JP2017012484A - 粘弾特性取得装置、粘弾特性取得方法、粘弾特性取得プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】 簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価する。【解決手段】 検査対象の血管の粘弾特性補正値ｆｖを取得する粘弾特性取得装置１０であって、検査対象の容積脈波ＬＷＴを取得する容積脈波取得部３２と、容積脈波ＬＷＴをフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルＬＷＦを取得する周波数領域表現変換部３３と、検査対象の最高血圧値ＰＴｍａｘ及び最低血圧値ＰＴｍｉｎが入力される入力部３１と、最高血圧値ＰＴｍａｘ及び最低血圧値ＰＴｍｉｎと、検査対象の脈拍に対応する周波数ｆ１以上の容積脈波スペクトルＬＷＦとに基づいて、粘弾特性補正値ｆｖを取得する解析部３４と、を備える。【選択図】図９

Description

本発明は、粘弾特性取得装置、粘弾特性取得方法、粘弾特性取得プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体に関する。

従来、圧脈波センサを用いてトノメータ法によって血圧波形を測定する方法が知られている。トノメータ法によって血圧波形を測定する方法では、動脈内圧の相対変化に関しては測定できるが、皮膚及び皮下組織の粘弾性的性質によって動脈内圧の絶対圧を正確に得ることが難しい。そのため、カフを用いて測定された血圧値によって補正を行うことにより、動脈内圧の絶対圧を算出する必要がある。しかし、当該補正中は、カフによる圧迫のため、トノメータ法による血圧波形測定を行うことができない。

そこで、例えば特許文献１に記載された血圧波形モニタ装置では、上記の補正中、トノメータ法により血圧波形を測定する代わりに、光電脈波検出装置によって検出された光電脈波に基づき推定血圧波形を決定する。具体的に、この血圧波形モニタ装置では、予めトノメータ法で取得した圧脈波ＰＷと光電脈波ＬＷとの関係Ｒを求めておき、当該関係Ｒと光電脈波ＬＷとに基づいて、推定血圧波形を取得する。また、関係Ｒの代わりに、圧脈波ＰＷと光電脈波ＬＷとの間の伝達関数Ｈを用いて、推定血圧波形を取得する。

特開２００２−３２５７３９号公報

上記特許文献１に記載されているように、トノメータ法で取得した圧脈波ＰＷと光電脈波ＬＷとの関係Ｒを求める場合、装置が大掛かりになり簡便ではない。また、圧脈波ＰＷと光電脈波ＬＷとの間の伝達関数Ｈは、公知の心血管系モデルに基づき決定されているが、当該心血管系モデルにおけるパラメータの設定方法が未知であり、心血管系を十分に精度良く評価することができているとは言い難い。

本発明は、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる粘弾特性取得装置、粘弾特性取得方法、及び粘弾特性取得プログラムを提供することを課題とする。

本発明者らは、鋭意研究した結果、血圧波形をフーリエ変換した結果得られるスペクトルのうち脈拍の周波数以上のスペクトルと、最高血圧及び最低血圧に対応する値との間には、統計的に有意な対応関係があることを新たに見出した。そして、本発明者らは、容積脈波と血圧波形とが血管の粘弾特性に基づき対応付けられるという知見と、新たに見出した上記の対応関係とに基づき、血管の粘弾特性が、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づき導き出すことができることに想到し、本発明を完成するに至った。

すなわち、本発明の一形態は、検査対象の血管の粘弾特性を取得する粘弾特性取得装置であって、検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得部と、時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得部と、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値が入力される入力部と、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づいて、粘弾特性を取得する解析部と、を備える。

また、本発明の他の形態は、検査対象の血管の粘弾特性を取得する粘弾特性取得方法であって、検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得ステップと、時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力する入力ステップと、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づいて、粘弾特性を取得する解析ステップと、を含む。

また、本発明の他の形態は、検査対象の血管の粘弾特性を取得する粘弾特性取得をコンピュータに実行させるための粘弾特性取得プログラムであって、コンピュータを、検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得部、時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得部、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力する入力部、及び最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づいて、粘弾特性を取得する解析部として機能させる。また、本発明の他の形態は、粘弾特性取得プログラムを記録するコンピュータ読み取り可能な記録媒体である。

本発明の上記形態に係る粘弾特性取得装置、粘弾特性取得方法、粘弾特性取得プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体によれば、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づいて、粘弾特性が取得される。これにより、簡便に高精度な粘弾特性を取得することができる。そして、当該粘弾特性に基づき心血管系を評価することができる。

さらに、本発明者らは、鋭意研究を更に重ねた結果、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、少なくとも１倍波から３倍波までの各強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和と１倍波の強度との比が、最高血圧値と最低血圧値との比に略等しいという関係が成立することを新たに見出した。これに基づき、本発明者らは、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波から３倍波までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、血管の粘弾特性を精度良く導き出すことができることに想到した。すなわち、上記形態に係る粘弾特性取得装置では、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、解析部は、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波から３倍波までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、粘弾特性を取得してもよい。また、上記形態に係る粘弾性取得方法では、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、解析ステップでは、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波から３倍波までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、粘弾特性を取得してもよい。

また、本発明者らは、鋭意研究を更に重ねた結果、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、生体ゆらぎの影響によって各ｎ倍波が周波数方向にガウシアン状に広がった場合であっても、広がった各ｎ倍波の強度をそれぞれｎ倍波群の強度とすることで上記同様の対応関係が成立するとの知見を得た。これに基づき、本発明者らは、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づき、血管の粘弾特性を精度良く導き出すことができることに想到した。すなわち、上記形態に係る粘弾特性取得装置では、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、解析部は、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、粘弾特性を取得してもよい。また、上記形態に係る粘弾性取得方法では、容積脈波スペクトルにおいて、脈拍に対応する周波数を含むと共に脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共にｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、解析ステップでは、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、粘弾特性を取得してもよい。

上記形態に係る粘弾特性取得装置及び粘弾特性取得方法において、最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値及び最低血圧値であってもよい。

上記形態に係る粘弾特性取得装置及び粘弾特性取得方法において、最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値と最低血圧値との比であってもよい。

上記形態に係る粘弾特性取得装置において、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を測定する血圧測定部を更に備え、血圧測定部は、測定した最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力部へ出力してもよい。この場合、入力部に入力される検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を、粘弾特性取得装置とは別個に当該値を計測するための装置を設けることなく、血圧測定部による測定によって容易に取得することができる。

脈波取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、生体の内部を透過した光を検出する光検出器と、を有してもよい。この場合、脈波取得部が有する照射装置から照射された光であって生体の内部を透過した光を、当該脈波取得部が有する光検出器で検出することにより、粘弾特性取得装置とは別個に容積脈波に対応する時間波形を取得するための信号を検出する装置を設けることなく、容積脈波に対応する波形を容易に取得することができる。

上記形態に係る粘弾特性取得装置は、解析部により取得された粘弾特性に基づき容積脈波に対応する時間波形を補正する補正部と、補正部により補正された時間波形に基づき検査対象の血圧波形を取得する血圧波形取得部と、を更に備えてもよい。また、上記形態に係る粘弾特性取得方法は、解析ステップにおいて取得された粘弾特性に基づき容積脈波に対応する時間波形を補正する補正ステップと、補正ステップにおいて補正された時間波形に基づき検査対象の血圧波形を取得する血圧波形取得ステップと、を更に含んでもよい。この場合、容積脈波と血圧波形との関係性を示す粘弾特性に基づいて容積脈波に基づく時間波形が補正され、補正された時間波形に基づき血圧波形が取得される。これにより、容積脈波に対応する時間波形から血圧波形を精度良く推定することができ、推定した血圧波形に基づき、心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することが可能となる。

上記形態に係る粘弾特性取得装置は、解析部により取得された粘弾特性に基づき検査対象の血管年齢を取得する血管年齢取得部を更に備えてもよい。また、上記形態に係る粘弾特性取得方法は、解析ステップにおいて取得された粘弾特性に基づき検査対象の血管年齢を取得する血管年齢取得ステップを更に含んでもよい。この場合、血管の粘弾性を示す粘弾特性に基づき検査対象の血管年齢が取得されるため、取得した血管年齢に基づき心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することができる。

