであり、周波数２Ｈｚに対応する大きさは１．２６であり、位相は０．３３ラジアンであり、周波数３Ｈｚに対応する大きさは１．７６であり、位相は０．３６ラジアンであり、周波数４Ｈｚに対応する大きさは２．０８であり、位相は−０．０６ラジアンであり、周波数５Ｈｚに対応する大きさは１．６８であり、位相は−０．２６ラジアンであり、周波数６Ｈｚに対応する大きさは１．９７であり、位相は−０．１５ラジアンであり、周波数７Ｈｚに対応する大きさは１．９８であり、位相は−０．４７ラジアンであり、周波数８Ｈｚに対応する大きさは１．２４であり、位相は−０．４４ラジアンであり、周波数９Ｈｚに対応する大きさは１．３２であり、位相は−０．２１ラジアンであることを特徴とする請求項６に記載の中心動脈血圧の推定装置。
【請求項１１】
前記中心動脈の圧力値は、収縮期血圧と拡張期血圧の圧力差、収縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を含むことを特徴とする請求項６に記載の中心動脈血圧の推定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、中心動脈の血圧を推定する方法及びその装置に関し、特に、カフ圧力の振動波形及び変換関数の応用に基づき中心動脈の血圧を推定する方法及びその装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
通常、血圧の診断は、上腕動脈の収縮期血圧（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ  Ｂｌｏｏｄ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ；ＳＢＰ）と拡張期血圧（Ｄｉａｓｔｏｌｉｃ  Ｂｌｏｏｄ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ；ＤＢＰ）を利用して決定される。また、上腕動脈の血液圧力値（収縮期血圧と拡張期血圧等を含む）の測定は、従来の水銀血圧計或いは電子式血圧計で測定することが多い。しかし、多くの文献又は研究において、中心動脈（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ａｏｒｔａ）から記録された収縮期血圧（ＳＢＰ−Ｃ）と流行病学との関連度は、上腕動脈から測定された数値より遥かに高いことが記載されている。
【０００３】
例えば、高血圧患者の中心動脈の血行力学に常に異常が現れ、即ち反射波の強まり、脈波伝播速度の増加とコンプライアンスの低下等の現象が存在する。中心動脈の圧力は、高血圧患者の臨床上での重要な推定要素であることがすでに証明されている。従来の水銀血圧計或いは電子式血圧計で測定した上腕動脈の血圧値は、周辺動脈の血圧値であり、通常でも中心動脈の血圧値（例えば、上行大動脈又は頚動脈から測定した圧力値）より顕著に高い。言い換えれば、中心動脈の収縮期血圧を正確に得られれば、高血圧及び心血管疾患に対する推定にはより顕著な効果が現れる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
上記中心動脈の収縮期血圧の測定について、大まかに（１）侵入式の直接測定と、（２）非侵入式の間接推定との二つの主要方法で取得することができる。侵入式の直接測定による取得した中心動脈の収縮期血圧値は精度が高いが、たくさんの資源を費やし、さらに副作用、例えば、血栓等を引き起こす可能性もある。
