專利名稱：：血管狀態(tài)評價裝置、血管狀態(tài)評價方法以及存儲有血管狀態(tài)評價程序的計算機可讀取的...的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明涉及對構(gòu)成生物體的血管的狀態(tài)進行評價的血管狀態(tài)評價裝置、血管狀態(tài)評價方法以及存儲有血管狀態(tài)評價程序的計算機可讀取的記錄介質(zhì)，特別涉及在將血管路徑作為傳遞函數(shù)進行模型化的基礎(chǔ)上對血管的動脈硬化的程度進行評價的技術(shù)。
背景技術(shù)：
：近年來，因動脈硬化引起的循環(huán)器官系統(tǒng)疾病日益增加，受其影響，對血管的動脈硬化程度進行評價的評價裝置越來越實用。作為對動脈硬化程度進行評價的典型方法，已知脈搏波速度法。該脈搏波速度法利用伴隨著心臟跳動的血壓變化而在血管內(nèi)傳播的速度(脈搏波速度)和血管的彈力程度(剛性)之間的相關(guān)性。即，當脈搏波在作為彈性管的血管內(nèi)前進時，管壁越硬，內(nèi)徑越細，管壁越厚，則脈搏波速度也越大，因此，通過測定脈搏波速度，能夠得到血管的動脈硬化程度。尤其，基于baPWV法(brachial-anklePulseWaveVelocitymethod)利用兩上臂以及兩腳踝的血壓的時間波形的評價裝置已實用化。作為這樣的脈搏波速度的測定方法，例如，在JP特開2006-326334號公報專利文獻1)中公開了這樣的脈搏波傳播速度測定裝置，即，該脈搏波傳播速度測定裝置具有檢測單元，其檢測在多個電壓波形中從相鄰的電壓電極對得到的電壓波形間的時間上的變形；計算單元，其針對全部電壓波形，基于相鄰的電壓電極間的距離和/或時間變形，求出相鄰的電壓電極間的脈搏波傳播速度或脈搏波傳播時間的變化率。專利文獻1:JP特開2006-326334號公報
發(fā)明內(nèi)容發(fā)明要解決的課題所記載的那樣，作為測定脈搏波速度的方法，求出在血管路徑上的多個點上測定的時間波形間的時間差(延遲時間)，并將從心臟到各點的路徑之差除以該時間差，由此計算脈搏波速度。然而，實際的脈搏波速度不取決于傳播路徑或頻率，因此僅僅通過將路徑差除以時間差，不能計算精確的脈搏波速度。即，存在如下情況根據(jù)被檢驗者的血管徑、血管長度以及包含在脈搏波中的頻率成分等，計算從本來的脈搏波速度偏離的值。因此，存在這樣的問題，即，不能充分提高動脈硬化程度的評價精度。因此，本發(fā)明是為了解決這樣的問題而做成的，其目的在于，提供一種血管狀態(tài)評價裝置、血管狀態(tài)評價方法以及存儲有血管狀態(tài)評價程序的計算機可讀取的記錄介質(zhì)，能夠以更高精度評價動脈硬化程度。解決課題的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明的一個技術(shù)方案提供一種血管狀態(tài)評價裝置，其具有存儲部、第一測定部、第二測定部、第一計算部、第二計算部以及探索部。存儲部用于存儲循環(huán)系統(tǒng)模型，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到的模型，循環(huán)系統(tǒng)模型包括代表所述多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值。第一測定部裝戴在生物體的第一測定部位上，用于測定第一生物體信號的時間波形。第二測定部裝戴在生物體的第二測定部位上，用于與第一測定部同步地測定第二生物體信號的時間波形。第一計算部基于第一生物體信號和第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性。第二計算部用于計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)。第一傳遞函數(shù)以及所述第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量。探索部基于第一計算部所計算的實測的相位差特性，對第二計算部所計算出的相位差特性進行擬合，由此決定彈力度變量。優(yōu)選地，血管狀態(tài)評價裝置還具有傳遞函數(shù)計算部，該傳遞函數(shù)計算部基于分別與到達第一以及第二測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的形狀值，計算第一以及第二傳遞函數(shù)。進而優(yōu)選地，傳遞函數(shù)計算部利用分布常數(shù)模型，計算第一以及第二傳遞函數(shù)，所述分布常數(shù)模型將血管的壓力以及血液流量作為輸入變量，并且與各區(qū)間相對應(yīng)，所述分布常數(shù)模型中的每一個包括縱阻抗和橫阻抗，其中，所述縱阻抗與所對應(yīng)的區(qū)間中的血液流動的容易程度相對應(yīng)，所述橫阻抗具有彈力度變量。優(yōu)選地，血管狀態(tài)評價裝置還具有脈搏波速度計算部，該脈搏波速度計算部基于探索部所擬合的彈力度變量，計算血管內(nèi)的脈搏波速度。進而優(yōu)選地，脈搏波速度計算部基于與到達第一測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的形狀值以及與到達第二測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的形狀值，計算脈搏波速度。優(yōu)選地，循環(huán)系統(tǒng)模型包括血管直徑以及血管長度作為形狀值。優(yōu)選地，循環(huán)系統(tǒng)模型是指，將構(gòu)成生物體的血管分類成多種區(qū)分，并對屬于多種區(qū)分中的至少一種區(qū)分內(nèi)的血管進行模型化處理所得到的模型。進而優(yōu)選地，構(gòu)成生物體的血管基于血管直徑的大小被分類成多種區(qū)分。優(yōu)選地，傳遞函數(shù)計算部在將末梢部模型附加在與各區(qū)間對應(yīng)的循環(huán)系統(tǒng)模型上的基礎(chǔ)上，計算傳遞函數(shù)，其中，所述末梢部模型是指，在各區(qū)間所包含的血管中，對未在所述循環(huán)系統(tǒng)模型中被模型化處理過的血管進行模型化處理所得到的模型。進而優(yōu)選地，傳遞函數(shù)計算部基于血管的形狀差，變換各區(qū)間的循環(huán)系統(tǒng)模型，由此計算該區(qū)間的末梢部模型。另外，進而優(yōu)選地，傳遞函數(shù)計算部針對末梢部模型的終端，在無反射條件下計算傳遞函數(shù)。優(yōu)選地，血管狀態(tài)評價裝置還具有第一頻率變換部，其基于第一生物體信號，計算用于表示關(guān)于各頻率成分的相位的第一相位特性；第二頻率變換部，其基于第二生物體信號，計算用于表示關(guān)于各頻率成分的相位的第二相位特性。第一計算部對第一相位數(shù)據(jù)和所述第二相位數(shù)據(jù)求出差分，以此計算差分相位數(shù)據(jù)。進而，第一計算部針對差分相位數(shù)據(jù)中的因周期延遲所8引起的相位偏差，以與1或2以上的周期相當?shù)南辔坏膯挝贿M行修正，由此計算實測的相位差特性。優(yōu)選地，第一計算部利用第一生物體信號和第二生物體信號之間的相干性值高于預(yù)定的閾值的頻率成分，計算實測的相位差特性。本發(fā)明的另一技術(shù)方案提供一種血管狀態(tài)評價方法，利用循環(huán)系統(tǒng)模型，對構(gòu)成生物體的血管的狀態(tài)進行評價，其中，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到的模型。循環(huán)系統(tǒng)模型包括代表多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值。血管狀態(tài)評價方法包括從生物體的第一測定部位測定第一生物體信號的時間波形，并從生物體的第二測定部位測定第二生物體信號的時間波形的步驟；基于第一生物體信號和第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性的歩驟；計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性的步驟，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)。第一傳遞函數(shù)以及第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量。血管狀態(tài)評價方法還包括基于實測的相位差特性，對第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性進行擬合，由此決定彈力度變量的步驟。本發(fā)明的另一技術(shù)方案提供一種計算機可讀取的記錄介質(zhì)，存儲有利用循環(huán)系統(tǒng)模型來對構(gòu)成生物體的血管的狀態(tài)進行評價的血管狀態(tài)評價程序，其中，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以預(yù)先進行模型化處理所得到的模型。