(57)【要約】  哺乳類の内皮機能を評価するための方法および装置が実現される。いくつかの実施形態においてこれらの方法はカフを使用して圧力を被験者の動脈に印加し、内皮機能に関係するパラメータに対する複数のベースライン値を印加圧力(Pm)の関数として決定するステップと、刺激を被験者に加えるステップと、外部圧力Pmを動脈に印加して、内皮機能に関係するパラメータに対する複数の刺激効果値を印加圧力(Pm)の関数として決定するステップとを伴い、ベースライン値は、前記哺乳類が前記刺激および前記ベースライン値の差の実質的な効果を受けないときに行われた測定から決定され、前記刺激効果値は、前記哺乳類の内皮機能の尺度となる。
2018525106.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
哺乳類の内皮機能評価のための装置であって、
実質的な圧力を前記哺乳類の動脈に印加するように適合された測定用カフと、
前記圧力が印加されている間に前記カフ内の圧脈拍を1つまたは複数の心臓周期にわたって検出し、定量化するように適合されている測定ユニットと、
単一の時間期間(Tm)内に前記カフの異なる圧力を印加し、および/または異なる時間期間(Tm)内で異なる実質的に一定の圧力を印加するように適合されているコントローラであって、前記カフ内の前記圧力を監視し、調整し、その反応時間は、前記心臓周期から結果として生じる圧力の変化が前記システムによって実質的に減衰されることがないように十分に遅く、および/または圧力供給源と前記カフ内の前記圧力のオンオフ制御を行うための弁とを制御するように適合されている、コントローラと、
内皮機能に関係するパラメータに対する複数のベースライン値を印加圧力(Pm)の関数として決定し、内皮機能に関係するパラメータに対する複数の刺激効果値を印加圧力(Pm)の関数として決定するように適合されているプロセッサとを備える装置。
【請求項２】
前記プロセッサは、
ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与え、
刺激効果圧力測定から算出された前記動脈内腔の前記面積を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と前記外部カフ圧力Pmとの間の前記差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与え、
前記第1の関数を使用して、ベースライン動脈内腔面積(Ab)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出し、
前記第2の関数を使用して、刺激効果動脈内腔面積(Ar)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するように適合される請求項1に記載の装置。
【請求項３】
前記プロセッサは、同等の超音波ベースFMD(uFMD)を決定するように構成され、uFMDは、比Ar/Abの平方根に比例する請求項2に記載の装置。
【請求項４】
前記プロセッサは、前記同等の超音波ベースFMDを
【数１】
2018525106.tif 000027
として与えられると決定するように構成される請求項3に記載の装置。
【請求項５】
前記第1の非線形モデルおよび/または前記第2の非線形モデルは、2パラメータモデル、3パラメータモデル、4パラメータモデル、5パラメータモデル、および6パラメータモデルからなる群から選択される請求項2から4のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６】
前記プロセッサは、前記カフが膨張している間、および/または前記カフが収縮している間に、前記カフ内の前記圧力を時間の関数として決定して心臓拍動波形を与えるように構成される請求項1から5のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７】
前記プロセッサは、心臓拍動波形を、対応する圧力レベルでの拍動特性の直接的比較によって、または最初にモデルを一組のベースライン心臓拍動波形および一組の刺激後心臓拍動波形に当てはめ、2つのモデルによって生成されるパラメータを比較することによって、のいずれかで、ベースライン状態と刺激後状態との間で比較するように構成される請求項6に記載の装置。
【請求項８】
前記装置は、血圧およびcFMDを同時にまたは同じカフの膨張/収縮プロセスの実質的一部として測定するように構成される請求項1から7のいずれか一項に記載の装置。
【請求項９】
前記装置は、収縮期BPおよびMAPを測定し、振動測定分析を使用して拡張期血圧(DBP)を算出するように構成され、および/または
前記装置は、収縮期BPおよびMAPを測定し、オーディオセンサー(たとえば、聴診器、心音図)または超音波プローブを使用して取得されるコロトコフ音を分析することによってDBPを決定するように構成される請求項1から8のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１０】
cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPをカフ膨張時に得られる測定結果から算出するように構成され、および/または
cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPをカフ収縮時に得られる測定結果から算出するように構成される請求項1から9のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１１】
前記装置は、収縮期BPおよび/または拡張期BPを決定し、cFMDの決定について、前記決定された収縮期および/または拡張期、および/またはMAP BP値を使用して算出された経壁圧でベースライン間隔と刺激後間隔との間の拍動波形特性の比較を行うように構成される請求項1から10のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１２】
前記装置は刺激を印加するように構成され、前記刺激は、血管の閉塞によって肢への血液の流れの制限を含む請求項1から11のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１３】
前記装置は、別個のカフを使用して前記血液の流れを制限し、前記圧力を前記動脈に印加するように構成されるか、または前記装置は、同じカフを使用して、前記血管を閉塞させ、前記圧力を前記動脈に印加するように構成される請求項12に記載の装置。
【請求項１４】
前記装置は、制限カフを前記哺乳類に対する測定された収縮期血圧よりも少なくとも10mmHg高い圧力に膨張させることによって前記動脈を通る血液の流れを制限するように構成される請求項12または13に記載の装置。
【請求項１５】
前記装置は、少なくとも1分間前記動脈を通る血液の流れを制限するように構成される請求項12から14のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１６】
前記コントローラは、ポンプまたは他の圧力供給源および/または比例放出弁を調整して所望の圧力を維持することによって1つまたは複数の時間期間(Tm)において圧力を前記カフに印加するように構成される請求項1から15のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１７】
前記コントローラは、前記時間期間においてオンオフ制御システムを使用して前記圧力を定期的に調整するように構成される請求項1から16のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１８】
前記コントローラは、圧力を前記時間期間における前記測定設定点を中心とする圧力範囲(ΔP)内に維持するように構成される請求項1から16のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１９】
前記圧力範囲(ΔP)は、約1mmHgから約6mmHg、または約1mmHgから約4mmHg、または約1mmHgから約3mmHg、または約1mmHgから約2mmHgの範囲内である請求項18に記載の装置。
【請求項２０】
前記圧力範囲(ΔP)は、約2mmHgである請求項19に記載の装置。
【請求項２１】
約1秒から、または約2秒から、または約3秒から、または約4秒から、または約5秒から、または約6秒から、または約7秒から、または約8秒から、または約9秒から、または約10秒から、または約15秒から約20秒まで、または約30秒まで、または約40秒まで、または約50秒まで、または約1分まで、または約2分まで、または約3分まで、または約4分まで、または約5分まで、または約6分まで、または約7分まで、または約8分まで、または約9分まで、または約10分まで、または約15分まで、または約20分まで、または約25分まで、または約30分までの範囲内の時間間隔持続時間をもたらすように構成される請求項1から20のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２２】
前記コントローラは、前記圧力を監視し前記心臓活動から結果として生じる前記圧力の変化が10%未満だけ減衰されるように十分に遅い応答時間で調整するように構成される請求項1から21のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２３】
前記コントローラは、前記カフ内の前記圧力をある値に設定し、前記心臓活動により生じる圧力変動の測定時に前記カフに印加される外部圧力を変化させないことによって前記外部圧力を維持するように構成される請求項1から22のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２４】
前記コントローラは、前記被験者について決定された拡張期血圧以下である外部圧力を印加するように構成される請求項1から23のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２５】
前記コントローラは、前記被験者について測定された平均拡張期血圧未満であるか、または前記被験者に対する予想拡張期血圧未満である外部圧力を印加するように構成される請求項1から23のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２６】
前記コントローラは、前記哺乳類について測定された平均拡張期血圧未満であるが、前記平均拡張期血圧よりも約10mmHg以上低い外部圧力を印加するように構成される請求項1から23のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２７】
前記装置は、前記カフまたは装置内の移動もしくは振動を検出するように配設されている加速度計をさらに備える請求項1から26のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２８】
前記コントローラは、患者の少なくとも5つの心臓周期にわたって連続的に前記圧力を印加するように適合される請求項1から23のいずれか一項に記載の装置。
【請求項２９】
哺乳類の内皮機能を評価する方法であって、
a)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを動脈に印加し、前記期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じるカフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、前記哺乳類の内皮機能に関係するベースラインパラメータに対する値を決定するステップであって、前記ベースラインパラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について、期間Tmに前記外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の時間期間Tmにわたって前記ベースラインパラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係する前記パラメータに対する複数のベースライン値を与えるステップと、
b)刺激を前記哺乳類に加えるステップと、
c)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを前記動脈に印加し、前記期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、前記哺乳類の内皮機能に関係する刺激効果パラメータに対する値を決定するステップであって、前記刺激効果パラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について、期間Tmに前記外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の時間期間Tmにわたって前記パラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係する前記パラメータに対する複数の刺激効果値を与えるステップとを含み、
前記ベースライン値は、前記哺乳類が前記刺激および前記ベースライン値の差の実質的な効果を受けないときに行われた測定から決定され、前記刺激効果値は、前記哺乳類の内皮機能の尺度となる方法。
【請求項３０】
前記方法は、
ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積に比例する尺度を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、
刺激効果圧力測定から算出された動脈内腔の面積に比例する尺度を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、
前記第1の関数を使用して、前記ベースライン動脈内腔面積(Ab)に比例する尺度を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、
前記第2の関数を使用して、前記刺激効果動脈内腔面積(Ar)に比例する尺度を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、
同等の超音波ベースFMD(uFMD)尺度を決定するステップであって、uFMDは比Ar/Abの平方根に比例するステップとをさらに含む請求項29に記載の方法。
【請求項３１】
心臓血管疾患に関して被験者を治療する方法であって、前記方法は、
前記被験者に対して請求項29または30に記載の前記方法を実行するステップを含み、
前記方法は損なわれている内皮機能の尺度を生成し、心臓血管疾患に対する鑑別診断の状況において前記尺度を評価するステップと、指示されている場合に、ACE阻害剤を投与するステップ、アンジオテンシン受容体遮断薬を投与するステップ、エンドセリン遮断薬を投与するステップ、スタチンを投与するステップ、テトラヒドロビオプテリンを投与するステップ、葉酸塩を投与するステップ、インスリン感受性を改善するステップ、LDL低減、HDL増加、抗酸化物質を投与するステップ、エストロゲンを投与するステップ、Lアルギニンを投与するステップ、デスフェロキサミンを投与するステップ、グルタチオンを投与するステップ、ホモシステイン低減、CRPを下げるステップ、および遊離脂肪酸フラックスを減らすステップからなる群から選択される1つまたは複数のインターベンションを実行するステップを含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本出願は、すべての目的に関してその全体が参照により本明細書に組み込まれている、2015年8月14日に出願した米国特許出願第62/205,470号の優先権および利益を主張するものである。
【０００２】
政府支援の表明
本発明は、米国エネルギー省により発注された、契約番号DE-AC023-05CH11231の下で政府支援によりなされた。政府は、本発明に一定の権利を有する。
【背景技術】
【０００３】
動脈内皮機能の障害は、アテローム性動脈硬化症における初期事象であり、心循環器疾患(CVD)の主要リスク因子のすべてと相関する。内皮機能の最も広く使用されている非侵襲的処置は、数分間の血流閉塞の前後に超音波撮像を使用して上腕動脈(BA)の直径の測定を行うことを伴う(Celermajerら(1992年) The Lancet、340:1111〜1115頁)。動脈直径の変化は、血流依存性血管拡張反応(FMD)の尺度である。この末梢測定は、冠状動脈内皮機能と強く相関し、これはその臨床的価値を強く裏付ける事実である。しかしながら、計装の結果およびコストの実験室間の変動性が高いため、この技術は日常的な臨床用途には不向きである。
【０００４】
内皮機能は、CVDリスクに影響を及ぼす生活要因による急性および慢性の両方の影響を受ける(Brunnerら(2005年) J. Hypertens.、23:233〜246頁)。その結果、内皮機能の尺度は、薬剤への反応、食事の変更、および運動管理療法を監視する際に有用である。残念なことに、個別の患者に対する内皮機能測定の臨床的価値を決定すること、または内皮機能の日常的もしくは連続的監視に適した測定方法を開発することに心血が注がれる研究は非常に少なかった。個人の内皮機能の急性の変化について知ることが重要であると確信するやむを得ない理由がある。内皮細胞によって放出されるNOは、内皮細胞表面への白血球および単球付着の強力阻害剤であるので、またこれらの細胞の付着は、アテローム発生における必要な起因事象であると広く信じられているので(Deanfieldら(2005年) J. Hypertens.、23:7〜17頁)、内皮細胞が機能不全を起こしている時間の割合は疾病リスクの重要な指標となると推論することは妥当である。これが、内皮機能の定期的または連続的測定を可能にするのに十分に単純で安価である技術の開発に対する論理的根拠である。
【０００５】
内皮機能を測定するための2つのFDAに認可された市販のシステムは、(導管動脈ではなく)抵抗血管内の流れおよび脈圧に基づく測定を実行する。Itamar Medical社のEndo-PAT2000システムは、内皮刺激への適用の前後の指の脈幅を分析する。脈幅の観察される変化の約46%は、NOシンターゼ阻害剤によってブロックされるが、NOによって媒介される機構以外の機構は反応に著しく寄与する(Nohriaら(2006年) J Appl Physiol、101(2):545〜548頁)。これが細動脈および細動脈/微小血管の血管拡張に関与する異なる機構の結果である可能性が最も高い。また、虚血性病態の下で生じる虚血および多くの非NO依存性血管拡張過程を経験する血管内で測定が行われる。上腕動脈などの動脈上で測定を実行することが臨床的に好ましく、その内皮反応は冠状動脈の内皮反応と非常に高い相関を示す(r=0.78、p<0.001、Takaseら(1998年) Am. J. Cardiol.、82(12):1535〜1539頁)。それに加えて、2,500件に近い研究のレビューから、上腕動脈および冠状動脈EFは、1〜92カ月の追跡調査期間にわたる重篤な心血管系事象を予測する同様の能力を有していることがわかった(LermanおよびZeiher(2005年) Circulation、111(3):363〜368頁)。レビューの著者らは、「心臓血管事象を予測する冠状動脈および末梢内皮機能不全の類似の能力ならびに心臓血管事象が内皮機能不全が検知された部位から離れた場所に生じ得るという観察結果は、内皮機能不全の全身性および心臓血管事象の予測におけるきわめて重要な役割を明確に示す」と主張している。微小血管内皮機能の重要性に関してそのような強い意見を述べることは現在可能でない。
【０００６】
2つの大きい(>1800人の被験者)横断的研究は、EndoPAT測定の間の関連性を見いだし、心臓血管リスク因子を受け入れた(Palmisanoら(2011年) Hypertension、57(3):390〜396頁、Schnabelら(2011年) Circulation: Cardiovascular Imaging、4(4):371〜380頁)。しかしながら、EndoPATとFMDとの間の相関は、それぞれの研究において低く、r=0.094(N=1843)およびr=0.19(N=5000)であった。相関は、年齢および性別について調整されたときにさらに減少した。また、結果のいくつかは、潜在的に重大な交絡因子の影響を示唆している。たとえば、内皮機能は年齢とともに減少する傾向にあることはよく知られているが、高齢被験者は、Endo-PATにより比較的よい内皮反応を呈した(Hamburgら(2008年) Circulation、117(19):2467〜2474頁)。
【０００７】
第2の認可されたデバイスは、テキサス州ヒューストン所在のEndothelix, Inc.社によって開発されたVendysシステムである。このシステムは、上腕動脈閉塞の2分間と、次のRHで手の皮膚温度測定を使用して皮膚反応性充血反応を測定するものである。閉塞時に、遠位の手では皮膚温度が低下する。血流が回復するにつれ、温度は上昇する。研究は、高フラミンガムリスクスコアならびにCVDおよびCVDリスクの他の測定基準を有する被験者では皮膚温度の回復が遅れることを示している。興味深いことに、反応性充血発現を呈していない反対側の手でも実質的な温度変化が観察される。これは、反応における著しい神経関与を示唆している。このような理由、またWongら(2003年) J. Appl. Physiol.、95:504〜510頁の結果に対して、この反応がNOS阻害剤によってブロックされ得ないと予測することは妥当である。
【０００８】
これらのシステムが臨床的価値をもたらし、プールされた心臓血管リスク因子を有する患者を識別することができることは間違いない。しかしながら、これらのシステムが、一般集団におけるフラミンガムリスクなどの紙面上の得点法に比べてより適切にこれを行うことができることは明らかではない。また、交感神経活性化は、細動脈および微小血管反応に基づく内皮機能測定における重要な交絡因子であることは大いにあり得そうである。
【０００９】
末梢動脈内皮機能は、ただ単にCVDリスク因子の相関をもたらすだけではないことを示すかなり強い証拠が存在する。導管動脈内のEFの評価が実証済みのかなりの臨床的価値を有するという意見に同意しない臨床医は少ない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許第8,666,472号
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Celermajerら(1992年) The Lancet、340:1111〜1115頁
【非特許文献２】Brunnerら(2005年) J. Hypertens.、23:233〜246頁
【非特許文献３】Deanfieldら(2005年) J. Hypertens.、23:7〜17頁
【非特許文献４】Nohriaら(2006年) J Appl Physiol、101(2):545〜548頁
【非特許文献５】Takaseら(1998年) Am. J. Cardiol.、82(12):1535〜1539頁
【非特許文献６】LermanおよびZeiher(2005年) Circulation、111(3):363〜368頁
【非特許文献７】Palmisanoら(2011年) Hypertension、57(3):390〜396頁
【非特許文献８】Schnabelら(2011年) Circulation: Cardiovascular Imaging、4(4):371〜380頁
【非特許文献９】Hamburgら(2008年) Circulation、117(19):2467〜2474頁
【非特許文献１０】Wongら(2003年) J. Appl. Physiol.、95:504〜510頁
【非特許文献１１】Babbs(2012年) BioMedical Engineering OnLine、11:56 DOI: 10.1186/1475-925X-11-56i
【非特許文献１２】Bankら(1999年) Circulation、100: 41〜47頁
【非特許文献１３】Bankら(1995年) Circ. Res.、77(5): 1008〜1016頁
【非特許文献１４】Kimら(2004年) Ultrasound in Medicine & Biology、30: 761〜771頁
【非特許文献１５】MaltzおよびBudinger(2005年) Physiol. Meas. 26: 293-307頁
【非特許文献１６】Tanakaら(2003年) Engineering in Medicine and Biology Society、Proceedings of the 25th Annual International Conference of the IEEE、4: 3149-3152頁
【非特許文献１７】Iidaら(2006年) J. Amer. Coll. Cardiol.、48(3):532〜537頁
【非特許文献１８】Shimokawa(1999年) J. Mol. Cell Cardiol. 31:23〜37頁
【非特許文献１９】Ross(1999年) N. Engl. J. Med. 340:115〜126頁
【非特許文献２０】Vermaら(2002年) Circulation、105:546〜549頁
【非特許文献２１】NicholsおよびO'Rourke、McDonald's blood flow in arteries、3rd ed. Edward Arnold、1990年、100〜101頁
【非特許文献２２】Bankら(1996年) Circulation、94(12):3263〜3270頁
【非特許文献２３】NicholsおよびO'Rourke(1998年) McDonald's blood flow in arteries、4th ed. Edward Arnold、258〜259頁
【非特許文献２４】MeindersおよびHoeks(2004年) Ultrasound in Med. & Biol. 30(2):147〜154頁
【非特許文献２５】BernjakおよびStefanovska(2009年) Physiol. Meas. 30(3):245頁
【非特許文献２６】Correttiら(2002年) J. Am. Coll. Cardiol. 39:257〜265頁
【非特許文献２７】Thijssenら(2011年) Am J. Physio. - Heart Circ. Physiol. 300(1):H2〜H12
【非特許文献２８】Owensら(2009年) J. Vasc. Surg. 50(5):1063〜1070頁
【非特許文献２９】Correttiら(2002年) J. Am. Coll. Cardiol. 39:257〜65頁
【非特許文献３０】Witteら(2005年) J. Am. Coll. Cardiol. 45(12):1987〜1993頁
【非特許文献３１】Erdfelderら(1996年) Behav. Res. Meth. Inst. & Comp. 28:1〜11頁
【非特許文献３２】Wallaceら(2007年) Hypertension、50(1):228〜233頁
【非特許文献３３】MaltzおよびBudinger(2005年) Physiol. Meas. 26(3) 293〜307頁
【非特許文献３４】Feldmanら(1979年) Am. J. Cardiol. 43(1):91〜97頁
【非特許文献３５】Adamsら(1998年) J. Am. Coll. Cardiol. 32:123〜127頁
【非特許文献３６】Doshiら(2001年) Clin. Sci. (Lond)、101:629〜635頁
【非特許文献３７】Correttiら(1995年) Am. J. Physiol、268:H1397〜H1404
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
従来の血流依存性血管拡張(FMD)研究では、内皮刺激の印加の前後に動脈直径を測定する。本明細書で説明されている方法および装置では、直径ではなくむしろ動脈の断面積が測定される。Bモード超音波を使用して動脈内腔を撮像する代わりに、単純で安価な血圧計カフが利用される。
【００１３】
