血管指标值计算装置、血管指标值计算方法和血管指标值计算程序

技术领域

本发明涉及血管指标值计算装置和血管指标值计算方法，基于从被测量者取得的脉搏波的信息，来计算表示血管状态的指标值。

本发明涉及血管指标值计算程序，用于使计算机执行基于从被测量者取得的脉搏波的信息来计算表示血管状态的指标值的方法。

背景技术

足关节上臂血压比(Ankle Brachial(pressure)Index，ABI)的测量在以下方面极为重要：对于末梢动脉疾病(PAD，peripheral arterial disease)或闭塞性动脉硬化症(ASO，arteriosclerosis obliterans)的诊断，能提供可信赖的客观指标。足关节上臂血压比(以下也称为“ABI”)被定义为将被测量者的足关节血压除以上臂血压而得到的值。此处的足关节血压是左右足各自的后胫骨动脉(PT)血压或足背动脉(DP)血压(收缩压)，通常采用任意的高的一方的血压值作为足关节血压，另一方面，通常采用左右的上臂血压(收缩压)中的高的一方的值作为上臂血压。因此，通常为了计算ABI而需要测量被测量者的上臂和足关节的收缩压。

在专利文献1(日本专利公开公报特开2013-094262号)中公开了一种测量装置，该测量装置根据被测量者的脉搏波计算与ABI相当的指标值(以下称为“ABI推断值”)。在上述测量装置中，根据从被测量者取得的上肢和下肢的脉搏波信号计算如下指标：表示脉搏波的锐度的指标、表示脚踝脉搏波的上升特征值的指标、脉搏波振幅、表示(阶跃响应的“上侧面积”、“上侧面积/下侧面积之比”、“区间最大值”这样的)从上肢到下肢的脉搏波的传递函数的指标等，并且基于上述指标计算ABI推断值(专利文献1的段落[0054]～[0069]、图22、图23～图27等)。相对于真实的ABI值(实际测量被测量者的上臂和足关节的收缩压而得到的ABI的值，以下也称为“ABI测量值”)，如此计算出的ABI推断值示出了决定系数(贡献率)为0.663(专利文献1的图27)。

专利文献1：日本专利公开公报特开2013-094262号

发明内容

但是，期望ABI推断值这样的表示血管状态的指标值进一步提高精度。例如，期望ABI推断值这样的上述指标值与ABI测量值具有更高的关联性。因此，本发明的课题在于提供血管指标值计算装置和血管指标值计算方法，能够基于从被测量者取得的脉搏波的信息，与以往相比更高精度地计算表示血管状态的指标值。

此外，本发明的课题在于提供血管指标值计算程序，能够基于从被测量者取得的脉搏波的信息，与以往相比更高精度地计算表示血管状态的指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置计算表示被测量者的血管状态的指标值，其包括：脉搏波取得部，取得第一脉搏波数据和第二脉搏波数据，第一脉搏波数据包含作为被测量者的第一测量部位的脉搏波的第一脉搏波的时间序列信息，第二脉搏波数据包含作为被测量者的第二测量部位的脉搏波的第二脉搏波的时间序列信息；脉搏波频率特性导出部，将取得的第一脉搏波数据向频率空间转换，导出作为第一脉搏波的频率特性的第一频率特性，并且将取得的第二脉搏波数据向频率空间转换，导出作为第二脉搏波的频率特性的第二频率特性；频率传递特性计算部，基于第一频率特性和第二频率特性计算血管系统的频率传递特性，血管系统包含血管并将第一脉搏波作为输入、将第二脉搏波作为输出；频率传递特性修正部，对计算出的频率传递特性进行修正；响应计算部，使用修正后的频率传递特性，计算血管系统对预定的参考输入的响应；以及指标值计算部，基于计算出的响应，计算表示血管的状态的指标值，频率传递特性修正部基于第一频率特性的频率振幅特性对频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，脉搏波取得部取得被测量者的第一、第二测量部位的脉搏波的时间序列信息(第一、第二脉 搏波数据)，脉搏波频率特性导出部导出第一、第二测量部位的脉搏波的频率特性(第一、第二频率特性)，频率传递特性计算部利用第一、第二频率特性，计算血管系统的频率传递特性。并且，频率传递特性修正部基于第一频率特性的频率振幅特性，对计算出的频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。最后，响应计算部利用如此修正后的频率传递特性，计算血管系统对参考输入的响应，指标值计算部基于由响应计算部计算出的响应，计算表示血管状态的指标值。