循環(huán)系統(tǒng)模型含有代表多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值。運算處理部從程序接受指令，進行如下處理取得在生物體的第一測定部位上所測定的第一生物體信號的時間波形，并取得在生物體的第二測定部位上所測定的第二生物體信號的時間波形；基于第一生物體信號和第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性；計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于循環(huán)系統(tǒng)模型而規(guī)定的函數(shù)。第一傳遞函數(shù)以及第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量。運算處理部還進行如下處理基于實測的相位差特性，對第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性進行擬合，由此決定彈力度變量。發(fā)明的效果根據(jù)本發(fā)明，能夠?qū)崿F(xiàn)一種血管狀態(tài)評價裝置、血管狀態(tài)評價方法以及存儲有血管狀態(tài)評價程序的計算機可讀取的記錄介質(zhì)，能夠以更高精度評價動脈硬化程度。圖1是本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置的概略結(jié)構(gòu)圖。圖2是示意性地表示本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置的控制部所執(zhí)行的功能的功能框圖。圖3是表示血管內(nèi)的血液的一維流動模型的圖。圖4是表示作用于圖3所示的單位檢查體積的力以及增減的運動量的圖。圖5是對血管進行一維線性分布常數(shù)模型化處理所得到的示意圖。圖6是Avolio模型(阿沃利奧模型)的示意圖。圖7是末梢部模型的示意圖。圖8是表示利用表1所示的形狀值改變了圖7所示的細動脈終端的反射率ST時的末梢反射率的變化的圖。圖9是表示通過數(shù)值計算來求出在中動脈、小動脈、細動脈中傳播的脈搏波的衰減常數(shù)的結(jié)果的圖。圖IO是表示以規(guī)定頻率從圖7所示的中動脈的始端(坐標x)起進行勵振(加壓)時的血管內(nèi)壓力分布的圖。圖11是表示同一管路的脈搏波傳播的情形的示意圖。圖12是表示在被檢驗者的上臂以及腳關(guān)節(jié)上裝戴加壓袖帶而測定出的壓力的時間波形的圖。圖13是表示圖12所示的上臂的壓力波形和腳關(guān)節(jié)的壓力波形之間的相干性(coherence)的圖。圖14是將圖12所示的測定信號Pa(t)和測定信號Pb(t)之間的各頻率成分的相位差繪成曲線(plot)進行圖示的相位線圖。圖15是用于說明相位線斜率計算部(實測)所實施的相位線圖的修正處理的示意圖。圖16是用于說明相位線斜率計算部(實測)所實施的相位線圖的修正處理的示意圖。圖17是表示對圖14所示的相位線圖進行修正以進行連續(xù)化處理的結(jié)果的圖。圖18是表示在本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置中執(zhí)行的處理的順序的流程圖。圖19是示意性地表示本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價裝置的控制部所執(zhí)行的功能的功能框圖。圖20是示意性地表示兩個測定部位MpA、MpB之間的路徑的管路模型的圖。圖21是表示基于從圖12所示的被檢驗者實測的測定信號Pa(t)、Pb(t)計算平均脈搏波速度的結(jié)果的圖。圖22是將基于本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價方法的計算結(jié)果與通過現(xiàn)有的脈搏波速度法(baPWV法)所得到的測定結(jié)果進行比較的圖。圖23是表示在本第二實施方式的血管狀態(tài)評價裝置中執(zhí)行的處理順序的流程圖。附圖標記的說明2、2#控制部4顯示部6操作部10CPU12ROM14RAM20a、20b測定部22a、22b、27a、27b配管ii24a、24b加壓袖帶25a、25b壓力泵26a、26b調(diào)壓閥28a、28b壓力傳感器30a、30b頻率變換部(FFT)32相位線斜率計算部(實測)34存儲部36傳遞函數(shù)計算部38相位線斜率計算部(模型)40探索部42、48評價部44脈搏波速度模型計算部46平均脈搏波速度計算部50檢査體積100、100#血管狀態(tài)評價裝置(評價裝置)具體實施例方式參照附圖對本發(fā)明的實施方式進行詳細說明。此外，對圖中的相同或相應(yīng)的部分標注相同的附圖標記，并省略重復說明。第一實施方式(裝置結(jié)構(gòu))參照圖1，本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置(以下，簡單記為"評價裝置")100具有控制部2、顯示部4、操作部6以及測定部20a、20b?？刂撇?是對評價裝置100整體進行控制的裝置，具有代表性的控制部2由計算機構(gòu)成，其中，該計算機具有CPU(CentralProcessingUnit:中央處理器)10、ROM(ReadOnlyMemory:只讀存儲器)12、RAM(RandomAccessMemory:隨機存取存儲器)14。CPU10相當于運算處理部，讀出預(yù)先存儲在中的程序，并將RAM14用作為工作存儲器(workmemory)，以執(zhí)行記述在該程序中的指令。另外，在ROM12中至少存儲有后述的循環(huán)系統(tǒng)模型，CPU10在執(zhí)行存儲有本實施方式的血管狀態(tài)評價方法的程序時參照該循環(huán)系統(tǒng)模型。另外，控制部2連接有顯示部4和操作部6。顯示部4提示用戶輸入各種設(shè)定，并顯示來自控制部2的運算結(jié)果。與此相對，用戶一邊確認顯示在顯示部4上的內(nèi)容，一邊對操作部6進行操作，以輸入希望的設(shè)定。此外，作為一例，顯示部4由LED(LightEmittingDiode:發(fā)光二極管)或LCD(LiquidCrystalDisplay:液晶顯示器)等構(gòu)成。更具體地說，控制部2對測定部20a、20b賦予測定指令，并且接收響應(yīng)該測定指令而測定出的測定信號Pa(t)、Pb(t)，并基于該測定信號Pa(t)、Pb(t)，執(zhí)行本實施方式的血管狀態(tài)評價方法。測定部20a、20b使裝戴在被檢驗者200的規(guī)定的測定部位上的加壓袖帶(氣袋)24a、24b的內(nèi)壓(以下，稱為"袖帶壓力")上升，以測定各個測定部位的生物體信號(作為一例，脈搏波)的時間波形。此外，如后述，控制部2基于測定信號Pa(t)和測定信號Pb(t)之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性，因此，控制部2同時對測定部20a和測定部20b賦予測定指令，以使測定部20a和測定部20b能夠同步地測定生物體信號。更詳細地說，例如，分別在被檢驗者200的腳踝部和上臂部上裝戴加壓袖帶24a和24b，并且利用從測定部20a和20b分別經(jīng)由配管22a和22b而供給的空氣，對上述加壓袖帶24a以及24b進行加壓。然后，通過該加壓，使加壓袖帶24a和24b加壓對應(yīng)的測定部位，與該測定部位的脈搏波對應(yīng)的壓力變化分別經(jīng)由配管22a和22b而傳輸?shù)綔y定部20a和20b。測定部20a、20b通過檢測該被傳輸?shù)膲毫ψ兓瑢y定部位的脈搏波的時間波形進行測定。此外，優(yōu)選對測定信號Pa(t)和Pb(t)的規(guī)定的頻率成分(作為一例，020Hz)進行運算處理，因此，優(yōu)選地，使測定信號Pa(t)和Pb(t)的測定周期(采樣周期)比與該頻率成分對應(yīng)的時間間隔(作為一例，25msec)短。為了執(zhí)行這樣的測定動作，測定部20a具有壓力傳感器28a、調(diào)壓閥26a、壓力泵25a以及配管27a。壓力傳感器28a是用于檢測經(jīng)由配管22a而傳輸?shù)膲毫ψ儎拥臋z測部位，作為一例，包括多個傳感器元件，這些多個傳感器元件以規(guī)定間隔排列在由單晶體硅等構(gòu)成的半導體芯片上。調(diào)壓閥26a位于壓力泵25a和加壓袖帶24a之間，使在進行測定時用于對加壓袖帶24a進行加壓的壓力保持在規(guī)定范圍內(nèi)。壓力泵25a按照來自控制部2的測定指令進行工作，供給用于對加壓袖帶24a進行加壓的加壓空氣。同樣地，測定部20b具有壓力傳感器28b、調(diào)壓閥26b、壓力泵25b以及配管27b。各單元的結(jié)構(gòu)與測定部20a相同，因此不重復詳細說明。