本明細書全体を通して、「面積」測定という用語は、必ずしも、面積の実際の較正済み測定を意味すると解釈されず、むしろ、動脈内腔面積に比例するか、または表す量を意味すると解釈される。ほとんどの実施形態において、この面積尺度は、カフ内の圧力変化として感知された、拍動波形の振幅から得られる。面積の較正済み尺度がここで教示されている方法に必要ない理由は、鍵となる算出が刺激の印加の前後に測定された「面積」の比を伴い、これらの比が絶対較正係数とは無関係であることである。刺激後圧力波形振幅と刺激前圧力波形振幅との比などの尺度は、この目的に対する「測定された面積」をなす。
【００１４】
本明細書において企図されている様々な実施形態は、限定はしないか、次のうちの1つまたは複数を含み得る。
【００１５】
実施形態1:哺乳類の内皮機能を評価する方法であって、前記方法は、a)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを動脈に印加し、前記期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じるカフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、前記哺乳類の内皮機能に関係するベースラインパラメータに対する値を決定するステップであって、前記ベースラインパラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について、期間Tmに外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の期間Tmにわたって前記ベースラインパラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係する前記パラメータに対する複数のベースライン値を与えるステップと、b)刺激を前記哺乳類に加えるステップと、c)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを前記動脈に印加し、前記期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、前記哺乳類の内皮機能に関係する刺激効果パラメータに対する値を決定するステップであって、前記刺激効果パラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について、期間Tmに外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の期間Tmにわたって前記パラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係する前記パラメータに対する複数の刺激効果値を与えるステップとを含み、前記ベースライン値は、前記哺乳類が前記刺激および前記ベースライン値の差の実質的な効果を受けないときに行われた測定から決定され、前記刺激効果値は、前記哺乳類の内皮機能の尺度となる、方法。
【００１６】
実施形態2:前記方法は、ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積(たとえば、面積に比例する尺度)を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、刺激効果圧力測定から算出された動脈内腔の面積(たとえば、面積に比例する尺度)を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、前記第1の関数を使用して、ベースライン動脈内腔面積(Ab)(たとえば、面積Abに比例する尺度)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、前記第2の関数を使用して、刺激効果動脈内腔面積(Ar)(たとえば、面積Arに比例する尺度)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、同等の超音波ベースFMD(uFMD)尺度を決定するステップであって、uFMDは、比Ar/Abの平方根に比例する、ステップとをさらに含む、実施形態1の方法。
【００１７】
実施形態3:前記尺度をディスプレイ、プリンタ、またはコンピュータ可読媒体に出力するステップを含む、実施形態2の方法。
【００１８】
実施形態4:同等の超音波ベースFMDは
【００１９】
【数１】
2018525106.tif 000003
【００２０】
で与えられる、実施形態2〜3のいずれか1つによる方法。
【００２１】
実施形態5:前記第1の非線形モデルおよび/または前記第2の非線形モデルは、同じ種類の関数である、実施形態2〜4のいずれか1つによる方法。
【００２２】
実施形態6:前記第1の非線形モデルおよび/または前記第2の非線形モデルは、2パラメータモデル、3パラメータモデル、4パラメータモデル、5パラメータモデル、および6パラメータモデルからなる群から選択される、実施形態2〜5のいずれか1つによる方法。
【００２３】
実施形態7:前記第1の非線形モデルおよび前記第2の非線形モデルは、3パラメータモデルである、実施形態2〜5のいずれか1つによる方法。
【００２４】
実施形態8:前記第1の非線形モデルおよび前記第2の非線形モデルは、アークタンジェントモデルである、実施形態7による方法。
【００２５】
実施形態9:ベースライン値および刺激効果値は、同じ肢または部位について決定される、実施形態1〜8のいずれか1つによる方法。
【００２６】
実施形態10:ベースライン値は、刺激効果値を決定するために使用される肢または部位の対側肢または部位について決定される、実施形態1〜8のいずれか1つによる方法。
【００２７】
実施形態11:前記対側肢または部位は、測定時に血圧を監視するために使用される、実施形態10による方法。
【００２８】
実施形態12:監視される血圧は、測定時に血圧が変化した場合に測定圧力を調整するために使用される、実施形態11による方法。
【００２９】
実施形態13:外部圧力Pmを一定期間Tmの間に前記動脈に印加する前記ステップは、一定期間Tmの間に実質的に一定の外部圧力Pmを印加するステップを含む、実施形態1〜12のいずれか1つによる方法。
【００３０】
実施形態14:外部圧力Pmを一定期間Tmの間に前記動脈に印加する前記ステップは、一定期間Tmの間に連続的に変化する外部圧力Pmを印加するステップを含む、実施形態1〜12のいずれか1つによる方法。
【００３１】
実施形態15:ステップ(a)および/またはステップ(b)は、少なくとも3つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも4つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも5つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも6つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも7つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも8つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも9つの異なる圧力(Pm)について、または少なくとも10個の異なる圧力(Pm)について、または圧力が連続的に変化するときに、ベースラインパラメータに対する前記値および/または刺激効果パラメータに対する前記値を決定するステップを含む、実施形態1〜14のいずれか1つによる方法。
【００３２】
実施形態16:前記外部圧力は、平均動脈圧未満である、実施形態1〜15のいずれか1つによる方法。
【００３３】
実施形態17:前記外部圧力は、平均拡張期血圧未満である、実施形態1〜15のいずれか1つによる方法。
【００３４】
実施形態18:前記外部圧力(Pm)は、約20mmHgから約80mmHgまでの範囲である、実施形態1〜17のいずれか1つによる方法。
【００３５】
実施形態19:前記ベースライン値を決定するために使用される外部圧力点(Pm)は、刺激効果値を決定するために使用される外部圧力点(PM)と実質的に同じである、実施形態1〜18のいずれか1つによる方法。
【００３６】
実施形態20:前記ベースライン値を決定するために使用される外部圧力点(Pm)は、刺激効果値を決定するために使用される外部圧力点(PM)と異なる、実施形態1〜18のいずれか1つによる方法。
【００３７】
実施形態21:前記ベースラインパラメータは、期間Tmにおいて外部圧力Pmを変化させることによって少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について決定される、実施形態1〜20のいずれか1つによる方法。
【００３８】
実施形態22:前記ベースラインパラメータは、異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の期間Tmにわたって前記ベースラインパラメータを決定することによって少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について決定される、実施形態1〜21のいずれか1つによる方法。
【００３９】
実施形態23:前記刺激効果パラメータは、期間Tmにおいて外部圧力Pmを変化させることによって少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について決定される、実施形態1〜22のいずれか1つによる方法。
【００４０】
実施形態24:前記刺激効果パラメータは、異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の期間Tmにわたって前記パラメータを決定することによって少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について決定される、実施形態1〜23のいずれか1つによる方法。
【００４１】
実施形態25:ステップ(a)は、少なくとも2回、または少なくとも3回、または少なくとも5回、少なくとも約10回繰り返される、実施形態1〜24のいずれか1つによる方法。
【００４２】
実施形態26:ステップ(c)は、少なくとも2回、または少なくとも3回、または少なくとも5回、少なくとも約10回繰り返される、実施形態1〜25のいずれか1つによる方法。
【００４３】
実施形態27:前記ベースライン値および/または前記刺激効果値を決定するために使用される前記時間間隔(Tm)の持続時間は、約1秒から、または約2秒から、または約3秒から、または約4秒から、または約5秒から、または約6秒から、または約7秒から、または約8秒から、または約9秒から、または約10秒から、または約15秒から約20秒まで、または約30秒まで、または約40秒まで、または約50秒まで、または約1分まで、または約2分まで、または約3分まで、または約4分まで、または約5分まで、または約6分まで、または約7分まで、または約8分まで、または約9分まで、または約10分まで、または約15分まで、または約20分まで、または約25分まで、または約30分までの範囲内である、実施形態1〜26のいずれか1つによる方法。
【００４４】
実施形態28:前記ベースライン値および/または前記刺激効果値を決定するために使用される前記時間間隔(Tm)の持続時間は、約30秒である、実施形態1〜26のいずれか1つによる方法。
【００４５】
実施形態29:カフ膨張の間の待ち時間が少なくとも30秒である複数の測定期間(Tm)がある、実施形態1〜28のいずれか1つによる方法。
【００４６】
実施形態30:前記時間間隔において、前記外部圧力は、実質的に一定に維持され、異なる時間間隔において異なるレベルに保持される、実施形態1〜29のいずれか1つによる方法。
【００４７】
実施形態31:前記圧力は、単一の時間期間(Tm)において異なるレベルに調整される、実施形態1〜29のいずれか1つによる方法。
【００４８】
実施形態32:ベースライン値を確立し、および/または刺激効果値を決定する前記ステップは、人為的に誘発された動脈拍動から結果として生じる圧力の変化に対する値を決定するステップを含む、実施形態1〜31のいずれか1つによる方法。
【００４９】
実施形態33:ベースライン値を確立し、および/または刺激効果値を決定する前記ステップは、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる圧力の変化に対する値を決定するステップを含む、実施形態1〜31のいずれか1つによる方法。
【００５０】
実施形態34:前記カフは、前記哺乳類の腕または脚の周りに配設される、実施形態1〜33のいずれか1つによる方法。
【００５１】
実施形態35:前記カフは、ガスまたはガス混合物によって加圧される、実施形態1〜34のいずれか1つによる方法。
【００５２】
実施形態36:前記カフは、液体またはゲルによって加圧される、実施形態1〜34のいずれか1つによる方法。
【００５３】
実施形態37:前記哺乳類は、人間である、実施形態1〜36のいずれか1つによる方法。
【００５４】
実施形態38:前記哺乳類は、人間以外の哺乳類である、実施形態1〜36のいずれか1つによる方法。
【００５５】
実施形態39:前記外部圧力は、前記カフ内の圧力を監視し調整し、その反応時間が前記心臓活動から結果として生じる圧力の変化がシステムによって実質的に減衰されないように十分に遅いシステムによって維持される、実施形態1〜38のいずれか1つによる方法。
【００５６】
実施形態40:前記反応時間は、前記心臓活動から結果として生じる前記圧力変化が10%未満だけ減衰されるように十分に遅い、実施形態39による方法。
【００５７】
実施形態41:前記外部圧力は、前記カフ内の圧力をある値に設定し、前記心臓活動により生じる圧力変動の測定時に前記カフに印加される外部圧力を変化させないことによって維持される、実施形態1〜40のいずれか1つによる方法。
【００５８】
実施形態42:圧力を動脈に印加するステップは、動脈と同じ肢内の他の血管に実質的に影響を及ぼさない局所圧力を印加するステップを含む、実施形態1〜41のいずれか1つによる方法。
【００５９】
実施形態43:外部圧力を動脈に印加するステップは、動脈を含む肢の断面全体に影響を及ぼす圧力を印加するステップを含む、実施形態1〜41のいずれか1つによる方法。
【００６０】
実施形態44:前記外部圧力は、前記被験者について測定された平均拡張期血圧以下である、実施形態1〜43のいずれか1つによる方法。
【００６１】
実施形態45:前記実質的に外部からの圧力は、前記被験者について測定された平均拡張期血圧未満であるか、または前記被験者に対する予想拡張期血圧未満である、実施形態44の方法。
【００６２】
実施形態46:前記実質的に一定の外部圧力は、所定の圧力に設定される、実施形態1〜45のいずれか1つによる方法。
【００６３】
実施形態47:ベースライン値は、刺激を印加する前に決定される、実施形態1〜46のいずれか1つによる方法。
【００６４】
実施形態48:刺激効果値を決定するステップは、刺激から少なくとも約30秒後に、または前記刺激から少なくとも約45秒後に、または前記刺激から少なくとも約60秒後に、または前記刺激から少なくとも約90秒後に実行される、実施形態1〜47のいずれか1つによる方法。
【００６５】
実施形態49:刺激効果値を決定するステップは、前記刺激の後最大約5分まで、または前記刺激の後最大約4分まで、または最大約3分まで、または最大約2分まで、または最大約90秒まで実行される、実施形態1〜48のいずれか1つによる方法。
【００６６】
実施形態50:ベースライン値は、刺激を印加した後に決定される、実施形態1〜46のいずれか1つによる方法。
【００６７】
実施形態51:1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化を決定する前記ステップは、前記カフ内の圧力を時間の関数として決定するステップを含む、実施形態1〜50のいずれか1つによる方法。
【００６８】
実施形態52:決定する前記ステップは、1つまたは複数の心臓周期について時間に関して圧力変化の値を積分して(圧力/時間曲線の下の面積を算出して)積分圧力値を決定するステップを含む、実施形態51の方法。
【００６９】
実施形態53:決定する前記ステップは、1つまたは複数の心臓周期について圧脈拍の立ち上がりエッジで圧力対時間の波形の微分の最大または特定のパーセンタイル順位を決定してコンプライアンス値を決定するステップを含む、実施形態51〜52のいずれか1つによる方法。
【００７０】
実施形態54:前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値は、複数の心臓周期にわたって平均される、実施形態52〜53のいずれか1つによる方法。
【００７１】
実施形態55:前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値は、単一の心臓周期について決定される、実施形態52〜53のいずれか1つによる方法。
【００７２】
実施形態56:前記単一の心臓周期は、複数の心臓周期における前記値の最大変化について選択された心臓周期である、実施形態55の方法。
【００７３】
実施形態57:前記単一の心臓周期は、ベースライン測定と刺激効果測定との間の前記の値の最大変化について選択された心臓周期である、実施形態55の方法。
【００７４】
実施形態58:1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化を決定する前記ステップは、前記カフ内の圧力を時間の関数として決定して心臓拍動波形を与えるステップを含む、実施形態51の方法。
【００７５】
実施形態59:1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化を決定する前記ステップは、前記カフ内の圧力を時間の関数として決定してカフが膨張している間および/または前記カフが収縮している間に心臓拍動波形を与えるステップを含む、実施形態58の方法。
【００７６】
実施形態60:決定する前記ステップは、前記カフが約3から6mmHg/sの速さで膨張および/または収縮を行っている間に行われる、実施形態59の方法。
【００７７】
実施形態61:心臓拍動波形は、対応する圧力レベルでの拍動特性の直接的比較によってベースライン状態と刺激後状態との間で比較される、実施形態59〜60のいずれか1つによる方法。
【００７８】
実施形態62:心臓拍動波形は、最初にモデルを一組のベースライン心臓拍動波形および一組の刺激後心臓拍動波形に当てはめ、2つのモデルによって生成されるパラメータを比較することによってベースライン状態と刺激後状態との間で比較される、実施形態59〜60のいずれか1つによる方法。
【００７９】
実施形態63:血圧およびcFMDは、同時に測定される、実施形態59〜62のいずれか1つによる方法。
【００８０】
実施形態64:前記カフは、心臓拍動波形(振動測定波形)のピークを超える圧力になるまで膨らまされる、実施形態59〜63のいずれか1つによる方法。
【００８１】
実施形態65:収縮期BPおよびMAPが測定され、振動測定分析を使用して拡張期血圧(DBP)が算出される、実施形態59〜64のいずれか1つによる方法。
【００８２】
実施形態66:収縮期BPおよびMAPが測定され、DBPはオーディオセンサー(たとえば、聴診器、心音図)または超音波プローブを使用して取得されるコロトコフ音を分析することによって決定される、実施形態59〜65のいずれか1つによる方法。
【００８３】
実施形態67:cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPを算出するための測定は、カフ膨張時に行われる、実施形態59〜66のいずれか1つによる方法。
【００８４】
実施形態68:cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPを算出するための測定は、カフ収縮時に行われる、実施形態59〜67のいずれか1つによる方法。
【００８５】
実施形態69:収縮期BPおよび/または拡張期BPが決定され、cFMDの決定のために、対応する圧力でのベースラインおよび刺激後間隔の間の拍動波形特性の比較は、対応する圧力が決定された収縮期および/または拡張期BP値を使用して算出される経壁圧である場合に行われる比較である、実施形態59〜68のいずれか1つによる方法。
【００８６】
実施形態70:対応する圧力でのベースラインおよび刺激後間隔の間の拍動波形特性の比較は、モデルによって決定された経壁圧に基づき行われる比較である、実施形態62の方法。
【００８７】
実施形態71:複数の異なる時刻で同じ哺乳類の測定が行われ、前記複数におけるより早い時間に行われた測定は、現在の測定時間における血管の緊張状態を決定するために使用される、実施形態59〜70のいずれか1つによる方法。
【００８８】
実施形態72:ベースラインにおける拡張の程度(緊張状態)は、現在の血管緊張状態に合わせてcFMDおよびBP測定を調整するために使用される、実施形態71の方法。
【００８９】
実施形態73:最大の拡張状態は、ニトログリセリンなどのNO供与体で血管を刺激することによって測定される、実施形態71〜72のいずれか1つによる方法。
【００９０】
実施形態74:収縮状態は、血管収縮物質で血管を刺激することによって測定される、実施形態71〜73のいずれか1つによる方法。
【００９１】
実施形態75:血管の拡張および収縮ポテンシャルならびに緊張状態は、心臓に関する異なる垂直レベルに高められたカフで得られる測定結果によって推論される、実施形態71〜72のいずれか1つによる方法。
【００９２】
実施形態76:血管緊張への振動測定特性の依存性を記述するモデルが、DBPの振動測定決定に対する閾値を定義するために使用される、実施形態71〜75のいずれか1つによる方法。
【００９３】
実施形態77:前記時間間隔において圧力が前記カフに印加され、その際に制御フィードバックシステムを使用してポンプまたは他の圧力供給源および/または比例放出弁を調整して印加圧力を変化させる、実施形態1〜76のいずれか1つによる方法。
【００９４】
実施形態78:前記時間間隔において前記圧力は、オンオフ制御システムを使用して定期的に調整される、実施形態1〜76のいずれか1つによる方法。
【００９５】
実施形態79:前記時間間隔において前記圧力の調整は、圧力を維持するように同時に動作するポンプおよび比例弁によるものであり、ポンプは弁が一定圧力を維持するように調整されている間オンのままであり、このシステムは心臓拍動信号がサーボ機構によって目立って減衰されることのないように時間定数によって特徴付けられる、実施形態1〜76のいずれか1つによる方法。
【００９６】
実施形態80:刺激を印加するステップは、血管の閉塞によって肢への血液の流れを制限するステップを含む、実施形態1〜79のいずれか1つによる方法。
【００９７】
実施形態81:血液の流れを制限するステップは、カフおよび/または止血帯を使用して遂行される、実施形態80の方法。
【００９８】
実施形態82:血液の流れを制限するステップおよび動脈に圧力を印加するステップは、別々のカフを使用して実行される、実施形態80の方法。
【００９９】
実施形態83:同じカフは、血管を閉塞させ、圧力を動脈に印加するために使用される、実施形態80の方法。
【０１００】
実施形態84:動脈を通る血液の流れを制限するステップは、制限カフを前記哺乳類に対する測定された収縮期血圧よりも少なくとも10mmHg高い圧力に膨張させるステップを含む、実施形態82〜83のいずれか1つによる方法。
【０１０１】
実施形態85:動脈を通る血液の流れを制限するステップは、少なくとも1分間制限するステップを含む、実施形態80〜84のいずれか1つによる方法。
【０１０２】
実施形態86:刺激を印加するステップは、薬物を前記哺乳類に投与するステップを含む、実施形態1〜57のいずれか1つによる方法。
【０１０３】
実施形態87:前記薬物は、NO作動薬ではない、実施形態86の方法。
【０１０４】
実施形態88:前記薬物は、β2アドレナリン作動薬である、実施形態86〜87のいずれか1つによる方法。
【０１０５】
実施形態89:前記薬物は、NO供与体ではない、実施形態86の方法。
【０１０６】
実施形態90:前記薬物は、ニトログリセリンまたはニトロプルシドナトリウムを含む、実施形態89の方法。
【０１０７】
実施形態91:前記刺激は、動脈の閉塞を含まず、および/または薬物の投与を含まない、実施形態1〜79のいずれか1つによる方法。
【０１０８】
実施形態92:前記刺激は、低強度超音波を含む、実施形態91の方法。
【０１０９】
実施形態93:前記刺激は、音響的/機械的組織振動を含む、実施形態91の方法。
【０１１０】
実施形態94:鑑別診断の状況における内皮機能の前記尺度は、心臓血管疾患の指標である、実施形態1〜93のいずれか1つによる方法。
【０１１１】
実施形態95:前記心臓血管疾患は、アテローム性動脈硬化症、高コレステロール血症、高LDL-C、低HDL-C、高リポタンパク質(a)、低密度LDL-C、酸化LDL-C、高血圧症、高ホモシステイン、老化、脈管炎、子癇前症、メタボリック症候群、異型狭心症、糖尿病、能動喫煙、受動喫煙、虚血再灌流、移植アテローム性動脈硬化症、心肺バイパス、閉経後、川崎病、シャーガス病、家族歴CAD、感染、うつ病、不活発、肥満、腎不全、CRP上昇、うっ血性心不全、および左心室肥大からなる群から選択された病状である、実施形態94の方法。
【０１１２】
実施形態96:前記哺乳類における内皮機能の前記尺度は、有形的媒体上にプリントアウトおよび/または記憶される、実施形態1〜95のいずれか1つによる方法。
【０１１３】
実施形態97:前記有形的媒体は、医療記録を含む、実施形態96の方法。
【０１１４】
実施形態98:前記医療記録は、コンピュータ化された医療記録である、実施形態96の方法。
【０１１５】
実施形態99:哺乳類の内皮機能評価のための装置であって、実質的な圧力を前記哺乳類の動脈に印加するように適合された測定用カフと、前記圧力が印加されている間に前記カフ内の圧脈拍を1つまたは複数の心臓周期にわたって検出し、定量化するように適合されている測定ユニットと、単一の時間期間(Tm)内にカフに異なる圧力を印加し、および/または異なる時間期間(Tm)内で異なる実質的に一定の圧力を印加するように適合され、前記カフ内の圧力を監視し、調整し、その反応時間は、前記心臓周期から結果として生じる圧力の変化が前記システムによって実質的に減衰されることがないように十分に遅く、および/または圧力供給源と前記カフ内の圧力のオンオフ制御を行うための弁とを制御するように適合されている、コントローラと、内皮機能に関係するパラメータに対する複数のベースライン値を印加圧力(Pm)の関数として決定し、また内皮機能に関係するパラメータに対する複数の刺激効果値を印加圧力(Pm)の関数として決定するように適合されているプロセッサとを備える装置。
【０１１６】
実施形態100:前記プロセッサは、ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積(たとえば、面積に比例する尺度)を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与え、刺激効果圧力測定から算出された動脈内腔の面積(たとえば、面積に比例する尺度)を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与え、前記第1の関数を使用して、ベースライン動脈内腔面積(Ab)(たとえば、面積Abに比例する尺度)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出し、前記第2の関数を使用して、刺激効果動脈内腔面積(Ar)(たとえば、面積Arに比例する尺度)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するように適合される、実施形態99の装置。
【０１１７】
実施形態101:前記プロセッサは、同等の超音波ベースFMD(uFMD)を決定するように構成され、uFMDは、比Ar/Abの平方根に比例する、実施形態100の装置。
【０１１８】
実施形態102:前記プロセッサは、同等の超音波ベースFMDを
【０１１９】
【数２】
2018525106.tif 000004
【０１２０】
として与えられると決定するように構成される、実施形態101の装置。
【０１２１】
実施形態103:前記装置は、前記刺激の印加を除き、実施形態1〜79のいずれか1つによる方法を実行するように構成される、実施形態99〜102のいずれか1つによる装置。
【０１２２】
実施形態104:前記装置は、前記刺激の印加を含む、実施形態1〜79のいずれか1つによる方法を実行するように構成される、実施形態99〜102のいずれか1つによる装置。