频率传递特性的频率增益特性原本是每个频率成分的输入和输出之比，与包含于输入的各频率成分之间的相对大小关系没有直接关系。另一方面，脉搏波包含与被测量者的脉搏数的倒数一致的频率(基波的频率)的成分及其谐波的成分，它们的振幅沿着从基波朝向谐波的方向以指数函数的方式减小。因此，在本实施方式中，以包含在脉搏波内的基波和相对低次的谐波的成分的响应特性与相对高次的谐波成分的响应特性进行比较并强调的方式，基于第一频率特性的频率振幅特性对频率传递特性的频率增益特性进行加权。具体地说，根据向频率空间转换后的振幅频谱中的基波的频率的峰值与一个或多个谐波的峰值的比率，对频率增益特性进行加权。响应计算部利用如此修正后的频率传递特性，计算血管系统对参考输入的响应，指标值计算部基于计算出的响应，计算表示血管状态的指标值。由此，在本实施方式中，在对参考输入的响应中，强调了来自脉搏波的基波和相对低次的谐波的成分的影响，指标值计算部利用这样的响应来计算表示血管状态的指标值，从而能够高精度地计算指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，频率传递特性修正部基于第一频率特性，在频率传递特性的频率增益特性中，以与第一脉搏波的基波的频率相当的第一频率和与第一脉搏波的二次谐波的频率相当的第二频率之间的频率增益特性经过第一频率和第二频率的增益且线性变化的方式，对频率增益特性进行修正，在频率传递特性的频率相位特性中，以第一频率和第二频率之间的频率相位特性经过第一频率和第二频率的相位且线性变化的方式，对频率相位 特性进行修正，基于修正后的频率增益特性和修正后的频率相位特性，对频率传递特性进行修正。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，在频率传递特性的频率增益特性和频率相位特性中，以与脉搏波的基波的频率及其二次谐波的频率分别相等的第一、第二频率之间直线连接的方式，对频率传递特性进行修正。由此，在频率传递特性中，可以抑制夹在第一频率和第二频率之间的范围的频率成分中被认为不是来自脉搏波的频率成分对参考输入的响应的影响，后述的指标值计算部能够高精度地计算表示血管状态的指标值(ABWI值)。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，频率传递特性修正部基于第一频率特性，在频率传递特性的频率增益特性中，以第二频率和与第一脉搏波的三次谐波的频率相当的第三频率之间的频率增益特性经过第二频率和第三频率的增益且线性变化的方式，对频率增益特性进行修正，在频率传递特性的频率相位特性中，以第二频率和第三频率之间的频率相位特性经过第二频率和第三频率的相位且线性变化的方式，对频率相位特性进行修正，基于修正后的频率增益特性和修正后的频率相位特性，对频率传递特性进行修正。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，在频率传递特性的频率增益特性和频率相位特性中，以与脉搏波的二次谐波的频率及其三次谐波的频率分别相等的第二、第三频率之间直线连接的方式，对频率传递特性进行修正。由此，在频率传递特性中，可以抑制夹在第二频率和第三频率之间的范围的频率成分中被认为不是来自脉搏波的频率成分对参考输入的响应的影响，后述的指标值计算部能够高精度地计算表示血管状态的指标值(ABWI值)。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，频率传递特性修正部将频率传递特性的频带限制在比第一脉搏波的基波的频率小的频率和10赫兹之间的范围内，从而对频率传递特性进行修正。在此，比第一脉搏波的基波的频率小的频率例如是指如下频率：该频率与从第一脉搏波的基波的频率减去脉搏波频率特性导出部的频率 分辨率以上的值相等。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，通过将频率传递特性的频带限制在10赫兹以下，除去脉搏波的相对高次的谐波的成分对响应的影响。由此，在对参考输入的响应中，除去(至少降低)了来自脉搏波的相对高次的谐波成分的影响，指标值计算部通过利用这种响应来计算表示血管状态的指标值，能够高精度地计算指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，参考输入具有阶跃函数的形状，响应计算部计算血管系统对参考输入的响应，指标值计算部基于在响应中直到最初出现极大值为止的时间，计算表示血管的状态的指标值。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，基于在响应中直到最初出现极大值为止的时间，计算表示血管状态的指标值。由此，高精度地计算表示血管状态的指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，频率传递特性修正部基于第一频率特性，在频率传递特性的频率相位特性中，以第一频率以下的频率范围内的频率相位特性与第一频率的相位为相同值的方式，对频率相位特性进行修正，基于修正后的频率相位特性，对频率传递特性进行修正。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，频率传递特性修正部基于第一频率特性，在频率传递特性的频率增益特性中，以与第一脉搏波的基波的频率相当的第一频率以下的频率范围内的频率增益特性与第一频率的增益为相同值的方式，对频率增益特性进行修正，基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。

本发明实施方式的血管指标值计算装置中，在与脉搏数的倒数相当的第一频率以下的频率范围内，以使频率增益特性和频率相位特性的至少任意一方成为与第一频率的值相同值的方式，对频率传递特性进行修正。由此，可以降低被测量者的脉搏数的大小对响应产生的影响，从而高精度地计算表示血管状态的指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，指标值计算部基于响应和第一脉搏波的基波的频率，计算表示血管的状态的指标值。

在本发明实施方式的血管指标值计算装置中，在响应的基础上，基于第一脉搏波的基波的频率亦即被测量者的脉搏数(的倒数)，计算表示血管状态的指标值。具体地说，利用由回归分析预先求出的固定系数，求出响应的特征量和被测量者的线性结合并将其作为指标值。由此，可以降低被测量者的脉搏数的大小对响应产生的影响，高精度地计算表示血管状态的指标值。

为了解决上述课题，本发明实施方式的血管指标值计算装置的特征在于，脉搏波频率特性导出部将第一脉搏波数据和第二脉搏波数据分别分割为多个数据帧，导出第一脉搏波数据和第二脉搏波数据的至少任意一方的各数据帧的频率特性，求出导出的各频率特性中表示峰值的最低频率，基于求出的最低频率来确定并排除包含噪声的数据帧，并且基于未排除的第一脉搏波数据和第二脉搏波数据的至少任意一方的数据帧以及对应的第一脉搏波数据和第二脉搏波数据的至少任意另一方的数据帧，导出第一频率特性和第二频率特性。

本发明实施方式的血管指标值计算装置对各数据帧判断是否混入了噪声，并且将判断为混入了噪声的数据帧排除(剔除)。由此，降低了取得脉搏波数据时混入的噪声的影响，高精度地计算表示血管状态的指标值。

为了解决上述课题，本发明另一种实施方式的血管指标值计算方法在血管指标值计算装置中计算表示被测量者的血管状态的指标值，其包括如下步骤：血管指标值计算装置的运算部取得第一脉搏波数据和第二脉搏波数据，第一脉搏波数据包含作为被测量者的第一测量部位的脉搏波的第一脉搏波的时间序列信息，第二脉搏波数据包含作为被测量者的第二测量部位的脉搏波的第二脉搏波的时间序列信息；运算部将取得的第一脉搏波数据向频率空间转换，导出作为第一脉搏波的频率特性的第一频率特性，并且将取得的第二脉搏波数据向频率空间转换，导出作为 第二脉搏波的频率特性的第二频率特性；运算部基于第一频率特性和第二频率特性计算血管系统的频率传递特性，血管系统包含血管并将第一脉搏波作为输入、将第二脉搏波作为输出；运算部对在计算的步骤中计算出的频率传递特性进行修正；运算部利用在修正的步骤中修正后的频率传递特性，计算血管系统对预定的参考输入的响应；以及运算部基于在计算响应的步骤中计算出的响应，计算表示血管的状态的指标值，修正的步骤包括如下步骤：由运算部基于第一频率特性的频率振幅特性对频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。

在本发明另一种实施方式的血管指标值计算方法中，利用取得的第一、第二脉搏波数据，导出第一、第二测量部位的脉搏波的频率特性(第一、第二频率特性)，根据第一、第二频率特性来计算血管系统的频率传递特性。并且，基于第一频率特性的频率振幅特性，对计算出的频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。最后，利用如此修正后的频率传递特性，计算血管系统对参考输入的响应，基于该响应，计算表示血管状态的指标值。