此外，在本實施方式中，對如下結(jié)構(gòu)進行說明，即，將因脈搏波所引起的壓力變化作為生物體信號的一例，利用壓力袖帶對因該脈搏波而引起的壓力變化進行測定，但是，也可以例如使微小的恒定電流流過被檢驗者200的測定部位，并且將基于脈搏波的傳播而發(fā)生的阻抗(生物體阻抗)的變化所引起的電壓變化作為生物體信號進行測定。此外，對于圖1所示的評價裝置100和本發(fā)明之間的對應(yīng)關(guān)系，觀驚部20a、配管22a、加壓袖帶24a相當于"第一測定部"，測定部20b、配管22b、加壓袖帶24b相當于"第二測定部"。(功能框圖)控制部2基于預(yù)先存儲的循環(huán)系統(tǒng)模型，計算兩個傳遞函數(shù)，這兩個傳遞函數(shù)是根據(jù)到達分別裝戴有加壓袖帶24a和24b的測定部位的血管路徑而規(guī)定的傳遞函數(shù)。在此，各個傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量。即，彈力度變量是表示血管的動脈硬化程度的指標。在本實施方式中，使用"楊氏模量"作為彈力度變量的代表例，但是也可以使用用于表示血管的剛性、柔軟度的其他變量。而且，控制部2在將測定信號Pa(t)和Pb(t)變換成頻域的信號的基礎(chǔ)上，計算兩者之間的實測的相位差特性，并對彈力度變量進行擬合(fitting)，以使該實測的相位差特性與上述兩個傳遞函數(shù)之間的相位差特性一致。該進行過擬合的彈力度變量成為表示被檢驗者200的動脈硬化程度的值。下面，對用于實現(xiàn)這樣的控制部2中的處理動作的功能模塊進行說明。圖2是示意性地表示在本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100的控制部2中執(zhí)行的功能的功能框圖。參照圖2，控制部2具有頻率變換部(FFT)30a、30b、相位線斜率計算部(實測)32、存儲部34、傳遞函數(shù)計算部36、相位線斜率計算部(模型)38、探索部40以及評價部42作為控制結(jié)構(gòu)。頻率變換部30a和30b分別儲存規(guī)定期間內(nèi)的作為時間波形的測定信號Pa(t)和Pb(t)，并將該儲存的測定信號Pa(t)和Pb(t)變換為頻域的函數(shù)。具有代表性的是，頻率變換部30a和30b利用高速傅里葉變換(FFT:FastFourierTransformer)執(zhí)行頻率變換。此外，不僅限于高速傅里葉變換，只要能夠?qū)r域函數(shù)變換為傅里葉級數(shù)等的頻域函數(shù)，任何邏輯都可以使用。然后，頻率變換部30a針對測定信號Pa(t)的各頻率成分計算用于表示相位的相位特性Pa(f)，并將計算出的相位特性Pa(f)輸出至相位線斜率計算部(實測)32。同樣地，頻率變換部30b計算表示測定信號Pb(t)的各頻率成分的相位的相位特性Pb(f)，并將計算出的相位特性Pb(f)輸出至相位線斜率計算部(實測)32。相位線斜率計算部(實測)32響應(yīng)用戶對操作部6(圖1)等進行的操作，向測定部20a、20b賦予測定指令。相位線斜率計算部(實測)32在賦予該測定指令后，接收頻率變換部30a和30b所輸出的相位特性Pa(f)和相位特性Pb(f)，并基于兩者之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性。具體而言，相位線斜率計算部(實測)32針對每一頻率成分來比較相位特性Pa(f)和Pb(f)的值，從而計算兩者的相位差。如后述，能夠使如此計算出的相位差類似于頻率的一次函數(shù)，因此向探索部40輸出該近似的一次函數(shù)(相位線)的斜率gexp[deg/Hz]作為實測的相位差特性。即，利用通過偏角4)ex^Z(相位特性Pa(f)/相位特性Pb(f))計算出的偏角*，能夠?qū)⑿甭蔳exp定義為斜率gexp^an(4>exp)。另一方面，傳遞函數(shù)計算部36計算用于表示從心臟分別到達裝戴有加壓袖帶24a和24b的兩個測定部位的血管路徑的傳輸特性的兩個傳遞函數(shù)Ga(f)和Gb(f)，并將其輸出至相位線斜率計算部(模型)38。更具體地說，傳遞函數(shù)計算部36基于預(yù)先存儲在存儲部34中的循環(huán)系統(tǒng)模型，計算以心臟作為輸入端的全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))，在此基礎(chǔ)上計算在全身的脈搏波傳播模型中與到達兩個測定部位的血管路徑對應(yīng)的傳遞函數(shù)Ga(f)和Gb(f)。此時，在傳遞函數(shù)Ga(f)和Gb(f)中以含有變量k的形式編入有楊氏模量，對于該變量k，由探索部40設(shè)定具體值。在存儲部34中存儲有將被檢驗者200所具有的血管分成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到的循環(huán)系統(tǒng)模型。對于該循環(huán)系統(tǒng)模型，對應(yīng)各區(qū)間而規(guī)定有代表各區(qū)間的形狀值。作為這樣的形狀值的一例，在本實施方式中，包含各區(qū)間的血管直徑、血管長度、血管壁厚等。此外，關(guān)于循環(huán)系統(tǒng)模型，將在后面進行詳述。相位線斜率計算部(模型)38計算傳遞函數(shù)Ga(f)和傳遞函數(shù)Gb(f)之間的相位差特性，并將計算出的相位差特性輸出至探索部40。具體而言，相位線斜率計算部(模型)38向探索部40輸出相位線的斜率g(k)[deg/Hz]來作為相位差特性，其中，上述相位線是頻域中的相位特性Ga(f)和相位特性Gb(f)之間的相位差。在此，利用通過偏角》m。M二Z(傳遞函數(shù)Ga(f)/傳遞函數(shù)Gb(f))計算出的偏角4^。w，能夠?qū)⑿甭蔳(k)定義為斜率g(k)=tan(d>model乂o探索部40基于相位線斜率計算部(實測)32所計算出的斜率gexp，對相位線斜率計算部(模型)38所計算出的斜率g(k)進行擬合，由此決定變量k。即，將變量k從初始值ko依次進行變更，并重復執(zhí)行傳遞函數(shù)計算部36和相位線斜率計算部(模型)38中的運算處理，直至斜率g(k)和斜率gexp大致一致為止。這樣，當決定了使斜率g(k)和斜率g吣大致一致的變量k。pt(最佳解)時，探索部40將所決定的變量k的值輸出至評價部42。該決定的變量k的最佳解成為表示被檢驗者200的動脈硬化程度的指標。評價部42對在探索部40中決定的最佳解k。pt(或者，利用最佳解k。pl換算出的楊氏模量)和預(yù)先規(guī)定的基準值進行比較，并向顯示部4(圖1)等輸出針對動脈硬化程度的評價。以下，對這樣的主要功能的工作和結(jié)構(gòu)進行詳述。(物理模型)如上述，傳遞函數(shù)計算部36計算用于表示以心臟為輸入端(起點)的血管路徑的傳輸特性的傳遞函數(shù)，但該計算的傳遞函數(shù)基于脈搏波在血管內(nèi)傳播的力學模型而以解析方法進行計算。在本實施方式中，舉例說明如下結(jié)構(gòu)，S卩，對血管的各區(qū)間進行一維線性分布常數(shù)模型化處理，從而計算傳遞函數(shù)。首先，將對軸對象進行微小變形的薄壁圓管作為血管，將非粘性流體的層流作為內(nèi)部血液流動，并且假設(shè)沒有反射波，從而進行模型化處理，則用16稱為Moens-Korteweg公式的公式(1)來表示脈搏波速度Cp和血管壁的楊氏模量E之間的關(guān)系。此外，脈搏波速度Cp意味著伴隨著心臟跳動的血壓變化在血管上傳播的速度。C,f^…(1)其中，/z是管壁的厚度，r是管的內(nèi)徑，p是血液密度。從該公式(1)可知，血管越硬，內(nèi)腔越細，或者血管壁越厚，則脈搏波速度Cp也越快。圖3是表示血管內(nèi)血液的一維流動模型的圖。通常，血液的體積彈性模量遠高于血管的體積彈性模量，因此能夠考慮將彈性圓管作為血管，將非壓縮性流體作為血液?？梢匀缦滤龅貙С鲞@樣的彈性管內(nèi)的一維流動的支配方程式。參照圖3，研究與一維流動模型的剖面CS1—CS2間的檢查體積50相關(guān)的質(zhì)量守恒。將剖面CS1的內(nèi)腔面積設(shè)為A(=OTi2)，將流體(血液)的密度設(shè)為p，將壓力設(shè)為p，將剖面平均流速設(shè)為U，并假設(shè)單位時間內(nèi)向剖面CS1-S2間的分支血管漏出的流體體積在每單位長度以及單位壓力下為G，則根據(jù)質(zhì)量守恒定律，公式(2)成立。在此，針對非壓縮性流體而言，密度p是恒定的，因此，能夠?qū)⒐?2)簡化為公式(3)。改Sx(2)&&(3)圖4是表示作用于圖3所示的檢査體積50的力以及增減的運動量54的圖。參照圖4，檢査體積50內(nèi)的運動量54的單位時間的變化與流入的實際運動量54、作用于檢查體積50的力52相等，因此省略高階微量，導出公式(4)。*/7)+"2)》，n^、——^+-z+/^GC/+J~^1+2;zr,zw=0Q4〕其中，、是壁面上的剪斷摩擦應(yīng)力，r,是內(nèi)腔的半徑。利用連續(xù)的公式對公式(4)進行整理，則能夠得到公式(5)所示的運動方程式。p——+——+丄+——!