JP2007044363A - 血圧脈波検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】
カフの感度を個別に測定することが出来る血圧脈波検査装置の提供。
【解決手段】
血圧算出手段１１と、メインカフ４０と、所定の既知容量の圧力変動をカフ５０に対して加える定容量脈波発生ユニット６３と、定容量脈波発生ユニット６３駆動時にカフ５０で検出される脈波振幅値と既知容量値とに基づいてカフ４０の感度Ｓを算出し、感度Ｓと脈波のピーク時における振幅値ΔＰとに基づいて容積脈波ΔＶを算出し、容積脈波ΔＶと血管内圧変動分とに基づいて血管コンプライアンスＫを算出するＫ算出手段１２とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、血圧脈波検査装置に関し、特に、カフの感度を個別に測定する血圧脈波検査装置に関する。

従来より、動脈硬化の指標として血管コンプライアンスが用いられている。血管コンプライアンスＫは、血管内圧がΔＰだけ増加したときに血管の単位長さ当り増加する血管内容積を容積脈波ΔＶとした時、血管の伸展性を表すパラメータとして定義されており、Ｋ＝ΔＶ／ΔＰ［ｃｍ^３／（ｄｙｎｅ／ｃｍ^２）］＝２πＲ^３（１−σ^２）／Ｅ・ｈ（Ｒ：血管径、σ：ポアソン比、ｈ：血管径の厚み、Ｅ：弾性率）で表される。

血管コンプライアンスＫは、動脈圧の測定と、超音波法を用いた血管径及びその脈動に基づく血管壁変位の測定により求めることが可能であるが（例えば、特許文献１，特許文献２を参照）、これらの場合、上腕や下肢に血圧測定用のカフを取付ける他に、手指等に別途センサ等の装置を取付けなければ測定することが出来ず、専門の医療機関でしか測定することが出来ないものであった。

上記の問題点を解決し、別途の装置を必要とせず簡単に動脈硬化の指標を測定可能としたのが、特許文献３に記載の血管弾性測定装置である。

しかし、このような血管弾性測定装置には、以下に説明する技術的な課題があった。

特許第３１８４３４９号公報 特開平８−６６３７７号公報 特開２００４−３１３６０５号公報

特許文献３に記載の血管弾性測定装置では、カフ圧を減圧または昇圧させる過程でセンサから検出される圧力脈波信号から、容積脈波ΔＶを算出するようにしているが、その算出の際にカフの弾性特性（以下、カフの感度ともいう）を考慮した補正が必要となる。

その点、特許文献３においては、カフの感度は既知のものを使用し、どの被験者に対しても、またいつでも、同じ数値を採用している。

しかし、カフの感度は、加圧状態（加圧値）のみならず、被験者の状態、測定時間帯、カフの個体差等によっても変化するものであり、正確な血管コンプライアンスを測定する上での誤差要因となっていた。

本発明は、このような従来の問題点に鑑みてなされたものであって、その目的とするところは、カフの感度を個別に測定することが出来る血圧脈波検査装置を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明にかかる血圧脈波検査装置は、被験者に巻回されるメインカフを備えた血圧脈波検査装置において、所定の既知容量の圧力変動を、前記メインカフに対して加える定容量脈波発生ユニットと、前記定容量脈波発生ユニットの駆動時に前記メインカフで検出される脈波の圧力変動量と前記既知容量値とに基づいて前記カフの感度Ｓを算出するカフ感度算出手段とを備えるようにした。

また、被験者に巻回されるメインカフを備えた血圧脈波検査装置において、前記メインカフの内周側に、前記被験者に当接するように設けられたサブカフと、所定の既知容量の圧力変動を、前記サブカフに対して加える定容量脈波発生ユニットと、前記定容量脈波発生ユニットの駆動時に前記サブカフで検出される脈波の圧力変動量と前記既知容量値とに基づいて前記カフの感度Ｓを算出するカフ感度算出手段とを備えるようにした。