在本实施方式中，在对参考输入的响应中，强调来自脉搏波的基波和相对低次的谐波的成分的影响，通过利用这种响应来计算表示血管状态的指标值，从而可以高精度地计算指标值。

为了解决上述课题，本发明另一种实施方式的血管指标值计算程序用于使计算机执行计算表示被测量者的血管状态的指标值的方法，上述方法包括如下步骤：取得第一脉搏波数据和第二脉搏波数据，第一脉搏波数据包含作为被测量者的第一测量部位的脉搏波的第一脉搏波的时间序列信息，第二脉搏波数据包含作为被测量者的第二测量部位的脉搏波的第二脉搏波的时间序列信息；将取得的第一脉搏波数据向频率空间转换，导出作为第一脉搏波的频率特性的第一频率特性，并且将取得的第二脉搏波数据向频率空间转换，导出作为第二脉搏波的频率特性的第二频率特性；基于第一频率特性和第二频率特性计算血管系统的频率传递特性，血管系统包含血管并将第一脉搏波作为输入、将第二脉搏波作为 输出；对在计算的步骤中计算出的频率传递特性进行修正；利用修正的步骤中修正后的频率传递特性，计算血管系统对预定的参考输入的响应；以及基于在计算响应的步骤中计算出的响应，计算表示血管的状态的指标值，修正的步骤包括如下步骤：基于第一频率特性的频率振幅特性对频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。

在本发明另一种实施方式的血管指标值计算程序中，利用取得的第一、第二脉搏波数据，导出第一、第二测量部位的脉搏波的频率特性(第一、第二频率特性)，根据第一、第二频率特性计算血管系统的频率传递特性。并且，基于第一频率特性的频率振幅特性，对计算出的频率传递特性的频率增益特性进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性，对频率传递特性进行修正。最后，利用如此修正后的频率传递特性，计算血管系统对参考输入的响应，并且基于该响应，计算表示血管状态的指标值。

在本实施方式中，在对参考输入的响应中，强调来自脉搏波的基波和相对低次的谐波的成分的影响，通过利用这种响应来计算表示血管状态的指标值，可以高精度地计算指标值。

在本说明书中，某一系统的频率传递特性包括该系统的频率增益特性和频率相位特性的至少任意一方或双方。某一系统的频率传递特性例如由该系统的传递函数表示。

在本说明书中，某一时间序列数据的频率特性包括该数据的频率振幅特性和频率相位特性的至少任意一方或双方。某一时间序列数据的频率特性例如表示为该数据的傅里叶系数。此时，傅里叶系数可以由复数形式表现。

如上所述，按照本发明实施方式的血管指标值计算装置，基于从被测量者取得的脉搏波的信息，与以往相比能够进一步高精度地计算表示血管状态的指标值。

同样，按照本发明实施方式的血管指标值计算方法，基于从被测量 者取得的脉搏波的信息，与以往相比能够高精度地计算表示血管状态的指标值。

同样，按照本发明实施方式的血管指标值计算程序，基于从被测量者取得的脉搏波的信息，与以往相比能够进一步高精度地计算表示血管状态的指标值。

附图说明

图1是表示本发明一种实施方式的血管指标值计算装置的结构的框图。

图2是表示血管指标值计算装置的第一脉搏波传感器的结构的框图。

图3是表示血管指标值计算装置的功能结构的框图。

图4是表示血管指标值计算装置的动作概要的流程图。

图5A是从右上臂部取得的脉搏波时间序列数据的一例。

图5B是从左上臂部取得的脉搏波时间序列数据的一例。

图5C是从右足关节部取得的脉搏波时间序列数据的一例。

图5D是从左足关节部取得的脉搏波时间序列数据的一例。

图6A是表示脉搏波时间序列数据的各数据帧的频率特性的坐标图。

图6B是表示噪声除去处理后的脉搏波时间序列数据的各数据帧的频率特性的坐标图。

图7A是表示血管系统的频率传递特性的波特图(增益)。

图7B是表示血管系统的频率传递特性的波特图(相位)。

图8是表示脉搏波的基波和谐波的分布的坐标图。

图9A是表示由频率传递特性平滑化部修正后的频率传递特性的波特图(增益)。

图9B是表示由频率传递特性平滑化部修正后的频率传递特性的波特图(相位)。

图10是表示由频率增益特性加权部修正后的频率传递特性的波特图(增益)。

图11A是表示由频率传递特性频带限制部修正后的频率传递特性的波特图(增益)。

图11B是表示由频率传递特性频带限制部修正后的频率传递特性的波特图(相位)。

图12A是表示由频率传递特性低频带修正部修正后的频率传递特性的波特图(增益)。

图12B是表示由频率传递特性低频带修正部修正后的频率传递特性的波特图(相位)。

图13是将横轴作为取样点来表示由阶跃响应计算部计算出的阶跃响应和到峰值为止的时间T_peak的坐标图。

图14A是表示由ABWI计算部计算出的ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在规定条件下未由噪声混入区块除去部进行噪声除去处理时的数据)。

图14B是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在与图14A同一条件下进一步由噪声混入区块除去部进行了噪声除去处理时的数据)。

图15A是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在规定条件下未由频率传递特性平滑化部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图15B是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在与图15A同一条件下进一步由频率传递特性平滑化部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图16A是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在规定条件下未由频率增益特性加权部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图16B是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在与图16A同一条件下进一步由频率增益特性加权部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图17A是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在规定条件下未由频率传递特性频带限制部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图17B是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在与图17A同一条件下进一步由频率传递特性频带限制部进行频率传递特性修正处理时的数据)。

图18A是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在规定条件下由ABWI计算部未考虑被测量者的脉搏数来计算ABWI值时的数据)。

图18B是表示ABWI值和ABI测量值的关系的散布图(采用在与图18A同一条件下由ABWI计算部考虑了被测量者的脉搏数来计算ABWI值时的数据)。

附图标记说明

1 ABI计算装置(血管指标值计算装置)

100 脉搏波取得部

110 第一脉搏波传感器

110c 第一袖带

120 第二脉搏波传感器

120c 第二袖带

200 运算处理部

210 ROM

220 RAM

230 CPU

300 用户接口部

240 显示部

250 操作部

具体实施方式

以下参照附图，对本发明的实施方式进行详细说明。

图1是表示本发明实施方式的作为血管指标值计算装置的足关节上臂比计算装置(整体用附图标记1表示。以下称为“ABI计算装置”)的硬件结构的框图。上述ABI计算装置1具有脉搏波取得部100、运算处理部200和用户接口部300，能够基于脉搏波取得部100取得的脉搏波的数据，计算表示被测量者2的血管状态的指标值(例如基于脉搏波计算出的ABI值(以下称为“ABWI值”)。在此，ABWI是Ankle Brachial Wave Index(踝肱指数)的简称。