【０１２３】
実施形態105:前記装置は、前記刺激の印加を含む、実施形態1〜79のいずれか1つによる方法を実行するように構成され、前記刺激は、血管の閉塞による肢への血液の流れの制限を含む、実施形態99〜102のいずれか1つによる装置。
【０１２４】
実施形態106:前記装置は、カフを使用して血液の流れを制限するように構成される、実施形態105の装置。
【０１２５】
実施形態107:前記装置は、別個のカフを使用して血液の流れを制限し、圧力を動脈に印加するように構成される、実施形態106の装置。
【０１２６】
実施形態108:前記装置は、同じカフを使用して血管を閉塞させ、圧力を動脈に印加するように構成される、実施形態106の装置。
【０１２７】
実施形態109:前記装置は、制限カフを前記哺乳類に対する測定された収縮期血圧よりも少なくとも10mmHg高い圧力に膨張させることによって動脈を通る血液の流れを制限するように構成される、実施形態82〜83のいずれか1つによる装置。
【０１２８】
実施形態110:前記装置は、少なくとも1分間動脈を通る血液の流れを制限するように構成される、実施形態105〜109のいずれか1つによる装置。
【０１２９】
実施形態111:前記コントローラは、ポンプまたは他の圧力供給源および/または比例放出弁を調整して所望の圧力を維持することによって1つまたは複数の時間期間(Tm)において圧力を前記カフに印加するように構成される、実施形態99〜110のいずれか1つによる装置。
【０１３０】
実施形態112:前記コントローラは、前記時間期間において前記圧力の調整を停止するように構成される、実施形態99〜111のいずれか1つによる装置。
【０１３１】
実施形態113:前記コントローラは、前記時間期間においてオンオフ制御システムを使用して前記圧力を定期的に調整するように構成される、実施形態99〜111のいずれか1つによる装置。
【０１３２】
実施形態114:前記コントローラは、前記時間期間において前記圧力を連続的に増大または減少させるように構成される、実施形態99〜111のいずれか1つによる装置。
【０１３３】
実施形態115:前記コントローラは、圧力を前記時間期間における前記測定設定点を中心とする圧力範囲(ΔP)内に維持するように構成される、実施形態99〜111のいずれか1つによる装置。
【０１３４】
実施形態116:前記圧力範囲(ΔP)は、約1mmHgから約6mmHg、または約1mmHgから約4mmHg、または約1mmHgから約3mmHg、または約1mmHgから約2mmHgの範囲内である、実施形態115の装置。
【０１３５】
実施形態117:前記圧力範囲(ΔP)は、約2mmHgである、実施形態116の装置。
【０１３６】
実施形態118:装置は、約1秒から、または約2秒から、または約3秒から、または約4秒から、または約5秒から、または約6秒から、または約7秒から、または約8秒から、または約9秒から、または約10秒から、または約15秒から約20秒まで、または約30秒まで、または約40秒まで、または約50秒まで、または約1分まで、または約2分まで、または約3分まで、または約4分まで、または約5分まで、または約6分まで、または約7分まで、または約8分まで、または約9分まで、または約10分まで、または約15分まで、または約20分まで、または約25分まで、または約30分までの範囲内の時間間隔持続時間をもたらすように構成される、実施形態99〜117のいずれか1つによる装置。
【０１３７】
実施形態119:前記コントローラは、前記圧力を監視し前記心臓活動から結果として生じる前記圧力変化が10%未満だけ減衰されるように十分に遅い反応時間で調整するように構成される、実施形態99〜118のいずれか1つによる装置。
【０１３８】
実施形態120:前記コントローラは、前記カフ内の圧力をある値に設定し、前記心臓活動により生じる圧力変動の測定時に前記カフに印加される外部圧力を変化させないことによって前記外部圧力を維持するように構成される、実施形態99〜119のいずれか1つによる装置。
【０１３９】
実施形態121:前記コントローラは、前記被験者について決定された拡張期血圧以下である外部圧力を印加するように構成される、実施形態99〜120のいずれか1つによる装置。
【０１４０】
実施形態122:前記コントローラは、前記被験者について測定された平均拡張期血圧未満であるか、または前記被験者に対する予想拡張期血圧未満である外部圧力を印加するように構成される、実施形態99〜120のいずれか1つによる装置。
【０１４１】
実施形態123:前記コントローラは、前記哺乳類について測定された平均拡張期血圧未満であるが、前記平均拡張期血圧よりも約10mmHg以上低い外部圧力を印加するように構成される、実施形態99〜120のいずれか1つによる装置。
【０１４２】
実施形態124:前記コントローラは、異なる測定間隔において一定の圧力を異なるレベルで印加するように構成される、実施形態99〜123のいずれか1つによる装置。
【０１４３】
実施形態125:測定装置は、圧力を前記カフに印加するように適合されている油圧または空気圧ポンプを備える、実施形態99〜124のいずれか1つによる装置。
【０１４４】
実施形態126:前記反応時間は、油圧または空気圧ポンプと前記カフとの間に細い圧力管路を配設することによって短縮される、実施形態99〜125のいずれか1つによる装置。
【０１４５】
実施形態127:前記装置は、前記カフ内の圧力のオンオフ制御を行うように構成されている弁およびポンプを備える、実施形態99〜126のいずれか1つによる装置。
【０１４６】
実施形態128:前記装置は、前記カフまたは装置内の移動もしくは振動を検出するように配設されている加速度計をさらに備える、実施形態99〜127のいずれか1つによる装置。
【０１４７】
実施形態129:前記カフは、ガス、流体、およびゲルからなる群から選択される材料により加圧される、実施形態99〜128のいずれか1つによる装置。
【０１４８】
実施形態130:前記カフは、実質的に動脈を含む肢の外周全体に圧力を印加するように適合される、実施形態99〜129のいずれか1つによる装置。
【０１４９】
実施形態131:前記カフは、動脈と同じ肢内の他の血管に実質的に影響を及ぼさない局所圧力を印加するように適合される、実施形態99〜129のいずれか1つによる装置。
【０１５０】
実施形態132:前記プロセッサは、血圧を決定するように構成される、実施形態99〜131のいずれか1つによる装置。
【０１５１】
実施形態133:前記プロセッサは、1つまたは複数の血圧測定結果に基づき前記外部圧力を算出し、算出された外部圧力を印加するように前記コントローラに指令するように構成される、実施形態132の装置。
【０１５２】
実施形態134:コントローラは、刺激が動脈に加えられたという指示に反応する測定ラウンドの少なくとも1つ、および刺激が動脈に加えられたという指示が受け取られる前の測定ラウンドの少なくとも1つを引き起こすように構成される、実施形態99〜133のいずれか1つによる装置。
【０１５３】
実施形態135:コントローラは、患者の少なくとも5つの心臓周期にわたって連続的に圧力を印加するように適合される、実施形態99〜134のいずれか1つによる装置。
【０１５４】
実施形態136:コントローラは、1つまたは複数の心臓周期にわたって、前記哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化を時間の関数として記憶するように構成される、実施形態99〜135のいずれか1つによる装置。
【０１５５】
実施形態137:前記プロセッサは、1つまたは複数の心臓周期について時間に関して圧力変化の値を積分して(圧力/時間曲線の下の面積を算出して)積分圧力値を決定するように構成される、実施形態99〜136のいずれか1つによる装置。
【０１５６】
実施形態138:前記プロセッサは、1つまたは複数の心臓周期について圧脈拍の立ち上がりエッジで圧力対時間の波形の微分の最大値を決定してコンプライアンス値を決定するように構成される、実施形態99〜137のいずれか1つによる装置。
【０１５７】
実施形態139:前記プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を複数の心臓周期にわたって平均するように構成される、実施形態137〜138のいずれか1つによる装置。
【０１５８】
実施形態140:前記プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を単一の心臓周期で決定するように構成される、実施形態137〜138のいずれか1つによる装置。
【０１５９】
実施形態141:前記プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を決定し、ベースライン測定値と刺激効果測定値との間の前記値の最大変化を識別するように構成される、実施形態137〜138のいずれか1つによる装置。
【０１６０】
実施形態142:心臓血管疾患に関して被験者を治療する方法であって、前記方法は実施形態1〜98のいずれか1つによる方法を使用して前記被験者の内皮機能を評価するステップであって、前記方法は内皮機能に障害が生じていることを指示する尺度を形成する、ステップと、心臓血管疾患に対する鑑別診断の状況において前記尺度を評価するステップと、指示された場合に、心臓血管疾患の治療のために1つまたは複数のインターベンションを実行するステップとを含む、方法。
【０１６１】
実施形態143:内皮機能を評価する前記ステップは、実施形態99〜141のいずれか1つによる装置を使用して実行される、実施形態142の方法。
【０１６２】
実施形態144:前記心臓血管疾患は、アテローム性動脈硬化症、高コレステロール血症、高LDL-C、低HDL-C、高リポタンパク質(a)、低密度LDL-C、酸化LDL-C、高血圧症、高ホモシステイン、老化、脈管炎、子癇前症、メタボリック症候群、異型狭心症、糖尿病、能動喫煙、受動喫煙、虚血再灌流、移植アテローム性動脈硬化症、心肺バイパス、閉経後、川崎病、シャーガス病、家族歴CAD、感染、うつ病、不活発、肥満、腎不全、CRP上昇、うっ血性心不全、および左心室肥大からなる群から選択された病変を含む、実施形態142〜143のいずれか1つによる方法。
【０１６３】
実施形態145:前記心臓血管疾患は、アテローム性動脈硬化症を含む、実施形態142〜143のいずれか1つによる方法。
【０１６４】
実施形態146:前記インターベンションは、ACE阻害剤を処方しおよび/または投与するステップ、アンジオテンシン受容体遮断薬を処方しおよび/または投与するステップ、エンドセリン遮断薬を処方しおよび/または投与するステップ、スタチンを処方しおよび/または投与するステップ、テトラヒドロビオプテリンを処方しおよび/または投与するステップ、葉酸塩を処方しおよび/または投与するステップ、インスリン感受性を改善するステップ、LDL低減、HDL増加、抗酸化物質を処方しおよび/または投与するステップ、エストロゲンを処方しおよび/または投与するステップ、Lアルギニンを処方しおよび/または投与するステップ、デスフェロキサミンを処方しおよび/または投与するステップ、グルタチオンを処方しおよび/または投与するステップ、ホモシステイン低減、CRPを下げるステップ、ならびに遊離脂肪酸フラックスを減らすステップからなる群から選択される、実施形態142〜145のいずれか1つによる方法。
【図面の簡単な説明】
【０１６５】
【図１】哺乳類の動脈内皮機能を評価するためのシステム100の概略図である。
【図２】Mモード壁追跡によって記録される上腕動脈の膨張を示す図である。上:通常状態における膨張波形。下:外部カフを使用して経壁圧が80mmHgだけ減少させられたときに、動脈の最大膨張はベースライン状態の20倍以上に増大する。
【図３】70mmHgまで膨張したときに圧力カフから得られる典型的な単一拍動波形を示す図である。脈拍の立ち上がりエッジの振幅および勾配の両方が、内皮刺激の後に顕著に高まる。この個人は、損なわれていない内皮反応を示している。NOシンターゼ阻害剤L-NAMEの投与は、この反応を大幅に衰えさせ、測定がNO依存性血管拡張に主に敏感であることを示唆している。
【図４】面積に対する5分間カフ閉塞の効果(上側パネル)と面積対時間曲線の最大微分係数に対する5分間カフ閉塞の効果(下側パネル)の研究結果を示す図である。量は両方ともカフ解放後に顕著に増大するが、25分後にはベースラインレベルに戻っている。
【図５】面積に対する2つの連続5分間カフ閉塞の効果(上側パネル)と面積対時間曲線の最大微分係数に対する2つの連続5分間カフ閉塞の効果(下側パネル)の研究結果を示す図である。量は両方ともカフ解放後に顕著に増大するが、おおよそ10分後にはベースラインレベルに戻っている。
【図６】カフが最高収縮期レベルまで膨張しないことを除き同じプロトコルが実行される同じ個人の研究の結果を示す図である。ベースライン信号には何らかの自然なドリフトがあることは明白であるが、この変動の大きさは、反応性充血によって誘発される反応に比べてかなり小さい。
【図７】本発明の例示的な一実施形態によるコントロール200(111)のブロック図である。
【図８】図7に示されている空気圧/油圧ユニット214の一実施形態の概略図である。
【図９】内皮機能に対する刺激の効果の測定の際に実行される典型的な活動を例示するフローチャートである。
【図１０】分析されたすべての研究に対するベースラインに関して観察されたパルス振幅(面積に比例する)のわずかな変化を示す図である。この方法は、刺激が印加されないときと比べてRHまたはNGが刺激として使用される場合にかなり大きい変化を検出することは明らかである。8〜10分の範囲内の時点に対するすべての場合において刺激存在研究対NS研究の間に完全にあいまい性のない区別があることは、きわめて心強い。
【図１１Ａ】動脈直径(右腕の超音波撮像を使用する)および体積膨張(本発明者らの方法を使用する)の同時測定の結果を示す図である。左軸に量が示されている曲線は、本発明者らの方法を使用して測定された体積膨張の微増を示している。右軸に量が示されている曲線は、超音波を使用して得られる動脈直径測定結果である。t=0における刺激は、400μgの舌下ニトログリセリンであった。直径測定は、被験者のわずかな動きに対してこの方法が極端に敏感であるため、かなり高い変動を呈する。他の研究と同様に、これらの結果は、本発明者らの方法は直径測定に比べて拡張に対して約5倍ほど敏感であることを示している。
【図１１Ｂ】動脈直径(右腕の超音波撮像を使用する)および体積膨張(本発明者らの方法を使用する)の同時測定の結果を示す図である。左軸に量が示されている曲線は、本発明者らの方法を使用して測定された体積膨張の微増を示している。右軸に量が示されている曲線は、超音波を使用して得られる動脈直径測定結果である。t=0における刺激は、400μgの舌下ニトログリセリンであった。直径測定は、被験者のわずかな動きに対してこの方法が極端に敏感であるため、かなり高い変動を呈する。他の研究と同様に、これらの結果は、本発明者らの方法は直径測定に比べて拡張に対して約5倍ほど敏感であることを示している。
【図１１Ｃ】動脈直径(右腕の超音波撮像を使用する)および体積膨張(本発明者らの方法を使用する)の同時測定の結果を示す図である。左軸に量が示されている曲線は、本発明者らの方法を使用して測定された体積膨張の微増を示している。右軸に量が示されている曲線は、超音波を使用して得られる動脈直径測定結果である。t=0における刺激は、400μgの舌下ニトログリセリンであった。直径測定は、被験者のわずかな動きに対してこの方法が極端に敏感であるため、かなり高い変動を呈する。他の研究と同様に、これらの結果は、本発明者らの方法は直径測定に比べて拡張に対して約5倍ほど敏感であることを示している。
【図１２】オンオフ制御システムを使用して測定時にカフ圧力を一定の値に設定するシステムの一実施形態を例示する図である。これは、ポンプ(または他の圧力供給源)および弁を作動させるマイクロコントローラによって実行される。
【図１３】ポータブルプロトタイプデバイス(上)およびクローズアップ(下)を示す写真である。
【図１４】可変制御システムを使用して測定または測定前段階のいくつかの期間にカフ圧力を一定の値に設定するシステムの一実施形態を例示する図である。これは、ポンプ(または他の圧力供給源)および弁を作動させるマイクロコントローラによって実行される。
【図１５】カフの下にある組織が変位するので測定間隔において生じるカフ圧力の典型的な減少を示す図である。分析方法では、好ましくは、この特性を考慮する。
【図１６】経壁圧による動脈コンプライアンスの変化(血圧-カフ圧力)を例示する図である。これらのデータは、動脈内超音波および血圧測定を使用して得られた。
【図１７】カフの下にある組織の圧縮および形態による圧力の変動に対処することによって平均測定圧力の一貫性を改善するための様々なアプローチを例示する図である。測定間隔は、2セグメントに分けられる。各々、異なるサーボ範囲を割り当てられるか、または各々において、異なるサーボ機構が使用される。
【図１８】本明細書で説明されている方法および/またはデバイスを組み込んだ家庭用健康監視システムのコンポーネントを示す図である。
【図１９】左はiHealth BP5ワイヤレス血圧計カフの写真である。カフファームウェアは、使用者がcFMD測定プロトコルを実行することを可能にするように修正される。右:Bluetooth(登録商標)を介してカフから圧力波形を取得するiPhone(登録商標) 5上で実行している測定アプリケーション。
【図２０】カフの下にある組織の圧縮および形態による圧力の変動に対処することによって平均測定圧力の一貫性を改善するためのアプローチを示す図解である。上のパネルの信号は、70mmHgの設定点に関するΔP1=ΔP2=10mmHgの大きいサーボ閾値圧力許容差で取得される。組織がカフの下に沈むと、最初の15sに設定点よりも低い7mmHg超の低下が生じる。下のパネルにデータを出すために、サーボ閾値は、最初のT1=10sの間にΔP1=2mmHgに設定され、残りのT2=20sの間にΔP2=4mmHgに設定される。この場合に、これらの設定で、最初の10sの間に設定点に近い信号の安定性が得られる。最後の20sの間の圧力バウンド(pressure bounds)の緩和は、この時系列に対して効果を有しないが、一般的に、取得期間の後のセグメントにおけるサーボ作用により信号途絶を低減する。
【図２１】N=27の全被験者に対するcFMD%対uFMD%の測定の散布図である。本発明者らは、r=0:55の相関係数を観察しており、これはp=0:003で統計的に有意である。
【図２２】N=15の全被験者に対するcFMD%対uFMD%の測定の散布図である。本発明者らは、r=0:82の相関係数を観察しており、これはp=0:0002で統計的に有意である。これらの被験者は、140mmHg以下の収縮期血圧を呈する図21のものの部分集合である。
【図２３】動脈断面積を経壁圧に関係付けるアークタンジェントモデルを例示する図である。これらの曲線は、血圧が122/77mmHgである個人に適用可能である。
【図２４】N=27の全被験者に対するcFMD%対uFMD%の測定の散布図である。本発明者らは、r=0.55の相関係数を観察しており、これはp=0.003で統計的に有意である。
【図２５】N=15の全被験者に対するcFMD%対uFMD%の測定の散布図である。本発明者らは、r=0.82の相関係数を観察しており、これはp=0.0002で統計的に有意である。これらの被験者は、140mmHg以下の収縮期血圧を呈する図24のものの部分集合である。
【図２６】Adamsらが800人の被験者において内皮細胞依存性動脈拡張(EDD)と内皮細胞非依存性拡張(EID)との間の顕著な相関(r=0.41)を観察したことを示す図である。アテローム性動脈硬化を発症する危険性の高い被験者が取り除かれたときに(糖尿病患者さらには喫煙歴のある患者)、相関係数は0.24に落ちた。本発明者らの結果は、これらの研究結果と一致しているが、本発明者らは、平滑筋機能不全に帰すことを正しいと考えない。むしろ、本発明者らは、EDDを測定するために使用される方法は、このプロットに示されている相関へ寄与する被験者間の動脈壁硬化の差によって混乱すると考える。
【発明を実施するための形態】
【０１６６】
様々な実施形態において、特に刺激に反応して、哺乳類(たとえば、人間または人間以外の哺乳類)の動脈内皮機能を非侵襲的に評価するための方法およびデバイスが実現される。特定の刺激に反応して生じる内皮機能の変化(または変化がないこと)は、被験者の血管健全性の尺度となる。
【０１６７】
いくつかの実施形態において、これらの方法およびデバイスは、カフベース血流依存性血管拡張(cFMD)測定を行うように構成されるが、様々な実施形態において、cFMD測定結果を同等の超音波ベース血流依存性FMD(uFMD)測定結果に変換するための方法および装置が実現され、超音波撮像または血管壁追跡は、内皮細胞刺激の印加前および後に動脈の直径を決定するために使用される。
【０１６８】
cFMD測定の決定およびuFMD測定の変換
図1を考察すると、この図は膨張した血圧計カフ101で囲まれた人間の上腕112の断面の概略表現を示している。従来の血圧測定では、カフは、最初に、収縮期血圧よりも高い圧力に膨らまされる。これは皮膚表面113に圧力を印加し、腕および腕の内容物(たとえば、上腕骨114、上腕動脈115など)を圧縮して、下にある動脈115を押しつぶす。この場合のカフ内の圧力は、カフ内の空気によって印加される外部圧力によって純粋に決定される。
【０１６９】
カフが拡張期血圧未満の圧力になるまで膨らまされる場合を考察する。これは、動脈の形状を歪ませ、動脈を部分的につぶすことになる。自然な血圧拍動の過程で動脈内の圧力が上昇する(すなわち、拡張期血圧を超える)と、扁平になっている動脈が拡大する。人間の組織および体液がほぼ非圧縮性を有している結果として、カフ内の圧力は、動脈断面積の増大に比例して増大する。カフ内の圧力を測定することによって、こうして動脈口径の尺度を得ることが可能である。
【０１７０】
図示されている例を考えると、そこでは、被験者の拡張期血圧が80mmHgであるときに70mmHgの圧力がカフに印加される。いくつかの実施形態において、これは、定圧力供給源103をカフに取り付けて70mmHgの圧力をもたらすことによって達成される。様々な実施形態において、定圧力供給源103は、油圧もしくは空気圧ポンプまたは加圧ガス、または流体貯槽を利用する。そのような圧力供給源は、典型的には、サーボ/弁機構を利用して、圧力設定点を維持し、このサーボは、圧力コントローラ105の制御の下にあるものとしてよい。いくつかの実施形態において、ポンプおよび弁は、圧力を設定点を中心とする許容可能範囲(たとえば、±5mmHg)内に保つために制御システムによって作動される。
【０１７１】
心臓活動(すなわち、心臓周期)から結果として生じる圧力信号を保存するために、この圧力供給源は扁平になっている血管の面積の増大によるカフ圧力の変化を実質的に相殺しないことが望ましい。これは、サーボ/圧力コントローラシステムのシステム反応の時間定数を大きくすることによって、および/またはより単純には、流動抵抗器116を圧力供給源とカフとの間に入れることによって、達成され得る。最も単純な実装では、細長いチューブ(たとえば、空気圧ローパスフィルタとして働く細い間に入る長さ1m(または他の長さ)の配管)がこの抵抗を形成し得る。別のオプションは、カフがそのターゲット圧力に達した後に定圧力供給源をカフから減結合することである。
【０１７２】
様々な例示的な実施形態において、圧力システムの時間定数は、心臓活動から結果として生じる圧力変化(たとえば、脈関連圧力変化)が最大圧力変化の20%未満、または約15%未満、または約10%未満、または約5%未満、または約1%未満だけ弱められる心臓周期によって導入される圧力変化に関して十分に遅い。同様に、実質的に一定の圧力は、脈誘発圧力変化が平均される十分に長い時間期間にわたって平均されたときに、所望の時間期間にわたってカフに印加される平均圧力が印加される圧力の20%未満、より好ましくは約15%未満、または約10%未満、最も好ましくは約5%、3%、2%、もしくは1%未満だけ様々である圧力である。
【０１７３】
様々な実施形態において、カフ内の圧力は、圧力トランスデューサ(圧力センサー)102を使用して測定される。例示的な好適な一圧力センサーは、Millarカテーテル圧力センサー(テキサス州ヒューストン所在のMillar InstrumentsのMikro-tip)である。トランスデューサの出力信号は、増幅され(たとえば、マサチューセッツ州ノーウッド所在のAnalog Devices, Inc.のAD627などの計装用増幅器を使用して)、適宜ローパスフィルタで処理され(たとえば、カリフォルニア州ミルピタス所在のLinear Technology Corp.の8次楕円フィルタ、LTC-1069-6を使用して)、次いで2値化され(たとえば、1kHzでA/DコンバータPCIカード(テキサス州オースティン所在のNational InstrumentsのNI-6035)を使用して)得る。
【０１７４】
2値化された信号は、カフ内の圧力が被験者の収縮期血圧未満である限り、および圧力供給源の出口における圧力が実質的に一定に保たれる限り、動脈内腔の面積に比例する量として直接解釈され得る。本発明者らが1つのプロトタイプ(ワシントン州ベルビュー所在の会社のHokanson E20)で使用した圧力供給源は、動脈内腔の膨張のせいで信号を減衰させることなくカフに直接印加するには速すぎるサーボ調節機能を備えている。その結果、本発明者らは、空気圧ローパスフィルタとして働く長さ1mの細い間に入る配管を採用した。
【０１７５】
例示的な、ただし非限定的な、プロトコルは、次のステップを伴うことができる(図9のフローチャートも参照)。
【０１７６】
1.被験者は、着座するか、または仰向けになり、ちょっとの間、たとえば5分間、休む。
【０１７７】
2.被験者の血圧が測定される。
【０１７８】
3.カフは、拡張期血圧、またはそれよりも幾分低い圧力(たとえば、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力)まで膨張させられ、圧力信号が記録され、前記哺乳類の内皮機能に関係するパラメータに対するベースライン値を(たとえば、積分された圧力を時間の関数として)決定する。
【０１７９】
4.刺激が被験者に印加される。
【０１８０】
5.カフが拡張期血圧、または好ましくはそれよりも幾分低い圧力(たとえば、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力)まで膨張させられるとともに圧力信号が記録され、圧力信号は、前記哺乳類の内皮機能に関係するパラメータに対する刺激効果値を(たとえば、積分された圧力を時間の関数として)決定するために記録される。
【０１８１】
6.パラメータの刺激効果値は、パラメータのベースライン値と比較され、前記刺激への内皮反応の有無および/または程度を決定する。
【０１８２】
多数ある異なる種類の刺激のうちのどれをも使用できる。しかしながら、典型的には、刺激は、哺乳類の内皮機能に対して効果を有すると期待される刺激である。そのような刺激は、限定はしないが、血流の閉塞、薬物(たとえば、NO作動薬、アルブテロールなどのβ2アドレナリン作動薬、音響/機械的組織振動、超音波刺激、および同様のもの)を施すことを含む。
【０１８３】
刺激が血流の閉塞を含む例示的な非限定的な一プロトコルは、次のステップを伴うことができる。
【０１８４】
1.被験者は、着座するか、または仰向けになり、たとえば5分間、休む。
【０１８５】
2.被験者の血圧が測定される。
【０１８６】
3.カフは、1分間で、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力になるまで膨らまされる。このときに、圧力信号が記録され、これにより前記哺乳類の内皮機能に関係するパラメータに対するベースライン値を決定する。
【０１８７】
4.カフは30秒間で収縮して、血流を正常に戻すことができる。
【０１８８】
5.カフは、たとえば、5分間で収縮期血圧よりも40mmHg高い圧力になるまで膨らまされる。
【０１８９】
6.カフは解放され、反応性充血が、たとえば、35秒間の解放に続いて生じるようにできる。
【０１９０】
7.カフは、たとえば、3分間で、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力になるまで膨らまされる。このときに、圧力信号が記録され、これにより前記哺乳類の内皮機能に関係するパラメータに対する刺激効果値を決定する。
【０１９１】