~^=0(5)3,&爿接著，為了對血管進行一維線性分布常數(shù)模型化處理，在公式(3)和公式(5)中省略非線性項，將變量置換成壓力p和體積流量q(=AU)，由此能夠得到公式(6)和公式(7)。-生,+丄^(6)-^Gp+C生(7)在此，對于公式(6)和公式(7)的四個系數(shù)的物理意義而言，R表示血液流動時的粘性電阻，L表示在流動發(fā)生變化時會阻礙急劇變化的血液慣性，G表示向血管外或分支管流出的血液的易流動程度，C表示在血管隨著壓力變化而伸縮時在血管內(nèi)儲存血液的能力。圖5是表示對血管進行一維線性分布常數(shù)模型化處理的示意圖。圖5(a)是將公式(6)、公式(7)和血管的物理模型對應(yīng)起來的圖。圖5(b)是將圖5(a)所示的物理模型置換成電的等價電路的圖。艮P，能夠使公式(6)、公式(7)與圖5(a)所示的物理模型對應(yīng)關(guān)聯(lián)。而且，在公式(6)和公式(7)中，將壓力p置換成電壓v，將流量v置換成電流i，由此能夠看作圖5(b)所示的電的等價電路(分布常數(shù)電路)。在此，R表示電阻，L表示電感，G表示導納，C表示電容。在此，對于公式(6)來說，在血管系統(tǒng)中對應(yīng)于運動方程式，另一方面，在電系統(tǒng)中對應(yīng)于歐姆定律。而且，意味著在血管系統(tǒng)中，流體因剖面CS1和剖面CS2之間的壓力梯度而被加速的現(xiàn)象，相當于在電系統(tǒng)中施加在電感兩端的電位差引起電流的現(xiàn)象。另外，對于公式(7)來說，在血管系統(tǒng)中對應(yīng)于連續(xù)的公式(質(zhì)量守恒定律)，另一方面，在電系統(tǒng)中對應(yīng)于電荷守恒定律。而且，意味著在血管系統(tǒng)中，不從剖面CS1向剖面CS2流動的質(zhì)量的滯留部分使血管擴張從而引起壓力上升的現(xiàn)象，相當于停留在電容器的電荷引起電壓上升的現(xiàn)而且，在公式(6)和公式(7)中，若設(shè)p:P一wt，q=Q^wt，則能夠分別導出公式(8)和公式(9)所示的相關(guān)公式。-T=(i+>Z)2=Z,g(8)—M=(G+yfflC)P=±P(9)其中，w是角振動頻率。在本說明書中，將圖5(b)和公式(8)所示的^(=r+JG)L)稱為"縱阻抗"，將圖5(b)和公式(9)所示的Zt(=(G+jcoC)—。稱為"橫阻抗"。在將x=0時的壓力的行波的振幅值設(shè)為Pf，將返波的振幅值設(shè)為P,.時，公式(8)和公式(9)的通解分別為公式(10)以及公式(11)。此外，角頻率co和頻率f之間滿足CO=27Cf的關(guān)系。P二尸,+《(10)S4(尸,卞々"(11)Z(j其中，y是傳播常數(shù)，z。是特性阻抗。00703夕卜，利用衰減常數(shù)e和相位速度(脈搏波速度)Cp，如公式(12)那樣表示傳播常數(shù)Y。<formula>formulaseeoriginaldocumentpage19</formula>,(12)在此，相位速度Cp是表示脈搏波在單位時間內(nèi)前進的距離的量，衰減常數(shù)卩表示脈搏波的振幅在每前進單位距離時變成e—P倍。另外，特性阻抗Zo如公式(13)所示，表示為了使單位體積的脈搏波向前進方向前進所需的壓力。<formula>formulaseeoriginaldocumentpage19</formula>(13)進而，通過公式(14)的傳遞矩陣，使隔開距離U的兩點的壓力Ps、Pe和體積流量Qs、Qe相關(guān)聯(lián)。[《coshj^Z0sinh,ve如inh;^cosh義,La(14)在本實施方式中，與血管的各區(qū)間相對應(yīng)地計算公式(14)的傳遞矩陣，并且按照作為對象的血管路徑，使與各區(qū)間對應(yīng)的傳遞矩陣繼續(xù)相關(guān)聯(lián)，由此計算傳遞函數(shù)。此時，對于任意邊界的下游側(cè)的條件，用該邊界的壓力P、和體積速度Qx之比即公式(15)的阻抗Zx表示。(15)另外，作為行波和返波的振幅之比的反射率Sp如公式(16)所示。1.二二(16)(縱阻抗的計算)縱阻抗z,由流體的粘性電阻和慣性這兩項構(gòu)成，通過對血管剖面內(nèi)的《速分布進行模型化處理，求出該縱阻抗。在本實施方式中，基于沃默斯利模型(Womersleymodel)，計算縱阻抗。該沃默斯利模型表示牛頓流體的圓管內(nèi)脈搏波流充分發(fā)達的狀態(tài)下的流速分布。利用第一種貝塞爾函數(shù)J。，用公式(17)表示基于該沃默斯利模型的縱阻抗。^~~(17)1_-2,W-"其中，p是血液的密度，^是管的內(nèi)徑，p是血液的粘性系數(shù)。在此，公式(17)中的a被稱為"沃默斯利(Womersley)的《"，是表示脈搏波流的粘性項和慣性項之比的量，相當于穩(wěn)定流中的雷諾數(shù)。另外，設(shè)血液密度p的代表值是1.03X103[kg/m3]，血液的粘性係數(shù)y的代表值是4X1(T3[Pas]。20此外，也可以利用非粘性模型來代替公式(17)所示的沃默斯利(Womersley)模型。該模型將非粘性流體作為血液，使剖面內(nèi)流速恒定?；谠摲钦承阅Ｐ偷目v阻抗如公式(18)所示。Z,=>^(18)爿而且，也可以利用泊肅葉模型(poiseuillemodel)來代替上述模型。該模型表示牛頓流體的圓管內(nèi)穩(wěn)定流充分發(fā)達的狀態(tài)下的流速分布?；谠摬疵C葉模型的縱阻抗如公式(19)所示。Z,=，+>4(19)巧W(橫阻抗的計算)橫阻抗由遺漏或分支的項G和管的柔量的項C構(gòu)成。對于遺漏或分支的項，在沒有從血管壁向周圍組織的遺漏和分支的情況下，設(shè)為0=0。與此相對，在有分支的情況下，將分支管的導納作為G。接著，對于管的柔量(compliance)的項，可以使用對厚壁圓管進行模型化處理所得到的柔量。外壓和軸方向的變形一定的條件下的、厚壁圓管的軸對稱微小變形的柔量如公式(20)所示。c=cL4=2;y;2(l_v)r,2(1—2v)+r。2(加-F~~^C-。2^其中，￡是管壁的楊氏模量，v是管壁的泊松比，r,是管的內(nèi)徑，n,是管的外徑。在此，血管壁的泊松比v的代表值為0.5。此外，也可以使用對薄壁圓管進行模型化處理所得到的柔量來代替公式(20)所示的對厚壁圓管進行模型化處理所得到的柔量。外壓和軸方向的變形一定的條件下的、薄壁圓管的軸對稱微小變形的柔量如公式(21)所示。C=^=2"3(1—(21)c/尸五A其中，A是管壁的厚度。(循環(huán)系統(tǒng)模型)在本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100中使用的循環(huán)系統(tǒng)模型是，將構(gòu)成生物體的血管分割成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到模型。作為這樣的循環(huán)系統(tǒng)模型的具有代表性的模型，已知記載在參考文獻1"Avolio,A.P,Multi-branchedModelofHumanArterialSystem,1980，Med.&Biol.Engng.&Comp.,18,796"中的、所謂的"Avolio模型"，在本實施方式中也采用該Avolio模型作為循環(huán)系統(tǒng)模型。圖6是Avolio模型的示意圖。參照圖6，在Avolio模型中，將全身的動脈分為128個血管要素(區(qū)間)，并規(guī)定了代表各區(qū)間的形狀值。在附表中示出與Avolio模型的各區(qū)間對應(yīng)的形狀值的一部分。該Avolio模型含有與各區(qū)間對應(yīng)的長度、半徑、管壁的厚度、楊氏模量作為形狀值。此外，Avolio模型中的楊氏模量是大致的基準值，在后述的擬合處理中，使用對該基準值乘以變量k而得的值。該循環(huán)系統(tǒng)模型是指，在將構(gòu)成生物體的各種血管分類成多種區(qū)分的基礎(chǔ)上，對屬于該多種區(qū)分中的至少一種區(qū)分內(nèi)的血管進行模型化處理所得到的模型。具有代表性的有，根據(jù)血管直徑的大小，對血管進行區(qū)分，從血管直徑大的血管起依次為大動脈、中動脈(03.2mm以上)、小動脈(00.5mm以上)、細動脈(00.03mm以上)、毛細血管等。并且，Avolio模型是在這些區(qū)分中對區(qū)分成大動脈以及中動脈的血管進行模型化處理所得到的模型。此外，血管的分區(qū)方法不僅限于基于血管直徑大小的方法，也可以基于其他指標進行區(qū)分。傳遞函數(shù)計算部36(圖2)參照預(yù)先存儲在存儲部34(圖2)中的這樣的循環(huán)系統(tǒng)模型，按照公式(17)和公式(20)，計算各區(qū)間的縱阻抗和橫阻抗。進而，傳遞函數(shù)計算部36使用計算出的縱阻抗和橫阻抗，按照公式(12)、公式(13)、公式(14)計算各區(qū)間的傳遞矩陣，并對應(yīng)于各區(qū)間的實際連接關(guān)系，級聯(lián)連接和/或并聯(lián)連接各傳遞函數(shù)，由此計算以心臟為基準點的全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))。