脉搏波取得部100测量被测量者2的脉搏波，并且将测量结果向运算处理部200输出。脉搏波取得部100具有：第一脉搏波传感器110，与第一袖带110c连接，能够测量被测量者2的第一测量部位(例如左上臂部21)的脉搏波，并将测量结果作为时间序列数据输出；以及第二脉搏波传感器120，与第二袖带120c连接，能够测量被测量者2的第二测量部位(例如左足关节部22)的脉搏波，并且将测量结果作为时间序列数据输出。第一脉搏波传感器110和第二脉搏波传感器120可以具有实质相同的结构，两者可以利用运算处理部200的控制，同步且独立地测量被测量者2的脉搏波。

另外，脉搏波取得部100还可以包括具有与第一、第二脉搏波传感器110、120同样结构的第三、第四脉搏波传感器，第三、第四脉搏波传感器与第一、第二脉搏波传感器110、120同步，例如测量被测量者2的右上臂部23和右足关节部24的脉搏波。以下为了简化说明，作为脉搏波取得部100表示了用于测量以下两点的脉搏波的结构，上述两点为包含在被测量者2的上肢部的第一测量部位(左上臂部21)和包含在下肢部的第二测量部位(左足关节部22)。

图2是用于说明脉搏波取得部100的详细结构的图。为了简单化而省略了第二脉搏波传感器120的结构的图示，仅表示了第一脉搏波传感器110的结构。如上所述，第二脉搏波传感器120的结构可以与第一脉搏波传感器110相同。

第一脉搏波传感器110通过调整并检测第一袖带110c的内压，来测量佩戴有第一袖带110c的部位的脉搏波。第一脉搏波传感器110包括：泵111，向第一袖带110c提供空气；调压阀112，用于进行第一袖带110c内的空气的供气和排气；压力传感器113，检测第一袖带110c内的压力；模数转换器114(以下称为“ADC”)，将压力传感器113的输出转换为数字数据；以及偏置除去部115，从ADC114的输出中除去偏置成分(所谓直流成分)而仅输出变动成分(所谓交流成分)。

在测量脉搏波时，第一脉搏波传感器110在运算处理部200的控制下驱动泵111，将第一袖带110c的内压保持为大体50mmHg，压力传感器113检测第一袖带110c的内压。压力传感器113检测的内压包括利用泵111的作用而保持的压力成分和由被测量者2的脉搏波产生的压力变动的成分。ADC114以规定的比率[pts/sec]将压力传感器113检测出的脉搏波的时间序列数据转换为数字数据，偏置除去部115从该数字数据中除去直流成分。由此，第一脉搏波传感器110将佩戴有第一袖带110c的部位的脉搏波的变动成分的时间序列数据向运算处理部200输出。

另外，脉搏波取得部100并不限于上述的利用袖带测量压力脉搏波，例如能够以光学方式取得脉搏波。

返回图1，运算处理部200具有：中央处理装置230(以下称为“CPU”)，进行用于控制运算处理和装置整体的处理；只读存储器210(以下称为“ROM”)，存储CPU230执行的程序；以及随机存取存储器220(以下称为“RAM”)，在各种处理中用作工作存储器。具体地说，ROM210存储用于使控制部230执行血管指标值计算方法的血管指标值计算程序，该血管指标值计算方法在ABI计算装置1(血管指标值计算装置)中计算表示被测量者2的血管状态的指标值(例如ABWI值)，CPU230读取存储于ROM210的该程序，利用RAM220进行下述的处理 来计算血管指标值(例如ABWI值)。

用户接口部300具有显示部240和操作部250。显示部240包括显示画面(例如LCD(Liquid Crystal Display：液晶显示器)或EL(Electroluminescence：电致发光)显示器等)，显示与被测量者2的脉搏相关的信息(例如脉搏数)和由ABI计算装置1计算出的ABWI值等。在显示画面上显示等。利用作为显示控制部发挥功能的控制部230(CPU)(后述)进行该显示画面的控制。操作部250例如包括：电源开关，被操作以便使ABI计算装置1的电源导通或断开；以及开关(开始按钮)，用于开始ABWI值的计算。另外，显示部240和操作部250可以由触控面板式的显示装置一体构成。

接着参照图3～图13，说明由作为血管指标值计算装置的ABI计算装置1的运算处理部200实现的功能。图3是表示由运算处理部200的CPU230执行上述程序而实现的功能的框图。图4表示ABI计算装置1的动作流程的流程图。

脉搏波取得部100在30秒期间测量被测量者2的第一测量部位21的脉搏波，与此同时，同样在30秒期间测量第二测量部位22的脉搏波。在此，将第一袖带110c的内压设为x’(t)，将第二袖带120c的内压设为y’(t)(t：0～30[秒])，将内压的稳定成分分别设为x₀、y₀，将内压的变动成分分别设为x(t)、y(t)时，

[方程式1]

x′(t)＝x(t)+x₀

[方程式2]

y′(t)＝y(t)+y₀

脉搏波取得部100以取样频率1200[Hz](1200[pts/sec])对第一、第二测量部位21、22的脉搏波(第一脉搏波和第二脉搏波)的变动成分x(t)、 y(t)进行取样，并且分别作为数字数据向运算处理部200输出(图4中的步骤S1)。

图5A、图5B、图5C、图5D是脉搏波取得部100输出的数字数据的例子。图5A是从右上臂部23取得的脉搏波时间序列数据的例子，图5B是从左上臂部21取得的脉搏波时间序列数据的例子，图5C是从右足关节部24取得的脉搏波时间序列数据的例子，图5D是从左足关节部22取得的脉搏波时间序列数据的例子。如上所述，虽然存在使用左右上臂部和左右足关节部这样的四点的脉搏波来计算ABWI值的方法，但是在此为了简化说明，说明了利用左上臂部的脉搏波(图5B的数据列x_L(m))和左足关节部的脉搏波(图5D的数据列y_L(m))的两个脉搏波时间序列数据来计算ABWI值的方法。

运算处理部200的脉搏波时间序列数据制作部201(CPU230)从脉搏波取得部100取得第一、第二脉搏波的数字数据，上述第一、第二脉搏波的数字数据通过以取样频率1200[Hz]在30秒期间对第一、第二脉搏波进行取样并除去直流成分而得到(图4的步骤S2)。以下，将第一脉搏波的(变动成分的)时间序列数据作为