これらの構成によれば、定容量脈波発生ユニットが既知容量の圧力変動を加え、その時に検出される脈波の圧力変動量と既知容量値とに基づいて、カフの感度を個別に算出することができるので、これを用いて、種々の動脈硬化特性、血管弾性特性を正確に測定できるようになる。

尚、本明細書において「個別」とは、１人の被験者による１回の測定毎、という広い意味と、１回の測定内で所定時間毎又は所定の脈波検出毎又は所定のカフ圧毎、という意味の両方を指している。

また、前記血圧脈波検査装置は、前記感度Ｓと脈波の振幅値ΔＰとに基づいて、血管内圧が増加したときに血管の単位長さ当り増加する血管内容積を示す容積脈波ΔＶを算出し、前記容積脈波ΔＶから動脈硬化の指標である血管コンプライアンスＫを算出するＫ算出手段を備えていてもよい。

この構成によれば、個別に算出されたカフの感度に基づいて、容積脈波を求めることが出来るので、精度良く血管コンプライアンスを求めることが出来る。

また、前記血圧脈波検査装置は、いずれかの前記カフから検出された脈波に基づいて、前記被験者の最高血圧値ＳＢＰと最低血圧値ＤＢＰとを測定する血圧算出手段を備えていてもよい。

これによれば、カフの感度や、血管コンプライアンスのみならず、血圧も同時に測定することが出来るようになる。

これらの構成によれば、定容量脈波発生ユニットが既知容量の圧力変動を加え、その時に検出される脈波の圧力変動量と既知容量値とに基づいて、個別にカフの感度を算出して、容積脈波を求めるので、血圧と同時に、精度良く血管コンプライアンスを求めることが出来る。

また、前記定容量脈波発生ユニットは、前記カフで前記所定の脈波のピークが検出されてから所定時間後に駆動するよう制御されてもよい。

カフからは、通常検出される脈波に、定容量脈波発生ユニットの給気に伴い発生する脈波が重畳して表れるため、ピークが過ぎて、脈波波形が下降している時に、定容量脈波発生ユニットを駆動させたほうが、カフ感度算出用の脈波の振幅を、通常の脈波から分離しやすく、測定精度が向上する。

また、前記定容量脈波発生ユニットは、前記カフに給気するための給気口と、前記給気口と連通した第１の閉塞空間を形成するダイヤフラムと、前記ダイヤフラムを振動させて前記第１の閉塞空間内の所定の既知容量の空気を給気する可動フランジ部と、通電により前記可動フランジ部を上下移動させるコイルとを備えていてもよい。

この構成は、血圧計の排気構造としても採用されているものであり、部品の共通化、製造工程の共通化が図られる。

また、定容量脈波発生ユニットは、前記メインカフと接続された背圧吸気口を備え、前記背圧吸気口と連通した第２の閉塞空間が前記ダイヤフラムによって形成されており、前記定容量脈波発生ユニットの駆動直前まで、前記第１の閉塞空間は、前記第２の閉塞空間と同圧力に維持されるよう制御されてもよい。

この構成によれば、定容量脈波発生ユニットの背圧と給気圧を同一レベルにしておくことで、ダイヤフラムを挟んで形成されている第１の閉塞空間と第２の閉塞空間の圧力均衡が維持され、必要な容量の空気を給気口からカフに送り込むために、短時間で最低限の電流をコイルに通電することで済む。

また、前記Ｋ算出手段は、前記メインカフのカフ圧を変化させて、前記血管コンプライアンスＫを、所定のＴＰ値（血管内圧値−血管外圧値）毎に算出するとともに、前記ＴＰ値で積分することによって、血管断面積とＴＰ値の関係を表す管法則曲線を求めてもよい。