中心動脈の収縮期血圧に対する非侵入式の推定方法又は装置は、例えば、型番ＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒ（登録商標）の装置（ＡｔＣｏｒ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｔｙ  Ｌｉｍｉｔｅｄ社製）、型番ＨＥＭ−９０００ＡＩの装置（Ｏｍｒｏｎ  Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ  Ｅｕｒｏｐｅ社製）、型番Ａｒｔｅｒｉｏｇｒａｐｈの装置（ＴｅｎｓｉｏＭｅｄ  Ｌｔｄ社製）及びＡＲＣＳｏｌｖｅｒから提案した演算法等が、すでに長年にわたって研究されている。
【０００５】
型番ＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒの装置は、上腕動脈と中心動脈（Ａｏｒｔａ−ｔｏ−Ｒａｄｉａｌ；Ａ２Ｒ）との血圧波形に基づき、且つ広義の変換関数（Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ｔｒａｎｓｆｅｒ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ；ＧＴＦ）を利用し中心動脈血圧波形の推定を行う。上腕動脈の血圧波形は、圧力記録器（ａｒｔｅｒｉａｌ  ｔｏｎｏｍｅｔｅｒ）により取得する。又、電子式血圧計により測定された上腕動脈の収縮期血圧と拡張期血圧に基づき、さらに記録された上腕動脈の血圧波形に対して圧力の校正を行い、その後、校正された上腕動脈の血圧波形をＡ２Ｒ−ＧＴＦに代入すると、推定の中心動脈の血圧波形を得ることができる。
この装置は多くの文献に支持と検証されたが、安定的且つ正確な上腕動脈の血圧波形を得るためには、圧力記録器の操作者が専門的な訓練を受ける必要がある。また、この装置は高価である。なお、型番ＨＥＭ−９０００ＡＩの装置の操作方法は、上記ＳｐｈｙｇｍｏＣｏｒと類似し、同様に圧力記録器を操作する専門者により関連ステップを行う必要がある。
【０００６】
型番Ａｒｔｅｒｉｏｇｒａｐｈの装置は、電子式血圧計の測定過程に、カフ（Ｃｕｆｆ）から記録された容積脈波記録（Ｐｕｌｓｅ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ；ＰＶＲ）の波形を利用し特徴点を解析する。この装置による中心動脈血圧波形の推定方法は、上記ＨＥＭ−９０００ＡＩと類似し、両方とも回帰解析による中心動脈の収縮期血圧値を推定する。
ＰＶＲの信号は、カフの所有特性に伴って変化するため、前記波形の特徴点も異なるカフにより変化し、即ち同様な回帰解析のモデルではその他の電子式血圧計に広く適用することができない。又、型番ＡＲＣＳｏｌｖｅｒ装置は、人工神経回路網（Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ  Ｎｅｕｒｏ−ｎｅｔｗｏｒｋ）の演算法を利用するとともに訓練することにより最適なパラメータを得る。その欠点は、上記Ａｒｔｅｒｉｏｇｒａｐｈと似ており、異なるカフを使う場合、中心動脈の血圧波形を推定するためには、最適なパラメータを得るように人工神経回路網を訓練しなおす必要がある。
【０００７】
本発明は、上記先前技術の問題を鑑み、確固たる（ｒｏｂｕｓｔ）中心動脈血圧の推定方法と、その方法を使用することによって中心動脈の血圧を正確に推定することができるとともに操作しやすい装置とを提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、中心動脈血圧の推定方法及びその装置を提供する。この推定技術は既存の市販の電子式血圧計に広く適用することができ、また、推定の結果には電子式血圧計の異なるカフによる望ましくない変化を生じることがない。
【０００９】