[方程式3]

x(m)

将第二脉搏波的(变动成分的)时间序列数据作为

[方程式4]

y(m)

在此，m是1～36000的整数。

脉搏波时间序列数据拆分部202(CPU230)接收第一、第二脉搏波时间序列数据x(m)、y(m)，并且分别将它们分割为帧尺寸为4096数据点且相邻数据帧之间的重叠率为50％(2048数据点)的16个数据帧(区块)(图4的步骤S3)。即，拆分第一脉搏波时间序列数据x(m) 而生成的第j个数据帧(区块)的各数据表现为如下关系：

[方程式5]

x_j(n)＝x((j-1)×2048+n)

同样，拆分第二脉搏波时间序列数据y(m)而生成的第j个数据帧(区块)的各数据表现为如下关系：

[方程式6]

y_j(n)＝y((j-1)×2048+n)

在此，j是1～16的整数，n是1～4096的整数。

脉搏波频率特性导出部203(FFT部)(CPU230)将第一脉搏波时间序列数据的各区块x_j(n)和第二脉搏波时间序列数据的各区块y_j(n)按照每个区块转换为频率区域(图4的步骤S4)。利用高速傅里叶变换(FFT)进行从第一、第二脉搏波时间序列数据的各区块的时间区域向频率区域的转换。另外，也可以利用傅里叶变换以外的方法进行向频率区域的转换处理。以下，将利用FFT把第一脉搏波时间序列数据的第j个区块转换为频率区域而得到的复数形式的傅里叶系数作为

[方程式7]

X_j(f)

同样，将利用FFT把第二脉搏波时间序列数据的第j个区块转换为频率区域而得到的复数形式的傅里叶系数作为

[方程式8]

Y_j(f)

傅里叶系数X_j(f)和Y_j(f)如下：

[方程式9]

$X_j\left(f\right)=X_{jR}\left(f\right)+{\mathrm{iX}}_{jI}\left(f\right)=X_{jA}\left(f\right)·e^{{\mathrm{iX}}_{jP}\left(f\right)}$

[方程式10]

$Y_j\left(f\right)=Y_{jR}\left(f\right)+{\mathrm{iY}}_{jI}\left(f\right)=Y_{jA}\left(f\right)·e^{{\mathrm{iY}}_{jP}\left(f\right)}$

在此，X_jR(f)是X_j(f)的实部，X_jI(f)是X_j(f)的虚部，如果对其使用复数平面上的极坐标标记，则能够得到振幅X_jA(f)和相位(偏角)X_jP(f)。同样，Y_jR(f)是Y_j(f)的实部，Y_jI(f)是Y_j(f)的虚部，如果对其使用复数平面上的极坐标标记，则得到振幅Y_jA(f)和相位(偏角)Y_jP(f)。

峰值频率检测部204(CPU230)接收第一、第二脉搏波数据的各区块的傅里叶系数X_j(f)和Y_j(f)。峰值频率检测部204对各区块的频率振幅特性进行峰值搜索(检测极大点)，并将检测出峰值的频率中的最低频率作为最低峰值频率搜索结果，向噪声混入区块除去部205发送。

噪声混入区块除去部205(CPU230)对第一脉搏波数据的各区块的最低峰值频率搜索结果进行比较，例如利用多数决定等，从16个最低峰值频率的分布状态中将示出了最多的搜索结果的最低峰值频率推断为第一脉搏波的基波频率，并且将最低峰值频率为与该推断的基波频率不同的频率的区块看作混入了噪声的区块，将其从以后的处理中排除(区块剔除)(图4的步骤S5)。此外，与排除的第一脉搏波数据的区块对应的第二脉搏波数据的区块也从以后的处理中排除。噪声混入区块除去部205仅将未排除的第一、第二脉搏波数据的区块的频率特性(傅里叶系数)向频率传递特性计算部206发送。

图6A是描绘除去前的第一脉搏波数据的各区块的频率振幅特性的坐标图。从图中可以看出，第a个区块的频率振幅特性X_a(f)的最低峰值频率、第b个区块的频率振幅特性X_b(f)的最低峰值频率和第c个区 块的频率振幅特性X_c(f)的最低峰值频率大幅度偏离其他区块的频率振幅特性的最低峰值频率。在这种情况下，噪声混入区块除去部205将第a个区块、第b个区块和第c个区块看作混入了噪声的区块，并且将它们从以后的处理中排除(区块剔除)。

图6B是未除去的区块的频率振幅特性的坐标图。由此，本实施方式的ABI计算装置1在各区块的频率特性中求出表示峰值的最低频率，基于求出的最低频率，确定包含有噪声的数据帧并将其排除，并且基于未排除的第一脉搏波数据和第二脉搏波数据的至少任意一方的数据帧以及对应的第一脉搏波数据和第二脉搏波数据的至少任意另一方的数据帧，导出第一频率特性和第二频率特性。由此，降低了取得脉搏波数据时混入的噪声的影响，可以高精度地计算表示血管状态的指标值。

以下为了简化说明，将未排除而是向频率传递特性计算部206发送的第一、第二脉搏波数据的区块的频率特性设为X_k(f)和Y_k(f)。在此，k是从1到未排除而保留的区块数K为止的整数。

另外，噪声混入区块除去部205可以在上述处理的基础上或取代上述处理，对第二脉搏波数据的各区块的最低峰值频率搜索结果进行比较，从16个最低峰值频率的分布状态中将示出了最多的搜索结果的最低峰值频率推断为第二脉搏波的基波频率，并且将最低峰值频率为与该推断的基波频率不同的频率的区块看作混入了噪声的区块，从以后的处理中将其排除(区块剔除)。在这种情况下，与排除的第二脉搏波数据的区块对应的第一脉搏波数据的区块也从以后的处理中排除。

频率传递特性计算部206(传递函数计算部)(CPU230)利用未由噪声混入区块除去部205排除的第一、第二脉搏波数据的区块，计算将第一脉搏波作为输入并将第二脉搏波作为输出的血管系统的频率传递特性(所谓的传递函数)(图4的步骤S6)。频率传递特性计算部206利用第一、第二脉搏波数据的区块的各组合(组合k(k：1～K))，求出传递函数H⁽⁰⁾(f)。

具体地说，利用下式计算传递函数H⁽⁰⁾(f)