これによれば、解剖学的・侵襲的な手法によらず、非侵襲的な測定方法で、血管コンプライアンスから被験者の血管断面積を求めることが出来る。

また、血圧脈波検査装置は、前記管法則曲線と、前記被験者の脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力依存曲線とを比較して、前記血管コンプライアンスＫと前記脈波伝搬速度ＰＷＶの相関性を求めるものであってもよい。

管法則曲線と脈波伝搬速度の圧力依存曲線は、比例関係にあるため、これらを比較することで、管法則曲線の元になっている血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶの整合性・妥当性の判断が可能となる。

また、前記血圧脈波検査装置は、前記サブカフを、２以上備え、いずれか２つの前記サブカフでそれぞれ検出される脈波間の伝搬遅延時間と、前記サブカフ間の所定距離とに基づいて、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出するＰＷＶ算出手段を備えていてもよい。

このように、同一の装置で、血圧と血管コンプライアンスＫのみならず、脈波伝搬速度ＰＷＶをも測定することが可能となり、両者を動脈硬化の指標として用いることが出来るようになる。

また、前記メインカフの外周側には、固定端となるようなアウターカバーのコアが設けられ、前記メインカフの膨らみが内側にのみ作用し、前記メインカフの外部環境に対して仕事をしないようになっていてもよい。

アウターカバーを設けることにより、メインカフ内が均一に加圧され、また、メインカフが測定肢からずれることが防止される。

また、前記サブカフは、前記被験者の血流方向の上流端と下流端にそれぞれ設けられており、前記Ｋ算出手段は、前記下流端に設けられたサブカフで検出される脈波に基づいて前記血管コンプライアンスを算出してもよい。

下流端のカフを、血管コンプライアンス測定用と脈波伝搬速度測定用で兼用すれば、メインカフに設けられるカフは、合計２個で済むので、製造容易性、製造コストの面で有利である。

また、前記サブカフは、検出される脈波の相互干渉を防止する圧力ダンパーを介して、前記メインカフに固着されていてもよい。

また、前記サブカフは、圧力ダンパーを介して、前記メインカフに固着されており、前記メインカフとともにメインカフの圧力を測定肢に付加するものであってもよい。

この構成によれば、カフ間の相互干渉が防止され、カフから正しい脈波を検出することが出来るので測定精度が向上する。

また、前記Ｋ算出手段で血管コンプライアンスＫの算出に用いられる脈波は、前記血圧算出手段で血圧値の算出に用いられる脈波の検出と同じ、前記メインカフのカフ圧の制御過程で検出されてもよい。

本発明の血圧脈波検査装置は、従来の血圧計の制御部に変更を加えて、定容量脈波発生ユニットを介して、カフを接続することでも実現されるので、従来の血圧計のハードウェア構成を変える必要がなく、血圧の測定と同時に血管コンプライアンスの測定が出来るようになる。

また、前記Ｋ算出手段で血管コンプライアンスＫの算出に用いられる脈波は、前記血圧算出手段による血圧値の決定後に、ＴＰが正（血管内圧＞血管外圧）となるような前記メインカフのカフ圧の範囲で検出されてもよい。

これによれば、従来、ＴＰが負の範囲でしか求められなかった血管コンプライアンスＫが正の範囲でも求められるようになり、ＴＰが正の範囲で求められる脈波伝搬速度ＰＷＶとの整合性の検証が行えるようになる。

本発明にかかる血圧脈波検査装置によれば、定容量脈波発生ユニットが既知容量の圧力変動を加えるので、その時に検出される脈波の圧力変動量と既知容量値とに基づいて、個別にカフの感度を算出することが出来、これを用いて種々の動脈硬化特性や血管弾性特性を求めることが出来るようになる。

以下、本発明の好適な実施の形態について、添付図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明の血圧脈波検査装置の構成を示す図である。