8.パラメータの刺激効果値は、パラメータのベースライン値と比較され、前記刺激への内皮反応の有無および/または程度を決定する。
【０１９２】
刺激が血流の閉塞を含む第2の例示的な非限定的なプロトコルは、次のステップを伴うことができる。
【０１９３】
1.被験者は、着座するか、または仰向けになり、5分間、休む。
【０１９４】
2.カフは、たとえば、20mmHgまでの急速膨張を開始する。
【０１９５】
3.カフは3〜6mmHg/sの速さで膨らまされ、拍動波形は始めから終わりまで監視され記録される。
【０１９６】
4.拍動波形の最大振幅は、カフ圧力が平均動脈圧(MAP)に近くなると検出される。
【０１９７】
5.カフ膨張は、拍動波形の振幅が特定の閾値より小さくなるように減衰される(通常は、MAP近くで得られる最大振幅の数分の1)まで続く。
【０１９８】
6.カフは、急激に収縮する。代替的に、カフは、ゆっくりと、たとえば、3〜6mmHg/sの速さで収縮する。
【０１９９】
7.休息期間である30秒の後に、肢の血流は、たとえば、60〜300sの間、閉塞される。
【０２００】
8.閉塞が解放される。たとえば、45秒の休息期間が続く。
【０２０１】
9.ステップ2〜6が繰り返され、刺激後測定結果を得る。
【０２０２】
10.パラメータの刺激効果値は、パラメータのベースライン値と比較され、前記刺激への内皮反応の有無および/または程度を決定する。記録された波形の分析から、収縮期血圧(SBP)、拡張期血圧(DBP)、MAP(振動測定波形の最大振幅)の推定値が得られる。内皮機能を推定するための波形の比較は、得られたSBP、DBP、およびMAPの値に対して参照される。
【０２０３】
cFMDからのuFMDの算出
様々な実施形態において、上で説明されている方法は、cFMD測定結果を同等の超音波ベース血流依存性FMD(uFMD)測定結果、たとえば、内皮細胞刺激の印加の前後に動脈の直径を決定するために超音波撮像または血管壁追跡が使用されるuFMD測定結果に変換することを円滑にする仕方で実行され得る。そこで、たとえば、実施例3で説明されているように、測定を行うことを可能にし、cFMD測定結果を同等のuFMD測定結果に変換することを可能にする方法およびデバイスが実現される。
【０２０４】
したがって、様々な実施形態において、上で説明されている方法は、
a)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを動脈に印加し、期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、哺乳類の心臓活動から結果として生じるカフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、哺乳類の内皮機能に関係するベースラインパラメータに対する値を決定するステップであって、前記ベースラインパラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)(または連続圧力変動時には少なくとも3つの異なる外部圧力点)について、期間Tmに外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の時間期間Tmにわたって前記ベースラインパラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係する前記パラメータに対する複数のベースライン値を与えるステップと、
b)刺激を哺乳類に加えるステップと、
c)一定期間Tmにわたって外部圧力Pmを前記動脈に印加し、期間Tmにおける1つまたは複数の心臓周期にわたって、哺乳類の心臓活動から結果として生じるカフ内の圧力の変化、または人為的に誘発された動脈拍動を決定し、それにより、前記哺乳類の内皮機能に関係する刺激効果パラメータに対する値を決定するステップであって、前記刺激効果パラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)(または連続圧力変動時には少なくとも3つの異なる外部圧力点)について、期間Tmに外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の時間期間Tmにわたって前記パラメータを決定することによって、決定され、それにより、印加圧力(Pm)の関数として内皮機能に関係するパラメータに対する複数の刺激効果値を与え、ベースライン値は、前記哺乳類が刺激および前記ベースライン値の差の実質的な効果を受けないときに行われた測定から決定され、前記刺激効果値は、前記哺乳類の内皮機能の尺度となる、ステップとを含むことができる。
【０２０５】
いくつかの実施形態において、圧力の変動(たとえば、変化する外部圧力)は、複数の離散的な圧力であってよく、それらの複数の離散的圧力で測定を行うことを可能にできることは理解されるであろう。いくつかの他の実施形態において、圧力の変動は、圧力の連続的変動であってよく、測定は、連続的に変化する圧力において行われる。圧力が変化する(たとえば、連続的に変化する)場合、変動は単調であるか、または非単調であり得る。
【０２０６】
いくつかの実施形態において、上で(および実施例において)説明されている方法は、
d)ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、
e)刺激効果圧力測定から算出された動脈内腔の面積を経壁圧Ptmの関数として決定するステップであって、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与える、ステップと、
f)前記第1の関数を使用して、ベースライン動脈内腔面積(Ab)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、
g)前記第2の関数を使用して、刺激効果動脈内腔面積(Ar)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するステップと、
h)同等の超音波ベースFMD(uFMD)尺度を決定するステップであって、uFMDは、比Ar/Abの平方根に比例する、ステップとを含むことができる。
【０２０７】
いくつかの実施形態において、カフは、内腔面積が算出され得るように完全に較正される。しかしながら、様々な実施形態において、これは、未較正面積推定値の比はこの較正から独立しているので不要である。そのため、様々な実施形態において、「面積」という用語は、絶対的に較正された面積でない場合であっても量に比例する面積を指す。
【０２０８】
いくつかの実施形態において、同等の超音波ベースFMDは
【０２０９】
【数３】
2018525106.tif 000005
【０２１０】
で与えられる。
【０２１１】
様々な実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または第2の非線形モデルは、同じ種類の関数である。いくつかの実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または第2の非線形モデルは、2パラメータモデル、3パラメータモデル、4パラメータモデル、5パラメータモデル、および6パラメータモデルからなる群から選択される。いくつかの実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または第2の非線形モデルは、3パラメータモデルである。様々な実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または第2の非線形モデルは、アークタンジェントモデルである。
【０２１２】
様々な実施形態において、方法のステップ(a)および/またはステップ(b)は、少なくとも3つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも4つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも5つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも6つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも7つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも8つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも9つの異なる圧力点(Pm)について、または少なくとも10個の異なる圧力点(Pm)について、ベースラインパラメータに対する値および/または刺激効果パラメータに対する値を決定するステップを含む。
【０２１３】
様々な実施形態において、方法のステップ(a)および/またはステップ(b)は、連続的圧力変動において少なくとも3つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも4つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも5つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも6つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも7つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも8つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも9つの異なる圧力点(Pm)について、または連続的圧力変動において少なくとも10個の異なる圧力点(Pm)について、ベースラインパラメータに対する値および/または刺激効果パラメータに対する値を決定するステップを含む。
【０２１４】
様々な実施形態において、外部圧力は、平均動脈圧力よりも小さい。いくつかの実施形態において、外部圧力は、平均拡張期血圧よりも小さい。いくつかの実施形態において、外部圧力(Pm)は、約20mmHgから約80mmHgまでの範囲である。
【０２１５】
いくつかの実施形態において、ベースライン値を決定するために使用される外部圧力点(Pm)は、刺激効果値を決定するために使用される外部圧力点(PM)と実質的に同じであるか、またはベースライン値を決定するために使用される外部圧力点(Pm)は、刺激効果値を決定するために使用される外部圧力点(PM)と異なる。
【０２１６】
様々な実施形態において、ベースラインパラメータは、少なくとも3つの異なる外部圧力点(Pm)について、期間Tmに外部圧力Pmを変化させることによって、および/または異なる外部圧力点(Pm)を有する複数の時間期間Tmにわたって前記ベースラインパラメータを決定することによって、決定される。
【０２１７】
上で指摘されているように、様々な実施形態において、拍動波形は、カフ膨張および/または収縮全体を通して決定される。いくつかの実施形態において、カフ膨張および/または収縮は、毎秒約3〜6mmHgの速さでなされる。拍動波形の分析から、収縮期血圧(SBP)、拡張期血圧(DBP)、MAP(振動測定波形の最大振幅)の推定値が得られる。内皮機能を推定するための波形の比較は、得られたSBP、DBP、およびMAPの値に対して参照される。いくつかの実施形態において、このようにして得られる拍動波形は、対応する圧力レベルでの拍動特性の直接比較、または最初にモデル(たとえば、2パラメータモデル、3パラメータモデル、4パラメータモデル、5パラメータモデル、および6パラメータモデルなどの非線形モデル)を各セットに当てはめて当てはめられたモデルから得られたパラメータとそれらのモデルとを比較することのいずれかによって、ベースライン状態と刺激後状態との間で比較され得る。内皮機能に関係する例示的な拍動特性(パラメータ)は、限定はしないが、圧脈拍のピーク値または多数の圧脈拍の最大ピーク値、または多数の圧脈拍のピーク値の平均もしくは中央値を含む。他の例示的なパラメータは、限定はしないが、脈拍に対する圧力対時間プロットの脈拍の下の面積(すなわち、時間の関数としての圧力の積分値)、一連の脈拍のピーク積分値、または一連の脈拍の積分値の平均または中央値を含む。別の有用なパラメータは、面積対時間波形の微分、たとえば、脈拍の立ち上がりエッジでのこの微分の最大値である。内皮刺激が全身収縮期または拡張期血圧に影響を及ぼさない(非常に妥当な仮定である)場合、本発明者らは、面積対時間曲線の勾配が最大である点における圧力は、内皮刺激の前と後とでほぼ同じであると仮定することができる。この場合、この勾配は、血管のコンプライアンスである、dA/dP(AおよびPは面積および圧力をそれぞれ表す)におおよそ比例する。コンプライアンスは、健全な内皮反応の結果である平滑筋弛緩によって低減される基本量である。これは、極端に価値ある「根本的原因」の測定基準である。
【０２１８】
様々な実施形態において、血圧(BP)およびcFMDは、一組の読み取り値として測定され得る。このアプローチの利点は、BPに関係する特徴がcFMD決定に使用される特徴と同じ連続的測定でもたらされるという点である。BPがベースライン間隔と刺激後間隔との間で変化する場合、これが検出されるものとしてよく、その測定は、ベースラインデータセットおよび刺激後データセットが測定圧力の関数ではなく経壁圧の関数として比較され得るので、不適当とみなされるか、または補償され得る。
【０２１９】
したがって、例示的な、ただし非限定的な一アプローチでは、カフは(たぶんゆっくりと、たとえば3〜6mmHg/sで)振動測定波形のピークを超える圧力になるまで膨らまされる。収縮期血圧を超える圧力までの膨張のときには、この圧力は、標準的な振動測定方法の場合のように、波形の振幅の減少の特定のレベルとして識別され得る。典型的には、振動測定波形のピークを識別する圧力までの膨張となり、これは一般的に平均動脈圧(MAP)を表すものとして解釈される。収縮期BPおよびMAPを識別した後に、拡張期BPは、BPの振動測定決定を実装するために使用される標準的な方法に従って算出され得る(たとえば、Babbs(2012年) BioMedical Engineering OnLine、11:56 DOI: 10.1186/1475-925X-11-56iで検討され議論されているような)。それに加えて、または代替的に、いくつかの実施形態において、拡張期血圧(DBP)は、オーディオセンサー(聴診器、心音図)、または超音波プローブを使用して得られるコロトコフ音を分析することによって識別され得る。いくつかの実施形態において、膨張圧力に達した後、圧縮機はゆっくり解放され、測定結果の1つまたは複数のセットが、カフ収縮時にcFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPを算出するように形成され得る。代替的に、カフは、単純に収縮されるものとしてよく、ゆっくり膨張するときに決定されたすべての測定結果を得ている。
【０２２０】
いくつかの実施形態において、cFMD決定のために、「対応する圧力」におけるベースライン間隔と刺激後間隔との間の拍動波形特性の比較は、対応する圧力が、対応する測定(カフ)圧力に基づく比較でなく、上で説明されているように得られたBP値を使用して算出された経壁圧である場合になされる比較であるものとしてよい。いくつかの実施形態において、2つの当てはめられたモデルが比較されるときに、比較は、圧力変数として経壁圧に基づき得る。
【０２２１】
いくつかの実施形態において、同じ哺乳類の測定結果が数回得られる。次いで、上記のBabbs(2012年)によって示唆されている仕方で、ベースラインでの現在時刻における血管の緊張状態を確定するために前の測定結果が使用されるものとしてよく、現在の血管緊張状態に合わせてcFMDおよびBP測定を調整するためにベースラインでの現在の拡張(緊張状態)の程度が使用されるものとしてよい。いくつかの実施形態において、最大拡張状態は、ニトログリセリンなどのNO供与体により血管を刺激することによって測定される、および/または収縮状態は、フェニレフリンなどの血管収縮物質により血管を刺激することによって測定される。いくつかの実施形態において、血管の拡張および収縮ポテンシャルならびに緊張状態は、心臓に関する異なる垂直レベルに高められたカフで得られる測定結果によって推論される。これは、壁に加わる流体静力学的圧力を変化させ、血管力学の特徴付けを可能にする。
【０２２２】
前記の内容を考慮すると、上記のBabbs(2012年)から理解され得るように、DBPの振動測定決定に使用される閾値点を較正するために、決定されたBP値を使用して算出された対応する経壁圧でのベースライン間隔と刺激後間隔との間の拍動波形特性の比較を使用するcFMD決定が使用され得ることは理解されるであろう。
【０２２３】
振動測定方法は、振動振幅包絡線のピークによって指示される、平均動脈圧の尺度として比較的よく確認されている。高血圧に対するスクリーニングにおける振動測定方法の使用には問題があることが判明しているが、それは、収縮期および拡張期の終点の精度に疑問があり、疑わしかったからである。しかしながら、いくつかの実施形態において、DBPの振動測定決定に対する閾値を精密化するために、血管緊張への振動測定特性の依存性を記述するモデルが使用され得る。そのような例示的な一モデルは、Babbs (2012年) BioMedical Engineering OnLine、11:56 DOI: 10.1186/1475-925X-11-56iによって説明されている。本明細書で説明されている方法およびデバイスを使用する血管緊張の決定は、振動測定方法によるDBP決定に使用される閾値の較正を変更し、正確な収縮期および拡張期の終点をもたらすために使用することができる。ニトログリセリン(NG)などの最大拡張刺激が使用される場合には、NGのないその後の研究では、NG研究を最大拡張の基準として使用し得る。内皮細胞依存性拡張測定は、最大の達成可能な拡張について較正される。NGが内皮機能研究と同様のときに採用される場合、ベースライン緊張および内皮刺激の後の緊張は、最大拡張状態との比較によって評価され得る。
【０２２４】
上で指摘されているように、どのような方法で測定されようとFMDの量は、初期血管緊張(動脈血管平滑筋の緊張状態)に依存する。完全に拡張した血管は、定義上、刺激に反応して追加の拡張を呈することはあり得ない。理想的には、血管の最大拡張容量を評価するために、ニトログリセリンなどの刺激が施され得る。しかしながら、時間をかけて個人に対し複数の測定が実行されるときに、これらの状態の自然な変動は、アルゴリズムによって「学習され」得る。これは、内皮機能だけでなくDBPおよびMAPの精密化された推定値を取得するために使用されてよく、これらは動脈緊張およびそれほどでないにせよ心拍数にも、実質的に依存する。上で説明されているプロトコルを繰り返し適用することによって、経壁圧に対する特性曲線の大部分(カフ内の圧力変化として記録される膨張波形によって表されるような、は脈圧の関数としての内腔面積変化)は、いくつかの異なる自然状態の下で取得される。これは、アルゴリズムが、Bankら(1999年) Circulation、100: 41-47が実証しているように、血管緊張に依存するこの特性を学習することを可能にする。特に、ベースライン記録から得られるデータは、哺乳類の内皮機能が損なわれようと損なわれまいと関係なく、SBP、DBP、およびMAPの測定を改善することができる。振動測定方法を介して得られるDBPの値に対する、BP測定の時刻において優勢な緊張の主要な効果は、Babbs他によって実証されている。また、これらの推定値は脈形状および心拍数に依存することも知られている。この情報はすべて、本明細書で説明されている発明の様々な実施形態によって得られるペースラインおよび刺激後圧力波形に記録できるものであり、血管の緊張状態を推定することに基づきアルゴリズムがBPおよび内皮機能の両方をより正確に推定することを可能にする。
【０２２５】
本発明の方法の、血流依存性血管拡張(FMD)の従来の尺度に比べて勝る基本的な利点は、半径ではなく動脈断面積に関係するパラメータを測定することに由来する感度の高さであり、これは面積が半径の二乗におおよそ比例するからである。また、拡張期レベルよりちょっと低い圧力で膨らまされた外部カフを使用して動脈に加わる経壁圧を減少させることによって、動脈の収縮性は、数桁高くなる(Bankら(1995年) Circ. Res.、77(5): 1008〜1016頁、Bankら(1999年) Circulation、100: 41〜47頁、Kimら(2004年) Ultrasound in Medicine & Biology、30: 761〜771頁)。図2に例示しているように、本発明者らは、Mモード超音波を使用して動脈壁を追跡することで本発明者らの実験室内でこの効果を観察した。これら2つの要因が組み合わさり、本明細書で説明されている方法およびデバイスにことのほか高い感度をもたらす。
【０２２６】
様々な実施形態において、患者ECGのR波は、個別の脈拍の分析を円滑にするためのタイミング基準として使用され得る。しかしながら、いくつかの実施形態において圧力波だけを使用してそのような分析を実行することも可能である。
【０２２７】
図3は、カフ内の圧力変化を測定することによって得られる典型的な単一拍動波形を示す。内皮機能が損なわれていない動脈では、脈拍高さ(最大断面動脈面積)およびコンプライアンス(立ち上がりエッジの最大勾配)は両方とも、ベースラインにわたって顕著に増大する。NOシンターゼが阻害剤L-NAMEを介してブロックされると、脈拍高さおよび勾配の両方の増大は、大幅に減衰される。図4は、5分間カフ閉塞および確実な反応性充血により脈1回当たりの面積変化の大きな増大および脈1回当たりの面積の最大微分値がどのようにもたらされるかを示している。測定基準は両方とも、20分後にベースラインレベルに戻る。図5は、一連の2カフ閉塞期間の効果を例示することによってプロトコルの繰り返し性を確認する。本発明者らは、図6から、測定された量における小さな遅いドリフトのみが、反応性充血刺激が加えられないときに生じることを見いだしている。
【０２２８】
2カフ法
いくつかの実施形態において、カフ閉塞時に虚血を生じない動脈の部分における内皮機能測定結果を得ることが好ましいものとしてよい。そのような研究を実行できるようにするため、2つのカフ、または2つのブラダーに分割される単一のカフが使用され得る。近位カフは、測定に使用され、血管を完全には閉塞しない圧力になるまで膨らまされる。遠位ブラダーは、下流に虚血を生じさせるために刺激間隔で最高収縮期血圧まで膨らまされる。
【０２２９】
別の実施形態において、2つのカフが同じ肢上で使用され、何らかの実質的に一定の圧力に膨らまされる。心臓活動(心臓周期)の結果として生じる圧脈拍は、各カフ内で検出される。使用される血管緊張低下の測定基準は、2つのカフの間の脈拍の経過時間である。血管が拡張されると、経過時間が短縮される。ここでもまた、ベースライン値を確定するために、経過時間測定が最初に行われ得る。被験者は刺激を施され、経過時間が再び決定され、それにより、刺激効果経過時間を決定することができる。
【０２３０】
例示的な、ただし非限定的な、プロトコルは、次のステップを伴うことができる。
【０２３１】
1.被験者は、着座するか、または仰向けになり、ちょっとの間、たとえば5分間、休む。
【０２３２】
2.被験者の血圧が測定される。
【０２３３】
3.両方のカフが、拡張期血圧、または好ましくはそれよりも幾分低い圧力(たとえば、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力)まで膨張させられ、各カフ内の圧力信号が記録され、それにより、中間カフから遠位カフまで圧脈拍に対するベースライン経過時間を算出する。
【０２３４】
4.刺激が被験者に印加される。
【０２３５】
5.拡張期血圧、または好ましくはそれよりも幾分低い圧力(たとえば、拡張期血圧よりも10mmHg低い圧力)まで膨張させられる両方のカフにより圧力信号が記録され、各カフ内の圧力信号が記録され、それにより中間カフから遠位カフまで圧脈拍に対する刺激効果経過時間を算出する。
【０２３６】
6.経過時間の刺激効果値は、経過時間のベースライン値と比較され、前記刺激への内皮反応の有無および/または程度を決定する。
【０２３７】
様々な実施形態において、本明細書で説明されているシステムおよび方法は、歩行使用に適している。カフの膨張は、たとえば、バッテリー駆動式ポンプを使用して、または交換可能/詰め替え可能ガスカートリッジを使用して実行され得る。被験者は、スケジュールされている測定が開始する前に警告を受け、静止した状態を保ち、座るか、または横たわるよう指示され得る。
【０２３８】
前述のプロトコルは、例示的であることを意図されており、制限することを意図していない。たとえば、前述の方法が、被験者の心臓活動から結果として生じるカフでの圧脈拍の測定結果に関して説明されているが、そのように制限される必要はない。したがって、いくつかの実施形態において、方法は、人為的に誘発された動脈圧拍を記録することを伴う。動脈圧拍を人為的に誘発する方法は、当業者に知られている。たとえば、MaltzおよびBudinger (2005年) Physiol. Meas. 26: 293-307頁では、人為的動脈圧拍を誘発するために線形アクチュエータを使用することを説明している(米国特許第8,666,472号も参照)。本明細書で説明されているアクチュエータは、リニアモーター(アーカンソー州フォートスミス所在のBaldor Electric Co.)を採用しており、その作動ステムは、皮膚と接触して人工的な脈拍を導入するように適合されている。ステムの自由端にある圧平眼圧計(テキサス州ヒューストン所在のMillar Instruments, Inc.のSPT301)は、印加された力を感知し、力波形の閉ループ制御を可能にした。
【０２３９】
別の実施形態では、人為的な動脈圧拍を誘発するために高帯域幅電空変換器に取り付けられているカフが使用され得る。例示的な一電空変換器は、Tanakaら(2003年) Engineering in Medicine and Biology Society、Proceedings of the 25th Annual International Conference of the IEEE、4: 3149-3152頁、Tanakaら、a disk-type cuff for local pressurization and a nozzle-flapper type electro-pneumatic converter (EPC) for the cuff-pressure controlで説明されている。
【０２４０】
これらの実施形態は、例示的であり、限定的でない。本明細書に示されている教示を考慮すると、人為的な動脈圧拍を誘発するための多数の方法が当業者に利用可能である。いくつかの実施形態において、標準的なカフであっても、好適な圧力障害を誘発するのに十分であり得る。
【０２４１】
本明細書で説明されているシステムは、上腕(または前肢)、前腕、手首、大腿部(後肢)、ふくらはぎ、足首の動脈、および場合によっては、頸部(頸動脈)の動脈にすら使用できる。いくつかの実施形態において、プロトコルの実施中に、第2のカフは、基準として使用するか、または異なる生化学的経路によって媒介される様々な血管反応機構の相対的寄与を明らかにする示差測定結果を得るために、対側肢(内皮刺激が印加されない、または他の何らかの刺激が印加される)に貼り付けられるものとしてよい。
【０２４２】
様々な実施形態において、システムは、限定はしないが、ニトログリセリンなどの平滑筋弛緩剤の影響、精神的または肉体的ストレス、低強度超音波、アルブテロールなどのβ2アドレナリン作動薬、音響的/機械的組織振動、および同様のものの影響を含む他の刺激の効果を評価するために使用され得る。様々な実施形態において、カフ圧力は、程度が異なる機械的減負荷が生じるように(測定段階において)異なるレベルに設定され得る。これは、dA/dPの尺度としてのdA/dtの解釈に必要な仮定の数を減らすのに役立ち得る。カフ圧力のランピング(ramping)は、血管をより完全に特徴付けるのにも役立ち得る。様々な実施形態において、信号品質を改善するために、カフにガスではなく液体またはゲルを充填してもよい。
【０２４３】
特定の例示的な一応用事例において、本明細書で説明されているデバイス、システム、および方法は、鎌状赤血球病と診断されているか、またはその危険性があると診断されている被験者の評価によく適している。この状況において、これらの方法は、これらの方法が動きに対してあまり敏感に反応せず、低年齢幼児が多くの場合に扱いにくい被験者であるため、超音波と比較して子供に非常に適していることに留意されたい。鎌状赤血球病の内皮反応の重大な途絶があり、これを監視することは疾病管理の補助となり得る。