本発明は、カフ圧力の振動波形を取得することと、上腕動脈の血圧波形に対する中心動脈の広義の変換関数を作成することと、前記圧力の振動波形に基づき、前記広義の変換関数を使用し中心動脈の圧力波形を発生させることと、前記中心動脈の圧力波形に基づき中心動脈の圧力値を得ることと、を含む中心動脈血圧の推定方法を提供する。
【００１０】
本発明の一つの実施形態において、前記圧力の振動波形は、容積脈波記録波形を含む。前記容積脈波記録波形は、前記カフ内圧を定圧に維持するように制御し得られた圧力信号である。
【００１１】
本発明の又一つの実施形態において、前記広義の変換関数は、一組のフーリエ変換関数、一組の高速フーリエ変換関数、或いは一組の周波数領域に対する時間領域の変換関数である。前記一組のフーリエ変換関数又は前記一組の高速フーリエ変換関数は、離散フーリエ変換関数である。
【００１２】
上記又一つの実施形態において、前記離散フーリエ変換関数は、所定の周波数以下の正弦波成分又は余弦波成分を利用し前記圧力の振動波形を合成する。前記所定の周波数以下の各成分は、一定の大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）又は位相（ｐｈａｓｅ）にそれぞれ対応する。
【００１３】
本発明の更に又一つの実施形態において、前記中心動脈は頚動脈又は上行大動脈である。前記中心動脈の圧力値は、収縮期血圧と拡張期血圧の圧力差、収縮期血圧、平均血圧及び拡張期血圧を含む。
【００１４】
本発明は、カフと、前記カフ圧力の振動波形を取得し記憶する信号記録・記憶ユニットと、前記圧力の振動波形に基づき、上腕動脈の血圧波形に対する中心動脈の広義の変換関数を利用し中心動脈の圧力波形を発生させるとともに、前記中心動脈の圧力波形に基づき中心動脈の圧力値を得る演算・解析ユニットと、を含む中心動脈血圧の推定装置を更に提供する。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明に係わる中心動脈血圧の推定装置のブロック図である。
【図２】本発明に係わる中心動脈血圧の推定方法のフローチャートである。
【図３Ａ】本発明が提案したＡ２Ｂ−ＧＴＦと、以前にＫａｒａｍａｎｏｇｌｕらが提案した文献中における変換関数とを比較した振幅スペクトル図である。
【図３Ｂ】本発明が提案したＡ２Ｂ−ＧＴＦと、以前にＫａｒａｍａｎｏｇｌｕらが提案した文献中における変換関数とを比較した位相スペクトル図である。
【図４Ａ】本発明が適用されたＭｉｃｒｏｌｉｆｅ（登録商標）ＷａｔｃｈＢＰ（登録商標）Ｏｆｆｉｃｅの電子式血圧計により推定した中心動脈の収縮期血圧と実際の収縮期血圧との誤差の統計図である。
【図４Ｂ】本発明が適用されたＯｍｒｏｎ（登録商標）ＶＰ−２０００の電子式血圧計により推定した中心動脈の収縮期血圧と実際の収縮期血圧との誤差の統計図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明の目的と技術内容、特徴又は達成できる効果について具体的な実施例を用いて詳しく説明する。
【００１７】
本発明は、電子式血圧計による血圧を測定する過程中に記録したカフ圧力の振動波形に基づき、一組の変換関数を利用し中心動脈（頚動脈又は上行大動脈である）の圧力波形を推定することによって、中心動脈の血圧値に極めて近い値を得ることができ、ひいては高血圧並びに心血管疾患の発生を正確に診断することができる。
【００１８】
図１は、本発明に係わる中心動脈血圧の推定装置のブロック図である。中心動脈血圧の推定装置１０は、カフ１１と、信号記録・記憶ユニット１２と、圧力変化調整ユニット１３と、演算・解析ユニット１４と、を含み、信号記録・記憶ユニット１２と演算・解析ユニット１４とは、一つのＩＣデバイスに取り組んでも良い。