本発明によれば、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる粘弾特性取得装置、粘弾特性取得方法、粘弾特性取得プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体が提供される。

本発明の第１実施形態に係る粘弾特性取得装置を含む血圧波形推定システムを示す概略構成図である。 図１における処理部の機能ブロック図である。 容積脈波スペクトル及び血圧相似波形スペクトルの各強度分布図である。 容積脈波及び血圧波形のグラフを示す図である。 図１における処理部のハードウェア構成を示す図である。 血圧波形を示すグラフである。 図６に示す血圧波形のパワースペクトルを示すグラフである。 麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示すグラフである。 最高血圧と最低血圧との比と、血圧波形のスペクトル強度に基づく比との相関を示すグラフである。 生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。 図１０に示すパワースペクトルのスペクトル強度の有効幅を示す図である。 血圧波形推定システムにおける処理手順を示すフロー図である。 本発明一実施形態にかかる粘弾特性取得プログラムの構成を示す図である。 第２実施形態に係る血管年齢推定システムにおける図２に対応する機能ブロック図である。 血管の特性振動数と容積脈波波形との関係を示すグラフである。 年齢と特性角振動数との対応関係を示すグラフである。 スティフネスと特性角振動数との相関を示すグラフである。 スティフネスの測定対象となる血管の模式図である。 並列ばねダンパモデルを示す図である。 直列ばねダンパモデル及び直列・並列複合型モデルを示す図である。 変形例に係る血圧推定システムにおける図２に対応する機能ブロック図である。 変形例に係る粘弾性特性取得装置を示す概略構成図である。 変形例に係る粘弾性特性取得装置を示す概略構成図である。 変形例に係る粘弾性特性取得装置を示す概略構成図である。

以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態について詳細に説明する。なお、説明において、同一要素又は同一機能を有する要素には、同一符号を用いることとし、重複する説明は省略する。

（第１実施形態）
まず、本発明の第１実施形態に係る粘弾特性取得装置を含む血圧波形推定システムの概要を説明する。本実施形態に係る血圧波形推定システムは、検査対象（被験者）の血管の粘弾特性を取得し、取得した粘弾特性を用いて容積脈波に対応する時間波形を補正することにより、容積脈波に対応する時間波形から血圧波形を推定するシステムである。容積脈波に対応する時間波形とは、生体に光を照射し、その反射光の強度を検出することにより、生体の所定位置において生じる経時的な血液量の変化を、生体の表面から計測し、波形として捉えた情報である。以下、容積脈波に対応する時間波形を単に「容積脈波」とも称する。血管の粘弾特性とは、血管の粘弾性、すなわち血管における弾性及び粘性の両方の挙動を示す特性である。血圧波形とは、血圧の経時的な変化を波形として捉えた情報である。

容積脈波は、血管の粘弾特性による影響を受けることが知られており、容積脈波に基づき血圧波形を精度良く推定するためには、容積脈波における血管の粘弾特性による影響を低減する必要がある。そこで、本実施形態に係る血圧波形推定システムでは、まず、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖを取得する。そして、取得した粘弾特性補正値ｆ_ｖを用いて容積脈波を補正することにより、血管の粘弾特性の影響が低減された血圧波形の相似波形を取得し、当該血圧波形の相似波形に基づき、所定の補正を行うことで血圧波形を推定する。以下、詳細に説明する。

図１は、本発明の第１実施形態に係る粘弾特性取得装置を含む血圧波形推定システムを示す概略構成図である。図１に示すように、血圧波形推定システム１は、コンピュータ２０と、粘弾特性取得装置１０と、を含んでいる。

コンピュータ２０は、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を取得する。検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値とは、例えば最高血圧値及び最低血圧値、又は、最高血圧値と最低血圧値との比等である。最高血圧値とは、収縮期において最高となる収縮期血圧値であり、最低血圧値とは、拡張期において最低となる拡張期血圧である。コンピュータ２０では、例えばカフ式血圧計又はカテーテル式血圧計等の血圧測定装置によって測定された検査対象の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎが測定者等により入力される。最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎの測定は、例えば後述する粘弾特性取得装置１０により容積脈波を計測するよりも前に予め行われてもよく、当該容積脈波の計測と同じタイミングで行われてもよい。

コンピュータ２０は、測定者等によって入力された検査対象の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎを、検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとして取得する。コンピュータ２０は、取得した初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎを、無線通信等によって粘弾特性取得装置１０へ送信する。なお、コンピュータ２０と粘弾特性取得装置１０とはケーブル等により電気的に接続されていてもよく、コンピュータ２０は、取得した初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎを有線通信によって粘弾特性取得装置１０に送信してもよい。

粘弾特性取得装置１０は、容積脈波に基づき検査対象の血管の粘弾特性を取得する。具体的に、粘弾特性取得装置１０は、例えばいわゆるＮＩＲＳ（Near Infra-Red Spectroscopy）と称される近赤外分光法を用いて、検査対象となる生体における容積脈波を計測する。粘弾特性取得装置１０は、例えば近赤外線組織酸素モニタ装置、パルスオキシメータ、又は脈波測定装置等で構成されてもよい。粘弾特性取得装置１０は、検出部１１と、処理部３０とを有している。

検出部１１は、容積脈波を取得するための信号を検出する。検出部１１は、検査対象となる生体Ｈの表面（本実施形態では、手のひら）に接触するプローブ状を呈している。検出部１１は、光源１１ａ（照射装置）及び光検出器１１ｂ（図２参照）を有し、光源１１ａからの近赤外光を生体Ｈの表面から内部へ向かって照射すると共に、生体Ｈの内部からの反射光を光検出器１１ｂで検出する。これにより、検出部１１は、生体Ｈの内部を光が通過したときの吸光度を取得する。この吸光度は、生体Ｈにおける検出部１１が接触する位置での血液量に応じて変化するため、この吸光度の経時的な変化は、容積脈波に相当する。血液内において光を吸収する成分としては、例えば赤血球、赤血球に含まれるヘモグロビン、又は水分等が挙げられる。検出部１１は、ケーブル１３により処理部３０と電気的に接続されており、検出した吸光度を示す信号を、ケーブル１３を介して処理部３０へ送信する。

処理部３０は、検出部１１からの信号に基づき容積脈波を取得し、当該容積脈波に所定の処理を行う。処理部３０は、検出部１１を制御する。処理部３０は、検出部１１において検出された吸光度を示す信号を受信して、その吸光度を経時的に計測する。これにより、処理部３０は、容積脈波を取得する。また、処理部３０は、無線通信等によってコンピュータ２０から出力された検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、ノッチ点での血圧値Ｐ_ＤＮとを取得する。処理部３０は、容積脈波と、初期の最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎ及び最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘとに基づき、検査対象の血管の粘弾特性を取得する。以下、処理部３０の機能構成について詳細に説明する。

図２は、図１における処理部３０の機能ブロック図である。図２に示すように、処理部３０は、入力部３１と、容積脈波取得部３２と、周波数領域表現変換部３３（スペクトル取得部）と、解析部３４と、補正部３５と、血圧比算出部３６と、時間領域表現変換部３７と、血圧絶対値算出部３８と、を有しており、図２に示されるように各々は電気的に接続されている。なお、本実施形態において、検出部１１と容積脈波取得部３２とは、脈波取得部として機能する。血圧比算出部３６と、時間領域表現変換部３７と、血圧絶対値算出部３８とは、血圧波形取得部として機能する。

入力部３１は、コンピュータ２０から送信された検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎを取得する。これにより、入力部３１は、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力する。入力部３１は、取得した検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎを、解析部３４及び血圧絶対値算出部３８へ出力する。なお、入力部３１は、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値として、コンピュータ２０から送信された検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比を取得し、当該比を解析部３４へ出力してもよい。