【０２４４】
図1は、本明細書で説明されている方法およびデバイスの例示的な一実施形態により内皮機能を評価するためのシステム100の概略図を示している。システムは、哺乳類の肢(たとえば、腕、手首、脚、足首など)に(周りに)取り付けるように構成されている測定用カフ(たとえば、血圧計カフ)112を備える。カフは、限定はしないが、ストラップ、クリップ、ベルクロ(登録商標)クロージャ、および同様のものを含む便利な方法によって固定され得る。カフは、実質的に一定の圧力を肢に施すために使用される。
【０２４５】
カフを含む1つまたは複数のブラダーが一定の圧力をカフに印加する定圧力供給源103に接続される。この場合のカフ内の圧力は、カフ内の空気によって印加される外部圧力によって純粋に決定される。圧力供給源は、圧力供給源上の弁または他のアクチュエータを調節して、カフに印加される実質的に一定の圧力を調節する圧力コントローラ105に結合され得る。
【０２４６】
カフ内の圧力を監視するために、圧力トランスデューサ(圧力センサー)102が配設される。圧力センサーの出力信号は、圧力センサーを読み取り、必要ならば、駆動するために必要な回路を備える制御ユニット111によって読み取られる。例示的な一実施形態において、制御ユニット111は、圧力トランスデューサの出力信号を増幅する増幅器107(たとえば、マサチューセッツ州ノーウッド所在のAnalog Devices, Inc.の計装用増幅器AD627)、オプションのローパスフィルタ108(たとえば、カリフォルニア州ミルピタス所在のLinear Technology Corp.の8次楕円フィルタ、LTC-1069-6)、およびデジタイザ109(たとえば、A/DコンバータPCIカード(テキサス州オースティン所在のNational InstrumentsのNI-6035))を備える。別の試験済み実施形態では、0.6×0.6in2のMEMS圧力センサー(カリフォルニア州フリーモント所在のGE NovasensorのNPC-1210)を採用した。制御ユニット111は、圧力トランスデューサから圧力を読み取るように構成される。
【０２４７】
様々な実施形態において、制御ユニット111は、圧力コントローラに(たとえば、信号ケーブルを介して)結合され、それによって、カフに印加される圧力を調節することができる。破線で示されているように、様々な実施形態において、コントローラ111および圧力コントローラ105は、定圧力供給源を調節するとともに、心臓活動から結果として生じる圧力変動を読み取る単一の制御ユニットに一体化され得る。他の実施形態では、コントローラ111および圧力コントローラ105は、(たとえば、信号ケーブルを介して)通信するか、またはいくつかの実施形態では、独立制御される別々のユニットであってもよい。
【０２４８】
いくつかの実施形態において、図1に例示されているようなコントローラ111は、マイクロプロセッサ110(たとえば、信号処理、および/または圧力コントローラを操作するために)さらに備える。しかしながら、マイクロプロセッサ110は、コントローラに一体化される必要はないが、以下で説明されているように、たとえば「別個の」コンピュータであってもよい。いくつかの実施形態において、コントローラは、外部プロセッサ/コンピュータにそれ自体が接続されているマイクロプロセッサを備える。それにより、いくつかの実施形態では、制御ユニットは、構成および/またはデータダウンロードのため、および/または外部コンピュータとの通信のため、および/またはシステムの操作のためにケーブルを介してコンピュータに接続され得る。
【０２４９】
図7は、本発明の例示的な一実施形態によるコントロール200のブロック図を示している。マイクロプロセッサ206は、適宜、様々なユニット/その中のコンポーネントを制御する中央制御統合機能を遂行する。図7に例示されているように、制御ユニットは、油圧または空気圧管路218を介してカフ(カフ1)内に実質的に一定の圧力を確立するように動作する空気圧または油圧ユニット214(たとえば、圧力供給源103および/または圧力コントローラ105を備えるユニット)を備えるか、または結合される。いくつかの実施形態において、特に圧脈拍経過時間が決定されるべきである場合に、制御ユニットは、油圧または空気圧管路218を介して第2のカフ(カフ2)内に実質的に一定の圧力を確立するように動作する第2の空気圧または油圧ユニット216(たとえば、圧力供給源103および/または圧力コントローラ105を備えるユニット)を適宜備えるか、または適宜結合される。空気圧または油圧制御ユニットは、同様に一般的にカフを膨張させおよび/または収縮させるために使用され得ることは理解されるであろう。
【０２５０】
センサー電子回路222は、コマンドをセンサートランスデューサに送信し、および/または第1のカフ(カフ1)内の圧力を監視する圧力トランスデューサから信号を読み取るために設けられている。したがって、いくつかの実施形態において、カフ1内の第1の圧力トランスデューサからの信号は、ライン234に沿って、たとえば、増幅器224および/またはフィルタもしくはシグナルコンディショナ226を含むセンサー電子回路222、および/または圧力トランスデューサ信号を駆動するか、読み取るか、または変換するために有用である他の電子回路に伝送される。アナログ/デジタルコンバータ(A/D)202は、適宜、カフ1および/またはセンサー電子回路222からの圧力トランスデューサの読み取り値を、マイクロプロセッサ206に供給されるデジタルサンプルに変換する。
【０２５１】
第2のカフが監視されるべきである場合、制御ユニットは、適宜、コマンドをセンサートランスデューサに送信し、および/または第2のカフ(カフ2)内の圧力を監視する圧力トランスデューサから信号を読み取るためのセンサー電子回路232をさらに備える。したがって、いくつかの実施形態において、カフ2内の第2の圧力トランスデューサからの信号は、ライン236に沿って、たとえば、増幅器228および/またはフィルタもしくはシグナルコンディショナ230を含むセンサー2の電子回路232、および/または圧力トランスデューサ信号を駆動するか、読み取るか、または変換するために有用である他の電子回路に伝送される。アナログ/デジタルコンバータ(A/D)202は、適宜、カフ2および/またはセンサー電子回路232からの圧力トランスデューサの読み取り値を、マイクロプロセッサ206に供給されるデジタルサンプルに変換する。
【０２５２】
例示的な実施形態において、圧力トランスデューサは、Millarカテーテル圧力センサー(テキサス州ヒューストン所在のMillar InstrumentsのMikro-tip)などのセンサーまたはNPC-1210(カリフォルニア州フリーモント所在のGE Novasensor)などのMEMS圧力センサーを備えるが、自動血圧計で使用される最も低価格のセンサーが好適なトランスデューサを構成する。
【０２５３】
マイクロプロセッサ206は、適宜、ディスプレイ210、ユーザ入力インターフェース204、およびダイナミックメモリもしくはスタティックメモリ記憶媒体212(たとえば、ディスクドライブ、フラッシュメモリ、光メモリなど)とも通信する。いくつかの実施形態において、外部コンピュータまたは他の外部ユニットと通信するために1つまたは複数の通信回線208が使用される。ケーブルを通じて、および/またはバッテリーを通じて、外部電力を受ける内部もしくは外部電源によってユニットに電力が供給され得る。
【０２５４】
いくつかの実施形態において、制御ユニット111/200は、構成、制御、および/またはデータダウンロードのためにBluetooth(登録商標)、ケーブル、および同様のものを介してコンピュータに接続され得る。いくつかの実施形態において、コンピュータは、制御ユニット内に一体化され、マイクロプロセッサ206がコンピュータの中央演算処理装置として機能することができるか、または適宜、別のマイクロプロセッサがそのような機能のために存在する。コンピュータは、たとえば、システム200、診療所内のパーソナルコンピュータ、病院ネットワークの一部、および/またはたとえば、インターネット、イントラネットを通じて、または携帯電話リンクを介して接続されているリモートコンピュータと一緒に使用するための専用のものであってよい。いくつかの実施形態において、たとえば、コンピュータネットワーク接続は、患者データを受信し、および/または検査結果をリモートロケーションに送るために使用され得る。いくつかの実施形態において、コンピュータは、内皮機能不全傾向を決定し、および/または現在の検査結果を同じもしくは異なる患者から以前に取得された結果と比較することを目的として人口統計および/または疫学データに従って分類された検査結果のデータベースを管理する。いくつかの実施形態において、コンピュータは、病院、診療所、HMO、PPO、および同様のものによって維持されているような患者医療記録システムと接続する。
【０２５５】
図8は、図7に示されている空気圧/油圧ユニット214の一実施形態の概略図である。空気圧ユニット214は、出力圧力を、最大で、肢または肢の一部(または身体の他の部位)を通る血流を完全に閉塞する圧力にするように構成されている圧力供給源103を備える。典型的には、最大約200mmHgまで、最大約250mmHgまで、最大約300mmHgまで、最大約350mmHgまで、最大約380mmHgまで、または最大約400mmHgもしくはそれ以上までの範囲内にある圧力が印加され得る。弁302は、適宜、加圧ガス(たとえば、空気もしくは他の加圧ガスもしくはガス混合物)、または圧力供給源103からカフ100まで加圧流体もしくはゲルの流れを制御する。弁302は、適宜、所望の実質的に一定の圧力がカフに印加された後に遮断される。出口ポート/廃棄ライン306を通してカフの排出を行って圧力を下げるか、またはカフを収縮させるための別の弁304が適宜設けられる。
【０２５６】
カフへの流れを制限し、それによって、空気圧/油圧ユニットの反応時間を遅くし、圧力調節が心臓活動によってカフ内に生じる脈動を実質的に減衰させないようにするためにオプションの弁308が設けられ得る。圧力管路106は、ガス、流体、またはゲルをカフに運び、それによってカフは膨張または収縮する。いくつかの実施形態において、圧力管路106は、流れを制限し、それによって空気圧/油圧ユニットの反応時間を短縮する細長い管路である。圧力コントローラ105は、適宜空気圧/油圧ユニットに組み込まれ、それにより、圧力供給源を出入りする流れを調節し、および/または弁306および/または304、および/または302を調節する。
【０２５７】
前述のシステムおよびデバイスはどれも、人為的な動脈圧拍を誘発するためのユニットをさらに備えることができる。そのようなユニットは、限定はしないが、上で説明されているような線形アクチュエータ(たとえば、上記のMaltzおよびBudingerを参照)、カフ圧力制御用の円盤型およびノズルフラッパー型電空変換器(EPC)(たとえば、上記のTanakaらを参照)、標準カフ、および同様のものを備える。
【０２５８】
図9は、内皮機能に対する刺激の効果の測定の際に実行される典型的な活動を例示するフローチャートを示している。被験者は、典型的には、測定に対する他の刺激の一時的活動の効果を回避するために(たとえば、少なくとも1分間、少なくとも2分間、少なくとも3分間、少なくとも4分間、少なくとも5分間、少なくとも10分間、少なくとも15分間、などの間)休息することを許される。被験者は、一定の期間にわたって(たとえば、検査の2時間またはそれ以上前に)食事を取ること、薬を飲むこと、喫煙すること、および/またはコーヒーを飲むことを回避する必要がある場合がある。1つまたは複数のカフ(たとえば、経過時間算出が行われるべきかどうかに応じて)は、被験者の所望の部位(たとえば、腕、脚、手首、足首など)に貼り付けられる。被験者の血圧は、適宜、当技術分野で知られている方法を使用して、および/またはシステムそれ自体を使用して決定される。次いで、カフは、被験者の測定された拡張期血圧に等しいか、またはそれよりも低い実質的に連続的な圧力になるまで膨らまされる。こうして、特定の実施形態において、カフは、測定された(または測定された平均もしくは中央値の)拡張期血圧よりも低い圧力になるまで膨らまされる(たとえば、拡張期血圧よりも約10mmHg以上低い、または拡張期血圧よりも約15mmHg以上低い、または拡張期血圧よりも約20mmHg以上低い、または拡張期血圧よりも約25mmHg以上低い、または拡張期血圧よりも約30mmHg以上低い)。次いで、1つまたは複数の心臓周期から結果として生じる圧脈拍または一連の圧脈拍が記録され、ベースライン圧力対時間のデータをもたらす。データは、適宜、1つまたは複数のパラメータ(たとえば、最大膨張、積分圧力/時間、圧脈拍の最大勾配、1つのカフから第2のカフまでの脈拍経過時間など)を提供するように処理される。
【０２５９】
次いで刺激が被験者に印加される。内皮機能を変化させることが予想される多数の刺激のうちのどれかが企図される。そのような刺激は、たとえば、血流の閉塞、および/または被験者への1つまたは複数の種類の薬物の投与を含む。例示的な薬物は、たとえば、NO作動薬として働く薬物(たとえば、アセチルコリン)、アルブテロールなどのβ2アドレナリン作動薬、音響的/機械的組織振動、経皮的低周波超音波(たとえば、Iidaら(2006年) J. Amer. Coll. Cardiol.、48(3):532〜537頁を参照)、および同様のものを含む。基礎血管緊張への基礎NO放出の寄与は、L-NMMAおよびL-NAMEなどのNOシンターゼ阻害剤を投与することによって引き起こされ得る。これらの薬剤は、動脈内注入(従来の慣例のような)を介して、または経鼻吸入および摂取を伴う本発明者らが実証した新規性のある投与法を用いて投与され得る。内皮細胞非依存性平滑筋機能は、ニトログリセリンおよびニトロプルシドナトリウムなどのNO放出薬物の投与によって評価され得る。
【０２６０】
いくつかの実施形態において、刺激は、閉塞および/または薬物の使用を含まない。いくつかの実施形態において、刺激は、閉塞および/またはNO作動薬である薬物の使用を含まない。
【０２６１】
いくつかの実施形態において、刺激は、音響的/機械的組織振動、または経皮的低周波超音波を含む。
【０２６２】
次いで、1つまたは複数の心臓周期から結果として生じる圧脈拍または一連の圧脈拍が記録され、刺激効果圧力対時間のデータをもたらす。データは、ここでもまた、適宜、1つまたは複数のパラメータ(たとえば、最大膨張、積分圧力/時間、圧脈拍の最大勾配、1つのカフから第2のカフまでの脈拍経過時間など)を提供するように処理される。
【０２６３】
次いで、ベースラインデータまたは導出されたパラメータは、刺激効果データまたは導出されたパラメータと比較し、刺激の効果の有無および/または大きさを決定する。いくつかの実施形態において、結果は、データベース内に(たとえば、医療記録)に記録され得る。
【０２６４】
いくつかの実施形態において、血圧は排除され、カフは単純に、所定のまたは任意の実質的に一定の圧力になるまで膨らまされ得る。
【０２６５】
いくつかの実施形態において、閉塞を刺激として使用するときに、測定が実行される同じ動脈を閉塞させる代わりに、測定された動脈に接続されている異なる動脈が閉塞される。たとえば、上腕動脈上で測定が実行されるときに、閉塞が橈骨および/または尺骨動脈に施されてよい。理想的には、内皮機能を評価するためにそのようなカフが使用されるときに、閉塞カフは、測定点の下流に留置される。これは、発生する血管拡張へのNO依存性機構の寄与を高め、組織虚血の効果(NOに依存しない他の生化学的経路によって実質的に媒介される)を最小限度に抑える。2つのカフは、2つの充填可能空気腔を収容する単一の実体内に一体化され得る。上流の腔は、測定間隔でのみ(拡張期血圧よりも低い圧力になるまで)膨らまされ、下流の腔は、反応性充血を介して内皮刺激を誘発するためにのみ使用される(最高収縮期血圧になるまで膨らまされる)。このようにして、測定結果は、虚血の影響下になかった動脈部位において常に得られる。
【０２６６】
ベースライン期測定は、適宜、複数のラウンド(たとえば、2〜5ラウンド)を含み、その各々において圧力対時間のデータが記録される。複数の測定ラウンドの結果は、適宜平均され、原理上、測定に含まれるノイズを低減することができる。それに加えて、または代替的に、他のノイズ低減統計的手法が利用され得る。代替的に、いくつかの実施形態において、測定セッションに要する時間を制限するために、測定は1回実行される。最も早い段階のベースライン測定ラウンドのうちのいくつかは、所定のプロトコルに従って破棄され、それにより、最初の測定で生じ得る肢の断面の初期変形を最小限度に抑えることができる。
【０２６７】
いくつかの実施形態において、刺激効果測定は、たとえば、刺激効果が最大になると予想されるときに、刺激の印加から所定の時間が経過した後に行われる。
【０２６８】
様々な実施形態において、反復測定ラウンドが充血を誘発し、測定に影響を及ぼすことを防ぎ、および/または反復測定ラウンドが患者に不快な思いをさせることを防ぐために、カフ圧力を低減するか、または排除する一定期間の後に反復測定ラウンドが行われるものとしてよい。
【０２６９】
上で指示されているように、いくつかの実施形態において、内皮機能を表すスコアまたは導出パラメータが、刺激の効果(または効果がないこと)に基づき決定される(使用される刺激に依存する)。いくつかの実施形態において、スコアは閾値と比較され、したがって、バイナリ診断(たとえば、正常、異常)が行われる。いくつかの実施形態において、閾値は、性別、身長、体重、および/または年齢などの、患者の1つまたは複数の属性に依存する。代替的に、またはそれに加えて、マルチレベル診断が行われ、たとえば、値をパーセンテージまたは他の単位で与える。マルチレベル診断は、適宜、スコアを閾値の配列または「標準」曲線と比較することによって決定される。
【０２７０】
上で述べたように、検査セッションにおいて、ベースライン期測定と刺激の影響を受ける測定との間、被験者は、測定と測定との間の状態の違いを最小限度に抑えるために、好ましくは、休息したままである。代替的に、またはそれに加えて、期と期の間の状態の変化について結果が補正される。
【０２７１】
上で示されているように、いくつかの実施形態において、ベースラインパラメータと刺激効果パラメータとの差は、測定の包絡線を決定し、パラメータ算出の基礎として使用する包絡線を持つ最大値を見つけることによって算出される。いくつかの実施形態において、ベースラインパラメータと刺激効果パラメータとの間のパラメータの値の最大の差が決定される。算出は、単一心臓周期、または複数の心臓周期(たとえば、2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、20、25、30、またはそれ以上の数の心臓周期)にわたって最大の差を見つける当てはめ方法を使用するなど、当技術分野で知られている方法を使用して実行される。
【０２７２】
上で述べたように、本明細書で説明されているシステムは、内皮機能検査のときに、または別個に、被験者患者の血圧を決定するために使用され得る。典型的には、そのような測定は、被験者の収縮期血圧よりも高い圧力になるまでカフを膨張させることによって行われるものとしてよく、カフの空気圧は、抜かれて、患者の拡張期血圧よりも低くなる。空気を抜いて圧力を下げている間、圧力トランスデューサ102は、測定用カフ100の圧力の変化を記録する。次いで、その結果得られるデータが分析され、それにより、振動血圧測定について当技術分野で知られている方法のどれかを使用して、収縮期(SYS)、および/または拡張期(DIA)血圧を見つける。
【０２７３】
特定の動脈の動脈硬化症のせいで拡張機能の低下が生じることがあることに留意されたい。単一の動脈内の局部的動脈硬化症を有しているが、内皮機能不全を患っていない被験者の内皮機能不全の識別を防ぐために、いくつかの実施形態では、本明細書で説明されている方法は、被験者の別の動脈で、たとえば反対腕で、繰り返される。機能不全が一方の動脈については識別されたが、他方については識別されなかった場合、被験者は、内皮機能不全を有していないと識別され、および/または追加の検査を受ける。
【０２７４】
いくつかの実施形態において、マイクロプロセッサ206および/または別のコンピュータは、人間の操作者からの指令を必要とすることなく完全な検査セッションを自動的に実行するようにプログラムされる。適宜、制御ユニット200は、状態が適切であるかチェックし、問題が検出された場合に、たとえば、信号が検出されたとき、圧力が閾値を超えたとき、または検査中に被験者の血圧の異常なまたは著しい振動が生じたせいで感知できるデータが生成されないときに、検査セッションを停止する。
【０２７５】
代替的に、検査セッションの操作シーケンスは、部分的にまたは全面的に人間によって行われ得る。たとえば、各測定期は、マイクロプロセッサ206によって自動的に制御され得るが、各期の開始は、人間の操作者によって制御される。適宜、操作者は、コンピュータまたは他のデバイスを通じて操作シーケンスをプログラムし得る。代替的に、またはそれに加えて、必要な操作シーケンスは、製造時にマイクロプロセッサ206内に事前プログラムされる。
【０２７６】
実用的低コストシステム
いくつかの実施形態において、図1に例示されているプロトタイプは、高価な嵩張る空気圧調節器を使用して、測定時にカフ内に一定の圧力を発生させるものとしてよい。対照的に、図12の概略図および図13の写真には、1つの例示的な、より安価なポータブルプロトタイプが図示されている。この例示的だが非限定的である実施形態は、カフ圧力を制御するために小型ポンプおよびソレノイド弁を使用する。ポンプおよびソレノイド弁はオンオフ制御を行うので、カフ内の圧力は、一般的に、カフの下にある組織が変位すると時間とともに下がる。オンオフ制御を使用するのは、多数のやむを得ない理由がある。すなわち、1)高価な圧力調節器および圧縮空気供給源の必要がない。2)ポンプは、信号中にノイズを導入するので、好ましくは測定中に動作しない。3)部品点数が少なく、コストがかなり低い。4)家庭用血圧測定システムで使用されている標準的なポンプおよび弁が使用できる。ポンプおよび弁は、測定間隔で作動され得るので、記録された信号は、ノイズで汚染されている可能性がある。オフライン処理の用途では、これは、記録された時系列のローパスフィルタリングを使用して取り除くことができる。オンライン処理では、このノイズが分析を混乱させないように、作動の時間がデータ分析アルゴリズムに供給され得る。
【０２７７】
オンオフシステムのデータ分析
この問題点に対処するために、Table 2(表2)に示されているものなどの印象的な結果が可能である範囲内でオンオフ制御によりシステムの精度を改善するデータ分析の方法が開発された。図15を考えると、これは測定間隔において圧力の典型的な低下を示している。図16の曲線は、動脈コンプライアンスに対する物品減負荷(article unloading)の効果を例示している(Bankら(1999年) Circulation、100:41〜47頁)。8mmHgの減負荷圧力(unloading pressure)の減少(図15に示されているような)は、経壁圧が小さい(拡張期では本発明者らの場合に10〜20mmHg)ときにコンプライアンスに著しい影響を及ぼし得る。明らかに、振幅および最大上向き勾配などの、脈拍特性を比較するときに、刺激の前と後で、類似のカフ圧力で測定された脈拍を比較することが好ましい。たとえば、図15では、t=20sにおいて刺激後とベースラインとを直接比較することが適切であるが、これは、t=10sではそうでない。前者の場合、カフ測定圧力は類似しているが、後者の場合、ベースライン系列のときと比べて刺激後系列のときの方が大きい。
【０２７８】
この問題点に対する例示的な一アプローチは、脈拍における平均、中央値、最小、または最大の圧力などの、ビニング統計を使用して、圧力により脈拍の「ヒストグラム」を作成することである。ベースラインおよび反応系列からの各ヒストグラムビン内の脈拍が比較され、ビン毎にわずかな変化が計算される。ビンの加重平均が取られ、重みは各ビン内の脈拍の数および各測定における信頼度に比例する。
【０２７９】
圧力範囲が完全には重ならない場合、図16に示されているような曲線は、データを調整するために使用することができ、したがってすべての脈拍が比較され得る。
【０２８０】
分析を実行する際に使用できる別の方法は、測定期間中に圧力特性に対して回帰を適用することである。次いで、回帰曲線を使用して、個別の脈拍を特定の基準圧力に対してスケーリングする。異なる圧力値で得られる脈拍は、これらがすべて基準圧力で得られたかのように比較され得る。
【０２８１】
測定圧力安定性の向上
上で説明されているように、回帰分析は、圧力設定点の初期到達後に平均測定圧力が変化するという問題に対処するために適用できる。圧力調節器などの空気圧フィードバックシステムを必要とすることなくこの問題点に対処するための2つの追加の方式が提案されている。
【０２８２】
図17に例示されているように、測定間隔Tの各々は、測定間隔の各々は2つのセグメントT1およびT2に、T=T1+T2となるように分割できる。T1の目的は、カフの下の組織圧迫が自然な圧力低下を引き起こす期間に測定圧力設定点の近くで圧力を安定化させることである。圧力が安定した後、または他の場合に、T2が開始し、そのときに、圧力の制御は行われないか、または圧力補正を開始する基準は、相当に緩和される。
【０２８３】
例示的な一方式において、本発明者らは、図12のソレノイドオンオフ収縮弁を図14に例示されているような比例弁で置き換える。小型比例弁の典型的な一例は、VSO-MI(オハイオ州クリーブランド所在のParker Hannifin Corp.)である。T1時に、ポンプは稼動し続け、その間、制御フィードバックシステムが所望の圧力設定点が維持されるように比例弁を調整する。この方式の利点は、ポンプ出力を調整する必要がないことであるが、多くのポンプタイプではこれは実現可能でないことがある。T2において、次のいずれかである。
【０２８４】
1)ポンプは停止され、弁は素早く閉じられる、または
【０２８５】
2)典型的なオンオフサーボ制御レジームが実装される。
【０２８６】
第2の方式は、T1およびT2に異なる圧力許容差、すなわち、ΔP1およびΔP2を割り当てることに依存する。間隔Tnにおいて、圧力の調整は、カフ圧力P<Ps-ΔPnまたはP>Ps+ΔPnであるときにのみ開始され、ただし、Psは測定圧力設定点である。したがって、たとえば、間隔T1では、圧力許容差(Pt)はPt=Ps±ΔP1であるが、間隔T2では、圧力許容差はPt=Ps±ΔP2である。実際のカフ圧力PがPtに対する範囲よりも上または下に進むときに、圧力は調整される。たとえば、ΔP2>ΔP1と設定することによって、測定データを使用に適さないものにし得るT2における不要なサーボ動作を回避することが可能である。図17は、これらの範囲の1つの例示的な、ただし非限定的な例、およびこれらの数量の解釈を示している。
【０２８７】
uFMD測定を行うための装置
様々な実施形態において、哺乳類の内皮機能の評価のための装置が実証されており、そこでは装置はuFMDの結果を生成することができる。いくつかの実施形態では、装置は、実質的な圧力を前記哺乳類の動脈に印加するように適合された測定用カフと、前記圧力が印加されている間に前記カフ内の圧脈拍を1つまたは複数の心臓周期にわたって検出し、定量化するように適合されている測定ユニットと、単一の時間期間(Tm)内にカフに異なる圧力を印加し、および/または異なる時間期間(Tm)内で異なる実質的に一定の圧力を印加するように適合されているコントローラであって、カフ内の圧力を監視し、調整し、その反応時間は、前記心臓周期から結果として生じる圧力の変化が前記システムによって実質的に減衰されることがないように十分に遅く、および/または圧力供給源と前記カフ内の圧力のオンオフ制御を行うための弁とを制御するように適合されている、コントローラと、内皮機能に関係するパラメータに対する複数のベースライン値を印加圧力(Pm)の関数として決定し、また内皮機能に関係するパラメータに対する複数の刺激効果値を印加圧力(Pm)の関数として決定するように適合されているプロセッサとを備える。
【０２８８】