更具體地說，對應(yīng)于各區(qū)間的連接關(guān)系(連接、分支以及終端等)，依次連接公式(14)所示的2行x2列的傳遞矩陣。然后，在計算出的全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))中，傳遞函數(shù)計算部36計算與到達兩個測定部位的血管路徑對應(yīng)的傳遞函數(shù)Ga(f)和Gb(f)。另外，在終端部中，對應(yīng)于其反射率，加以公式(15)的限制。此外，從心臟吐出的壓力(壓力Ps)和體積流量(體積流量Qs)是未知數(shù)，但是在本實施方式中，只要計算出傳遞函數(shù)Ga(f)和傳遞函數(shù)Gb(f)之間的相位差特性，就可以得到目的值，因此即使存在這樣的未知數(shù)，也能夠相消。(末梢部模型)在計算這樣的全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))以及傳遞函數(shù)Ga(f)、Gb(f)時，優(yōu)選在上述Avolio模型中追加末梢部模型。其原因在于，Avolio模型針對較粗的(大動脈和中動脈)嚴密地賦予形狀值，另一方面，針對終端條件僅限于規(guī)定了對末梢血管進行模擬的恒定的反射率。因此，為了得到更高的評價精度，優(yōu)選考慮在Avolio模型中未進行過模型化處理的血管(小動脈、細動脈、毛細血管)。對如下結(jié)構(gòu)進行說明，即，在基于Avolio模型計算的傳遞矩陣中附加這樣的模型，即，對在Avolio模型中未進行過模型化處理的血管進行模型化處理所得到的模型(以下，稱為"末梢部模型")，在此基礎(chǔ)上，計算全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))等。這樣的末梢部模型是末梢血管的形狀值和與該末梢血管的上游側(cè)連接的區(qū)間的形狀值之間的形狀差而計算出的。在本實施例中，作為形狀差，具有代表性的有各血管的總剖面面積之差。圖7是末梢部模型的示意圖。參照圖7，隨著經(jīng)由分支而接近下游的細血管，各血管(動脈)在循環(huán)系統(tǒng)整體中所具有的總剖面面積增加。尤其，根據(jù)參考文獻2"WilliamF.Ganong,ReviewofMedicalPhysiology15ed."的報告，沿著從中動脈到細動脈的分支的血管總剖面面積增加率為20倍左右。因此，在本實施方式中，將小動脈和細動脈作為末梢部模型的對象。而且，作為一例，假設(shè)沿著分支的血管總剖面面積增加率在從中動脈到小動脈的過程中為4倍，從小動脈到細動脈的過程中為5倍，小動脈和細動脈的長度分別為10cm和5cm。另外，對于小動脈和細動脈的血管直徑，采用參考文獻2中記載的通常值，對于各血管壁的厚度，根據(jù)與上游連接的中動脈的血管直徑和血管壁的厚度之比來決定。進而，對于小動脈和細動脈的楊氏模量，采用與上游連接的中動脈的楊氏模量相同的值。例如，橈骨動脈(圖6所示的Avolio模型的區(qū)間號88或93)和應(yīng)該對其付加的末梢部模型的形狀值如以下表所示。<table>tableseeoriginaldocumentpage24</column></row><table>增加。認為其原因在于，在細的管內(nèi)，脈搏波(流體)的管壁摩擦電阻的影響增大。即，可以認為，與在中動脈中傳輸?shù)拿}搏波的振幅相比，到達細動脈終端的脈搏波的振幅非常小，來自細動脈終端的反射波被充分地衰減。圖10是表示以規(guī)定頻率從圖7所示的中動脈的始端(坐標X)起進行勵振(加壓)時的血管內(nèi)壓力分布的圖。此外，在圖10的坐標系中，將圖7所示的中動脈的始端設(shè)為原點(X=0)，將下游方向設(shè)為X的正方向。在圖10示出將勵振頻率f設(shè)為lHz、5Hz、10Hz、20Hz這4種頻率時的結(jié)果。從圖10可知，在任意勵振頻率下，在細動脈內(nèi)部傳輸?shù)拿}搏波在其終端附近都被充分地衰減。其原因在于，如上述，細動脈內(nèi)的脈搏波的距離衰減較大。因此，可以認為，在細動脈的終端設(shè)置何種邊界條件，來自細動脈的終端的反射波都不會影響上游的循環(huán)系統(tǒng)。即，末梢反射率不取決于末梢部模型中的終端的邊界條件，僅由末梢血管的形狀值決定。(相位差特性)圖11是表示同一管路的脈搏波傳播的情形的示意圖。參照圖ll，假設(shè)不存在反射波，脈搏波速度Cp是不取決于在公式(1)中賦予的頻率的常數(shù)。貝U，相對于測定部位Mpb的測定部位NV的脈搏波的相位延遲-如公式(22)所示。(22)其中，Z是測定點間的路徑差。若使用脈搏波速度Cp和頻率f改寫公式(22)，則可以得到公式(23)(23)從公式(22)可知，測定部位Mpa—測定部位Mpb間的相位線圖(相位差特性)是頻率f的一次函數(shù)，其梯度是與脈搏波速度Cp對應(yīng)的值。進而，利用公式(1)和公式(23)可以得到公式(24)。卜—360xJ^^/(24)從公式(24)可知，血管壁的楊氏模量E越大，相位線圖的梯度越平緩。(擬合)在此參照圖2，如上述，兩個測定部位間的相位差特性是關(guān)于頻率f的一次函數(shù)，因此，探索部40對模型進行擬合，使得該一次函數(shù)的斜率與實測值一致。更具體地說，傳遞函數(shù)計算部36利用對Avolio模型中的各區(qū)間的楊氏模量En(n=l128)乘以變量k而得的虛擬的楊氏模量k'En計算傳遞函數(shù)Ga(f)和Gb(f)。然后，探索部40對變量k進行最佳化處理，使得相位線斜率計算部(實測)32所計算的相位線的斜率g^和相位線斜率計算部(模型)38所計算的相位線的斜率g(k)之間的偏差A(yù)(=Igexp—g(k)I)最小。作為該最佳化處理，具有代表性的有，利用數(shù)學規(guī)劃法(例如，最小二乘法)進行的處理，但是由于數(shù)學規(guī)劃法是公知的方法，因此不進行詳細的說明。(實測的相位差特性的計算)下面，示出使用本實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100實際測定2名被檢驗者200a和200b的結(jié)果。圖12是表示在被檢驗者的上臂以及腳關(guān)節(jié)上裝戴加壓袖帶以進行測定的壓力的時間波形的圖。此外，測定信號Pa(t)表示腳關(guān)節(jié)的壓力，測定信號Pb(t)表示上臂的壓力。圖13是表示圖12所示的上臂的壓力波形和腳關(guān)節(jié)的壓力波形之間的相干性的圖。圖12(a)和圖13(a)表示被檢驗者200a的測定結(jié)果，圖12(b)和圖13(b)表示被檢驗者200b的測定結(jié)果。在此，相干性是表示波形間的頻域上的相關(guān)性的指標，相干性越大(越靠近l)，則兩個波形的相干性越高。此外，根據(jù)公式(25)計算了圖13所示的相干性。<formula>formulaseeoriginaldocumentpage26</formula>(25)其中，^」(w)是/Uf)的功率頻頻；Z。。(w)是P。W的功率頻譜；Z6。(《)是A(0和Pa(0的互頻譜。如圖13(a)和圖13(b)所示，在特定頻率下相干性較低。作為這樣的相干性降低的力學要因，想到了各種要因，具有代表性的有，受人體所具有的非線性性、在特定頻率下測定部位的壓力成為轉(zhuǎn)折點等的影響。另外，被檢驗者的姿勢或測定中的微小動作等人為要因也會導致相干性下降。這樣的相干性低的數(shù)據(jù)有可能使解析上的誤差擴大，因此優(yōu)選排除測定信號Pa(t)和測定信號Pb(t)之間的相干性小于預(yù)定的閾值(例如，0.7)的數(shù)據(jù)。因此，相位線斜率計算部(實測)32(圖2)僅利用測定信號Pa(t)和測定信號Pb(t)之間的相干性高于預(yù)定閾值的頻率成分，來計算相位線的斜率gexp。圖14是將圖12所示的測定信號Pa(t)和測定信號Pb(t)之間的各頻率成分的相位差進行圖示的相位線圖。圖14(a)示出與圖12(a)對應(yīng)的相位線圖；圖14(b)示出與圖12(b)對應(yīng)的相位線圖。此外，在圖14(a)和圖14(b)中，排除相干性低于"0.7"的數(shù)據(jù)。參照圖14(a)和圖14(b)，各個相位線圖以士180。為邊界而具有不連續(xù)點。這意味著在規(guī)定頻率以上的頻率成分產(chǎn)生一周期(360°)以上的相位差。因此，相位線斜率計算部(實測)32(圖2)以與1或2以上的周期相當?shù)膯挝?nx360。)對這樣的相位線圖的不連續(xù)點進行修正，在此基礎(chǔ)上計算實測的相位差特性。圖15和圖16是用于說明相位線斜率計算部(實測)32所實施的相位線圖的修正處理的示意圖。參照圖15(a)，比較對測定信號Pa(t)進行頻率變換所得到的相位特性Pa(f)和對測定信號Pb(t)進行頻率變換所得到的相位特性Pb(f)，并在相位線圖上圖示與頻率fi對應(yīng)的相位差A(yù)i。此外，頻率fi是從低頻側(cè)起第i個頻率成分。