容積脈波取得部３２は、検出部１１から出力された吸光度を示す信号を受信する。容積脈波取得部３２は、受信した吸光度を経時的に計測することにより、容積脈波ＬＷ_Ｔを取得する。容積脈波取得部３２は、取得した容積脈波ＬＷ_Ｔの情報を周波数領域表現変換部３３へ出力する。

周波数領域表現変換部３３は、容積脈波取得部３２によって取得された容積脈波ＬＷ_Ｔをフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆを取得するスペクトル取得部である。すなわち、周波数領域表現変換部３３は、時間領域表現で示された時間の関数である容積脈波ＬＷ_Ｔを、周波数領域表現で示された周波数の関数である容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆへと変換する。周波数領域表現変換部３３は、取得した容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆの情報を、解析部３４へ出力する。

解析部３４は、最高血圧及び最低血圧に対応する値と、検査対象の脈拍に対応する周波数以上の容積脈波スペクトルとに基づいて、検査対象の血管の粘弾特性を取得する。具体的に、解析部３４は、入力部３１により取得された検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、周波数領域表現変換部３３により取得された容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆの情報を、同じ検査対象毎に互いに対応付ける。解析部３４は、互いに対応付けられた初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆとに基づき、以下の数式（１）を用いて、対応付けられた同じ検査対象の血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖを算出する。ただし、数式（１）において、ｉは虚数単位を示し、ｎは正の整数を示し、ｆ_１は脈拍に対応する周波数を示し、ｆ_ｎは脈拍に対応する周波数のｎ倍の周波数を示す。解析部３４は、算出した粘弾特性補正値ｆ_ｖを補正部３５へ出力する。

以下、容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆにおける脈拍に対応する周波数ｆ_１の波を１倍波とし、１倍波の周波数ｆ_１のｎ倍の周波数ｆ_ｎの波をｎ倍波とする。脈拍に対応する周波数ｆ_１とは、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲であって、例えば０．５Ｈｚ〜３．７Ｈｚ程度である。なお、脈拍に対応する周波数ｆ_１は、生体の持つ揺らぎによって、人体が取り得る脈拍に対応する周波数範囲（０．５Ｈｚ〜３．７Ｈｚ程度）内で変動し、これに伴い周波数ｆ_ｎも変動する。上記数式（１）において、ＬＷ_Ｆ（ｆ_１）は、１倍波のスペクトル強度を示し、ＬＷ_Ｆ（ｆ_ｎ）は、ｎ倍波のスペクトル強度を示す。１倍波のスペクトル強度とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値であり、ｎ倍波のスペクトル強度とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値である。

解析部３４は、上記数式（１）により粘弾特性補正値ｆ_ｖを算出する場合、例えばＮ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波から３倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち、１倍波から６倍波までのスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。また、より具体的には、容積脈波スペクトルにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度のピーク値を用いてもよい。

上記の数式（１）は、以下の数式（２）及び数式（３）に基づき導かれる。

上記の数式（２）は、本発明者らが鋭意研究を重ねた結果、新たに見出した統計的に有意な対応関係を示す。当該対応関係及び数式（２）の詳細については、後述する。また、上記の数式（３）は、容積脈波と血圧波形とが血管の粘弾特性に基づき対応付けられるという知見に基づき示される心血管系のモデル式である。数式（３）では、血管の粘弾特性の影響により鈍った容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆが、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆｖを用いた所定の係数で補正されることにより、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆに変換されることを示す。血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆは、血圧波形に相似した波形の周波数情報を示す。なお、数式（３）におけるαは所定の定数であり、例えば１である。粘弾特性に基づき対応付けられるという知見に基づき示される心血管系のモデル式は、図２０の（ａ）に示すような直列ばねダンパモデルでもよいし、図２０の（ｂ）に示すような直列・並列複合型モデルであってもよい。

補正部３５は、解析部３４により算出された粘弾特性補正値ｆ_ｖを用いて、周波数領域表現変換部３３により取得された容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆを補正する。具体的には、補正部３５は、粘弾特性補正値ｆｖ及上記の数式（３）を用いて容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆを補正することにより、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆを取得する。補正部３５は、取得した血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆの情報を血圧比算出部３６及び時間領域表現変換部３７へ出力する。

図３に、容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆ及び血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆの各強度分布を示す。図３の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図３の縦軸はスペクトル強度を示す。図３において、グラフ３ａは、補正部３５による補正前の容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆの強度分布を示し、グラフ３ｂは、補正部３５による補正後の血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆの強度分布を示す。各グラフ３ａ，３ｂで示す強度分布は、脈拍に対応する周波数ｆ_１の波である１倍波と、その整数倍の複数のｎ倍波とを含む。なお、図３では、グラフ３ａの一部がグラフ３ｂと重なっているため見えなくなっている。例えばグラフ３ａの１倍波とグラフ３ｂの１倍波とは互いに重なっているため、グラフ３ａの１倍波が見えなくなっている。図３に示すように、血管の粘弾性による影響を受けて鈍った波形となった補正前の容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆの強度分布を示すグラフ３ａは、補正部３５による補正によって血管の粘弾性の影響を低減させることにより、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆの強度分布を示すグラフ３ｂに補正される。

血圧比算出部３６は、補正部３５により算出された血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆに基づき、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比を算出する。具体的には、血圧比算出部３６は、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆに基づき、上記の数式（２）を用いて最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比を算出する。すなわち、血圧比算出部３６は、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆにおける１倍波以上のスペクトル強度の各ピーク値の和と、１倍波のスペクトル強度のピーク値との比を算出することにより、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比を算出する。以下、血圧比算出部３６により算出された最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比を、単に「最高最低血圧比」とも称する。血圧比算出部３６は、算出した最高最低血圧比を血圧絶対値算出部３８へ出力する。

時間領域表現変換部３７は、補正部３５により算出された血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆを逆フーリエ変換し、血圧相似波形Ｐ’_Ｔを算出する。すなわち、時間領域表現変換部３７は、周波数領域表現で示される周波数の関数である血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆを、時間領域表現で示される時間の関数である血圧相似波形Ｐ’_Ｔへと変換する。時間領域表現変換部３７は、算出した血圧相似波形Ｐ’_Ｔを血圧絶対値算出部３８へ出力する。血圧相似波形Ｐ’_Ｔは、相対圧であって、絶対圧である血圧波形とは値そのものは異なるが、その形状は血圧波形の形状と相似している。血圧相似波形Ｐ’_Ｔは、血圧波形における拡張期血圧に対応した最低点と、血圧波形における収縮期血圧に対応した最高点と、血圧波形における特徴点に対応した変化点とを有している。血圧波形における特徴点とは、例えば血液量の減少によって大動脈弁が閉じられることにとって生じる血圧の変化点、すなわち上述したノッチ点である。当該ノッチ点における血圧値Ｐ_ＤＮは、検査対象の運動状態によらず、検査対象毎に一定の値であると仮定できる。すなわち、ノッチ点による血圧値Ｐ_ＤＮは、予め検査対象毎に取得し設定しておくことができる。

血圧絶対値算出部３８は、入力部３１により取得された検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎに基づき、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対し補正処理を行うことにより、絶対圧である血圧波形Ｐ_Ｔを取得する。例えば、血圧相似波形Ｐ’_Ｔにおける最高点及び最低点が、検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと略同じになるように、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで血圧波形Ｐ_Ｔを取得する。さらに、血圧絶対値算出部３８は、取得した血圧波形Ｐ_Ｔから重複切痕（ディクロティックノッチ点：以下、「ノッチ点」と称する）等の特徴点における血圧値を取得し、以降の血圧波形Ｐ_Ｔの取得に用いてもよい（ノッチ点とは、例えば血液量の減少によって大動脈弁が閉じられることによって生じる血圧波形における特徴点である）。例えば、ノッチ点における血圧値と、血圧比算出部３６により算出された最高最低血圧比に基づいて、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対し補正処理を行うことにより、絶対圧である血圧波形Ｐ_Ｔを取得する。より詳細には、血圧絶対値算出部３８は、血圧相似波形Ｐ’_Ｔにおける最高点と最低点との比が、血圧比算出部３６により算出された最高最低血圧比と略同じになるように、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対して加算係数を加える。さらに、血圧絶対値算出部３８は、血圧相似波形Ｐ’_Ｔにおけるノッチ点の血圧値が血圧波形Ｐ_Ｔから取得したノッチ点における血圧値と略同じになるように、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対して乗算係数を乗じる。このような補正処理により、血圧絶対値算出部３８は、以降の血圧波形Ｐ_Ｔを取得する。