いくつかの実施形態では、プロセッサは、ベースライン圧力測定から算出された動脈内腔の面積を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、ベースライン測定圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第1の非線形モデルを当てはめてベースライン動脈内腔面積を記述する第1の関数を経壁圧の関数として与え、刺激効果圧力測定から算出された動脈内腔の面積を経壁圧Ptmの関数として決定し、経壁圧は、測定された刺激効果圧力と外部カフ圧力Pmとの間の差として決定され、これらのデータに第2の非線形モデルを当てはめて刺激効果動脈内腔面積を記述する第2の関数を経壁圧の関数として与え、第1の関数を使用して、ベースライン動脈内腔面積(Ab)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出し、第2の関数を使用して、刺激効果動脈内腔面積(Ar)を、収縮期血圧に実質的に等しい経壁圧で算出するように適合される。いくつかの実施形態において、プロセッサは、同等の超音波ベースFMD(uFMD)を決定するように構成され、uFMDは、比Ar/Abの平方根に比例する。いくつかの実施形態において、プロセッサは、同等の超音波ベースFMDを
【０２８９】
【数４】
2018525106.tif 000006
【０２９０】
として与えられると決定するように構成される。
【０２９１】
いくつかの実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または前記第2の非線形モデルは、同じ種類の関数である。いくつかの実施形態において、第1の非線形モデルおよび/または前記第2の非線形モデルは、2パラメータモデル、3パラメータモデル、4パラメータモデル、5パラメータモデル、および6パラメータモデルからなる群から選択される。いくつかの実施形態において、第1の非線形モデルおよび前記第2の非線形モデルは、両方ともアークタンジェントモデルである。
【０２９２】
いくつかの実施形態において、プロセッサは、カフが膨張している間、および/または前記カフが収縮している間に、カフ内の圧力を時間の関数として決定して心臓拍動波形を与えるように構成される。いくつかの実施形態において、プロセッサは、心臓拍動波形を、対応する圧力レベルでの拍動特性の直接的比較によって、または最初にモデルを一組のベースライン心臓拍動波形および一組の刺激後心臓拍動波形に当てはめ、2つのモデルによって生成されるパラメータを比較することによって、のいずれかで、ベースライン状態と刺激後状態との間で比較するように構成される。
【０２９３】
いくつかの実施形態では、装置は、血圧およびcFMDを同時に測定するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、収縮期BPおよびMAPを測定し、振動測定分析を使用して拡張期血圧(DBP)を算出するように構成され、および/または装置は、収縮期BPおよびMAPを測定し、オーディオセンサー(たとえば、聴診器、心音図)または超音波プローブを使用して取得されるコロトコフ音を分析することによってDBPを決定するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPをカフ膨張時に得られる測定結果から算出するように構成され、および/または装置は、cFMDおよび/またはMAP、および/またはDBPをカフ収縮時に得られる測定結果から算出するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、収縮期BPおよび/または拡張期BPを決定し、cFMDの決定について、決定された収縮期および/または拡張期BP値を使用して算出された経壁圧でベースライン間隔と刺激後間隔との間の拍動波形特性の比較を行うように構成される。
【０２９４】
いくつかの実施形態において、装置は、刺激の印加を除き、本明細書で説明されているようにuFMDを決定するための方法を実行するように構成される。
【０２９５】
いくつかの実施形態において、装置は、刺激の印加を含む、本明細書で説明されているようにuFMDを決定するための方法を実行するように構成され、刺激は、血管の閉塞によって肢への血液の流れの制限を含む。いくつかの実施形態において、装置は、カフを使用して血液の流れを制限するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、別個のカフを使用して血液の流れを制限し、圧力を動脈に印加するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、同じカフを使用して、血管を閉塞させ、圧力を動脈に印加するように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、制限カフを哺乳類について測定された収縮期血圧よりも少なくとも10mmHg高い圧力になるまで膨らませるように構成される。いくつかの実施形態において、装置は、少なくとも1分間、動脈を通る血液の流れを制限するように構成される。
【０２９６】
いくつかの実施形態において、コントローラは、ポンプまたは他の圧力供給源および/または比例放出弁を調整して所望の圧力を維持することによって1つまたは複数の時間期間(Tm)において圧力をカフに印加するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、時間期間において前記圧力の調整を停止するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、時間期間においてオンオフ制御システムを使用して前記圧力を定期的に調整するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、圧力を時間期間における測定設定点を中心とする圧力範囲(ΔP)内に維持するように構成される。いくつかの実施形態において、圧力範囲(ΔP)は、約1mmHgから約6mmHg、または約1mmHgから約4mmHg、または約1mmHgから約3mmHg、または約1mmHgから約2mmHgの範囲内である。いくつかの実施形態において、装置は、約1秒から、または約2秒から、または約3秒から、または約4秒から、または約5秒から、または約6秒から、または約7秒から、または約8秒から、または約9秒から、または約10秒から、または約15秒から約20秒まで、または約30秒まで、または約40秒まで、または約50秒まで、または約1分まで、または約2分まで、または約3分まで、または約4分まで、または約5分まで、または約6分まで、または約7分まで、または約8分まで、または約9分まで、または約10分まで、または約15分まで、または約20分まで、または約25分まで、または約30分までの範囲内の時間間隔持続時間をもたらすように構成される。
【０２９７】
様々な実施形態において、コントローラは、前記圧力を監視し、前記心臓活動から結果として生じる前記圧力変化が10%未満だけ減衰されるように十分に遅い反応時間で調整するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、カフ内の圧力をある値に設定し、前記心臓活動により生じる圧力変動の測定時にカフに印加される外部圧力を変化させないことによって外部圧力を維持するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、前記被験者について決定された拡張期血圧以下である外部圧力を印加するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、被験者について測定された平均拡張期血圧未満であるか、または被験者に対する予想拡張期血圧未満である外部圧力を印加するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、前記哺乳類について測定された平均拡張期血圧未満であるが、前記平均拡張期血圧よりも約10mmHg以上低い外部圧力を印加するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、異なる測定間隔において一定の圧力を異なるレベルで印加するように構成される。
【０２９８】
様々な実施形態において、装置は、圧力を1つまたは複数のカフに印加するように適合されている油圧または空気圧ポンプを備える。いくつかの実施形態において、反応時間は、油圧または空気圧ポンプとカフとの間に細い圧力管路を配設することによって短縮される。いくつかの実施形態において、装置は、弁と、1つまたは複数のカフ内の圧力のオンオフ制御を行うように構成されているポンプとを備える。いくつかの実施形態において、装置は、前記カフまたは装置内の移動もしくは振動を検出するように配設されている加速度計をさらに備える。
【０２９９】
様々な実施形態において、カフは、ガス、流体、およびゲルからなる群から選択される材料により加圧される。様々な実施形態において、カフは、実質的に動脈を含む肢の外周全体に圧力を印加するように適合される。いくつかの実施形態において、カフは、動脈と同じ肢内の他の血管に実質的に影響を及ぼさない局所圧力を印加するように適合される。
【０３００】
様々な実施形態において、装置内のプロセッサは、血圧を決定するように構成される。様々な実施形態において、プロセッサは、1つまたは複数の血圧測定結果に基づき印加されるべき外部圧力を算出し、算出された外部圧力を印加するようにコントローラに指令するように構成される。いくつかの実施形態において、コントローラは、刺激が動脈に加えられたという指示に反応する測定ラウンドの少なくとも1つ、および刺激が動脈に加えられたという指示が受け取られる前の測定ラウンドの少なくとも1つを引き起こすように構成される。
【０３０１】
いくつかの実施形態において、コントローラは、患者の少なくとも5つの心臓周期にわたって連続的に圧力を印加するように適合される。いくつかの実施形態において、コントローラは、1つまたは複数の心臓周期にわたって、哺乳類の心臓活動から結果として生じる前記カフ内の圧力の変化を時間の関数として記憶するように構成される。
【０３０２】
いくつかの実施形態において、プロセッサは、1つまたは複数の心臓周期について時間に関して圧力変化の値を積分して(圧力/時間曲線の下の面積を算出して)積分圧力値を決定するように構成される。
【０３０３】
いくつかの実施形態において、プロセッサは、1つまたは複数の心臓周期について圧脈拍の立ち上がりエッジで圧力対時間の波形の微分の最大値を決定してコンプライアンス値を決定するように構成される。いくつかの実施形態において、プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を複数の心臓周期にわたって平均するように構成される。いくつかの実施形態において、プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を単一の心臓周期について決定するように構成される。いくつかの実施形態において、プロセッサは、前記積分圧力値および/または前記コンプライアンス値を決定し、ベースライン測定値と刺激効果測定値との間の前記値の最大変化を識別するように構成される。
【０３０４】
被験者の動き
本発明者らの人間の被験者の研究成果から、脚の震えなどの被験者の振動する動きは、脈拍として解釈される可能性のあるスプリアス波形を混入させる可能性があることは明らかである。これは、ソフトウェアおよび/またはハードウェアを用いて対処できる。一ソフトウェアアプローチは、入ってくる圧力信号の分析をリアルタイムで実行して、異常を検出するものである。ハードウェアアプローチでは、加速度計がカフ、カフチューブ、または計測器それ自体に配置され、それにより、フィルタで容易に除去できない振動(たとえば、注目する信号と同じ周波数帯域にある振動)を検出することができる。次いで、システムは、振動が存在することをユーザに知らせるアラートを発生し、振動が止まない場合に測定を中断することができる。
【０３０５】
上で説明されている方法および装置は、方法の動作順序を変更すること、および装置に使用される正確な実装を含めて、多くの面で異なり得ることは理解されるであろう。また、上で説明されている方法および装置は、これらの方法および装置を使用する方法を実行するための装置を含むものとして解釈されるべきであることも理解されるであろう。
【０３０６】
デバイスおよび方法は本明細書において、例を用いて提示されているが、本発明の範囲を制限することを意図していない、その実施形態の非限定的な詳細説明を使用して説明されている。たとえば、腕に対して内皮機能不全検査を実施するのではなく、被験者の脚にこの方法が実行されてもよい。
【０３０７】
それに加えて、方法は人間について説明されているが、哺乳類という用語は、人間、さらには人間以外の哺乳類(たとえば,人間以外の霊長類、イヌ科の動物、ウマ科の動物、ネコ科の動物、ブタなどの動物、ウシ属の動物、有蹄類、ウサギ目、および同様の動物)を含むことを意図されている。
【０３０８】
家庭健康監視
いくつかの実施形態において、本明細書で説明されている方法およびデバイスは、家庭健康監視によく適している。いくつかの実施形態において、本明細書で説明されているデバイスは、1カフまたは2カフシステム、および典型的には、必ずというわけではないが、カフを操作するための制御システムを備える市販製品として用意されるものであってよい。デバイスは、典型的には、1つまたは複数の測定プロトコル(たとえば、膨張、圧力保持、圧力測定、休息期間、および収縮の調整されたシーケンス)を実行するように構成される。
【０３０９】
いくつかの実施形態(たとえば、図17に例示されているような)において、システムは、コンピュータ、タブレット、および/または携帯電話に、たとえば、直接ケーブルを介して、ワイヤレス(たとえば、wifi)リンクを介して、またはBluetooth(登録商標)を介してリンクすることができる。いくつかの実施形態において、コンピュータ/タブレット/携帯電話は、たとえば、測定プロトコルパラメータ([測定、休息、膨張持続時間]、測定回数、測定および閉塞圧力など)の指定を可能にするアプリケーション(たとえば、アプリ)を実行する。コンピュータ/タブレット/携帯電話は、カフから生圧力データまたは処理済みデータを受信することができ、適宜データを格納し、それをインターネットを介してサーバに送信することができる。
【０３１０】
サーバ(たとえば、ヘルスケア提供または健康監視サービスによって提供される)は、本発明者らのアルゴリズムを使用して生圧力(または処理済み)データの(オフライン)分析を実行することができる。サーバ/サービスは、レポートを作製し、結果へのリンクを調査員またはホームユーザに電子メールで送信するか、またはウェブページを介してアクセスできるようにすることができる。
【０３１１】
サーバは、同じまたは他の提供事業者によって提供される他のウェブベースの健康および/またはフィットネス監視サービスと適宜統合することができる。そのようなサービスは、体重/体重変化、心拍数、血圧、血糖値、運動レベル、および同様のものなどのデータを監視する。いくつかの実施形態において、データは、被験者の医療記録に統合されるものとしてよく、医療記録は、ヘルスケア提供事業者、および/または保健事業者、および/または医師もしくは他のヘルスケア提供事業者、および/またはウェブベースヘルスケア監視サービス、および/または使用者によって維持される。例示的なヘルスケア監視サービスは、限定はしないが、FITBIT(登録商標)、WITHINGS(登録商標)、SYNCMETRICS(登録商標)、ROCKHEALTH(登録商標)、HEALTHBOX(登録商標)、DREAMIT HEALTH(登録商標)、NY DIGITAL HEALTH ACCELERATOR(登録商標)、および同様のものを含む。
【０３１２】
臨床状況における内皮機能の尺度の使用
上で説明されているように、本明細書では、哺乳類(たとえば、人間)の内皮機能を評価するためのデバイスおよび方法が提示されている。研究では、多くの場合に、内皮機能不全を(アセチルコリンのような、NO刺激への反応による)血管拡張能力の喪失と報告しているが、この用語は、血管ホメオスタシスを維持/調節する多くのまたはすべてのホメオスタシス機構における一般的欠陥を包含する。内皮機能不全は、NOの発生もしくは利用可能性の減少、および/または内皮由来弛緩および収縮因子(ET-1、アンジオテンシン、およびオキシダントなど)の相対的寄与におけるアンバランスを意味し得る広義語である。
【０３１３】
たとえば、糖尿病における内皮機能不全は、ET-1の過剰産生(高インスリン血または高血糖症によって刺激される)と結合されたNO(インスリン耐性に続く)生物学的利用能の減少から結果として生じ得る。内皮機能不全は、すべての知られている心臓血管疾患の発症および臨床経過に関わっており、有害心臓血管事象の将来のリスクに関連する。
【０３１４】
内皮機能不全が心血管系危険因子に反応して生じ、アテローム性動脈硬化症の発症に先行することは広く受け入れられている(たとえば、Shimokawa(1999年) J. Mol. Cell Cardiol. 31:23〜37頁、Ross(1999年) N. Engl. J. Med. 340:115〜126頁参照)。これは一般的に、内皮機能不全が危険因子とアテローム性硬化症負荷との間の共通の関連付けを形成することができるという広く行き渡っているパラダイムである。内皮機能不全は、アテローム性動脈硬化症の初期機序と後期機序とを促進することによって病変形成のプロセスに能動的に関わる。これらは、接着分子の上方調節、ケモカイン分泌および白血球付着の増加、細胞透過性の増大、LDL酸化の増強、血小板活性化、サイトカイン同化、ならびに血管平滑筋細胞増殖および遊走を含む。内皮機能不全は、アテローム性動脈硬化症の臨床経過において重要な役割も果たす。
【０３１５】
アテローム性動脈硬化症が確定した冠状動脈内の内皮細胞依存性血管拡張が損なわれた結果、逆説的な血管収縮が生じ、その結果、心筋灌流および心筋虚血が低減され得る。それに加えて、内皮機能不全が、プラーク構造を能動的に調節し、病変の脆弱性および破裂の可能性の前兆となる。この血管収縮および炎症機序を通して、アテローム性動脈硬化症血管の内皮機能不全は、不安定な冠不全症候群の発症に至る可能性がある(たとえば、Vermaら(2002年) Circulation、105:546〜549頁参照)。
【０３１６】
したがって、様々な実施形態において、内皮機能の評価について本明細書に提示されているデバイスおよび方法は、臨床状況において役立ち得る。したがって、いくつかの実施形態において、特に、鑑別診断の状況において、本明細書で説明されているデバイスおよび方法によってもたらされる内皮機能の尺度は、診断および/または予後診断、および/または様々な心臓血管疾患の治療に役立ち得る。いくつかの実施形態において、内皮機能の尺度は、特に鑑別診断の状況において、心臓血管疾患(たとえば、アテローム性動脈硬化症、高コレステロール血症、高LDL-C、低HDL-C、高リポタンパク質(a)、低密度LDL-C、酸化LDL-C、高血圧症、高ホモシステイン、老化、脈管炎、子癇前症、メタボリック症候群、異型狭心症、糖尿病、能動喫煙、受動喫煙、虚血再灌流、移植アテローム性動脈硬化症、心肺バイパス、閉経後、川崎病、シャーガス病、家族歴CAD、感染、うつ病、不活発、肥満、腎不全、CRP上昇、うっ血性心不全、左心室肥大など)の指標である。いくつかの実施形態において、前記哺乳類の内皮機能の尺度は、いくつかの実施形態において医療記録(たとえば、コンピュータに記録された医療記録、紙の医療記録、医療記録チップまたはID、および同様のもの)を含むものとしてよい有形の媒体上にプリントアウトされ、および/または記憶される。
【０３１７】
また、いくつかの実施形態において、心臓血管疾患に関して被験者を治療する方法が提供され、これらの方法は、本明細書で説明されている装置および/または方法を使用して被験者の内皮機能を評価するステップと、これらの方法が内皮機能に障害が生じていることを指示する尺度を形成する場合に、心臓血管疾患に対する鑑別診断の状況において尺度を評価するステップと、指示された場合に、心臓血管疾患の治療のために1つまたは複数のインターベンションを実行するステップとを伴う。いくつかの実施形態において、心臓血管疾患は、アテローム性動脈硬化症、高コレステロール血症、高LDL-C、低HDL-C、高リポタンパク質(a)、低密度LDL-C、酸化LDL-C、高血圧症、高ホモシステイン、老化、脈管炎、子癇前症、メタボリック症候群、異型狭心症、糖尿病、能動喫煙、受動喫煙、虚血再灌流、移植アテローム性動脈硬化症、心肺バイパス、閉経後、川崎病、シャーガス病、家族歴CAD、感染、うつ病、不活発、肥満、腎不全、CRP上昇、うっ血性心不全、および左心室肥大からなる群から選択された病変を含む。いくつかの実施形態において、インターベンションは、ACE阻害剤を処方しおよび/または投与するステップ、アンジオテンシン受容体遮断薬を処方しおよび/または投与するステップ、エンドセリン遮断薬を処方しおよび/または投与するステップ、スタチンを処方しおよび/または投与するステップ、テトラヒドロビオプテリンを処方しおよび/または投与するステップ、葉酸塩を処方しおよび/または投与するステップ、インスリン感受性を改善するステップ、LDL低減、HDL増加、抗酸化物質を処方しおよび/または投与するステップ、エストロゲンを処方しおよび/または投与するステップ、Lアルギニンを処方しおよび/または投与するステップ、デスフェロキサミンを処方しおよび/または投与するステップ、グルタチオンを処方しおよび/または投与するステップ、ホモシステイン低減、CRPを下げるステップ、遊離脂肪酸フラックスを減らすステップからなる群から選択される1つまたは複数のインターベンションを含む。
【０３１８】
本明細書で説明されている方法および装置は、血管平滑筋弛緩の結果を測定するステップを用いて内皮機能不全を測定すること、およびしたがってこれらの方法は、一酸化窒素の内部供給源(内皮NO放出)を舌下ニトログリセリンなどの外部供給源で単純に置き換えることによって平滑筋機能を測定するために適用され得ることは理解されるであろう。
【０３１９】
一実施形態に関して説明されている特徴および/またはステップは、他の実施形態とともに使用されてもよいこと、ならびに本発明のすべての実施形態が特定の図に示されているか、または実施形態のうちの1つに関して説明されている特徴および/またはステップのすべてを有しているとは限らないことは理解されるであろう。説明されている実施形態の変更形態は、当業者であれば思いつくであろう。
【０３２０】
(実施例)
次の例は、限定はしないが請求されている発明を例示するために用意された。
【０３２１】
(実施例1)
内皮機能の測定の妥当性確認
新しい尺度の値を決定する1つの方法は、「ゴールドスタンダード」測定に相関する程度を決定することである。内皮機能の場合には、ゴールドスタンダードは、注入アセチルコリン(ACh)に反応する冠状動脈の拡張である。この手順は、侵襲的で、高価であり、心臓カテーテル法を受けている病気の患者にしか適さない。
【０３２２】
本発明者らが内皮機能の評価のために開発した以前の計測器の評価に際して、本発明者らは、本発明者らの方法と上腕動脈における超音波ベースのFMD測定との間に相関があると決定した。非侵襲的であるが、FMD研究は技術的に難しく、得られる測定結果も変動が大きい。
【０３２３】
本明細書で説明されているように、そのような研究は、方法が内皮機能を評価するうえで効果的であるという決定を下すためには不要であることが確信される。動脈EF評価のための物理的方法は、典型的には、動脈の材料特性の変化を測定するものである。NOの内部放出に反応して生じる変化は、性質および大きさの点でニトログリセリン(NG)などの薬剤を介した外部NOの投与の後に生じるものと似ている。結果として、測定方法がNGによって誘発される血管緊張低下に敏感であることが示される場合に、その技術も内皮細胞依存性血管緊張低下に敏感であると仮定され得る。この方法の主要な利点は、NGへの反応は内皮機能不全の個人であっても損なわれず、したがって、2つの測定結果の間で相関分析を実行する必要がないことである。
【０３２４】
その事例をさらに強化するために、測定方法は、損なわれていない内皮反応を有することが予想される個人のRH誘発血管緊張低下に対して敏感であることを実証すべきである。
【０３２５】
年齢範囲が28歳〜38歳の3人の個人が調査された。Table 1(表1)は、被験者特性の一覧である。すべての被験者は、1%以下のフラミンガムリスクスコアを有し、心臓血管疾患の病歴はなかった。各個人は、5分間の最高収縮期カフ閉塞によって誘発されるRHの前後に少なくとも3回評価された。カフ膨張なしの場合を除き、同じプロトコルを使用して少なくとも1回の追加の測定が行われた。舌下NGの0.4mgの用量に敏感であることが、2人の個人について3回の評価でわかった。
【０３２６】
【表１】
2018525106.tif 000007
【０３２７】
各個人は、5分間の最高収縮期カフ閉塞によって誘発されるRHの前後に少なくとも3回評価された。カフ膨張なしの場合を除き、同じプロトコルを使用して少なくとも1回の追加の測定が行われた。
【０３２８】
舌下NGの0.4mgの用量に敏感であることが、2人の個人について3回の評価でわかった。続く分析では、データセットのすべてが刺激によってプールされる。これは、この方法は血管緊張低下刺激による動脈緊張の変化を、どのような感度で、測定できるか?という質問に答えるものである。
【０３２９】
記録された圧力データに関係する単一の量、脈幅が研究され、これが動脈面積に比例することが仮定された。刺激後間隔において、カフからの圧力データは、約80秒毎に、30秒の期間にわたって記録された。各記録間隔で、カフは、70mmHgの圧力になるまで膨らまされ、これは常に被験者の測定された拡張期血圧未満であった。観察された反応を定量化するために、反応間隔における脈拍の量の平均(この場合には、振幅)は、ベースライン間隔における同じ量の平均値で除算された。図10は、それらの結果を例示している。
【０３３０】
被験者1について実験が3回実施され、右腕の拡張は、デバイスを使用して測定された左腕の拡張と同時に超音波を使用して測定された。これらの研究の目的は、反応対時間の曲線の相関を調べることであった。
【０３３１】
結果
図10は、この方法が次の理由から平滑筋弛緩に対して敏感であるという仮説を強く裏付ける。NG研究では、6分から20分までの時間間隔において、NG反応とNS反応との間に大きい永続的な差がある。RH研究について、カフ放出に続く4分間にRHデータ反応とNSデータ反応との間に重なりはない。
【０３３２】
Table 2(表2)では、各刺激に対する最大反応が算出され、NSの事例に関する変化の統計的有意性(片側ステューデントt検定)が評価される。p<0:05の値は有意であると考えられた。
【０３３３】
【表２】
2018525106.tif 000008
【０３３４】
図11A〜図11Cは、測定された動脈直径は超音波を使用して測定され、同時に体積膨張が本明細書で説明されている方法によって測定された3つの研究の結果を提示している。拡張の時間経過は、3つの事例すべてにおいて類似している。本発明者らの他の研究において観察されているように、本発明者らの方法の感度は、直径測定に比べて約5倍敏感である。直径測定は、被験者の腕のわずかな動きに対してこの方法が極端に敏感であるため、高い変動を呈する。
【０３３５】
結論
3人の被験者の現在のサンプルサイズは小さいが、被験者1人当たりの反復測定の使用は、提案されている測定デバイスがあらゆる場合にすべての被験者においてRH(p=1.19×10-5)およびNG(p=6.25×10-6)による変化を検出することができることを高い統計的な確実さで示している。この統計的分析は、RHまたはNGがこの一組の被験者においてNSへの等しい反応を引き起こすという帰無仮説を無効にする。NSと図10における反応クラスのいずれかとの間に重なりがないことは、真に印象的な結果である。
【０３３６】
上で説明されているように、NG反応はほとんどすべての個人において損なわれていないので、より大きい集団を調査する際に得られるものはほとんどない。これらの結果は、方法の感度が、血流依存性拡張(RHによるFMD)に反応する動脈直径の超音波ベースの撮像よりも約5倍高いことを示している。これは、ベースライン対、文献にあるBモード超音波FMD研究における損なわれていない内皮反応を表す約10%の上腕動脈直径変化に関する、脈幅の51%の平均最大増加の比較に基づく。
【０３３７】
(実施例2)
標準血圧計カフを使用する上腕動脈内皮機能の測定