[方程式11]

在此，标志＊表示复共轭，G⁽⁰⁾(f)是指频率增益特性，是指频率相位特性。在本实施方式中，利用上式，将传递函数(频率传递特性)作为输入和输出的交叉谱与输入的功率谱之比而导出，但是上式仅为传递函数的计算示例，也可以利用与上式不同的方程式来计算传递函数。X_AVE(f)和Y_AVE(f)分别是未由噪声混入区块除去部205除去的区块的频率特性的平均。例如，X_AVE(f)和Y_AVE(f)分别如下：

[方程式12]

$X_{AVE}\left(f\right)=\frac{1}{K}\underset{k}{\Sigma }{X}_k\left(f\right)$

[方程式13]

$Y_{AVE}\left(f\right)=\frac{1}{K}\underset{k}{\Sigma }{Y}_k\left(f\right)$

另外，在下文中，g表示用分贝记载频率增益特性G，并且将频率相位特性的相位设为θ(单位：弧度)。即，

[方程式14]

g(f)[dB]＝10log G(f)

[方程式15]

图7A和图7B是频率传递特性H⁽⁰⁾(f)的波特图。图7A是频率 传递特性H⁽⁰⁾(f)的频率增益特性的坐标图(单位是分贝)，图7B是频率传递特性H⁽⁰⁾(f)的频率相位特性的坐标图(单位是弧度)。

接着，频率传递特性修正部207(传递函数修正部)(CPU230)以如下方式对频率传递特性计算部206计算出的频率传递特性H⁽⁰⁾(f)进行修正，并且输出修正频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)。

频率传递特性修正部207的脉搏波基本频率检测部207e(脉搏数检测部)(CPU230)利用噪声混入区块除去部205接收第一脉搏波的平均频率特性X_AVE(f)，并对上述频率振幅特性进行峰值搜索，基于检测出峰值的频率，求出包含在第一脉搏波内的基波的频率f_FW。并且，脉搏波基本频率检测部207e基于求出的基波的频率，预先确定被测量者2的脉搏数PR。以上述方式求出的基波频率f_FW(或脉搏数PR)向频率传递特性平滑化部207a发送。

频率传递特性修正部207的频率传递特性平滑化部207a(CPU230)基于由脉搏波基本频率检测部207e发送来的基波频率f_FW，对频率传递特性H⁽⁰⁾(f)的频率增益特性G⁽⁰⁾(f)(即g⁽⁰⁾(f))和频率相位特性进行修正。

具体地说，频率传递特性平滑化部207a首先通过使基波频率f_FW成为整数倍，从而求出高次谐波的频率f_H2、f_H3、f_H4、f_H5等。图8是表示平均频率特性X_AVE(f)与基波频率f_FW和求出的高次谐波的频率f_H2、f_H3、f_H4、f_H5等的关系的坐标图。

并且，频率传递特性平滑化部207a利用基波频率f_FW、高次谐波的频率f_H2、f_H3、f_H4、f_H5等，对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)(即g⁽⁰⁾(f))和频率相位特性进行修正。图9A是利用频率传递特性平滑化部207a对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)进行修正而求出的频率增益特性g⁽¹⁾(f)的波特图。以下，对频率增益特性g⁽¹⁾(f)的导出方法进行说明。首先，针对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)，频率传递特性平滑化部207a以由直线连接在第一脉搏波的基波的频率f_FW(第一频率)的增益G⁽⁰⁾(f_FW)和二次谐波的频率f_H2(第二频率)的增益G⁽⁰⁾(f_H2)之间的方式，对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)进行修正。

同样，针对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)，频率传递特性平滑化部207a以由直线连接在第一脉搏波的二次谐波的频率f_H2(第二频率)的增益G⁽⁰⁾(f_H2)和三次谐波的频率f_H3(第三频率)的增益G⁽⁰⁾(f_H3)之间的方式，对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)进行修正。以下同样，针对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)，频率传递特性平滑化部207a以由直线连接在第一脉搏波的k次谐波和(k+1)次谐波之间的方式，例如连接在第一脉搏波的三次谐波f_H3和四次谐波f_H4之间、四次谐波f_H4和五次谐波f_H5之间的方式，对频率增益特性G⁽⁰⁾(f)进行修正(k是1以上的整数，一次谐波是基波)。

接着，对频率相位特性的修正方法进行说明。图9B是通过由频率传递特性平滑化部207a对频率相位特性进行修正而求出的频率相位特性的波特图。针对频率相位特性也与频率增益特性G⁽⁰⁾(f)同样，频率传递特性平滑化部207a以由直线连接在第一脉搏波的基波的频率f_FW(第一频率)的相位θ⁽⁰⁾(f_FW)和二次谐波的频率f_H2(第二频率)的相位θ⁽⁰⁾(f_H2)之间、由直线连接在二次谐波的频率f_H2(第二频率)的相位θ⁽⁰⁾(f_H2)和三次谐波的频率f_H3(第三频率)的相位θ⁽⁰⁾(f_H3)之间的方式，对频率相位特性(f)进行修正。由此，针对频率相位特性的相位θ⁽⁰⁾(f)，频率传递特性平滑化部207a以由直线连接在第一脉搏波的k次谐波和(k+1)次谐波之间的方式，对频率相位特性进行修正。由此，如果将利用频率传递特性平滑化部207a修正后的频率增益特性和频率相位特性分别设为G⁽¹⁾(f)和则修正后的频率传递特性mH⁽¹⁾(f)如下：

[方程式16]

最后，频率传递特性平滑化部207a将频率传递特性mH⁽¹⁾(f)向频率增益特性加权部207b发送(以上为图4的步骤S7)。

频率传递特性平滑化部207a以上述方式对频率传递特性H⁽⁰⁾(f)进行修正。由此，可以抑制在频率传递特性中被认为不是来自脉搏波的频率的成分对后述的参考输入的响应的影响，后述的指标值计算部能够高精度地计算表示血管状态的指标值(ABWI值)。

接着，频率传递特性修正部207的频率增益特性加权部207b(CPU230)从频率传递特性平滑化部207a接收修正后的频率传递特性mH⁽¹⁾(f)，进一步对其进行修正并输出修正后的频率传递特性mH⁽²⁾(f)。