図４に、容積脈波ＬＷ_Ｔ及び血圧波形Ｐ_Ｔのグラフを示す。図４の横軸は時間［ｓ］を示し、図４の縦軸は波形強度［ａ．ｕ．］及び血圧［ｍｍＨｇ］を示す。図４において、グラフ４ａは容積脈波ＬＷ_Ｔを示し、グラフ４ｂは血圧波形Ｐ_Ｔを示す。図４に示すように、容積脈波取得部３２から出力された容積脈波ＬＷ_Ｔを示すグラフ４ａが、上記の周波数領域表現変換部３３、解析部３４、補正部３５、血圧比算出部３６、時間領域表現変換部３７、及び血圧絶対値算出部３８による各処理が行われることにより、血圧波形Ｐ_Ｔを示すグラフ４ｂとして得られる。グラフ４ｂで示す血圧波形Ｐ_Ｔは、測定対象において血圧計等によって実際に測定することによって得られる血圧波形に相当する。すなわち、容積脈波から血圧波形が再現されている。

血圧絶対値算出部３８は、取得した血圧波形Ｐ_Ｔの情報を、無線通信等によってコンピュータ２０へ送信する。コンピュータ２０は、ディスプレイ等の表示部を有しており、血圧絶対値算出部３８から送信された血圧波形Ｐ_Ｔの情報に基づき、ディスプレイ上に血圧波形Ｐ_Ｔを表示する。また、コンピュータ２０は、ディスプレイ上に、血圧波形Ｐ_Ｔに基づき血圧値をリアルタイムに表示してもよいし、１周期ごとの最高・最低血圧値又は平均血圧値等を表示してもよい。また、容積脈波取得部３２で脈拍数を求めるようにして、波形や血圧値と同時に当該脈拍数をコンピュータ２０のディスプレイ上に表示してもよい。なお、粘弾特性取得装置１０がディスプレイ等の表示部を有していてもよく、粘弾特性取得装置１０が有する表示部により血圧波形Ｐ_Ｔ等を表示してもよい。

次に、図５を参照して、処理部３０のハードウェア構成を説明する。図５は、図１における処理部３０のハードウェア構成を示す。図５に示すように、処理部３０は、物理的には、プロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit）３０１、記録媒体であるＲＡＭ（RandomAccess Memory）３０２又はＲＯＭ（Read Only Memory）３０３、無線通信モジュール３０４、アンテナ３０５、及び入出力モジュール３０６等を含んだコンピュータ等であり、各々は電気的に接続されている。上述した処理部３０の各機能は、ＣＰＵ３０１及びＲＡＭ３０２等のハードウェア上に粘弾特性取得プログラム等を読み込ませることにより、ＣＰＵ３０１の制御のもとで、無線通信モジュール３０４、アンテナ３０５、及び入出力モジュール３０６等を動作させるとともに、ＲＡＭ３０２におけるデータの読み出し及び書き込みを行うことで実現される。なお、処理部３０は、ディスプレイ又は操作モジュール等を含んでいてもよい。

次に、本発明者らが発見した上記の数式（２）に示す対応関係について、詳細に説明する。

図６は、血圧波形を示すグラフである。図６の横軸は時間［ｓ］を示し、図６の縦軸は血圧［ｍｍＨｇ］を示す。図６に示すグラフにおいて、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘは約１３０ｍｍＨｇを示し、最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎは約７０ｍｍＨｇを示す。よって、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比、すなわち最高最低血圧比は、約１．８６である。血圧波形は、主に脈拍に対応する周波数ｆ_１の１倍波（主波）と、その周波数ｆ_１より大きい周波数ｆ_ｎのｎ倍波とで構成されており、図６に示す血圧波形をフーリエ変換すると、図７に示すようなパワースペクトルが得られる。

図７は、図６に示す血圧波形をフーリエ変換して得られるパワースペクトルを示すグラフである。当該パワースペクトルは１倍波のスペクトル強度によって規格化されており、図７の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図７の縦軸はスペクトル強度を示す。本発明者らは、鋭意研究を重ねた結果、図７に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトルの強度の和と１倍波のスペクトルの強度との比（以下、「スペクトル強度に基づく比」とも称する）は、図６に示す血圧波形から得られる最高最低血圧比に略等しくなることを新に見出した。具体的に、図７に示すパワースペクトルにおいて、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和は、１．００＋０．４９＋０．２０＋０．１６＝１．８５である。よって、１倍波以上のｎ倍波のスペクトル強度の和と１倍波のスペクトル強度との比は、１．８５であり、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比である約１．８６に略等しい。この対応関係は、上記の数式（２）により示すことができる。

本発明者らは、上記の数式（２）に示す対応関係が、次の実験により統計的に有意であることを確認している。本発明者らは、カニクイザルに対して足の動脈に観血式血圧計を設置した状態で、濃度の異なるイソフルラン麻酔薬をカニクイザルに与えて血圧を変動させながら、カニクイザルの血圧の変動を示す血圧波形を継続的に測定した。図８に、麻酔薬によるカニクイザルの血圧の変動を示す。図８の横軸は時間を示し、図８の縦軸は血圧を示す。

そして、測定された血圧波形のうち異なる時間帯のデータを複数抽出し、抽出したデータから求めた最高血圧と最低血圧との比と、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比との関係を図９のグラフに示すようにプロットすることで、これらの相関関係を確かめた。図９の横軸は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高最低血圧比を示し、図９の縦軸は、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比を示す。図９に示すように、血圧波形をフーリエ変換して得たスペクトル強度に基づく比は、カニクイザルに対して行った実験により求めた最高血圧と最低血圧との比の±５％の範囲内に収まっていることが確認された。

以上より、上記の数式（２）で示す対応関係が統計的に有意であることが示された。この数式（２）と、粘弾特性のモデル式である上記の数式（３）とに基づいて、上記の数式（１）が導出される。

なお、上記の数式（２）で示す関係性の精度は、フーリエ変換の周波数分解能に依存する。１つの脈波を考えるとき、理想的には脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波は存在しない。しかし、複数の脈波を考える場合、生体揺らぎにより、脈拍に対応する周波数の整数倍以外の周波数の波が含まれる。

フーリエ変換による周波数分解能は、原理上、変換前の時間波形の長さに依存するが、実際に測定された時間波形は有限の長さであるため、時間波形のスペクトルを周波数別に完全に分離することはできない。各整数倍波のスペクトルにはその周辺の整数倍以外の波のスペクトルが含まれる。周波数分解能が高いほど、整数倍以外の波を除去することができ、上記の数式（２）で示す関係性の精度が上がる。逆に周波数分解能が低いほど整数倍以外の波の影響を受け、精度が下がる。なお、フーリエ変換の周波数分解能によって精度の違いはあるが、上記の数式（２）で示す対応関係は、統計的に有意に保たれる。

図１０は、生体揺らぎによる血圧波形のパワースペクトルの広がりを示すグラフである。図１０の横軸は周波数［Ｈｚ］を示し、図１０の縦軸はスペクトル強度を示す。図１０のグラフ１０ａは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示し、図１０のグラフ１０ｂは、生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示す。生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ｂは、生体揺らぎを無視した理想的な血圧波形のパワースペクトルを示すグラフ１０ａに比べて、各ピークの山が幅広となっている。