然后，利用圖示在相位線圖上的相位差A(yù)i中的、不存在不連續(xù)點的范圍的n個相位差{APA2，…，An}計算初始回歸直線l。(圖15(b))。接著，比較第n+l個相位差A(yù)n+1和與初始回歸直線1Q的頻率fn+1對應(yīng)的相位。如圖15(c)所示，若兩者的偏差A(yù)-(0，i+l)低于180°，則利用相位差組(ApA2，…，An，An+1}，計算回歸直線l,(圖15(d))，其中，上述相位差組{APA2，…，An，An+1}是對計算初始基準回歸l()時所使用的n個相位差{A!,A2，…，AJ加上第n+l個相位差A(yù)n+1而得的相位差組。另一方面，如圖16(c)所示，若兩者的偏差A(yù)0(0，i+l)為180°以上，則判斷為存在不連續(xù)點。然后，從相位差A(yù)。w減去360。xm(m為1以上的整數(shù))，使得相對于初始回歸直線1()的偏差低于180。，并使相位差A(yù)^轉(zhuǎn)移到相位差弁A^。g卩，對測定的數(shù)據(jù)所具有的表面上的誤差進行修正。然后，利用相位差組{A,，A2，…，An，#An+1}，計算回歸直線l,(圖16(d))，其中，上述相位差組{A。A2，，An，#An+1}是對計算初始基準回歸lo時所使用的n個相位差(ApA2，，AJ加上該已修正的相位差弁A^而得的相位差組。下面，同樣地，針對全部相位差A(yù)i重復進行圖示和回歸直線的更新。圖17是表示對圖14所示的相位線圖進行修正以進行連續(xù)化處理的結(jié)果的圖。圖17(a)示出與圖14(a)對應(yīng)的相位線圖，圖17(b)示出與圖14(b)對應(yīng)的相位線圖。參照圖17(a)和圖17(b)可知，通過上述方法，對各相位差進行修正，以使相位線圖連續(xù)。另外，在圖17(a)和圖17(b)還分別示出了所圖示的相位數(shù)據(jù)的回歸直線，這些回歸直線的斜率相當于圖2所示的斜率(流程圖)圖18是表示在本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100中執(zhí)行的處理的順序的流程圖?？刂撇?的CPU10讀出預(yù)先存儲在ROM12中的程序，并在RAM13上展開以執(zhí)行各命令，由此，使圖18的流程圖所示的各處理實現(xiàn)圖2所示的各功能。參照圖18，相應(yīng)于用戶對操作部6等的操作，CPU10對測定部20a、20b賦予測定指令，測定部20a、20b開始測定被檢驗者200的規(guī)定的測定部位上的生物體信號(步驟SIOO)。接著，CPU10將測定部20a、20b所測定的時間波形即測定信號Pa(t)、Pb(t)變換成頻域的相位特性Pa(f)、Pb(f)(步驟S102)。然后，CPU10基于相位特性Pa(f)和相位特性Pb(f)之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性(斜率gexp)(步驟S104)。另外，CPU10將變量k設(shè)為初始值k。(步驟S106)。然后，CPU10參照存儲在ROM12等中的循環(huán)系統(tǒng)模型，計算兩個傳遞函數(shù)(步驟S108)，其中，該兩個傳遞函數(shù)表示從心臟分別到達裝戴有加壓袖帶24a、24b的兩個測定部位的血管路徑的傳輸特性。在計算該傳遞函數(shù)時，各區(qū)間的楊氏模量使用對在循環(huán)系統(tǒng)模型中規(guī)定的基準楊氏模量乘以變量k而得的值。而且，CPU10計算在步驟S106中計算出的兩個傳遞函數(shù)之間的相位差特性(斜率g(k))(步驟SllO)。然后，CPU10計算相位差特性(斜率gexp)和相位差特性(斜率g(k))之間的偏差A(yù)(=Igexp—g(k)I)(步驟S112)，其中，上述相位差特性(斜率gexp)是在步驟S104中計算出的實測的相位差特性，上述相位差特性(斜率g(k))是在步驟SllO中計算出的傳遞函數(shù)之間的相位差特性。然后，CPUIO判斷偏差A(yù)是否滿足預(yù)定的收斂條件(步驟S114)。作為該收斂條件，具有代表性的有，判斷偏差A(yù)是否小于預(yù)定的閾值。若偏差△不滿足預(yù)定的收斂條件(在步驟S114中，"否")，則CPUIO向著使偏差A(yù)減小的方向，使變量k增減規(guī)定值(步驟S116)。然后，再次執(zhí)行步驟S108之后的處理。另一方面，若偏差A(yù)滿足預(yù)定的收斂條件(在步驟S114中，"是")，則CPU10將該時刻的變量k的值決定為最佳解k。pt(步驟S118)。然后，CPU10向顯示部4輸出最佳解k^、利用所決定的最佳解k。pt來換算的楊氏模量、最佳解k。pt的評價結(jié)果等(步驟S120)。然后，結(jié)束評價處理。此外，在上述說明中，對將心臟作為輸入端的全身的脈搏波傳播模型(傳遞函數(shù))、末梢部模型以及傳遞函數(shù)Ga(f)、Gb(f)的計算方法進行了詳述，但是并不一定在每個評價處理中計算這樣的模型和傳遞函數(shù)。即，也可以將在評價處理之前計算出的模型和傳遞函數(shù)預(yù)先存儲在存儲部34中。根據(jù)本發(fā)明的第一實施方式，能夠得到反映了實測的測定信號的頻率特性的彈力度變量k的最佳解。由此，在考慮頻率特性的基礎(chǔ)上，能夠以更高精度評價血管狀態(tài)(動脈硬化的程度)。第二實施方式在上述本發(fā)明的第一實施方式中，舉例說明了計算用于表示血管的彈力程度的彈力度變量的結(jié)構(gòu)，但是為了能夠使用與以往已實用化的脈搏波速度法相同的評價基準，計算脈搏波速度也是有效的。因此，在本發(fā)明的第二實施方式中，對計算預(yù)定的兩點之間的脈搏波速度的結(jié)構(gòu)進行說明。除了控制部2#所執(zhí)行的處理以外，本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100#的結(jié)構(gòu)與圖1所示的本發(fā)明第一實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100相同，因此不重復詳細說明。圖19是示意性地表示本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價裝置100#的控制部2#所執(zhí)行的功能的功能框圖。參照圖19，控制部2#采用這樣的結(jié)構(gòu)，gp，在圖2所示的本發(fā)明第一實施方式的控制部2所執(zhí)行的功能中，設(shè)置脈搏波速度模型計算部44、平均脈搏波速度計算部46以及評價部48來代替評價部42。其他功能與圖2相同，因此不重復詳細說明。脈搏波速度模型計算部44基于由探索部40擬合的最佳解k。pt，計算數(shù)學模型，其中，該數(shù)學模型用于計算在預(yù)定的兩點之間傳播的脈搏波速度。在此，在兩點之間傳播的脈搏波速度意味著在兩個測定部位之間，在空間上取平均的脈搏波速度。即，上述循環(huán)系統(tǒng)模型的各區(qū)間的脈搏波速度根據(jù)管的直徑和管的長度而變化，因此，脈搏波速度根據(jù)兩個測定部位間的傳播路徑的形狀而增加或減小。因此，為了使其具有與現(xiàn)有的脈搏波速度法的匹配性，進行如下所述的空間上的平均化處理，從而計算測定部位間的脈搏波速度(下面，稱為"平均脈搏波速度")。脈搏波速度模型計算部44計算包含這樣的平均化處理的模型。平均脈搏波速度計算部46基于脈搏波速度模型計算部44所計算的數(shù)學模型來進行運算，從而計算出平均脈搏波速度C^。評價部48將平均脈搏波速度計算部46所計算出的平均脈搏波速度Cave與預(yù)定的基準值進行比較，并向顯示部4(圖1)等輸出對于動脈硬化程度的評價。(平均脈搏波速度的計算)假設(shè)根據(jù)預(yù)先存儲在存儲部34中的循環(huán)系統(tǒng)模型和由探索部40擬合的最佳解k。pt，已知兩個測定部位間的傳播路徑上的血管的形狀值。圖20是示意性地表示兩個測定部位MpA、MpB之間的路徑的管路模型200880011099的圖。參照圖20，假設(shè)在兩個測定部位MpA、MpB之間的路徑上串聯(lián)連接有n個要素管路(區(qū)間)。若將區(qū)間i的區(qū)間長度設(shè)為Li，將脈搏波速度設(shè)為Cj，將用于傳播脈搏波所需的時間設(shè)為ti，則通過公式(26)給出測定部位MpA-MpB間的平均脈搏波速度。Cp=+(26)2>,在此，若利用t「L/Ci，則如公式(27)那樣表示公式(26)。t丄,C,"^T^(27)/=1此外，利用公式(12)，如公式(28)所示地表示各區(qū)間的脈搏波速度C=^^(28)ImO,)其中，/,.是區(qū)間/中的傳播常數(shù)。這樣，通過嚴密地評價各區(qū)間的脈搏波速度，能夠針對測定部位間的平均脈搏波速度而反映頻率特性，并在此基礎(chǔ)上能夠正確地進行計算。而且，在各區(qū)間的脈搏波速度根據(jù)路徑而不同的情況下，也能夠保證作為測定部位間的平均的脈搏波速度有意義的值。(評價例)圖21是表示基于從圖12所示的被檢驗者200a、200b實測的測定信號Pa(t)、Pb(t)來計算平均脈搏波速度的結(jié)果的圖。