他の実施例において、信号記録・記憶ユニット１２と演算・解析ユニット１４とは、多数のＩＣデバイスによりサブユニット機能の処理をそれぞれ行うこともできるため、この実施例又は例示の図面に制限されることがない。当業者には、信号記録・記憶ユニット１２は、記憶機能を有するメモリーであっても良いことは明らかである。
【００１９】
カフ１１は、使用者の上腕に固定され、カフ圧力の振動波形Ｓを取得することに用いられるものである。この実施例において、前記圧力の振動波形はＰＶＲ波形を含む。
【００２０】
信号記録・記憶ユニット１２は、前記圧力の振動波形Ｓを取得するとともに、前記圧力の振動波形Ｓを記憶するものである。
【００２１】
圧力変化調整ユニット１３は、カフ１１の増圧、維持又は減圧を制御できるものである。ここで特に説明するのは、圧力変化調整ユニット１３は、カフ１１の圧力を制御し、所定の期間内に定圧に維持することができる。
この実施例において、圧力変化調整ユニット１３は、カフ１１の圧力を、約３０秒にわたって、６０ｍｍＨｇに維持するように制御することができるが、本発明はこれに制限されることはない。当業者には、カフ圧力が４０−７０ｍｍＨｇの範囲内に調整されても良いことは明らかである。
【００２２】
演算・解析ユニット２４は、前記圧力の振動波形又はＰＶＲ波形に基づき、Ａ２Ｂ−ＧＴＦを通じて中心動脈の圧力波形を発生又は推定すると共に、前記中心動脈の圧力波形に基づき中心動脈の圧力値ＢＰを得るものである。
【００２３】
図２は、本発明に係わる中心動脈血圧の推定方法のフローチャートである。この推定方法は、前記中心動脈血圧の推定装置１０に適用され、或いは一般の電子式血圧計に適用されてその機能を向上させることができる。ステップＳ２１に示すように、電子式血圧計のカフを使用者の上腕に固定することにより、カフ圧力の振動波形を取得する。前記圧力の振動波形の解析技術は、動的振動波形（カフ圧力が低下する過程中に記録した振動波形）解析及び静的振動波形（カフ圧力が所定の圧力までに低下した時に記録した振動波形、即ち容積脈波記録（ｐｕｌｓｅ  ｖｏｌｕｍｅ  ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ；ＰＶＲ）と称される波形）解析を含む。
【００２４】
一般の電子式血圧計にて上腕動脈の血圧（収縮期血圧、平均血圧、拡張期血圧及び心拍数を含む）を測定した後、上腕に覆われるカフの圧力を６０水銀柱ミリメートル（ｍｍＨｇ）に調整し、維持する。この時、血液が上腕動脈に通過することによる上腕の表面積は、上がるとともに、カフの加圧に抵抗する。一方、カフ容積は、上腕表面積の増加及び加圧による抵抗により変化し、カフ内の圧力はカフ容積が小さくなることにより変化する。この変化はＰＶＲ波形と称される。
一般には、このＰＶＲ波形と実際の上腕動の脈血圧波形とは大きな相関性があると思われるが、異なるカフの特性によるＰＶＲ波形の一部の箇所が変化することによって、中心動脈血圧の推定の正確さに影響することがある。本発明は、下記のステップを取り組むことにより、推定の正確さを向上することができ、さらに、カフの異なる特性により推定結果の正確さに影響することはない。
【００２５】
続いて、ステップＳ２２を参照する。複数の受検者が侵入式の測定を受けることによって得た血圧信号を利用し、上腕動脈の血圧波形に対する中心動脈の広義の変換関数（ａｏｒｔｉｃ−ｔｏ−ｂｒａｃｈｉａｌ  ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  ｔｒａｎｓｆｅｒ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ；Ａ２Ｂ−ＧＴＦ）を作成する。