具体地说，频率增益特性加权部207b通过基于第一频率特性的频率振幅特性X_AVE(f)对修正后的频率传递特性mH⁽¹⁾(f)的频率增益特性G⁽¹⁾(f)进行加权，从而对频率增益特性进行修正，并且基于修正后的频率增益特性G⁽²⁾(f)(或g⁽²⁾(f))和频率相位特性计算修正后的频率传递特性mH⁽²⁾(f)(图4的步骤S8)。例如，频率传递特性mH⁽²⁾(f)如下：

[方程式17]

在此，

[方程式18]

g⁽²⁾(f)[dB]＝10log>(2)(f)＝(10log>(1)(f))·|X_AVE(f)|

图10是修正后的频率增益特性g⁽²⁾(f)的图。这样，修正后的频率增益特性g⁽²⁾(f)反映以下特性：脉搏波包括与被测量者的脉搏数的倒数一致的频率(基波的频率)的成分及其谐波的成分，它们的振幅沿着从基波朝向谐波的方向以指数函数的方式减小。由此，在后述的响应的计算中，将包含在脉搏波内的基波和相对低次的谐波的成分的响应特性与相对高次的谐波成分的响应特性进行比较并强调，后述的指标值计算部 能够基于计算出的响应，高精度地计算表示血管状态的指标值。另外，对频率传递特性G⁽²⁾(f)(或g⁽²⁾(f))进行加权的具体方法并不限于上式。只要能够利用加权，在频率传递特性G⁽²⁾(f)(或g⁽²⁾(f))中反映第一脉搏波的基波及其谐波的振幅的相对大小关系即可。

接着，频率传递特性修正部207的频率传递特性频带限制部207c(CPU230)从频率增益特性加权部207b接收修正后的频率传递特性mH⁽²⁾(f)，进一步对其进行修正并输出修正后的频率传递特性mH⁽³⁾(f)。

具体地说，频率传递特性频带限制部207c求出并输出频率传递特性mH⁽³⁾(f)(图4的步骤S9)。通过将修正后的频率传递特性mH⁽²⁾(f)的频带限制为如下的频率(低频带截止频率f_FW’)(单位：赫兹)和10赫兹之间的范围内，而得到进一步修正后的所述频率传递特性mH⁽³⁾(f)：所述的频率与从第一脉搏波的基波的频率f_FW减去脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率以上的值而得到的值相等。低频带截止频率f_FW’只要小于第一脉搏波的基波的频率f_FW即可(可以小于第一脉搏波的基波的频率f_FW)。例如，基波的频率f_FW是1.16Hz，脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率为0.29Hz时，低频带截止频率f_FW’只要设定在1.16-0.29＝0.87赫兹以下即可。

即，频率传递特性mH⁽³⁾(f)如下：

[方程式19]

在此，

[方程式20]

$G^{\left(3\right)}\left(f\right)=\left(\begin{array}{cc}0& (f<{f_{FW}}^{\prime }[Hz\left]\right)\\ G^{\left(2\right)}\left(f\right)& ({f_{FW}}^{\prime }\le f\le 10[Hz\left]\right)\\ 0& (10\le f[Hz\left]\right)\end{array}\right)$

[方程式21]

图11A和图11B是如此求出的频率增益特性g⁽³⁾(f)(＝10log(G⁽³⁾(f)))和频率相位特性的波特图。在本图所示的例子中，通过将低频带截止频率f_FW’设定为0.3赫兹，将频带限制在0.3赫兹以上且10赫兹以下的范围内。由此，通过将频率传递特性的频带设定在低频带截止频率f_FW’赫兹以上且10赫兹以下，可以除去脉搏波的相对高次的谐波成分对响应的影响。由此，在对参考输入的响应中，除去(至少降低)来自脉搏波的相对高次的谐波成分的影响，指标值计算部通过利用这种响应来计算表示血管状态的指标值(ABWI值)，能够高精度地计算指标值。

接着，频率传递特性修正部207的频率传递特性低频带修正部207d(CPU230)从频率传递特性频带限制部207c接收修正后的频率传递特性mH⁽³⁾(f)，进一步对其进行修正并输出修正后的频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)。

具体地说，针对频率增益特性G⁽³⁾(f)，频率传递特性低频带修 正部207d以与第一脉搏波的基波频率f_FW相当的第一频率以下的频率范围内的频率增益特性固定为第一频率的增益G⁽³⁾(f_FW)的方式，对频率增益特性进行修正，并且将其作为修正后的频率增益特性G⁽⁴⁾(f)。此外，针对频率相位特性频率传递特性低频带修正部207d以第一频率f_FW以下的频率范围的相位θ⁽³⁾(f)固定为第一频率f_FW的相位θ⁽³⁾(f_FW)的方式，对频率相位特性进行修正，并且将其作为修正后的频率相位特性并且，频率传递特性低频带修正部207d求出基于修正后的频率增益特性G⁽⁴⁾(f)和修正后的频率相位特性(f)进一步修正后的频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)，并将其输出(图4的步骤S107)。

即，频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)如下：

[方程式22]

在此，

[方程式23]

$G^{\left(4\right)}\left(f\right)=\left(\begin{array}{cc}0& (f<0.3[Hz\left]\right)\\ G^{\left(3\right)}\left(f_{FW}\right)& (0.3\le f\le f_{FW}[Hz\left]\right)\\ G^{\left(3\right)}\left(f\right)& (f_{FW}<f\le 10[Hz\left]\right)\\ 0& (10<f[Hz\left]\right)\end{array}\right)$

[方程式24]

图12A和图12B是如此求出的频率增益特性G⁽⁴⁾(f)(＝10log(G⁽⁴⁾(f)))和频率相位特性的波特图。

阶跃响应计算部208(CPU230)从频率传递特性低频带修正部207d接收修正后的频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)，并计算修正后的频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)对参考输入(例如阶跃函数)的响应。另外，参考输入并不限于具有阶跃函数那样的形状。

图13是采用阶跃函数作为参考输入而求出的修正后的频率传递特性mH⁽⁴⁾(f)的响应RES的图。此处的横轴是取样点数。横轴的零与参考输入的输入时刻一致。阶跃响应计算部208在响应RES中进行峰值搜索，确定最初出现的极大点，并且确定该极大点出现的时间(输入时为零的时间轴上的时刻)T_peak(图4的步骤S11)。将确定的时刻T_peak向作为指标值计算部的ABWI计算部209发送。

ABWI计算部209(CPU230)从阶跃响应计算部208接收时刻T_peak，并且从脉搏波基本频率检测部207e接收脉搏数PR。并且，基于时刻T_peak和脉搏数PR，计算ABWI值(图4的步骤S12)。