本実施例の血圧脈波検査装置１ａは、被験者の血圧に加え、動脈硬化の指標である血管コンプライアンスＫを測定する装置である。血圧脈波検査装置１ａはまず、一般的なオシロメトリック方式の血圧計が有する構成であるところの制御部１０、表示／スイッチ部２０、メモリ３０、被験者の上腕又は下肢に巻回され動脈を一時的に阻血し、気密性の大容量可撓性袋体が帯状形成されたメインカフ４０、メインカフ４０内に給気するポンプ４１、ポンプ駆動回路４２、メインカフ４０内の空気を排気する排気弁４３、排気弁駆動回路４４、メインカフ４０内の圧力（カフ圧）を検出するメイン側センサ４５、メイン側センサ４５の検出値に基づいて被験者の脈波を抽出するメイン側脈波抽出回路４６を少なくとも備えている。

尚、本実施例では、上記の一般的な血圧計の構成手段については、外見上、血圧計の形状をしてユニット化されている。

また、本実施例で使用されるセンサは、メイン側及び後述する上流側、下流側かによらず全て、カフ内の容積変動を検出するタイプの圧力センサであるが、この他のセンサであっても構わない。

また、メイン側脈波抽出回路４６及び後述する下流側脈波抽出回路６２、上流側脈波抽出回路８２は、すべてまたはいずれかが、制御部１０に内蔵されていてもよい。

上記の構成により、制御部１０は、血圧測定開始とともに、カフ圧が被験者の体内の血管内圧より高くなるように、ポンプ駆動回路４２及びポンプ４１を介して、メインカフ４０内に給気する。メインカフ４０が測定部位を圧迫し、体内の血流を阻止したところで、制御部１０は、給気を停止させ、排気弁駆動回路４４及び排気弁４３を介して、メインカフ４０内の空気を排気して、カフ圧を徐々に低下させる。

測定部位がメインカフ４０によって圧迫され、直下にある血管が押しつぶされている状態から、カフ圧を徐々に低下させていく過程で、血液は、最高血圧値付近で流れ始め、最低血圧値付近ではカフ圧による影響を受けることなくスムーズに流れ始めることが知られている。

制御部１０の血圧算出手段１１は、このカフ圧を変化させていく過程で、心臓の拍動に同期した血管壁の振動がメインカフ４０の内部に及ぼす微小な空気変動であるところの脈波を、メイン側脈波抽出回路４６においてメイン側センサ４５から抽出し、この脈波に基づいて最高血圧値、最低血圧値、平均血圧値を判定する。尚、メイン側センサ４５からは、ポンプ４１で加圧しているカフ圧に、脈波分の圧力が重畳した圧力波形が得られるため、脈波成分を抽出するためには、この圧力波形から、カフ圧を差し引けばよい。

判定方法は、脈波の振幅（脈波毎の圧力の最大値−最小値。脈圧ともいう）が急激に増大するポイントにおけるカフ圧を最高血圧値ＳＢＰとし、脈波の振幅が急激に減少するポイントにおけるカフ圧を最低血圧値ＤＢＰとし、脈波の振幅が最も大きくなるポイントにおけるカフ圧を平均血圧値ＭＢＰとする方法が一般的であるが、その他の判定方法が血圧算出手段１１で採用されても構わない。

判定結果としてのこれら血圧値はメモリ３０に記憶され、また、表示／スイッチ部２０の表示画面に表示される。これが一般的なオシロメトリック方式の血圧計の動作原理である。

さて、本実施例の血圧脈波検査装置１ａは、上記の一般的な血圧計の構成手段の他、定容量脈波発生ユニット６３と、脈波発生駆動回路６５と、制御部１０内に設けられ血管コンプライアンスＫを算出するＫ算出手段１２とを備える。

尚、本実施例のＫ算出手段１２には、カフの感度Ｓを算出するカフ感度算出手段が含まれている。

定容量脈波発生ユニット６３は、脈波発生駆動回路６４からの制御指示に基づいて、メインカフ４０内のカフ圧を変化させる過程でメインカフ４０内に、所定のカフ圧毎又は所定の時間毎又は所定の脈波検出毎に所定の既知容量分の圧力変動を加える手段であり、いわゆる定容量ポンプ、ピストンである。