圖21(a)示出被檢驗者200a的計算結(jié)果；圖21(b)示出被檢驗者200b的計算結(jié)果。參照圖21(a)和圖21(b)可知，對于被檢驗者200a和200b的每個被檢驗者，在平均脈搏波速度反映頻率特性的方面上，平均脈搏波速度等同。此外，表示若比較被檢驗者200a和200b的計算結(jié)果，則被檢驗者200b的脈搏波速度更大，相應(yīng)地動脈硬化進一步惡化。圖22是將基于本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價方法的計算結(jié)果與通過現(xiàn)有的脈搏波速度法(baPWV法)所得到的測定結(jié)果進行比較的圖。此外，圖22示出將23名被檢驗者作為對象的結(jié)果。另外，如上述，各區(qū)間的脈搏波速度Cj具有頻率依存性，因此采用了與頻率對應(yīng)的脈搏波速度Cj和平均脈搏波速度C^，其中，上述頻率與各測定體的搏動周期對應(yīng)。參照圖22，基于本發(fā)明第二實施方式的血管狀態(tài)評價方法的計算結(jié)果和通過現(xiàn)有的脈搏波速度法所得到的測定結(jié)果之間的相關(guān)系數(shù)為0.93。根據(jù)該結(jié)果，本實施方式的血管狀態(tài)評價方法與基于現(xiàn)有的脈搏波速度法的測定結(jié)果具有較高的相關(guān)性，利用與通過脈搏波速度法所儲存的評價基準相同的評價基準，能夠評價動脈硬化程度。(流程圖)圖23是表示本第二實施方式的血管狀態(tài)評價裝置所執(zhí)行的處理的順序的流程圖?？刂撇?#的CPU10讀出預(yù)先存儲在ROM12中的程序，并在RAM13上展開以執(zhí)行各命令，由此使圖23的流程圖所示的各處理實現(xiàn)圖19所示的各功能。參照圖23，首先，CPU10執(zhí)行與圖18所示的步驟S100步驟S118相同的處理。此外，由于這些處理與圖18相同，因此不重復詳細說明。然后，CPU10基于在步驟S118中所決定的最佳解k。pt和存儲在ROM12等中的循環(huán)系統(tǒng)模型的形狀值，計算預(yù)定的兩個測定部位間的脈搏波速度模型(步驟S202)。進而，CPU10按照所計算的脈搏波速度模型，計算平均脈搏波速度(步驟S204)。進而，CPU10向顯示部4輸出在步驟S204中計算的平均脈搏波速度的評價結(jié)果等(步驟S206)。然后，結(jié)束評價處理。根據(jù)本發(fā)明的第二實施方式，能夠以高精度計算反映了實測的測定信號的頻率特性的平均脈搏波速度。該平均脈搏波速度與利用現(xiàn)有的脈搏波速度法測定的結(jié)果之間也具有較高的相關(guān)值，因此，也可以使用以往儲存的脈搏波速度法中的評價基準來判斷血管狀態(tài)。其他實施方式還可以提供用于實現(xiàn)本實施方式的血管狀態(tài)評價裝置中的評價方法的程序?？梢詫⑦@樣的程序記錄在附屬于計算機的軟磁盤、CD-ROM(CompactDisk-ReadOnlyMemory)、ROM、RAM以及存儲卡等的計算機可讀取的記錄介質(zhì)中，在此基礎(chǔ)上作為程序產(chǎn)品來提供?；蛘?，也可以將程序記錄在內(nèi)置于計算機中的硬盤等記錄介質(zhì)中，從而作為程序來提供。另外，也可以通過經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)的下載，作為程序來提供。此外，本發(fā)明的程序也可以是在規(guī)定時刻以規(guī)定排列調(diào)用作為計算機操作系統(tǒng)(OS)—部分提供的程序模塊中必要的模塊以執(zhí)行處理的程序。在這樣的情況下，程序本身不包含上述模塊，與OS協(xié)助執(zhí)行處理。不包含這樣的模塊的程序也可以包含在本發(fā)明的程序中。另外，本發(fā)明的程序也可以是例如編入到其他程序的一部分中來提供的程序，其中，上述其他程序是用于執(zhí)行通常的血壓測定的程序。在這樣的情況下，程序本身也不包含該其他程序中所包含的模塊，與其他程序協(xié)助執(zhí)行處理。在這樣的其他程序中編入的程序也可以包含在本發(fā)明的程序中。將所提供的程序產(chǎn)品安裝在硬盤等的程序存儲部中，以執(zhí)行程序。此外，程序產(chǎn)品包括程序本身和記錄有程序的記錄介質(zhì)。應(yīng)注意的是，本次公開的實施方式在所有方面上均為舉例說明的，并不限定本發(fā)明。本發(fā)明的范圍不是由上述說明限定，而是由請求保護的范圍限定，包括與請求保護的范圍均等的意思以及范圍內(nèi)的所有變更。<table>tableseeoriginaldocumentpage34</column></row><table>(附表)在以下附表中示出Avolio模型的主要形狀值。區(qū)間號區(qū)間名長度(mm)半徑(mm)壁厚(mm)楊氏模量(MPa)1上行大動脈(Ascendingaorta)4014.51.630.4主動脈弓(Aorticarch)，r\厶u11，JL丄，厶i"i,j厶n/iu,，3左鎖骨下動脈(Leftsubclavianartery)344.20.670.44頸總動脈(Commoncarotid)893.70.630.45主動脈弓(Aorticarch)3910.71.270.46頭肱動脈(Brachiocephalicartery)346.20.860.47乳房內(nèi)動脈(Internalmammary)15010.30,88鎖骨下動脈(Subclavianartery)6840.660.49椎動脈(Vertebralartery)1481.90.450.810頸總動脈(Commoncarotid)893,70.630.411胸主動脈(Thoracicaorta)52101.20.412頸總動脈(Commoncarotid)893.70.630.434<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage36</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage37</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage38</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage39</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage40</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage41</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage42</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage43</column></row><table>權(quán)利要求1.一種血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，具有存儲部(12，34)，該存儲部(12，34)用于存儲循環(huán)系統(tǒng)模型，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到的模型，所述循環(huán)系統(tǒng)模型包括代表所述多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值；所述血管狀態(tài)評價裝置還具有第一測定部(20a，22a，24a)，其裝戴在生物體的第一測定部位上，用于測定第一生物體信號的時間波形，第二測定部(20b，22b，24b)，其裝戴在生物體的第二測定部位上，用于與所述第一測定部(20a，22a，24a)同步地測定第二生物體信號的時間波形，第一計算部(32)，其基于所述第一生物體信號和所述第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性，第二計算部(38)，其用于計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達所述第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達所述第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)；所述第一傳遞函數(shù)以及所述第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量；所述血管狀態(tài)評價裝置還具有探索部(40)，該探索部(40)基于所述第一計算部(32)所計算的實測的相位差特性，對所述第二計算部(38)所計算的相位差特性進行擬合，由此決定所述彈力度變量。