この例は、比較的コストが高く嵩張る超音波機器を必要とすることも、操作者の側に技術的熟練を要することもない上腕動脈の断面積の変化を測定する方法を提示する。超音波の代わりに、標準血圧計カフが、測定を行うために使用される。カフは、測定プロセスにおいて部分的に膨らまされ、したがって、血管の面積およびコンプライアンスの変化は、カフ内のわずかな圧力変動から算出することができる。部分的に膨らまされたカフは、動脈壁から応力を取り除き(機械的減負荷し)、これは、内皮刺激への反応において見られる面積およびコンプライアンスの絶対変化を増幅し(Bankら(1995年) Circ. Res. 77(5):1008〜1016頁)、これにより次の血管緊張低下の測定をかなり容易に行うことができる。動脈を閉塞させ、それによりFMD測定に対する反応性充血刺激をもたらすために同じカフが使用され得る。
【０３３８】
本発明者らは、測定の物理的および生理学的根拠を説明することから始める。次いで、本発明者らは、デバイスの初期プロトタイプを説明し、次いで、このデバイスが消費者向け電子血圧計を再プログラムすることによって実現され得ることを示す。次いで、方法は、人間のボランティアで評価され、結果は、提案されているカフFMD(cFMD)測定に続いて10分間同じ肢上で実行される超音波ベースFMD(uFMD)研究と比較される。本明細書において使用される省略記号のリストがTable 3(表3)に示されている。
【０３３９】
【表３】
2018525106.tif 000009
【０３４０】
方法
2.1. 動作原理
FMDの評価のしやすさをいっそう高める1つの鍵は、超音波撮像を使用して動脈直径を測定する代わりに、カフを使用して動脈断面積の変化を測定することである。これは、本発明者らが、2.3.3項で本発明者らが説明することになるような、スマートフォンおよびタブレットなどの、従来のハードウェアおよびソフトウェアプラットフォームを利用することができる被験者によって操作される消費者向け測定デバイスを最終的に作製することを可能にする。
【０３４１】
カフが、腕にぴったり装着するように部分的に膨らまされるときに、カフ圧力の変化は、下にある腕の体積の変化に比例する(これは、プレチスモグラフィの基本原理である)。血液容量は、導管動脈内で最も急速に変化するので、各脈拍の立ち上がりエッジ(拡張期から収縮期へ)は、カフによって囲まれているこれらの動脈の体積の変化を反映する。
【０３４２】
FMD研究は、内皮刺激の結果として生じる血管平滑筋弛緩の量を測定しようとするものである。この弛緩によって影響を受ける基本量は、動脈壁コンプライアンスである(uFMDは血管口径の変化を測定し、これは血管平滑筋の弛緩の一結果にすぎない[NicholsおよびO'Rourke、McDonald's blood flow in arteries、3rd ed. Edward Arnold、1990年、100〜101頁])。本発明者らは、次に、カフから導出された体積変化測定結果を使用してコンプライアンスをどのように測定することができるかを説明する。
【０３４３】
カフ閉塞およびその後の解放を用いる局所的反応性充血の誘発は、全身血圧を変化させない。これらの状況(理想的には各研究について検証されるべきである)の下で、拡張期から収縮期まで観察された圧力変化は、同時体積変化に比例する。ΔVbおよびΔVrはベースラインおよび刺激後反応状態の下で拡張期から収縮期への体積変化を表すものとする。カフは、封止された空気圧システムの一部なので、圧力-体積の積は一定(PV=k)である。カフは肢をぴったり囲み、外側カフシース(outer cuff sheath)に弾性がない場合、全体積(囲まれている肢の体積+カフの体積)は、血液体積が変化しても一定値を維持する。動脈圧が高くなると、動脈体積が増え、カフの体積を等しい量だけ減らす(その内容物を圧縮することによって)。これは、次いで、動脈内の体積変化に比例するカフ内の圧力増大を引き起こす。
【０３４４】
これを正式に述べると次のようになる。
Vl+Vc=Vtotal=(Vl-ΔV)+(Vc+ΔV)、および
PcVc=k=(Pc+ΔP)(Vc+ΔV)
ただし、Pcはカフ圧力であり、Vcはカフ体積であり、ΔVは囲まれている肢の体積V1の変化である。次に、本発明者らは、カフ圧力の観察された変化ΔPについて
【０３４５】
【数５】
2018525106.tif 000010
【０３４６】
と解く。これは、ΔVでは非線形であるが、ΔV<<ΔVc(脈拍によるカフ体積内の変動はカフ体積に比べてかなり小さい)ので、これは勾配-Pc/Vcとの直線関係を強く近似する。カフの下の動脈の長さlは、心臓周期の間目立って変化しないので、本発明者らは、そこで、ΔP∝ΔAと仮定し、Aは動脈内腔の断面積である。本発明者らが刺激前面積および刺激後面積をAb=Vb/lおよびAr=Vr/lとそれぞれ表す場合、cFMD測定基準は
【０３４７】
【数６】
2018525106.tif 000011
【０３４８】
で与えられる。
【０３４９】
この式は、標準FMD測定基準の面積類似式(area analog)
【０３５０】
【数７】
2018525106.tif 000012
【０３５１】
であり、dは動脈直径を表す。面積は、壁減負荷時に得られ、一般に、πd2/4に等しくない(円形断面の仮定の下で)ことを覚えておくことは大事であるが、それはそれらの直径が完全経壁圧で測定されるからである。
【０３５２】
動脈内に生じる小さな体積変化は、カフ内に非常に小さな圧力変化を引き起こし、これは正確に測定することが困難である。しかしながら、カフ膨張の程度が増大し、肢により大きな圧力が加わるにつれ、動脈の壁に対する機械的応力はカフによって軽減される。この機械的減負荷は、血管壁特性に対する堅いコラーゲン繊維の影響を減少させ、これは、血管膨張性を大きく高める(Bankら(1996年) Circulation、94(12):3263〜3270頁)。
【０３５３】
図2は、Mモード壁追跡機能(オランダ、マーストリヒト所在のPie MedicalのWall Track System II)を使用して得られる直径膨張波形を例示している。経壁圧を80mmHgだけ減少させると、同じ拡張期血圧から収縮期血圧への遷移に反応して20倍を超える最大膨張の圧力増加を生じる。これは、Bankと共同研究者らの非常に慎重に実施された動脈内超音波測定と一致している(Bankら(1995年) Circ. Res. 77(5):1008〜1016頁)。図16は、それらの研究の結果を例示しており、これは経壁圧の全範囲にわたって上腕動脈コンプライアンスの変化を示す。ニトログリセリン(NG)を使用する動脈平滑筋の弛緩の前および後のコンプライアンス特性が示されている。経壁圧が約25mmHgに低減されたときに、ベースライン状態と弛緩状態との間の血管コンプライアンスの絶対差は最大化されることがわかる。関連する観察結果は、動脈の弛緩(FMDによるものなど)は、誘発された変化の大きさがより大きい量であるという単なる理由から、動脈壁が減負荷されるときにかなり測定が容易になることである。コンプライアンスのより大きい変化は、拡張期から収縮期までの与えられた圧力上昇について動脈断面積のより大きい増大が達成されることを意味する。
【０３５４】
提案されている測定方法の上記の理論的正当化において、本発明者らは、カフと動脈との間の組織が非圧縮性を有することと、刺激前間隔と刺激後間隔との間で体積に変化がないこととを仮定する。この組織の厚さおよび堅さは、動脈の体積とカフ内の圧力との間の関係に影響を及ぼす。しかしながら、cFMD測定基準はベースライン測定に合わせて正規化されるので、この関係が刺激前測定間隔と刺激後測定間隔との間で変化しない限り、この組織の特性は結果に影響を及ぼすべきでない。血管拡張刺激が周辺組織内の、および閉塞部の遠位にある肢の別の場所の、抵抗血管の何らかの血管拡張を引き起こすと予想することは妥当である(NicholsおよびO'Rourke (1998年) McDonald's blood flow in arteries、4th ed. Edward Arnold、258〜259頁)。前者の効果は、cFMD測定基準が純粋な動脈反応を幾分過大評価することを引き起こす。後者の効果は、遠位部位での波反射を減少させ(細動脈拡張のせいで)、これは、収縮期ピークの振幅を縮小し、動脈拡張の過小評価を引き起こし得る。膨張波形(内腔容積)の立ち上がりエッジは、圧力波形と一致するので(MeindersおよびHoeks(2004年) Ultrasound in Med. & Biol. 30(2):147〜154頁)、遠位肢における波反射の変化は、uFMDおよびcFMDの両方に類似の程度のバイアスをかける。本発明者らは、その結果、この効果を特異な交絡影響として無視することができる。
【０３５５】
間にある組織内の血管拡張の効果を定量化するために、本発明者らは、膨張波形(図2の波形を発生させるために使用されたような、Mモード壁追跡を使用して得られる)の5%〜95%の立ち上がり時間をカフ圧力波形と比較する。類似の立ち上がり時間は、カフ圧力波形のこの部分(cFMD測定基準がもっぱら導出される)が動脈内腔面積増加の直接的効果によるものであることを意味する。低口径側副血管では導管血管に比べて流れへの抵抗がかなり大きく、したがって体積変化に対する時間定数はかなり長くなるというのが、これに対する理由である。たとえば、人間の指では、指動脈から同じ指の皮膚までの短い距離にわたる脈拍遷移時間は、200msを超え、これは膨張およびカフ圧力波形の両方の立ち上がり時間よりも長い(BernjakおよびStefanovska(2009年) Physiol. Meas. 30(3):245頁)。本発明者らは、カフ脈拍圧力波形の55個の典型的な立ち上がりエッジを調べて、133±8msの平均(±SD)立ち上がり時間を算出する。対応する膨張平均立ち上がり時間は、122±2msである。間にある組織層の厚さは、指で遭遇するものと比べてかなり大きいので、抵抗層内の体積変化が波形の立ち上がりエッジに目立って寄与し得る可能性は、組織内の体積増加が特定の脈拍について本発明者らがcFMD測定を行った後でしか生じないので、ない。したがって、本発明者らは、cFMD測定基準がもっぱらより小さい側副抵抗血管ではなく動脈の拡張の影響を受けることを確信している。
【０３５６】
2.2. 研究プロトコル。
典型的な研究の進み方は次のとおりである。
【０３５７】
(i)被験者が着座するか、仰向けになっている状態で、カフが上腕の周りに置かれる。
【０３５８】
(ii)血圧が測定される。
【０３５９】
(iii)カフは、値Pmになるまで膨らまされ、この値は、期間Tm=30sの間、平均動脈圧未満でなければならない。この時間間隔において、本発明者らは、カフ内の圧力変動を測定し記録する。これらのデータは、刺激前ベースライン測定結果となる。
【０３６０】
(iv)カフは、萎まされる。
【０３６１】
典型的には、Nb=3ベースライン測定系列がステップ(iii)〜(iv)を繰り返すことによって得られ、膨張と膨張との間の待ち期間はTw=30sである。これらの休息期間は、静脈還流の復元を可能にする。
【０３６２】
v)刺激が印加される。これは、最高収縮期圧力Psまでのカフ閉塞の1〜5分であるか(内皮機能の研究の場合)、または1回分の舌下NG(内皮細胞非依存性血管拡張の研究の場合)のいずれかである。
【０３６３】
(vi)カフ解放または薬物投与に続いてTp=45sが経過した後、最大Nr=10までの一連の反復測定間隔が続く。各間隔では、カフは、Tm秒に対してPmになるまで膨らまされ、その後、Tw秒の間に萎まされる。この回数の多い反復測定(Nr)は、ベースラインへの血管の戻りを記録したいときのみ必要である。
【０３６４】
(vii)血圧が再び測定され、それがステップ(ii)以降目に付くほど変わっていないことが確認される。
【０３６５】
(viii)次いで、各刺激後反応は、平均ベースライン反応と比較され、上で定義された面積ベースのcFMD測定基準(式2)をもたらす。uFMD研究における目的であるので、本発明者らは、反応時間経過内の最大血管拡張の値を動脈のベースライン条件の一部として求める。
【０３６６】
Pmが研究全体にわたって拡張期血圧未満のままであることを確実にすることが非常に重要である。Pmが拡張期血圧を超える場合、動脈は心臓周期の少なくとも一部でつぶれる。圧力波形のこの「クリッピング」は、一般的に、各脈拍について測定されるΔPを小さくする。次いで面積変化のその後の変化は、測定結果に部分的にしか反映されないので、量Ar/Abは、過小評価され得る。
【０３６７】
ステップ(ii)から(viii)は、完全に自動化され、使用者が介入する必要なしに続くものとしてよい。
【０３６８】
2.3. デバイスプロトタイプ
次の3つのプロトタイプで方法を実装する。次に続くプロトタイプは、測定品質(最初のプロトタイプでは優れている)に関してではなく、日常的な家庭での使用に適したものとなることに関して発展したものである。
【０３６９】
2.3.1. プロトタイプI
図1は、第1のプロトタイプの概略図である。急速カフ膨張器(ワシントン州ベルビュー所在のD.E. Hokanson, Inc.のE20)が、閉塞および測定間隔についてカフ圧力を定数値に設定するために使用される。この空気供給源は、動脈内腔の膨張のせいで(所望の)信号を減衰させることなくカフに直接印加するには速すぎるサーボ調節機能を備える。その結果、本発明者らは、空気圧ローパスフィルタとして働く、長さ1m、内径2.79mmの間に入る配管を採用する。
【０３７０】
カフ内の圧力は、圧力トランスデューサを使用して測定される。このプロトタイプは、この目的のためにMillarカテーテル圧力センサー(テキサス州ヒューストン所在のMillar InstrumentsのMikro-tip)を使用する。Mikro-tipシステムの信号出力は、計装用増幅器(マサチューセッツ州ノーウッド所在のAnalog Devices, Inc.のAD627)およびローパスフィルタを使用して増幅され、カットオフ周波数は25Hzである(8次楕円フィルタ、カリフォルニア州ミルピタス所在のLinear Technology Corp.のLTC-1069-6)。次いで、これはA/Dコンバータカード(テキサス州オースティン所在のNational InstrumentsのNI-6035)を使用して1kHzで2値化される。
【０３７１】
PCが、パラレルプリンタポートのデータ信号線を使用してプロトコルに従ってカフの膨張および収縮を制御する。
【０３７２】
プロトタイプIは、信号品質に関して、以下で説明される、プロトタイプIIおよびIIIよりも優れているが、それは、減負荷圧力が測定期間全体にわたって一定レベルに維持されるからである。
【０３７３】
2.3.2. プロトタイプII
より低コストの、よりコンパクトなプロトタイプを作るために、図12および図13に示されているように、本発明者らは、連続的に調節される空気供給源をオンオフ圧力制御システムで置き換える。カフの膨張および収縮は、小型隔膜ポンプおよびソレノイド弁(それぞれ、オハイオ州クリーブランド所在のParker Hannifin CorpのE161-11-050およびV2-20-5-PV-5-P88)を使用して行われる。コストは、量販品半導体圧力センサー(カリフォルニア州フリーモント所在のGE NovasensorのNPC-1210)を採用することによってさらに下げられる。
【０３７４】
ラップトップで実行されるスクリプトで、測定プロトコルを完全に自動化する。カフ圧力を修正するために、スクリプトは、データ収集カード上の12ビットデジタル/アナログコンバータに圧力較正済み電圧を設定する。マイクロコントローラ(アリゾナ州チャンドラー所在のMicroChip Technology, Inc.のPIC12F675)が、この電圧を圧力センサーの出力電圧と比較し、ポンプおよび弁を作動させて所望の圧力を指定された許容範囲内に維持する。
【０３７５】
オンオフ制御アルゴリズムを使用する不利点は、カフの下の腕組織の変位により測定中に圧力が減少する傾向があるという点である。カフ内でポンプに空気をいっぱいに継ぎ足して頻繁に作動させると、取得される脈拍波形にアーチファクトが混入する。以下のプロトタイプIIIの説明で、本発明者らは、この問題点に対処するために取得がどのように修正され得るかを示す。2.4項では、回帰分析に基づく代替的事後アプローチを説明する。
【０３７６】
2.3.3. プロトタイプIII
消費者向け電子血圧計(カリフォルニア州マウンテンビュー所在のiHealth Lab Inc.のWireless Blood Pressure Monitor)が、2.2項で説明されているプロトコルを実装するために、本発明者らのグループの監督の下で、メーカーによって修正された。デバイスは、プロトタイプIIと同じように動作する。
iPhone(登録商標)およびiPad(登録商標)(カリフォルニア州クパチーノ所在のApple Inc.)を含む、Apple iOSハンドヘルドデバイス用のカスタムアプリケーション(アプリ)によって、プロトコルパラメータが設定され、測定が呼び出される。図19は、ワイヤレスカフおよび実行中のアプリを示している。
【０３７７】
図6に例示されているように、長さTの測定間隔が2つのセグメントT1およびT2に分割され、T=T1+T2である。T1の目的は、カフの下の組織圧迫が自然な圧力低下を引き起こす期間に測定圧力設定点の近くで圧力を安定化させることである。圧力が安定した後に、T2が開始し、そのときに、圧力の制御は行われないか、または圧力補正を開始する基準は、相当に緩和される。
【０３７８】
異なる圧力許容差ΔP1およびΔP2は、それぞれの時間セグメントT1およびT2に適用され得る。間隔Tnにおいて、圧力の調整は、カフ圧力P<Ps-ΔPnまたはP>Ps+ΔPnであるときにのみ開始される。たとえば、ΔP2>ΔP1と設定することによって、測定データを使用に適さないものにし得るT2における不要なサーボ動作を回避することが可能である。図20は、これらの範囲の指定およびこれらの数量の解釈の一例を示している。
【０３７９】
2.4. 信号処理
測定系列iに対するTm秒の時間記録について、p(t)は、次のように処理される。
【０３８０】
(i)カットオフ周波数が0.5Hzである2極ハイパスバターワースフィルタが適用され、それにより、カフ圧力信号のDC成分を取り除き、pAC(t)を得る。
【０３８１】
(ii)ピークおよび足検出アルゴリズムが、個別の脈拍を識別する。脈拍高さ、立ち上がり時間、および期間に関する外れ値は破棄される。
【０３８２】
(iii)プロトタイプIでは、連続圧力制御があり、残留脈拍高さは平均され、それにより、各測定間隔に対する値ΔPiを得る。オンオフ制御を使用する、他のプロトタイプについては、線形回帰が使用され、それにより、すべての間隔iに関して脈拍高さを平均カフ圧力に調整する。次いで、各iに対する調整された脈拍高さの平均が取られる。これは、オンオフ制御が採用されるときに各測定間隔において生じる減負荷圧力の変動によって入り込むバイアスを低減する。これらのバイアスは、図16の経壁圧軸に沿って動作点をシフトさせることによって入り込む。これらの曲線の挙動に基づき、線形モデルを20mmHg経壁圧に近い動作点の周りで当てはめることは妥当であるように見える。
【０３８３】
(iv)測定データの関数として直接表される、uFMDに使用されるものと類似している、式2のcFMD測定基準の最大値は、
【０３８４】
【数８】
2018525106.tif 000013
【０３８５】
として算出され、たとえば、使用者に報告される。この値は、すべてのベースライン測定設定手段の平均と刺激後測定間隔の間の最高平均との間の比を反映する。この測定基準が一般的な刺激(たとえば、反応性充血またはニトログリセリン)に適用される場合、本発明者らはそれをcDmax%で表す。
【０３８６】
2.5. 人間の被験者における評価:予備研究
本発明者らは、最初に、方法が次のようであるかどうかを確定しようとする。
【０３８７】
(i)舌下ニトログリセリンにより平滑筋弛緩に敏感である。
【０３８８】
(ii)非常に低いCVDリスクを抱える被験者の反応性充血に続く血管拡張に敏感である。
【０３８９】
(iii)良好な繰り返し性を示す。
【０３９０】
毎日のFMD反応は、多くの要因(たとえば、食品、薬剤、月経状態、および時刻)に依存するので、測定方法それ自体の一貫性は、ニトログリセリン研究を介して最もよく評価される。
【０３９１】
合計3人の被験者が3つの刺激の各々について最大6回まで調査される。
【０３９２】
(i)カフ閉塞の5分後のRH(RH5)、
【０３９３】
(ii)400μgの舌下ニトログリセリン(NG)、および
【０３９４】
(iii)カフィネーション(cuffination)なし、または薬物の投薬回数0に相当する、刺激なし(NS)。
【０３９５】
上記のTable 1(表1)は、調査された3人の被験者の詳細および各刺激に対して実行された反復検査の回数をまとめたものである。これらの被験者は、認可された人間被験者プロトコルに従ってLawrence Berkeley National Laboratoryにおいて調査された。
【０３９６】
2.6. 人間の被験者における評価:cFMDとuFMDとの間の相関
本発明者らの小標本予備研究は潜在的に方法の感度および繰り返し性の証拠を与えるものであるが、より説得力のある検証には、cFMDとFMDの受け入れられている尺度との十分に強力な比較が必要である。本発明者らは、同日および同時刻に同じ被験者でcFMD方法およびuFMD方法を比較することによってこれを行う。本発明者らは、この研究の実験計画法について説明する。
【０３９７】
2.6.1. 研究対象集団。
本発明者らは、末梢動脈障害(PAD)を患っている患者の血管生理学的パラメータに対するオメガ3脂肪酸の補助の効果の研究に現在関与している人間のボランティアを調査した。これらのボランティアは、知られているPADを患っている被験者と同年齢非PAD対照とから成り立っていた。しかしながら、対照の大半は、高齢であり、他の心臓血管疾患を有していた。この集団は、便宜上、また利用可能なものとして選択された。CVDのリスクの低い対照を含めることで、より広い範囲にわたる内皮能力に関してcFMDとuFMDとの間の相関の評価を行うことが可能になる。uFMDは高い変動性を有しているので、プアレスポンダー(poor responder)を複数の層に区別することは困難である。uFMD測定単独の散乱は、そのようなグループに対する相関をマスクし得る。本発明者らは、この予想される困難があるにも関わらず研究を進めた。
【０３９８】
この研究に参加した被験者の特性は、Table 4(表4)に列挙されている。これらの被験者は、関連する倫理委員会からの承認の下で、San Francisco VA Medical Centerにおいて調査された。
【０３９９】
【表４】
2018525106.tif 000014
【０４００】
2.6.2. 超音波FMD研究プロトコル
uFMD測定は、本発明者らが(Owensら(2009年) J. Vasc. Surg. 50(5):1063〜1070頁)で説明しているように現在推奨されているガイドラインおよび標準に従って実行された(Correttiら(2002年) J. Am. Coll. Cardiol. 39:257〜265頁、Thijssenら(2011年) Am J. Physio. - Heart Circ. Physiol. 300(1):H2〜H12)。研究の前に、被験者は、少なくとも8時間の間絶食し、少なくとも4時間の間ニコチン製品を止める必要がある。最近の投薬歴が記録された。被験者は、23℃の暗室で仰向けの姿勢で10分間休息した。次いで、被験者の腕は、掌側を前方に向けて動きを制約した枕の上に伸ばされた。幅5cmの止血帯血圧計カフが、三角筋の付着部位の遠位の上腕に留置された。上腕動脈の長さは、目に見える位置合わせ構造を持つ直線セグメントが配置できるまでBモード超音波(オランダ、ベスト所在のPhilips HealthcareのPhilips HD11)を3{12MHz範囲(Philips L12-3)の広帯域線形配列トランスデューサとともに使用して調査された。プローブは、動脈が皮膚の表面よりも少なくとも3cm下にあるように向き付けられており、焦点は、血管の深い境界にアラインメントされる。このプロトコルは、内膜と内腔との間の境界がはっきり見えることを必要とする。カフィネーションの前に、心電図同期画像キャプチャソフトウェア(アイオワ州コーラルビル所在のMedical Imaging Applications LLCのBrachial Imager)を使用して血管のベースライン直径および血流速度が60秒間記録された。ベースライン血流速度は、60°の入射角度を使用して60s記録された。ドップラーサンプルゲートが、内腔の、縁ではなく、中心を覆うように位置決めされた。プローブは、測定から測定の間に固定位置に残った。次いで、血圧計カフは、5分の期間に250mmHgまたは被験者の収縮期血圧よりも50mmHg高い圧力のうちの大きい方になるまで膨らまされた。
【０４０１】
Bモード画像の記録は、カフ解放よりも10s前に始まった。血流速度は、上で説明されている方法を使用して30秒のカフ後解放の期間に評価された。Bモード画像は、3分のカフ後解放まで記録された。画像の分析は、連続エッジ検出ソフトウェア(Medical Imaging Applications LLCのBrachial Analyzer)を使用して実行された。ベースライン直径は、60秒分のデータの平均として記録された。反応性充血期に得られた記録から、カフ解放の正確なモーメントが決定された。充血直径は、所定の時間窓を使用して算出された(55〜65sのカフ後解放)。uFMD%は、
【０４０２】
【数９】
2018525106.tif 000015
【０４０３】
として算出され、d60sは、カフ解放後60sで測定された直径を表し、dbは、平均ベースライン直径である。
【０４０４】
2.6.3. サンプルサイズ選択
本発明者らは、サンプルサイズをuFMDについて推奨されているものに基づいて決めたが、それは、本発明者らの予備データが、cFMD方法がuFMDに比べて変動が小さく、感度がかなり高いことを示唆していたからである。
【０４０５】
グループ毎に20〜30のサンプルサイズは、2つのグループの間の内皮機能を比較することを試みるuFMD研究ですでに使用されている(Correttiら(2002年) J. Am. Coll. Cardiol. 39:257〜65頁)。このサンプルサイズにより、このグループサイズでインターベンションにより検出され得る最小の統計的に有意な変化は、1.5%から2%のFMDの絶対変化である(α=0.05、β=0.2 [80%の検出力])。
【０４０６】
(Witteら(2005年) J. Am. Coll. Cardiol. 45(12):1987〜1993頁)のメタ分析に記載されている399の論文から得られる統計量も、サンプルサイズ選択に有用であった。メタ分析に対する測定分散が個別の研究室の場合よりも高く、その結果、必要な被験者の数の過大評価につながると予想しても妥当である。信頼水準95%で80%の検出力に対してG*POWER 3.03ソフトウェアパッケージ(Erdfelderら(1996年) Behav. Res. Meth. Inst. & Comp. 28:1〜11頁)を使用する検出力分析は、フラミンガムリスクの第1および第3三分位の被験者を区別するためにグループ毎に21人の被験者のサンプルサイズ、および第1および第2三分位を区別するためにグループ毎に63人の被験者のサンプルサイズを生成した。上で引用されている文献に基づき、本発明者らは、21の最小グループサイズを選択する。
【０４０７】
研究のこの部分の目的は、cFMDおよびuFMDが相関するかどうかを決定することであったので、異なる疾病状態の下でFMDを調べるのではなく、本発明者らは、1つのグループ内の対照およびPAD被験者からのデータを組み合わせた。
【０４０８】
3. 結果
3.1. cFMDの予備研究
Table 5(表5)では、本発明者らは、各刺激に対する最大反応を算出し、刺激なし(NS)の事例に関する変化の統計的有意性(片側ステューデントt検定)を評価する。p<0:05の値は有意であると考えられる。
【０４０９】
【表５】
2018525106.tif 000016
【０４１０】
3.2. 血流依存性拡張:超音波対カフベース測定
図20は、N=27の被験者に対するcFMD対uFMDの測定結果を示す散布図である。回帰直線の勾配は、cFMDがuFMDに比べて基礎となる刺激に対して346%を超える高さの感度を有することを示している。収縮期性高血圧症被験者(140mmHgよりも高い収縮期血圧を有する被験者)がデータセットから取り除かれたときに、本発明者らは、図21に示されているように、相関性が高いことを見つけた。(この特定の分析を実行することの背後にある論拠は、動脈壁の硬化と(Wallaceら(2007年) Hypertension、50(1):228〜233頁)で観察されている内皮機能不全との間の相関に基づく。それらの結果とこの研究との関連性は以下で説明される。)