本実施例の定容量脈波発生ユニット６３の断面図を図５に示す。図５の定容量脈波発生ユニット６３は、下流側サブカフ５０に接続されて給気する給気口６３ａ、メインカフ４０・ポンプ４１・排気弁４３に接続される背圧吸気口６３ｂとを備えている。

これらの給気口６３ａと背圧吸気口６３ｂは、カバー６３ｋに設けられている。カバー６３ｋは、カップ状に形成されたボデー６３ｌの開口端にシール材６３ｍを介在させて固設されており、カバー６３ｋとボデー６３ｌにより気密空間が設けられている。

この気密空間は、カバー６３ｋの内面に外周縁が当接する可撓性のダイヤフラム６３ｅにより、給気口６３ａと連通した第１の閉塞空間６３ｃと、背圧吸気口６３ｂと連通した第２の閉塞空間６３ｄに区画されている。

ダイヤフラム６３ｅは、パラボラアンテナ状に形成されたものであって、その中心部が可動フランジ部６３ｆに支持されている。可動フランジ部６３ｆの下方には、ホールピース６３ｈ、磁石６３ｉ、ヨーク６３ｊが積層配置され、ホールピース６３ｆの側面に設けられたコイル６３ｇに通電すると、ダイヤフラム６３ｅが屈曲振動をするようになっている。

ダイヤフラム６３ｅを屈曲振動させると、給気口６３ａから下流側サブカフ５０に第１の閉塞空間６３ｃ内の所定容量の空気が供給される。尚、このような定容量脈波発生ユニット６３の構成は、血圧計の排気構造としても採用されているものであり、部品の共通化、製造工程の共通化が図られる。

尚、血圧脈波検査装置１ａは、血圧計としての使用も可能であり、その場合には、定容量脈波発生ユニット６３と、脈波発生駆動回路６５を血圧脈波検査装置１ａから除去するだけでよい。換言すれば、本発明の血圧脈波検査装置は、従来の制御部の内容を変更した血圧計に、定容量脈波発生ユニット６３と、脈波発生駆動回路６５を介して、カフを接続することでも実現されるので、従来の血圧計のハードウェア構成を変える必要がなく、血圧測定専用の血圧計とのハードウェアの兼用が可能となる。

ここでメインカフ４０に所定の既知容量の空気を送り込む必要性について、本発明における血管コンプライアンスＫの測定方法（Ｋ算出手段１２の詳細）と合わせて説明する。

血管コンプライアンスＫは、上述したように、血管内圧がΔＰだけ増加したときに血管の単位長さ当り増加する血管内容積をΔＶ（以下、これを容積脈波という）とした時、Ｋ＝ΔＶ／ΔＰで求められる。尚、血管内では、体内に血液を循環させるために、心臓の鼓動と同期して、最低血圧値ＤＢＰと最高血圧値ＳＢＰを定期的に繰り返すようにして圧力が発生しており、この繰り返し周期が、拍と呼ばれるものであり、脈波の抽出単位でもある。

つまり、ΔＰは、最低血圧値ＤＢＰと最高血圧値ＳＢＰの差分であり、Ｋ＝ΔＶ／（ＳＢＰ−ＤＢＰ）で求められる。尚、ここでのΔＰは、以降に登場する脈波振幅を表すΔＰやΔＰ_０とは異なる。

次に、血管コンプライアンスＫを求めるために必要な容積脈波ΔＶは、血圧測定用のカフを用いた場合には直接測定することが出来ず、従来は、血圧測定装置以外の別途の装置を用いるか、特許文献３（特開２００４−３１３６０５号公報）に記載されているように、血圧計のメイン側センサ４５から検出された脈波の振幅値にメインカフ４０の感度（メインカフ４０の体積変化に対する圧力変化の割合）を適用して、圧力値から体積値へ単位変換することで求めていた。