本発明者らは、このように生体揺らぎにより整数倍以外の波が含まれた血圧波形のパワースペクトルにおいて、１倍波群以上のｎ倍波群の各スペクトル強度の和と１倍波群のスペクトル強度との比が、最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘと最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎとの比に略等しいことを見出した。すなわち、以下の数式（４）で示す対応関係が成り立つことを見出した。１倍波群とは、脈拍に対応する周波数ｆ_１を含むと共に脈拍に対応する周波数ｆ_１の所定の範囲の周波数の波群である。より具体的には、１倍波群とは、例えば１倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。１倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。ｎ倍波群とは、脈拍に対応する周波数ｆ_１のｎ倍の周波数ｆ_ｎを含むと共にｎ倍の周波数ｆ_ｎの所定の範囲の周波数の波群である。より具体的には、ｎ倍波群とは、例えばｎ倍波のスペクトル強度のピーク値を中心とした所定の有効幅の範囲のスペクトルである。ｎ倍波群のスペクトル強度とは、例えば所定の有効幅でのスペクトル強度の積分値である。

所定の有効幅は、例えば図１１の（ａ）に示すようにｎ倍波のスペクトル強度のピーク値の半値となる周波数幅Ｗ１であってもよいし、例えば図１１の（ｂ）に示すように隣り合うｎ倍波の周波数間の中心で区切った周波数幅Ｗ２であってもよい。なお、粘弾特性取得装置の機器特性又は生体揺らぎ等を考慮し、最適な周波数分解能又はスペクトル群の有効幅を適宜設定してもよい。

解析部３４は、上記の数式（１）に代えて、上記の数式（４）と、粘弾特性のモデル式である上記の数式（３）とに基づき、粘弾特性を取得してもよい。すなわち、解析部３４は、最高最低血圧比と、１倍波群以上の各容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、粘弾特性補正値ｆ_ｖを算出してもよい。この場合、上記の数式（４）において、解析部３４は、Ｎ＝３としてもよい。すなわち少なくとも１倍波群から３倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、Ｎ＝６としてもよい。すなわち１倍波群から６倍波群までのスペクトル強度の積分値を用いてもよい。また、より具体的には、容積脈波スペクトルにおいて３０Ｈｚよりも高い周波数の成分はノイズであるため、このようなノイズまで算出結果に反映しないように３０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよく、好ましくは２０Ｈｚ以下のスペクトル強度の積分値を用いてもよい。

次に、図１２のフローチャートを参照して、本実施形態に係る粘弾特性取得装置１０を含んだ血圧波形推定システム１によって、血管の粘弾特性を取得し、当該粘弾特性に基づき血圧波形を推定する処理手順を説明する。図１２は、血圧波形推定システム１における処理手順を示すフロー図である。

なお、本処理の前提として、検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎが、予めコンピュータ２０に記録されている。コンピュータ２０と粘弾特性取得装置１０の処理部３０との間で無線通信による接続が確立されると、コンピュータ２０から入力部３１へ、初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎが送信される。これにより、入力部３１は、初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎが入力される（Ｓ１：入力ステップ）。

続いて、容積脈波取得部３２は、検出部１１からの信号に基づき容積脈波ＬＷ_Ｔを取得する（Ｓ２：容積脈波取得ステップ）。続いて、周波数領域表現変換部３３は、Ｓ２にて取得された容積脈波ＬＷ_Ｔに対してフーリエ変換を行い、容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆを取得する（Ｓ３：スペクトル取得ステップ）。続いて、解析部３４は、Ｓ３にて取得された容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆに基づき、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖを算出する（Ｓ４：解析ステップ）。以上のＳ１〜Ｓ４の処理により、血管の粘弾特性が取得される。続くＳ５〜Ｓ８では、取得した粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づき血圧波形を推定するための処理が行われる。

補正部３５は、Ｓ３において算出された容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆ及びＳ４にて算出された粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づき、上記の数式（３）を用いて、容積脈波スペクトルを補正して、血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆを算出する（Ｓ５：補正ステップ）。また、血圧比算出部３６は、Ｓ５にて算出された血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆに基づき、上記の数式（２）を用いて、最高最低血圧比を算出する（Ｓ６：血圧波形取得ステップ）。続いて、時間領域表現変換部３７は、Ｓ５にて算出された血圧相似波形スペクトルＰ'_Ｆを逆フーリエ変換し、血圧相似波形Ｐ'_Ｔを取得する（Ｓ７：血圧波形取得ステップ）。続いて、血圧絶対値算出部３８は、血圧相似波形Ｐ’_Ｔにおける最高点及び最低点が、検査対象の初期の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと略同じになるように、血圧相似波形Ｐ’_Ｔに対して加算係数を加えたり、乗算係数を乗じたりすることで血圧波形Ｐ_Ｔを取得する。さらに、血圧絶対値算出部３８は、取得した血圧波形Ｐ_Ｔから特徴点として例えばノッチ点における血圧値Ｐ_ＤＮを取得しておくことで、以降は血圧相似波形Ｐ'_Ｔに対し、Ｓ６にて算出された最高最低血圧比と、ノッチ点での血圧値Ｐ_ＤＮとに基づき、補正処理を行い、血圧波形Ｐ_Ｔを取得する（Ｓ８：血圧波形取得ステップ）。以上のＳ５〜Ｓ８により、血圧波形が推定されて、処理が終了する。なお、Ｓ８にて取得した血圧波形Ｐ_Ｔを示す情報は、処理部３０からコンピュータ２０へ送信されることにより、コンピュータ２０のディスプレイ等に表示されてもよい。

次に、図１３を用いて、コンピュータを上記粘弾特性取得装置１０として機能させるための粘弾特性取得プログラムを説明する。

粘弾特性取得プログラムＰ１は、メインモジュールＰ１０、入力モジュールＰ１５、容積脈波取得モジュールＰ１６、周波数領域表現変換モジュールＰ１７、解析モジュールＰ１８、補正モジュールＰ１９、血圧比算出モジュールＰ２０、時間領域表現変換モジュールＰ２１、及び血圧絶対値算出モジュールＰ２２を備えている。

メインモジュールＰ１０は、粘弾特性取得処理を統括的に制御する部分である。入力モジュールＰ１５、容積脈波取得モジュールＰ１６、周波数領域表現変換モジュールＰ１７、解析モジュールＰ１８、補正モジュールＰ１９、血圧比算出モジュールＰ２０、時間領域表現変換モジュールＰ２１、及び血圧絶対値算出モジュールＰ２２を実行することにより実現される機能は、それぞれ、粘弾特性取得装置１０の入力部３１、容積脈波取得部３２、周波数領域表現変換部３３、解析部３４、補正部３５、血圧比算出部３６、時間領域表現変換部３７、及び血圧絶対値算出部３８の機能と同様である。

粘弾特性取得プログラムＰ１は、例えば、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤもしくはＲＯＭ等の記録媒体または半導体メモリによって提供される。また、粘弾特性取得プログラムＰ１は、搬送波に重畳されたコンピュータデータ信号としてネットワークを介して提供されてもよい。

以上、本実施形態に係る粘弾特性取得装置１０、粘弾特性取得方法、粘弾特性取得プログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体によれば、検査対象の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、検査対象の脈拍に対応する周波数ｆ_１以上の容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆとに基づいて、粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖが取得される。これにより、簡便に高精度な粘弾特性を取得することができる。そして、当該粘弾特性に基づき心血管系を評価することができる。

より具体的には、上記形態に係る粘弾特性取得装置１０において、解析部３４は、検査対象の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、検査対象の少なくとも１倍波から３倍波までの各容積脈波スペクトルＬＷ_Ｆの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、十分に精度良く精度良く粘弾特性補正値ｆ_ｖを取得することができる。

また、生体ゆらぎの影響によって各ｎ倍波のスペクトル強度が周波数方向にガウシアン状に広がった場合であっても、広がった各スペクトル強度をそれぞれｎ倍波群のスペクトル強度として、検査対象の最高血圧値Ｐ_Ｔｍａｘ及び最低血圧値Ｐ_Ｔｍｉｎと、検査対象の少なくとも１倍波群から３倍波群までの各容積脈波スペクトルの強度を含む容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、十分に精度良く粘弾特性補正値ｆ_ｖを取得することができる。