ABWI计算部209利用下式计算ABWI值(ABWI)

[方程式25]

eABI＝a·T_peak+b·PR+c

在此，a、b、c是预先求出的系数。例如，可以将时刻T_peak和脉搏数PR 作为独立变量，将通过实际测量血压而求出的ABI值作为从属变量，并且通过进行回归分析来求出系数a、b、c。

以上述方式求出的ABWI值(ABWI)向显示部240发送并显示于显示部240。

以下，参照图14A～图18B，说明本实施方式的ABI计算装置1进行的处理的效果。

图14A和图14B用于表示由噪声混入区块除去部205进行的处理的效果的比较实验的结果。图14A是在规定条件下未由噪声混入区块除去部205进行噪声混入区块的除去而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和测量血压而求出的ABI值(ABI测量值)的散布图。图14B是在与图14A同一条件下由噪声混入区块除去部205进行噪声混入区块的除去而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。对于其他的处理，两者相同。另外，由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制的低频带截止频率f_FW’设定为从第一脉搏波的基波的频率减去与脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率相当的频率值后的值。即，将脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率设为0.29，利用f_FW’＝f_FW-0.29求出低频带截止频率f_FW’，并将其作为频带限制的低频带侧的截止频率。

从图14A和图14B可以看出，通过由噪声混入区块除去部205进行噪声混入区块除去处理，进一步提高了ABWI值和ABI测量值的关联性。

接着，图15A和图15B用于表示由频率传递特性平滑化部207a进行的处理的效果的比较实验的结果。图15A是在规定条件下未由频率传递特性平滑化部207a进行频率传递特性平滑化处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。图15B是在与图15A同一条件下由频率传递特性平滑化部207a进行频率传递特性平滑化处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。对于其他的处理，两者相同。另外，由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制的低频带截止频率f_FW’与图14A和图14B的例子同样，设定为从第一脉搏波的基波的频率减去与脉搏波频率特性导出部203 的频率分辨率相当的频率值后的值(f_FW’＝f_FW-0.29)。

从图15A和图15B可以看出，通过由频率传递特性平滑化部207a进行频率传递特性平滑化处理，进一步提高了ABWI值和ABI测量值的关联性。

接着，图16A和图16B用于表示由频率增益特性加权部207b进行的处理的效果的比较实验的结果。图16A是在规定条件下未由频率增益特性加权部207b进行加权处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。图16B是在与图16A同一条件下由频率增益特性加权部207b进行加权处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。对于其他的处理，两者相同。另外，由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制的低频带截止频率f_FW’与图14A、图14B、图15A和图15B的例子同样，设定为从第一脉搏波的基波的频率减去与脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率相当的频率值后的值(f_FW’＝f_FW-0.29)。

从图16A和图16B可以看出，通过由频率增益特性加权部207b进行加权处理，进一步提高了ABWI值和ABI测量值的关联性。

接着，图17A和图17B用于表示由频率传递特性频带限制部207c进行的处理的效果的比较实验的结果。图17A是在规定条件下未由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。图17B是在与图17A同一条件下由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制处理而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。对于其他的处理，两者相同。另外，在图17B所示的坐标图的导出中，由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制的低频带截止频率f_FW’与图14A、图14B、图15A、图15B、图16A和图16B的例子同样，设定为从第一脉搏波的基波的频率减去与脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率相当的频率值后的值(f_FW’＝f_FW-0.29)。

从图17A和图17B可以看出，通过由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制处理，进一步提高了ABWI值和ABI测量值的关联性。

最后，图18A和图18B用于表示在ABWI计算部209中考虑了脉搏数PR而计算ABWI值的效果的比较实验的结果。图18A是在规定条件下未考虑脉搏数PR而利用

[方程式26]

eABI＝a′·T_peak+c′

进行计算时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。在此，a’和c’例如是通过将时刻T_peak作为独立变量、将ABI测量值作为从属变量并进行回归分析而预先求出的系数。图18B是在与图18A同一条件下如上所述考虑了脉搏数PR而计算ABWI值ABWI时的ABWI值(ABWI)和ABI测量值的散布图。对于其他的处理，两者相同。另外，由频率传递特性频带限制部207c进行频带限制的低频带截止频率f_FW’与图14A、图14B、图15A、图15B、图16A、图16B和图17B的例子同样，设定为从第一脉搏波的基波的频率减去与脉搏波频率特性导出部203的频率分辨率相当的频率值后的值(f_FW’＝f_FW-0.29)。

从图18A和图18B可以看出，通过在求出ABWI值时考虑脉搏数PR，进一步提高了ABWI值和ABI测量值的关联性。可以认为这是由于求出ABWI值时使用的量亦即时刻T_peak是具有时间维度的量，而较大程度受到被测量者的脉搏数的高低的影响，但是在基于时刻T_peak求出ABWI值时考虑被测量者的脉搏数PR，从而能够降低其影响。

另外，上述实施方式中举例说明的数值都仅为一例，可以适当地进行变更。该变更包含在本发明的范围内。

作为测量第一脉搏波的部位的上肢包括上臂部、前臂部、手等部位。

如果不仅在足关节进行下肢的压力脉搏波测量，而且在大腿上部、大腿下部、腿肚、脚中心、脚趾的各部位进行下肢的压力脉搏波测量，则不仅能够推断是否有病变，还能够推断病变的存在部位。

在本实施方式中，为了测量被测量者的脉搏波而使用袖带。但是， 在脉搏波测量中，袖带的内压保持为50mmHg程度的较低的压力。因此，可以降低对被测量者施加的负担。这是因为重度的PAD患者即使仅对身体部位进行轻度压迫也会感到疼痛。因此，需要使袖带压上升至200mmHg～250mmHg程度的血压测量对他们来说是带来痛苦的检查。患有糖尿病或接受透析的患者的血管有时不断硬化，为了测量血压需要使袖带压与通常相比进一步升高，从而产生更多的痛苦。另外，在患有糖尿病或接受透析的患者、PAD患者中，有时也存在脉律不齐或中风的情况，此时，难以准确地求出血压值。即使在这种情况下，如果使用本实施方式的ABI计算装置1(血管指标值计算装置)，则也能够准确地计算ABI值。

在本实施方式的ABI计算装置(血管指标值计算装置)中，不需要测量血压值，并且与通常的ABI检查相比能够在短时间内计算与ABI相当的指标。因此，本装置可以减轻患者以往感受到的负担。