【０４１１】
論考
内皮機能の評価のための新しい方法またはプロトコルの評価における慎重な第1のステップは、内皮細胞非依存性平滑筋弛緩に対する感度を確定することである。400μgに対する被験者の反応と舌下NGの投薬回数0(刺激なし[NS])とを比較することによって、本発明者らは、この方法が内皮刺激の効果である平滑筋弛緩に対して敏感であるかどうかを確定することができる。平滑筋弛緩および血管拡張は、NOが内部的に生成されるか、または外部から供給されるかに関係なくNO刺激の最終結果である。
【０４１２】
図10に示されているデータは、提案された測定基準でNG対NSによる変化を検出できることを高い統計的確度で示している(+70%、p=6.25×10-6)。NGおよびNS反応に対する分布が異なるだけでなく、実際に、薬物の投与後5分から15分にわたって最大反応の時間間隔内でこれらのデータの分布が重なり合わない。本発明者らは、この投薬でのNGがこれらの測定を混乱させる可能性のある全身血圧の変化を生み出さないとすでに決定している(MaltzおよびBudinger(2005年) Physiol. Meas. 26(3) 293〜307頁)。これは、本発明の方法の場合に特に重要であり、2.1項に提示されている議論に従う正しい動作は、血圧がベースライン間隔と刺激後測定間隔との間で一定のままであることを必要とする。
【０４１３】
NGの400μg舌下投薬は、最大平滑筋拡張を引き起こすと報告されているので(Feldmanら(1979年) Am. J. Cardiol. 43(1):91〜97頁、Adamsら(1998) J. Am. Coll. Cardiol. 32:123〜127頁)、次のステップは、カフ閉塞の5分後のRH(RH5)が健全な内皮機能を有すると予想される個人における測定基準の測定可能な変化を引き起こすかどうかを決定することであった。
【０４１４】
RH5は、実際、有意な変化対Nをもたらす(+51%、p=1.19×10-5)。カフ解放後の4分において、図10において明白なRH5分布とNS分布との間(最大反応の窓の間)に重なりはない。
【０４１５】
Table 5(表5)は、上記の研究結果の要約である。
【０４１６】
これらの予備研究では、方法が血管緊張低下刺激に敏感であることを確認しているが、内皮機能の提案された測定基準と受け入れられた測定基準との間に比例関係が存在するかどうかを決定するために確立された方法との比較が必要である。図21は、uFMDおよびカフFMDの確立された方法からの測定結果の散布図を示している。本発明者らは、本発明者らの研究対象集団が一般集団に期待されるuFMDよりも実質的に劣るuFMDを有していることに鑑みて、また本発明者らのサンプルサイズによってuFMD反応の第1および第3三分位の区別に制限されるので、図21に示されているデータにおいて観察されたr=0:55の相関を中から強とみなす。本発明者らの集団サンプルは、心臓リスク因子を有する個人の過剰表現を持つ、便宜的サンプルであった。本発明者らがこの研究で観察したuFMD反応は、一般集団のより大きいサンプルに対する内皮反応の第1および第2三分位に典型的である。したがって、本発明者らは、FMDの完全で自然な「動的範囲」を探索しておらず、このことが、より強い相関を観察することをより困難にしている。
【０４１７】
孤立性収縮期高血圧を患っている被験者は、高い大動脈波伝搬速度(動脈壁硬化)と損なわれたFMDの両方を示すことがわかっている(Wallaceら(2007年) Hypertension、50(1):228〜233頁)。そこで、本発明者らは、収縮期血圧が140mmHgを超える被験者を除くサブグループ分析を実行し、cFMDとuFMDとの間の相関が、図22に示されているように、0.82(p<0.0002)に高まることを見いだした。硬い動脈の機械的減負荷がより血流依存性の高い拡張を生じさせ得ることが可能であるが、そのような動脈は壁にかかる応力が低いときにコラーゲン繊維構築によってひどく制限されるようなものであり得ないからである。(インビボ測定に適しているモデルは、平滑筋と並行して活動するコラーゲン繊維が経壁圧が高まるとともに次第に回復することを示す(Bankら(1996年) Circulation、94(12):3263〜3270頁))。これがその場合であれば、uFMDはこれらの被験者においてシステマティックに過小評価するFMDであり得る。この主張は、内皮細胞依存性拡張(EDD)と内皮細胞非依存性拡張(EID)との間の報告された相関によってさらに裏付けられる(Adamsら(1998年) J. Am. Coll. Cardiol. 32:123〜127頁)。被験者が800人と大きいこの研究で、Adamsらは、EDDとEIDとの間に0.41の相関のあることを見つけた。アテローム性動脈硬化を発症する危険性の高い被験者が取り除かれたときに(糖尿病患者さらには喫煙歴のある患者)、相関係数は0.24に落ちた。「平滑筋機能不全」(同文献)に起因する損なわれた拡張は、実際、平滑筋が弛緩したときでも血管を拡張させる能力が損なわれているせいであることはきわめて可能性が高い。
【０４１８】
機械的減負荷の存在下でEDDとEIDとを比較するために類似の研究を実施することは興味深いことであろう。そのような研究は、水を充填したカフを通してuFMDを測定することによって実施され得る。また、サブグループ上でこの特定の仮説を検証するように考案されているプロスペクティブ研究を実行することによってこの研究成果を確認することが重要である。
【０４１９】
代替的に、cFMDが過大評価する拡張である場合、cFMD測定基準は、収縮期性高血圧症を患っている被験者の場合に生じ得るバイアスを取り除くために収縮期血圧に合わせて較正される必要があり得る。本発明者らの最新の調査は、この現象を理解し、モデルベース較正を開発することに主眼を置いている。
【０４２０】
本発明者らの結果は、方法の感度が、血流依存性拡張およびNGの両方に反応する動脈直径の超音波ベースの撮像よりも3倍から6倍高いことを示している。この感度の増大の大部分は、直径ではなく面積の本発明者らの測定による。よくあることだが、測定された量に対する基本的感度が高いことで、より単純な低コストの測定システムを使用することが可能になる。本発明者らは、99.00米ドルの価格で消費者に現在販売されているデバイスで測定を実現している。
【０４２１】
現在の推奨(Thijssenら(2011年) Am J. Physio. - Heart Circ. Physiol. 300(1):H2〜H12)において、本発明者らは、主要な動脈内の内皮機能の測定は理想的にはNO依存性FMDに基づくべきであると確信している。この意味で、ここで本発明者らが実行する研究の制限は、測定と閉塞の両方に単一のカフが使用されるということである。拡張が純粋にNO依存性であることを保証するには、測定用カフの遠位に第2のカフを置く必要がある。これは、(Doshiら(2001年) Clin. Sci. (Lond)、101:629〜635頁)において手首閉塞の場合と同等であり、eNOS抑制は、FMDを、単に減衰させるのではなく、停止させる。次いで、閉塞は、動脈の測定された部位が閉塞間隔において虚血刺激を受けないように行われる。提案された方法および装置を修正して、分割または分離カフ設計を実現するのは容易である。
【０４２２】
本明細書に提示されている証拠と物理的議論の組合せから、cFMDおよびuFMDが使用される刺激方法に関係なく依然として相関することが示唆される。
【０４２３】
本発明者らは、血圧測定に使用されるものと同じ複雑さの機器を使用して内皮機能が評価できることを実証したが、データを取得するのに要する時間はかなり長引く。いくつかの実施形態において、研究に必要な最短時間は、ベースライン測定時間(15s)+測定後回復時間(30s)+閉塞時間+カフ解放後時間(60s)+反応測定時間(15s)=120s+閉塞時間に等しいと考えられる。研究持続時間を短縮する一方法は、閉塞時間を短縮することである。Correttiら(1995年) Am. J. Physiol、268:H1397〜H1404では、1、3、および5分の上腕(近位)閉塞時間によって引き起こされるuFMD反応を比較した。統計的に有意な反応は、5分の閉塞の場合にのみ観察された。1分および3分の閉塞に対する平均拡張は実質的であったが(それぞれ、5分の閉塞に対して2.1%および7.8%対12.6%)、データの変動は極端に大きかった。cFMDの感度の利点があるため、より短い閉塞の効果の測定がより低い変動係数を示す可能性がある。3分の閉塞だと、5分でcFMDを測定することが可能になり、これは従来のプロトコルと比較して魅力的である。閉塞間隔を短縮することで観察された反応の生理学的根拠が変わるかどうかは、eNOS抑制などの方法を介して評価され得る。
【０４２４】
本発明者らは、内皮機能の急性変化および慢性変化は両方とも初めて達成し得るので、日常的な内皮機能評価のためのデバイスがふつうに入手可能であることには臨床的な意義があると確信している。個人の内皮機能の急性の変化について知ることが重要であると確信するやむを得ない理由がある。内皮細胞によって放出されるNOは、内皮細胞表面への血小板および白血球の付着の強力阻害剤であるので、またこれらの細胞の付着は、アテローム発生における必要な起因事象であると広く信じられているので(たとえば、Deanfieldら(2005年) J. Hypertens.、23:7〜17頁参照)、内皮細胞が機能不全を起こしている時間の割合は疾病リスクの重要な指標となると推論することは妥当である。ダイエットをする人がスケールを使用して体重を測定し、高血圧の人が家庭血圧計を使用するのと全く同じように、ポータブル内皮機能モニタは、動脈の健康に対する生活スタイルおよび投薬の影響に関するフィードバックを個人に与えることができる。
【０４２５】
(実施例3)
モデル較正動脈内皮機能および平滑筋機能の測定を行うための方法
従来の超音波撮像方法を介して測定されるように、健康および病気の様々な状態に内皮機能を関係付ける膨大な量の文献が存在する。また、ダイエット、肉体的活動、および医学的介入などの要因の影響は、uFMD(超音波ベース血流依存性拡張)測定方法と本発明者らが称するものを介して評価された。本発明者らは、直径の変化ではなく断面積の変化を測定することによって感度を高める血流依存性拡張(cFMD)を評価するカフベース方法を説明した。uFMDは絶対量(動脈直径)の尺度の変化に基づくが、cFMDでは、血管断面積の代わりになるもの、すなわち、カフ内の圧力の変化を測定する。
【０４２６】
cFMDをuFMDに関係付け、そうしてuFMDに関する既存の研究成果を全面的に利用し、研究結果をより容易に解釈できるようにするために、2つの測定を較正することが望ましい。
【０４２７】
それに加えて、uFMD対cFMDの本発明者らの研究において、本発明者らは、uFMDがより硬い動脈を有する被験者における平滑筋反応をシステマティックに過小評価するオリジナルの証拠を見つけた。このことは、内皮または平滑筋機能を改善することを目指す臨床的介入は、標準uFMD方法を使用して正確に評価されないことを意味する。本発明者らのcFMD方法は、機械的減負荷方法で測定を実行するものであり、これらの被験者に対してより便利である、より感度のよい方法であるだけでなく、バイアスの少ない推定を行う。これらの場合において、真の反応を測定し、これをuFMDを使用して観察されたであろうものに関係付けることができる較正方法は、結果の解釈に重要である。
【０４２８】
較正を実行するために、次の好適なものを有すると都合がよい。
1. 測定プロトコル、および
2. 物理的モデルと経験的モデルの組合せに基づき得る動脈の数学的モデル。
【０４２９】
測定プロトコル
較正済み測定を実行するために、本発明者らは、次の一般的なプロトコルを採用する。
【０４３０】
1. 被験者が着座するか、仰向けになっている状態で、カフが上腕(または他の肢)の周りに置かれる。
【０４３１】
2. 血圧が測定される。
【０４３２】
3. カフは、値Pmになるまで膨らまされ、この値は、時間期間「Tm」(たとえば、Tm=30s)の間、平均動脈圧未満でなければならない。この時間間隔において、本発明者らは、カフ内の圧力変動を測定し記録する。これらのデータは、刺激前ベースライン測定結果となる。
【０４３３】
4. カフは、萎まされる。典型的には、膨張と膨張との間に待ち期間(Tw)(たとえば、Tw=30s)においてステップ3〜4を繰り返すことによって複数のベースライン測定系列(Nb)(たとえば、Nb=3)が得られる。これらの休息期間は、静脈還流循環の復元を可能にする。較正を可能にする鍵は、各期間Tm内、および/または測定間隔インデックスbの関数として、のいずれかで、Pmが変化させられることである。典型的には、Pmは、20〜80mmHgの範囲内で変化させられるであろう。その意図は、パラメータモデルを当てはめることであるので、K個のパラメータを有するモデルは、少なくともK個の異なる値の測定を必要とする。Kの典型的な値は、2、3、4、または5であろう。
【０４３４】
5. 刺激が印加される。いくつかの例示的な実施形態において、これは、最高収縮期圧力Psまでのカフ閉塞の1〜5分であるか(内皮機能の研究の場合)、または1回分の舌下ニトログリセリン(NG)(内皮細胞非依存性血管拡張の研究の場合)のいずれかである。
【０４３５】
6. カフ解放または薬物投与に続いて時間期間Tp(たとえば、Tp=45s)が経過した後、一連の反復測定間隔「Nr」(たとえば、最大Nr=10まで)が続く。各間隔では、カフは、Tm秒に対してPmになるまで膨らまされ、その後、Tw秒の間に萎まされる。この回数の多い反復測定(たとえば、Nr=10)は、ベースラインへの血管の戻りを記録したいときのみ必要である。刺激後反応を測定するために使用されるPmはベースラインで使用されるPmに可能な限り近いことが望ましいが、これはこれらの値が異なるか、または重なり合わないことすらあるとしてもパラメータモデルを効果的に当てはめることが可能であるので、本質的でないことに留意されたい。
【０４３６】
7. 血圧が再び測定され、それがステップ(2)以降目に付くほど変わっていないことを確認することができる。
【０４３７】
8. 次いで、刺激後反応が、ベースライン反応と比較され、面積ベースのcFMD測定基準(式1)
【０４３８】
【数１０】
2018525106.tif 000017
【０４３９】
をもたらし、刺激前および刺激後面積は、それぞれ、AbおよびArとして表される。uFMD研究における目的であるので、動脈のベースライン条件の一部として反応時間経過内の最大血管拡張の値が決定される。
【０４４０】
9. 次いで、以下の第3項で説明されているような較正が適用し、この値を対応するuFMDに等しい値に変換するか(モデルにゼロ減負荷圧力、すなわち、Pm=0を参照させることによって)、またはモデルパラメータに直接に基づき新しいFMD評価測定基準を定式化することができる。上で与えられているパラメータTm、Pm、Nb、Nr、Tw、およびTpの値は、典型的な値の例である。
【０４４１】
新しい測定基準の較正および定式化に使用される動脈壁のモデル
背景
(Bankら(1999年) Circulation、100:41〜47頁)において、経験的モデルがベースラインおよび拡張状態における人間の動脈の面積対経壁圧の曲線に当てはめられる。図23は、血圧が122/77mmHgである個人に対する当てはめられたそのようなアークタンジェントモデルを例示している。従来のuFMDは、収縮期血圧に等しい経壁圧で測定される(血管壁の人為的な機械的減負荷は存在しない)。たとえば、この図からuFMDを得るために、
【０４４２】
【数１１】
2018525106.tif 000018
【０４４３】
のようにして上側曲線Ad(122)の一番右の値と下側曲線Ab(122)の一番右の値との除算で比を求め、その平方根を取って、直径の比に変換する。これらなどのモデルが、機械的減負荷状態の下で得られた測定結果を従来の減負荷状態の下で得られるであろうものに変換するための手段として使用できることは驚くべき発見であった。本明細書で説明されている方法およびデバイスは、(Bankら(1999年) Circulation、100: 41〜47頁)で使用されている方法に比べてかなり単純で、感度が高く、経済的であるそのような曲線を得るためのプロトコルおよび測定方法を提供する。それらの方法は、次のいずれかを伴った。1)水を充填したカフを通じて超音波撮像を行うこと、または2)外部空気カフを介して圧力の動脈内超音波撮像(侵襲的)および印加を行うこと。得られた測定結果をuFMD測定結果に変換することは試みられなかった。
【０４４４】
本明細書で説明されている方法およびデバイスは、上記の実証に使用される2つの曲線の各々の2つのサンプルの測定を(典型的には多くの個別の脈拍の平均処理によって)可能にする。モデルが曲線に当てはめられた後、これらは、データを取得するために使用されるものと異なる測定圧力に対して参照され得る(Pm=0を含む、標準uFMD研究に対する場合)。
【０４４５】
cFMD-uFMD較正の例示的な一実施形態
PDおよびPSがそれぞれ拡張期血圧および収縮期血圧を表すものとする。cFMD測定は、図23の曲線上の4点から導出されてよく、これらは一般的にuFMDを算出するために使用される2つの点と異なる。これらはAd(PD-PM)、およびベースライン曲線に対するAd(PS-PM)ならびにAd(PD-PM)、および拡張状態に対する曲線に対するAd(PS-PM)である。図23は、記号Δおよび∇を使用するこれら4つの点が測定が拡張期または収縮期に得られるかどうかに依存することを例示している。拡張期および収縮期で得られる点は、それぞれ、記号Δおよび∇を使用して指示される。これらの測定結果が得られるカフ圧力は、この場合、64mmHgである。経壁圧は、それぞれ、77-64=13mmHgおよび122-64=58mmHgである。
【０４４６】
uFMDおよびcFMDを関係付けるために、たとえば、[1]で採用されている経験的3パラメータアークタンジェント動脈モデル
【０４４７】
【数１２】
2018525106.tif 000019
【０４４８】
を考える。
【０４４９】
上記のように、AbおよびAdは、それぞれ、ベースラインおよび拡張動脈内腔断面積を表すものとする。uFMDは、通常、収縮期に決定され、経壁圧は、収縮期血圧に等しく、Ptm=PSである。uFMD%は、(2)に関して
【０４５０】
【数１３】
2018525106.tif 000020
【０４５１】
として表される。
【０４５２】
cFMD調査において、Ptmは、被験者の収縮期血圧および拡張期血圧(それぞれ、PSおよびPD)、さらには測定カフ内の圧力PMに依存し、次のとおりである。
【０４５３】
【表６】
2018525106.tif 000021
【０４５４】
【数１４】
2018525106.tif 000022
【０４５５】
アークタンジェント減算公式を(2)に適用すると、
【０４５６】
【数１５】
2018525106.tif 000023
【０４５７】
が得られ、これは、
【０４５８】
【数１６】
2018525106.tif 000024
【０４５９】
を与える。
【０４６０】
(2)の次元解析から、aは面積の単位であり、bおよびcは圧力の単位であることがわかる。したがって、式(6)は、面積比(uFMDの平方におおよそ比例する)と経壁圧依存「利得係数」との積として解釈され得る。
【０４６１】
a、b、およびcの当てはめられた値を調べることは有益であり、これらはTable 6(表6)に示されている。値
【０４６２】
【数１７】
2018525106.tif 000025
【０４６３】
は、1.25である。これは、Ptm=PSで観察されたニトログリセリンによる約20%の典型的拡張に類似している。
【０４６４】
Ptm=bであるとき、これは非常に小さい圧力であり(すなわち、動脈はほとんど完全に減負荷されている)、A=α/2である。この場合、ad/abは、大きい減負荷圧力でuFMD2に等しい。
【０４６５】
uFMDが完全な負荷をかけられた動脈により収縮期に測定される従来の事例について、PS=120である動脈を考える。ベースラインでは、
Ab=ab(atan((120+1.34)/13.15/π+1/2)=0.97ab
である。拡張後には、
Ad=ad(atan((120+1.66)/20.7/π+1/2)=0.94ad
である。したがって、Ad/A/b=0.94/0.97×ad/ab=0.98ad/abであり、これは(従来の、完全に負荷がかかっている)uFMD2に非常に近い。したがって、PM、PS、PD、およびAd/Abとad/abとの間のこの関係に基づき「利得係数」を算出することによってcFMD測定結果をuFMDに変換することが可能である。
【０４６６】
上記の内容は、面積パラメータ比(圧力非依存)と血圧および測定圧力の両方に依存する係数との積へのcFMD測定基準の見かけ上オリジナルの因数分解をなす。
【０４６７】
一般化
上記の方法は、内皮機能の測定に関して上で説明された。しかしながら、刺激をニトログリセリン(たとえば)に変更することによって、基本的な平滑筋機能を評価することが可能になる。同様に、他の刺激(たとえば、アルブテロール、アセチルコリン、アドレナリン作動薬、プロスタサイクリン、および内皮細胞)の使用は、動脈拡張および収縮に関与する異なる経路の調査を可能にする。アークタンジェントモデルは、血管の圧力面積関係を記述する多数の可能なモデルのうちの1つにすぎない。
【０４６８】
データおよび議論の裏付け
図24は、N=27の被験者について得られるcFMD対uFMDの測定結果を示す散布図である。この研究に参加した被験者の特性は、Table 7(表7)に列挙されている。これらの被験者は、一般集団に期待される心臓血管リスク因子プロファイルよりも有利でない心臓血管リスク因子プロファイルを有していた。このコホートは、動脈壁の硬化が結果を混乱させる可能性のある場合にuFMDの欠乏を示すのによく適している。
【０４６９】
【表７】
2018525106.tif 000026
【０４７０】
収縮期性高血圧症被験者(140mmHgよりも高い収縮期血圧を有する被験者)がデータセットから取り除かれたときに、本発明者らは、図25に示されているように、相関性が高いことを見つける。この特定の分析を実行することの背後にある論拠は、動脈壁の硬化と(Wallaceら(2007年) Hypertension、50(1):228〜233頁)で観察されている内皮機能不全との間の相関に基づくものであり、以下でさらに説明される。
【０４７１】
論考
本発明者らは、本発明者らの研究対象集団が一般集団に期待されるuFMDよりも実質的に劣るuFMDを有していることに鑑みて、図24に示されているすべての被験者に対するデータにおいて観察されたr=0.55の相関を中から強とみなす。この相関は、EndoPATについて観察される相関よりも実質的に高く、測定が異なる生理的根拠を有していることを示唆している。
【０４７２】
孤立性収縮期高血圧を患っている被験者は、高い大動脈波伝搬速度(動脈壁硬化)と損なわれたFMDの両方を示すことがわかっている(同文献)。そこで、本発明者らは、収縮期血圧が140mmHgを超える被験者を除くサブグループ分析を実行し、cFMDとuFMDとの間の相関が、図25に示されているように、0.82(p<0.0002)に高まることを見いだした。硬い動脈の機械的減負荷がより血流依存性の高い拡張を生じさせ得ることが可能であるが、そのような動脈は壁にかかる応力が低いときにコラーゲン繊維構築によってひどく制限されるようなものであり得ないからである。インビボ測定に適しているモデルは、平滑筋と並行して活動するコラーゲン繊維が経壁圧が高まるとともに次第に回復することを示す(Bankら(1996年) Circulation、94(12):3263〜3270頁)。これがその場合であれば、uFMDはこれらの被験者においてシステマティックに過小評価するFMDであり得る。この主張は、内皮細胞依存性拡張(EDD)と内皮細胞非依存性拡張(EID)との間の報告された相関によってさらに裏付けられる(Adamsら(1998年) J. Am. Coll. Cardiol. 32:123〜127頁)。被験者が800人と大きいこの研究で、Adamsらは、EDDとEIDとの間に0.41の相関のあることを見つけた。アテローム性動脈硬化を発症する危険性の高い被験者が取り除かれたときに(糖尿病患者さらには喫煙歴のある患者)、相関係数は0.24に落ちた。「平滑筋機能不全」(同文献)に起因する損なわれた拡張は、実際、平滑筋が弛緩したときでも血管を拡張させる能力が損なわれているせいであることはきわめて可能性が高い。図26は、Adamsら(1998年) J. Am. Coll. Cardiol.、32:123〜127頁で観察されたEDD-EID相関を示している。
【０４７３】
これらの結果は、内皮機能評価にuFMDではなくcFMDを使用すること、また2回の測定を相互に較正することができることが望ましいことを裏付けている。
【０４７４】
本明細書で説明されている実施例および実施形態は、例示することのみを目的としており、このことを考慮して様々な修正形態または変更形態が、当業者に示唆され、また本出願の精神および範囲ならびに付属の請求項の範囲の中に含まれるものであることは理解される。本明細書で引用されているすべての公開、特許、および特許出願は、全体がすべての目的に関して参照により本明細書に組み込まれる。
【符号の説明】
【０４７５】
100  システム
101  血圧計カフ
102  圧力トランスデューサ(圧力センサー)
103  定圧力供給源
105  圧力コントローラ
106  圧力管路
107  増幅器
108  ローパスフィルタ
109  デジタイザ
110  マイクロプロセッサ
111  制御ユニット
112  上腕
112  測定用カフ(たとえば、血圧計カフ)
113  皮膚表面
114  上腕骨
115  上腕動脈
116  流動抵抗器
200  システム
202  アナログ/デジタルコンバータ(A/D)
204  ユーザ入力インターフェース
206  マイクロプロセッサ
210  ディスプレイ
212  ダイナミックメモリもしくはスタティックメモリ記憶媒体
214、216  空気圧または油圧ユニット
218  油圧または空気圧管路
222、232  センサー電子回路
224、228  増幅器
226、230  フィルタもしくはシグナルコンディショナ
234、236  ライン
302、304  弁
306  出口ポート/廃棄ライン
308  オプションの弁
【図１】
2018525106.tif 000028
【図２】
2018525106.tif 000029
【図３】
2018525106.tif 000030
【図４】
2018525106.tif 000031
【図５】
2018525106.tif 000032
【図６】
2018525106.tif 000033
【図７】
2018525106.tif 000034
【図８】
2018525106.tif 000035
【図９】
2018525106.tif 000036
【図１０】
2018525106.tif 000037
【図１１Ａ】
2018525106.tif 000038
【図１１Ｂ】
2018525106.tif 000039
【図１１Ｃ】
2018525106.tif 000040
【図１２】
2018525106.tif 000041
【図１３】
2018525106.tif 000042
【図１４】
2018525106.tif 000043
【図１５】
2018525106.tif 000044
【図１６】
2018525106.tif 000045
【図１７】
2018525106.tif 000046
【図１８】
2018525106.tif 000047
【図１９】
2018525106.tif 000048
【図２０】
2018525106.tif 000049
【図２１】
2018525106.tif 000050
【図２２】
2018525106.tif 000051
【図２３】
2018525106.tif 000052
【図２４】
2018525106.tif 000053
【図２５】
2018525106.tif 000054
【図２６】
2018525106.tif 000055
【国際調査報告】
2018525106.tif 000056
2018525106.tif 000057
2018525106.tif 000058
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