また、本実施形態によれば、容積脈波ＬＷ_Ｔと血圧波形Ｐ_Ｔとの関係性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づいて容積脈波ＬＷ_Ｔが補正され、補正された容積脈波ＬＷ_Ｔに基づき血圧波形Ｐ_Ｔが取得される。これにより、容積脈波ＬＷ_Ｔから血圧波形Ｐ_Ｔを精度良く推定することができ、推定した血圧波形に基づき、心血管系を簡便且つ十分に精度良く評価することが可能となる。

また、本実施形態によれば、検出部１１が有する光源１１ａから照射された光であって生体の内部を透過した光を、当該検出部１１が有する光検出器１１ｂで検出することにより、粘弾特性取得装置１０とは別個に容積脈波ＬＷ_Ｔを取得するための信号を検出する装置を設けることなく、容積脈波ＬＷ_Ｔを容易に取得することができる。

（第２実施形態）
次に、第２実施形態に係る粘弾特性取得装置を含む血管年齢推定システムの概要について説明する。本実施形態に係る血管年齢推定システムは、検査対象（被験者）の血管の粘弾特性を取得し、取得した粘弾特性を用いて測定対象の血管年齢を推定するためのシステムである。血管年齢とは、血管の年齢を示し、実年齢と比較することで血管がどの程度老化しているかを知る指標となる。人間の血管は加齢に伴い徐々に柔軟性を失い、硬く脆い状態になっていくことが知られている。血管のこのような老化現象は一般に動脈硬化と呼ばれており、脳卒中、狭心症、又は心筋梗塞等の原因となるため、動脈硬化の進行度を日常的且つ簡便に測定する装置の存在は非常に有用である。

一般に、動脈硬化の進行度の指標としてはスティフネスパラメータβ（以下、「スティフネスβ」とも称する）を用いる手法が広く知られている。スティフネスβは、エコー検査、又は脈波伝搬速度を用いるＣＡＶＩ検査等によって、以下の数式（５）に基づき算出される。ただし、ｐ_Ｓ及びｐ_ｄは、それぞれ測定部位での最高血圧及び最低血圧であり、ｄは、測定部位における血管の直径であり、Δｄは、脈動に伴う血管の直径変化量である。このスティフネスβの値を同年代の人間の平均値等と比較することにより、被験者の血管年齢を求めることができる。

スティフネスβを求めるための上記の数式（５）において、血管の直径変化量Δｄの計算は一般に困難である。現行の技術ではエコー検査等の大掛かりな機器を用いてｄ及びΔｄを測定し、又は脈波伝搬速度を利用して間接的にΔｄ／ｄを求めること等によって、スティフネスβを求めている。また、本来スティフネスβは１年に１回といった長いサイクルではなく、１ヶ月〜毎日といった短いサイクルで測定、記録、及び管理することが望ましいが、現行のＣＡＶＩ検査を受けられる機会は限られる。

そこで、本実施形態に係る血管年齢推定システムでは、まず、血管の粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖを取得する。そして、取得した粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づいて、血管年齢を推定する。以下、詳細に説明する。

図１４は、第２実施形態に係る血管年齢推定システムにおける図２に対応する機能ブロック図である。第２実施形態に係る血管年齢推定システム１Ａは、第１実施形態に係る血圧波形推定システム１と同様、コンピュータ２０と、粘弾特性取得装置１０Ａとを含んでいる。本実施形態に係る粘弾特性取得装置１０Ａは、第１実施形態に係る粘弾特性取得装置１０と同じく、検出部１１及び処理部３０を有している。本実施形態に係る粘弾特性取得装置１０Ａの処理部３０は、第１実施形態における粘弾特性取得装置１０の処理部３０と同じく、入力部３１と、容積脈波取得部３２と、周波数領域表現変換部３３と、解析部３４とを有する。一方、本実施形態に係る粘弾特性取得装置１０Ａの処理部３０は、第１実施形態に係る粘弾特性取得装置１０の処理部３０とは異なり、補正部３５と、血圧比算出部３６と、時間領域表現変換部３７と、血圧絶対値算出部３８とを有しておらず、その代わりに血管年齢取得部３９を有している。

本実施形態に係る血管年齢推定システムにおいても、第１実施形態と同様の処理が入力部３１、容積脈波取得部３２、周波数領域表現変換部３３、及び解析部３４において行われる。これにより、第１実施形態と同様、解析部３４によって粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖが算出される。解析部３４は、算出した粘弾特性補正値ｆ_ｖを、血管年齢取得部３９へ出力する。

血管年齢取得部３９は、解析部３４により算出された粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づき、スティフネスβを算出する。粘弾特性補正値ｆ_ｖは、血管の特性角振動数ω_ｖとの間において、ω_ｖ＝２πｆ_ｖの関係を示す。すなわち、血管の特性角振動数ω_ｖは、ｆ_ｖによって示される。図１５に、血管の特性振動数と容積脈波波形との関係を示す。図１５の横軸は、時間を示し、図１５の縦軸は波形強度を示す。図１５におけるグラフ１４ａは、カテーテル式血圧計等で得られる血圧波形を示し、図１５におけるグラフ１４ｂ，１４ｃは、グラフ１４ａで示す血圧波形の場合の容積脈波波形を示す。グラフ１４ｂは、特性角振動数ω_ｖが大きい場合に得られる容積脈波波形であり、グラフ１４ｃは、特性角振動数ω_ｖが小さい場合に得られる容積脈波波形である。このように、同じ血圧波形でも、測定部位の血管が有する特性角振動数ω_ｖの大小により、容積脈波の鈍りの程度が変化する。特性角振動数ω_ｖが小さいほど、血管の柔軟性が高いことを示している。すなわち、グラフ１４ｂとグラフ１４ｃとでは、より鈍った波形となっているグラフ１４ｃの方が柔軟性に富む血管であることを示している。

つまり、粘弾特性補正値ｆ_ｖで示される血管の特性角振動数ω_ｖは、血管の柔軟性の程度を示す指標となる。このため、従来のスティフネスβに代えて特性角振動数ω_ｖの大小を比較することによって、血管の硬さを評価することができる。

血管年齢取得部３９は、例えば図１６に示すような年齢と特性角振動数ω_ｖとの対応関係を用いて、血管年齢を取得する。図１６は、年齢毎の特性角振動数ω_ｖの平均値の統計結果を示すグラフである。図１６の横軸は年齢を示し、図１６の縦軸は特性角振動数ω_ｖを示す。図１６のグラフは、例えば複数の被験者について収集したデータに基づき予め作成される。血管年齢取得部３９は、図１６のグラフに示すような年齢と特性角振動数ω_ｖとの対応関係を予め記録している。血管年齢取得部３９は、例えば実年齢が３５歳である特定の被験者について解析部３４により算出された粘弾特性補正値ｆ_ｖで示される特性角振動数ω_ｖが０．８である場合に、図１６のグラフに示す対応関係を参照して、当該特性角振動数ω_ｖに対応する血管年齢が５０歳であるという情報を取得する。

また、図１６に示すようなグラフを作成するためにデータを収集する際に、併せてスティフネスβの値も収集することにより、図１７に示すようなスティフネスβと特性角振動数ω_ｖとの相関グラフを作成しておいてもよい。図１７の横軸は、スティフネスβを示し、図１７の縦軸は、特性角振動数ω_ｖを示す。血管年齢取得部３９は、図１７の相関グラフに示すようなスティフネスβと特性角振動数ω_ｖとの対応関係を予め記録していてもよい。この場合、血管年齢取得部３９は、このようなスティフネスβと特性角振動数ω_ｖとの対応関係を参照して、特性角振動数ω_ｖからスティフネスβを求め、スティフネスβから血管年齢を求めることができ、取得した血管年齢の信憑性を高めることができる。