この実施例において、前記広義の変換関数は、一組のフーリエ変換関数（Ｆｏｕｒｉｅｒ  ｔｒａｎｓｆｅｒ  ｆｕｃｔｉｏｎ）、一組の高速フーリエ変換関数、或いは一組の周波数領域（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｄｏｍａｉｎ）に対する時間領域（ｔｉｍｅ  ｄｏｍａｉｎ）の変換関数に類似したものであっても良いが、本発明はこれに限らない。
この実施例に採用されたＡ２Ｂ−ＧＴＦは、侵入式のカテーテル手術を経て、受検者から中心動脈波形及び上腕動脈の二つの圧力波形を記録し、その後、高速フーリエ変換（Ｆａｓｔ  Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｅｒ）の計算により得られたものである。上述の説明について、米国特許ＵＳ  ５，２６５，０１１、Ｍｉｃｈａｅｌ  Ｆ  Ｏ’Ｒｏｕｒｋｅ氏が提案した方法を参照することができる。前記関数モデルを作成する手順と検証方法は、この後詳述する。
【００２６】
そして、ステップＳ２１において得られた圧力の振動波形を、ステップＳ２３に示すように、ステップＳ２２において作成したＡ２Ｂ−ＧＴＦにて、中心動脈の圧力波形の推定を行う。この実施例において、前記圧力の振動波形はＰＶＲ波形を含む。
この実施例のＡ２Ｂ−ＧＴＦにおいて、離散フーリエ変換関数（Ｄｉｓｃｒｅｔｅ  Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ；ＤＦＴ）によってＰＶＲ波形を各周波数の正弦波成分又は余弦波成分に変換し、前記波形をｘ［ｎ］（ｎ＝０〜Ｎ−１）のように表示する場合、ＤＦＴの公式は、下記のように表示されることができる（下記に示す公式と逆推定（ｉｎｖｅｒｓｅ）の公式は例示するためのものであって、本発明の実施を限制するために用いられるものではない。また、周波数領域に対する時間領域の変換関数に類似したものも保護範囲である）。
【００２７】
【数１】
0005661076.tif 000002
【００２８】
ただし、Ｘ［ｋ］はｋの関数を示し、ｋは周波数と直接的に正比例の関係を有する。このため、これらの係数Ｘ［ｋ］は、「スペクトル」（Ｓｐｅｃｔｒｕｍ）と通称され、Ｘ［ｋ］に対する解析は、「スペクトル解析」（Ｓｐｅｃｔｒａｌ  Ａｎａｌｙｓｉｓ）と通称される。よって、下記のように、これらのフーリエ係数Ｘ［ｋ］から、中心動脈の圧力波形ｘ［ｎ］を逆推定又は推定することができる。
【００２９】
【数２】
0005661076.tif 000003
【００３０】
中心動脈の圧力波形ｘ［ｎ］にＮ点がある場合、変換された信号Ｘ［ｋ］にもＮ点がある。一般には、Ｘ［ｋ］は複数であり、その大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）は｜（Ｘ［ｋ］）｜であり、その位相（ｐｈａｓｅ）は∠Ｘ［ｋ］である。
また、この実施例において、一組のＡ２Ｂ−ＧＴＦの好適なパラメータが提供され、周波数０Ｈｚに対応する大きさは１．００であり、位相は０．００ラジアンであり、周波数１Ｈｚに対応する大きさは１．０４であり、位相は０．１８ラジアンであり、周波数２Ｈｚに対応する大きさは１．２６であり、位相は０．３３ラジアンであり、周波数３Ｈｚに対応する大きさは１．７６であり、位相は０．３６ラジアンであり、周波数４Ｈｚに対応する大きさは２．０８であり、位相は−０．０６ラジアンであり、周波数５Ｈｚに対応する大きさは１．６８であり、位相は−０．２６ラジアンであり、周波数６Ｈｚに対応する大きさは１．９７であり、位相は−０．１５ラジアンであり、周波数７Ｈｚに対応する大きさは１．９８であり、位相は−０．４７ラジアンであり、周波数８Ｈｚに対応する大きさは１．２４であり、位相は−０．４４ラジアンであり、周波数９Ｈｚに対応する大きさは１．３２であり、位相は−０．２１ラジアンであるが、本発明はこのパラメータセットの表示による保護範囲に限られることはない。前記好適なパラメータセットは、下表のように表示することもできる。