2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，還具有傳遞函數(shù)計算部(36)，該傳遞函數(shù)計算部(36)基于分別與到達所述第一以及第二測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的所述形狀值，計算所述第一以及第二傳遞函數(shù)。3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述傳遞函數(shù)計算部(36)利用將血管的壓力以及血液流量作為輸入變量的與各區(qū)間對應(yīng)的分布常數(shù)模型，計算所述第一以及第二傳遞函數(shù)，所述分布常數(shù)模型中的每一個包括縱阻抗和橫阻抗，其中，所述縱阻抗與所對應(yīng)的區(qū)間中的血液流動的容易程度相對應(yīng)，所述橫阻抗具有所述彈力度變量。4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，還具有脈搏波速度計算部(46)，該脈搏波速度計算部(46)基于所述探索部(40)所擬合的所述彈力度變量，計算血管內(nèi)的脈搏波速度。5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述脈搏波速度計算部(46)基于與到達所述第一測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的所述形狀值以及與到達所述第二測定部位的血管路徑對應(yīng)的各區(qū)間的所述形狀值，計算所述脈搏波速度。6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述循環(huán)系統(tǒng)模型包括血管直徑以及血管長度作為所述形狀值。7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是指，將構(gòu)成生物體的血管分類成多個區(qū)分，并對屬于所述多個區(qū)分中的至少一個區(qū)分內(nèi)的血管進行模型化處理所得到的模型。8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，構(gòu)成所述生物體的血管基于血管直徑的大小被分類成多個區(qū)分。9.根據(jù)權(quán)利要求2所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述傳遞函數(shù)計算部(36)在將末梢部模型附加在與各區(qū)間對應(yīng)的所述循環(huán)系統(tǒng)模型上的基礎(chǔ)上，計算所述傳遞函數(shù)，其中，所述末梢部模型是指，在各區(qū)間所包含的血管中，對未在所述循環(huán)系統(tǒng)模型中模型化處理過的血管進行模型化處理所得到的模型。10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述傳遞函數(shù)計算部(36)基于血管的形狀差，變換各區(qū)間的所述循環(huán)系統(tǒng)模型，由此計算該區(qū)間的所述末梢部模型。11.根據(jù)權(quán)利要求9所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述傳遞函數(shù)計算部(36)針對所述末梢部模型的終端，在無反射條件下計算所述傳遞函數(shù)。12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，還具有第一頻率變換部(30a)，其基于所述第一生物體信號，計算用于表示關(guān)于各頻率成分的相位的第一相位特性，第二頻率變換部(30b),其基于所述第二生物體信號，計算用于表示關(guān)于各頻率成分的相位的第二相位特性；所述第一計算部(32)，對所述第一相位數(shù)據(jù)和所述第二相位數(shù)據(jù)求出差分，以此計算差分相位數(shù)據(jù)，針對所述差分相位數(shù)據(jù)中的因周期延遲所引起的相位偏差，以與1或2以上的周期相當?shù)南辔坏膯挝贿M行修正，由此計算所述實測的相位差特性。13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血管狀態(tài)評價裝置，其特征在于，所述第一計算部(32)利用所述第一生物體信號和所述第二生物體信號之間的相干性值高于預(yù)定的閾值的頻率成分，計算所述實測的相位差特性。14.一種血管狀態(tài)評價方法，利用循環(huán)系統(tǒng)模型，對構(gòu)成生物體的血管的狀態(tài)進行評價，其中，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以進行模型化處理所得到的模型，其特征在于，所述循環(huán)系統(tǒng)模型包括代表所述多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值；所述血管狀態(tài)評價方法包括從生物體的第一測定部位測定第一生物體信號的時間波形，并從生物體的第二測定部位測定第二生物體信號的時間波形的步驟(S100)，基于所述第一生物體信號和所述第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性的步驟(S102，S104)，計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性的步驟(S108，S110)，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達所述第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達所述第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)；所述第一傳遞函數(shù)以及所述第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量；所述血管狀態(tài)評價方法還包括基于所述實測的相位差特性，對所述第一傳遞函數(shù)和所述第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性進行擬合，由此決定所述彈力度變量的步驟(S112，S114，S116,S118)。15.—種計算機可讀取的記錄介質(zhì)，存儲有利用循環(huán)系統(tǒng)模型來對構(gòu)成生物體的血管的狀態(tài)進行評價的血管狀態(tài)評價程序，其中，所述循環(huán)系統(tǒng)模型是將構(gòu)成生物體的血管分成多個區(qū)間以預(yù)先進行模型化處理所得到的模型，其特征在于，所述循環(huán)系統(tǒng)模型含有代表所述多個區(qū)間中的每一個區(qū)間的形狀值；運算處理部從所述程序接受指令，進行如下處理取得在生物體的第一測定部位上所測定的第一生物體信號的時間波形，并取得在生物體的第二測定部位上所測定的第二生物體信號的時間波形，基于所述第一生物體信號和所述第二生物體信號之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性，計算第一傳遞函數(shù)和第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性，其中，所述第一傳遞函數(shù)是與到達所述第一測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)，所述第二傳遞函數(shù)是與到達所述第二測定部位的血管路徑對應(yīng)且基于所述循環(huán)系統(tǒng)模型所規(guī)定的函數(shù)，所述第一傳遞函數(shù)以及所述第二傳遞函數(shù)含有用于表示血管的彈力程度的彈力度變量；所述運算處理部還進行如下處理基于所述實測的相位差特性，對所述第一傳遞函數(shù)和所述第二傳遞函數(shù)之間的相位差特性進行擬合，由此決定所述彈力度變量。全文摘要提供一種血管狀態(tài)評價裝置、血管狀態(tài)評價方法以及存儲有血管狀態(tài)評價程序的計算機可讀取的記錄介質(zhì)。相位線斜率計算部(實測)(32)接收從頻率變換部(30a、30b)輸出的相位特性Pa(f)和Pb(f)，并基于兩者之間的各頻率成分的相位差，計算實測的相位差特性。另一方面，相位線斜率計算部(模型)(38)計算傳遞函數(shù)計算部(36)所計算出的傳遞函數(shù)Ga(f)和傳遞函數(shù)Gb(f)之間的相位差特性，并將計算出的相位差特性輸出至探索部(40)。探索部(40)對變量k進行擬合，以決定斜率g(k)和斜率g_exp彼此大致一致的變量k_opt(最佳解)。該變量k_opt成為用于表示動脈硬化程度的指標。文檔編號A61B5/02GK101686806SQ200880011099公開日2010年3月31日申請日期2008年3月26日優(yōu)先權(quán)日2007年3月30日發(fā)明者佐藤博則,宇津野秀夫,小椋敏彥,松久寛,梅田信也申請人:歐姆龍健康醫(yī)療株式會社