また、血管年齢取得部３９は、図１６又は図１７に示すような対応関係に基づき血管年齢を取得する方法、すなわち上述の統計的手法以外にも、例えば数値計算的に特性角振動数ω_ｖからスティフネスβを求めることにより、当該スティフネスβに基づき血管年齢を取得してもよい。以下、血管年齢取得部３９により数値計算的に血管年齢を取得する方法について詳述する。

図１８に、スティフネスβの測定対象となる血管の模式図を示す。図１８に示す血管において、τは血管の厚さ、ｄは血管の内径、ρは血管の密度、Ｌは血管の長さを示している。なお、血管の厚さτは、血管の内径ｄに対し十分小さいものとする。ここで、図１８の血管に対し、内側からの心臓の拍出運動に伴って変化する血圧ｐが作用して内径ｄが変化する場合について考える。

血管内壁に作用する血圧と内径変位の関係とを表す血管モデルとして、本実施形態では例えば図１９に示す並列ばねダンパモデルを用いる。なお、血管モデルとしては、図２０の（ａ）に示すような直列ばねダンパモデルでもよいし、図２０の（ｂ）に示すような直列・並列複合型モデルであってもよい。また、本実施形態においては、血管質量の影響は微小であるために無視して考えるが、これらの血管モデルにおいては血管質量Ｍの影響を表す部位が追加されてもよい。

図１９又は図２０に示すような血管モデルにおいて、Ｆは血圧ｐが血管内壁に及ぼす力であり、Ｋは血管の等価剛性、Ｃは血管の等価減衰係数、ｘは血管モデルにおけるＦの作用する点の変位を示している。変位ｘは、図１８の模式図における血管の内径ｄの変化量Δｄに相当する。また、下付きの数字は便宜上の添え字を示す。

各種の血管モデルにおいて、血圧ｐのフーリエ変換値Ｐと変位ｘのフーリエ変換値Ｘとの関係は、伝達関数Ｇを用いて、以下の数式（６）により一般化することができる。

図１９に示す血管モデルの場合について、時間領域における血圧ｐと変位ｘとの関係は、以下の数式（７）により示される。以下の数式（７）において、ｆ（ｔ）は、血圧ｐ（ｔ）が血管内壁に及ぼす力であり、Ｓは血管内壁の表面積である。なお、上述した通り、Ｋは血管の等価剛性であり、Ｃは血管の等価減衰係数である。

上記数式（７）をフーリエ変換し、整理すると、以下の数式（８）となる。以下の数式（８）において、ω_ｖは特性角振動数であり、ζは減衰比である。

特性角振動数ω_ｖと減衰比ζは、それぞれ以下の数式（９），（１０）で示される。

また、血管質量Ｍ及び血管内壁の表面積Ｓは、血管の厚さτが血管の内径ｄに比べて十分小さいとして、内径の代表値ｄ_ｒを用いて以下の数式（１１），（１２）により近似している。

このように、図１９及び図２０に示す血管モデルでは、伝達関数Ｇの内部に血管の特性角振動数ω_ｖを含む形となる。また、伝達関数Ｇの内部に含まれる変数のうち、血管の密度ρ又は血管の厚さτには解剖学的な統計値が存在し、減衰比ζは年齢に依らず略定数として扱うことができる。よって、既存の統計値を活用することで、解析部３４により算出された粘弾特性補正値ｆ_ｖで示される特性角振動数ω_ｖに基づき、血管の伝達関数Ｇを算出することができる。伝達関数Ｇが算出されれば、変位ｘのフーリエ変換値Ｘは、伝達関数Ｇの逆関数Ｇ^−１と、第１実施形態における血圧推定方法のような手法によって容積脈波に基づき求めた血圧のフーリエ変換値Ｐとを用いて、以下の数式（１３）として示される。

上記の数式（１３）をフーリエ逆変換し時間領域の式に変換することで、血管壁の変位ｘの時間推移ｘ（ｔ）を求めることができる。そして、ｘ（ｔ）に対し、統計的に求めた血管の初期半径ｄ０を加えることによって、血管内径の時間推移ｄ（ｔ）は、以下の数式（１４）により求まる。

上記の数式（１４）により得たｄ（ｔ）から以下の数式（１５）を計算し、上述の数式（５）の式に代入することによって、数値計算的にスティフネスβを求めることができる。よって、スティフネスβを既存の年齢別のスティフネスβの平均値と比較することにより、血管年齢を取得することが可能となる。

以上、本実施形態においても、粘弾特性を示す粘弾特性補正値ｆ_ｖが算出されるため、粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づき、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる。特に、本実施形態によれば、血管年齢取得部３９により、粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づいて検査対象の血管年齢が取得される（血管年齢取得ステップ）。このため、取得した血管年齢を簡便且つ精度良く評価することができる。

以上、本発明の種々の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、各請求項に記載した要旨を変更しない範囲で変形し、又は他のものに適用したものであってもよい。

例えば、上記第１実施形態に係る血圧波形推定システム１では、粘弾特性取得装置１０が粘弾特性取得装置であるとしたが、これに限られない。例えば、血圧波形推定システム１において、粘弾特性取得装置１０に加えコンピュータ２０を含めた構成が粘弾特性取得装置であるとしてもよく、粘弾特性取得装置１０に代えてコンピュータ２０が粘弾特性取得装置であるとしてもよい。コンピュータ２０が粘弾特性取得装置である場合には、上述した処理部３０における各機能をコンピュータ２０が有している。また、例えば、血圧波形推定システム１において、コンピュータ２０と処理部３０が一体的に構成されていてもよい。

また、例えば、図２１に示すように、変形例に係る血圧波形推定システム１Ｂでは、検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を測定するカフ式血圧計２１（血圧測定部）を含んでいてもよい。図２１は、変形例に係る血圧波形推定システム１Ｂにおける図２に対応する機能ブロック図である。この場合、カフ式血圧計２１により測定された最高血圧及び最低血圧に対応する値が、例えばコンピュータ２０を介して入力部３１に出力される。また、カフ式血圧計２１は、血圧波形推定システム１Ｂに含まれる粘弾特性取得装置１０Ｂ自体が備えていてもよく、カフ式血圧計により測定された最高血圧及び最低血圧に対応する値が、カフ式血圧計２１から直接出力されてもよい。この場合、入力部３１に入力される検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を、粘弾特性取得装置１０Ｂとは別個に当該値を計測するための装置を設けることなく、粘弾特性取得装置１０Ｂが備えるカフ式血圧計２１による測定によって容易に取得することができる。なお、カフ式血圧計２１に代えて、カテーテル式血圧計等を用いてもよい。

また、例えば、図２２に示すように、粘弾特性取得装置１０をスマートフォン等の通信端末４０として構成してもよい。スマートフォン等の通信端末は、プロセッサ又は記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれる。本変形例では、通信端末４０は、上記実施形態に係る粘弾特性取得装置１０，１０Ａ，１０Ｂと同様の機能を有する。また、通信端末４０は、粘弾特性取得装置１０の各機能に加えてコンピュータ２０の各機能を有していてもよい。すなわち、第１実施形態に係る粘弾特性取得装置１０の各機能とコンピュータ２０の各機能とが一体的な構成で実現されていてもよい。

通信端末４０が上記の粘弾特性取得装置１０，１０Ａ，１０Ｂと異なる点は、上記の検出部１１として、光源１１ａに代えて光源１６を有し、光検出器１１ｂに代えて光検出器１７を有している点である。光源１６は、例えば通信端末４０のフラッシュランプである。光検出器１７は、例えば通信端末４０のカメラである。すなわち、本実施形態では、通信端末４０が元々有する機能が検出部としての機能を兼ねている。また、通信端末４０はフラッシュランプやカメラとは別に、光源１６及び光検出器１７を備えていてもよい。また、タブレットコンピュータ等もプロセッサや記憶媒体等を備えたコンピュータに含まれ、通信端末４０の代わりにタブレットコンピュータ等を用いてもよい。