【００３１】
【表１】
0005661076.tif 000004
【００３２】
最後に、ステップＳ２４を参照し、上記推定された中心動脈の圧力波形に基づき、中心動脈の圧力値ＢＰを得られる。この実施例において、中心動脈の圧力値ＢＰは収縮期血圧であるが、当業者には、推定された圧力値は収縮期血圧と拡張期血圧の圧力差、平均血圧、拡張期血圧又は他の医学臨床上に参考可能な圧力値であっても良いことは明らかである。
【００３３】
上述をまとめると、本発明は、上記広義の変換関数を一般の市販の電子式血圧計に適用することによってＰＶＲ波形の信号を得て、このＰＶＲ波形信号に基づき中心動脈の血圧値の推定を行う。このため、先前技術のように専門の操作者により複数の装置を操作しなければならないことからもたらされる不便を避けることができるだけではなく、異なるカフによるＰＶＲ波形信号のばらつきを改善することもできるため、本発明にかかわる中心動脈血圧の推定方法を一般のホームケアや臨床の診査に適用することができる。
【００３４】
［Ａ２Ｂ−ＧＴＦモデルの作成］
この実施例は、サイズが２Ｆであるカスタマイズハイ・フィデリティ圧力波形記録カテーテル（ｍｏｄｅｌ  ＳＳＤ−１０５９，  Ｍｉｌｌａｒ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ  Ｉｎｃ．，  Ｕ．Ｓ．Ａ．）を使用し直接的に侵入式の測定を実施する。前記カテーテル内には二つの圧力記録センサーヘッドが含まれ、それぞれに受検者の中心動脈と右手の上腕動脈に埋め込むことにより、中心動脈の圧力波形と右手の上腕動脈の圧力波形を記録する。一方、同一受検者の左手もカフに覆われ、定圧（例えば、平均６０ｍｍＨｇ）でカフ内のＰＶＲ信号を３０秒にわたって記録するとともに、上腕動脈の収縮期血圧と拡張期血圧を記録する。
【００３５】
各受検者から測定した中心動脈の圧力波形と上腕動脈の圧力波形について、高速フーリエ（ＦＦＴ）を利用し独立のＡ２Ｂ−ＩＴＦ（Ａｏｒｔａ  ｔｏ  ｂｒａｃｈｉａｌ  ｉｎｄｉｖｉｄｕａｌ  ｔｒａｎｓｆｅｒ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ；Ａ２Ｂ−ＩＴＦ）を作成し、さらに、４０人の受検者から測定したＡ２Ｂ−ＩＴＦの平均値を取ることによって上記Ａ２Ｂ−ＧＴＦを獲得する。
この実施例におけるＡ２Ｂ−ＧＴＦは固定パラメータであり、それを表一に示す。周波数が高い部分の正弦波或いは余弦波成分は波形の合成にあまり寄与しないため、表一に示す周波数は０〜９Ｈｚであるが、他の実施例においては、９Ｈｚより高い正弦波成分を使っても良い。
本実施例において、中心動脈の圧力波形を推定するときに、０〜９Ｈｚのあらゆるの正弦波成分を使ってもよく、その中の中低周波数部分の正弦波成分（例えば、０〜４Ｈｚ）を使って波形を推定してもよい。
【００３６】
［Ａ２Ｂ−ＧＴＦモデルの検証］
図３Ａと図３Ｂは、本発明が提案したＡ２Ｂ−ＧＴＦと、以前にＫａｒａｍａｎｏｇｌｕらが提案した文献中における変換関数とを比較した図である。この実施例におけるＡ２Ｂ−ＧＴＦには、表一に示すパラメータセットが使われる。グラフにおける振幅（ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）のピークは４Ｈｚのところに位置し、それに伴う標準偏差が小さい、特に４Ｈｚより小さい範囲の標準偏差がさらに小さい。図３Ａを参照し、Ａ２Ｂ−ＧＴＦの振幅スペクトル（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ  ｓｐｅｃｔｒｕｍ）と、Ｋａｒａｍａｎｏｇｌｕの振幅スペクトルとは類似し、特に１〜３Ｈｚの範囲はほとんど重なっている。
【００３７】
上記Ａ２Ｂ−ＧＴＦとそのパラメータセットを、Ｍｉｃｒｏｌｉｆｅ  ＷａｔｃｈＢＰ  ＯｆｆｉｃｅとＯｍｒｏｎ  ＶＰ−２０００の二つの電子式血圧計に使用する。この二つの血圧計はいずれも市販の電子式血圧計である。受検者はみんなハイ・フィデリティ圧力波形記録カテーテルを使用し中心動脈の圧力波形を記録すると同時に、定圧で（例えば、平均は６０ｍｍＨｇであるが、この圧力値に限られることはない）左手のカフ内のＰＶＲ信号を記録する。
Ｍｉｃｒｏｌｉｆｅ  ＷａｔｃｈＢＰ  Ｏｆｆｉｃｅの電子式血圧計が使われる受検者は４０人であり、Ｏｍｒｏｎ  ＶＰ−２０００の電子式血圧計が使われる受検者は１００人である。記録されたＰＶＲ信号は、電子式血圧計が測定した収縮期血圧と拡張期血圧により圧力の校正が行われるとともに、上記Ａ２Ｂ−ＧＴＦを用いて中心動脈の圧力波形の推定を行う。
【００３８】
推定して得た中心動脈の圧力波形から最大値を取り、それを並行して記録した実際の中心動脈の収縮期血圧（ｓｙｓｔｏｌｉｃ  ｂｌｏｏｄ  ｐｒｅｓｓｕｒｅ  ａｔ  ｃｅｎｔｒａｌ  ａｏｒｔａ；ＳＢＰ−Ｃ）と比較する。
図４Ａと図４Ｂに示すように、本発明が適用されたＭｉｃｒｏｌｉｆｅとＯｍｒｏｎの電子式血圧計とはいずれも良好な推定結果を得た。統計の方法で計算し、図４Ａは、本発明が適用されたＭｉｃｒｏｌｉｆｅ  ＷａｔｃｈＢＰ  Ｏｆｆｉｃｅの電子式血圧計により推定した中心動脈の収縮期血圧と実際の収縮期血圧との誤差の平均値（ｍｅａｎ）±標準偏差（ＳＤ）は−２．９±７．２ｍｍＨｇ（レンジ（Ｒａｎｇｅ）Ｒ＝０．９４）であることを示す。
図４Ｂは、本発明が適用されたＯｍｒｏｎ  ＶＰ−２０００電子式血圧計により推定した中心動脈の収縮期血圧と実際の収縮期血圧との誤差の平均値（ｍｅａｎ）±標準偏差（ＳＤ）は−２．１±７．７ｍｍＨｇ（Ｒ＝０．９３）であることを示す。図面におけるそれぞれの誤差値は、いずれも推定した中心動脈の収縮期血圧から、並行して実際に測定した中心動脈の収縮期血圧を引いた値である。
上記の検証結果から、本発明にかかわるＡ２Ｂ−ＧＴＦとそのパラメータセットは、市販の異なる電子式血圧計に適用されることができ、即ちこれらの電子式血圧計と結合し中心動脈の血圧値を正確に推定することができ、異なるカフが推定の正確さに影響することはないことが証明された。
【００３９】
以上、本発明についてすでに好適な実施例を利用し説明したが、前記したことは単に当業者に本発明の内容を理解させるためのものであり、本発明の権利範囲を制限するためのものでない。
本発明に記載された範疇内において、当業者は同様の効果を達成できる各種の変化（例えば、波形信号の処理、或いは校正の手順）に想到し得ることは明らかである。また、中心動脈血圧の推定装置１０のブロック図について、本発明の技術内容を影響しないように他の機能ブロック、例えば、波形フィルタや推定数値を示すスクリーン等を挿入し、又は追加しても良い。
【００４０】
１０  中心動脈血圧の推定装置
１１  カフ
１２  信号記録・記憶ユニット
１３  圧力変化調整ユニット
１４  演算・解析ユニット
ＢＰ  中心動脈の圧力値
Ｓ    圧力の振動波形
Ｓ２１，Ｓ２２，Ｓ２３，Ｓ２４  ステップ
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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