本変形例において、通信端末４０の光源１６と光検出器１７との両方に被験者となる生体Ｈの表面（例えば、指）が置かれた状態において、光源１６から光が生体Ｈの表面から内部へ向かって照射される。そして、生体Ｈからの反射光が光検出器１７で検出され、容積脈波取得部３２へ出力される。これにより、容積脈波取得部３２は、容積脈波を取得する。続いて、容積脈波取得部３２は、取得した容積脈波に基づき、上記実施形態と同様にして脈波波形を取得する。そして、上記実施形態と同様の処理によって、粘弾特性を取得する。これにより、本変形例においても、粘弾特性に基づき、簡便且つ十分に精度良く心血管系を評価することができる。さらに、本実施形態によれば、粘弾特性取得装置としての機能を通信端末４０が元々有する機能によって実現することができ、簡便である。

また、例えば、図２３に示すように、検出部１１と処理部３０とを一体化させて粘弾特性取得装置１０Ｃを構成してもよい。粘弾特性取得装置１０Ｃは、生体Ｈの表面に取り付けられており、例えば通信部１４と、処理部３０と、電源部１５と、光源１１ａ及び光検出器１１ｂを有する検出部１１とを一体的に有している。この変形例に係る粘弾特性取得装置１０Ｃにおいても、上記実施形態と同様、粘弾特性を取得することができる。

また、被験者となる生体Ｈの表面は手のひらや指以外でもよく、額や上腕、首、耳たぶなどでもよい。

また、第１実施形態では、上述したように周波数領域表現変換部３３、補正部３５、及び時間領域表現変換部３７において、容積脈波取得部３２で取得した容積脈波ＬＷ_Ｔを粘弾特性補正値ｆ_ｖによって周波数領域で補正して、血圧相似波形Ｐ’_Ｔを算出したが、容積脈波ＬＷ_Ｔを粘弾特性補正値ｆ_ｖによって時間領域で補正して血圧相似波形Ｐ’_Ｔを算出してもよい。例えば、図２４に示す粘弾特性取得装置１０Ｄにおける処理部３０Ｄのように、容積脈波取得部３２と補正部３５とが電気的に接続されて、容積脈波取得部３２から補正部３５へ容積脈波ＬＷ_Ｔが入力される構成で、解析部３４において粘弾特性補正値ｆ_ｖに基づいたフィルタＦｖを生成し、解析部３４から補正部３５にフィルタＦｖを入力する。そして、補正部３５において容積脈波ＬＷ_Ｔを、粘弾特性補正値ｆｖに対応するフィルタＦｖによって時間領域において補正することで、血圧相似波形Ｐ’_Ｔを求めてもよい。

１０，１０Ａ，１０Ｂ，１０Ｃ，１０Ｄ…粘弾特性取得装置、１１…検出部（脈波取得部）、１１ａ，１６…光源（照射装置）、１１ｂ，１７…光検出器、２１…カフ式血圧計（血圧測定部）、３１…入力部、３２…容積脈波取得部（脈波取得部）、３３…周波数領域表現変換部（スペクトル取得部）、３４…解析部、３５…補正部、３６…血圧比算出部（血圧波形取得部）、３７…時間領域表現変換部（血圧波形取得部）、３８…血圧絶対値算出部（血圧波形取得部）、３９…血管年齢取得部、４０…通信端末（粘弾特性取得装置）、Ｈ…生体、Ｐ１…粘弾特性取得プログラム。

Claims (18)

1. 検査対象の血管の粘弾特性を取得する装置であって、
   前記検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得部と、
   前記時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得部と、
   前記検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値が入力される入力部と、
   前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、前記検査対象の脈拍に対応する周波数以上の前記容積脈波スペクトルとに基づいて、前記粘弾特性を取得する解析部と、を備える粘弾特性取得装置。
2. 前記容積脈波スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、前記１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、
   前記解析部は、前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波から３倍波までの各前記容積脈波スペクトルの強度を含む前記容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、前記粘弾特性を取得する、請求項１に記載の粘弾特性取得装置。
3. 前記容積脈波スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数を含むと共に前記脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、前記脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共に前記ｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、
   前記解析部は、前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各前記容積脈波スペクトルの強度を含む前記容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、前記粘弾特性を取得する、請求項１に記載の粘弾特性取得装置。
4. 前記最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値及び最低血圧値である、請求項１〜３の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
5. 前記最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値と最低血圧値との比である、請求項１〜３の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
6. 前記検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を測定する血圧測定部を更に備え、
   前記血圧測定部は、測定した前記最高血圧及び最低血圧に対応する値を前記入力部へ出力する、請求項１〜５の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
7. 前記脈波取得部は、生体の内部へ光を照射する照射装置と、前記生体の内部を透過した前記光を検出する光検出器と、を有する、請求項１〜６の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
8. 前記解析部により取得された前記粘弾特性に基づき前記容積脈波に対応する時間波形を補正する補正部と、
   前記補正部により補正された前記時間波形に基づき前記検査対象の血圧波形を取得する血圧波形取得部と、を更に備える、請求項１〜７の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
9. 前記解析部により取得された前記粘弾特性に基づき前記検査対象の血管年齢を取得する血管年齢取得部を更に備える、請求項１〜７の何れか一項に記載の粘弾特性取得装置。
10. 検査対象の血管の粘弾特性を取得する方法であって、
    前記検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得ステップと、
    前記時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得ステップと、
    前記検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力する入力ステップと、
    前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、前記検査対象の脈拍に対応する周波数以上の前記容積脈波スペクトルとに基づいて、前記粘弾特性を取得する解析ステップと、を含む粘弾特性取得方法。
11. 前記容積脈波スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数の波を１倍波とし、前記１倍波の周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数の波をｎ倍波とした場合に、
    前記解析ステップでは、前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波から３倍波までの各前記容積脈波スペクトルの強度を含む前記容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、前記粘弾特性を取得する、請求項１０に記載の粘弾特性取得方法。
12. 前記容積脈波スペクトルにおいて、前記脈拍に対応する周波数を含むと共に前記脈拍に対応する周波数の所定の範囲の周波数の波群を１倍波群とし、前記脈拍に対応する周波数のｎ倍（ｎは正の整数）の周波数を含むと共に前記ｎ倍の周波数の所定の範囲の周波数の波群をｎ倍波群とした場合に、
    前記解析ステップでは、前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、少なくとも１倍波群から３倍波群までの各前記容積脈波スペクトルの強度を含む前記容積脈波スペクトルの強度の和とに基づいて、前記粘弾特性を取得する、請求項１０に記載の粘弾特性取得方法。
13. 前記最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値及び最低血圧値である、請求項１０〜１２の何れか一項に記載の粘弾特性取得方法。
14. 前記最高血圧及び最低血圧に対応する値は、最高血圧値と最低血圧値との比である、請求項１０〜１２の何れか一項に記載の粘弾特性取得方法。
15. 前記解析ステップにおいて取得された前記粘弾特性に基づき前記容積脈波に対応する時間波形を補正する補正ステップと、
    前記補正ステップにおいて補正された前記時間波形に基づき前記検査対象の血圧波形を取得する血圧波形取得ステップと、を更に含む、請求項１０〜１４の何れか一項に記載の粘弾特性取得方法。
16. 前記解析ステップにおいて取得された前記粘弾特性に基づき前記検査対象の血管年齢を取得する血管年齢取得ステップを更に含む、請求項１０〜１４の何れか一項に記載の粘弾特性取得方法。
17. 検査対象の血管の粘弾特性を取得する粘弾特性取得をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
    コンピュータを、
    前記検査対象の容積脈波に対応する時間波形を取得する脈波取得部、
    前記時間波形をフーリエ変換することにより、容積脈波スペクトルを取得するスペクトル取得部、
    前記検査対象の最高血圧及び最低血圧に対応する値を入力する入力部、及び
    前記最高血圧及び最低血圧に対応する値と、前記検査対象の脈拍に対応する周波数以上の前記容積脈波スペクトルとに基づいて、前記粘弾特性を算出する解析部として機能させる粘弾特性取得プログラム。
18. 請求項１７に記載の粘弾特性取得プログラムを記録するコンピュータ読み取り可能な記録媒体。

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