しかし、カフの感度は、加圧状態（加圧値）のみならず、被験者の状態、測定時間帯、カフの個体差等によっても特性が異なってくるため、特許文献３においては正確な容積脈波ΔＶ、ひいては血管コンプライアンスＫを求めることは出来なかった。

そこで本発明では、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、定容量脈波発生ユニット６３が、メインカフ４０に、所定の既知容量の給気を行い、所定のカフ圧毎又は所定の時間毎又は所定の脈波検出毎にカフの感度（カフ内容積の単位容量変化当りのカフ圧の変動量）を実際に測定して、このカフの感度に基づいて容積脈波ΔＶを算出することで、より正確な血管コンプライアンスＫの圧力特性を求められるようにしたのである。

尚、本明細書において、「圧力特性」における圧力とは、測定時の被験者の血圧値や、血管外圧値（カフ圧）や、ＴＰ値（血管内圧値と血管外圧値の差分）を指す。

メインカフ４０に加えられる所定の既知容量は、メインカフ４０が、被験者である人間の血管壁の変動を検出するのに必要な容量であればよく、メインカフ４０の大きさによっても、所定の既知容量の割合は変化するが、本実施例では、０．１〜０．５ｃｃが好適である。また、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、例えばカフ圧値に応じて、定容量脈波発生ユニット６３が給気する容量値が変化するものであってもよい。

このように、血圧脈波検査装置１ａによれば、従来の血圧計に定容量脈波発生ユニット６３と脈波発生駆動回路６４を追加しただけで、血管コンプライアンスＫの圧力特性を測定することが可能となる。

血圧脈波検査装置１ａの変形例について、図２を参照しながら以下説明する。図２に示す血圧脈波検査装置１は、基本的に、血圧脈波検査装置１ａの構成要件を全て含んでいるが、定容量脈波発生ユニット６４が、メインカフ４０ではなく、メインカフ４０の内周側に被験者の上腕または下肢と接するように取付けられた下流側サブカフ５０・上流側サブカフ７０のうちのいずれかに接続され、サブカフに対して所定の既知容量の給気が行なわれる点が相違している。また更に、下流側脈波検出部６０と、上流側脈波検出部８０と、ＰＷＶ算出手段１３とを備えている。

下流側サブカフ５０と、上流側サブカフ７０とが、メインカフ４０に取付けられている状態の断面図、平面図、側面図を図３に示す。

図３の実施例において、メインカフ４０の外周面一帯は、変形防止用のアウターカバー４０ａで覆われており、下流側サブカフ５０と上流側サブカフ７０は、メインカフ４０よりも小容量の可撓性袋体が、被験者の上腕ないし下肢の外周面に当接するように、メインカフ４０下の血流方向の下流端、上流端にそれぞれ、所定距離離間した位置に、合成樹脂製等の圧力ダンパー４０ｂを介してメインカフ４０に固着されている。

アウターカバー４０ａは、メインカフ４０の固定端となるため、メインカフ４０の加圧時の膨らみが内側にのみ作用し、メインカフ４０の外部環境に対して仕事をしないという役割を担っている。

下流側サブカフ５０は、血流方向に対して、指等の抹消神経に近いほうに配置され、上流側サブカフ７０は、血液送出元（心臓）に近いほうに配置され、両カフ間の距離は本実施例では９０ｍｍ（カフの中心から中心まで）である。

本実施例では、上流側サブカフ５０と下流側サブカフ７０とは同じ容量、同じ形状に作製され、血流方向に３０ｍｍの幅を有しているが、これらが必ずしも同じ容量、形状である必要はない。

また、図３中、４０ｃ，５０ｃ，７０ｃは、それぞれのカフ４０，５０，７０への給排気口である。

後述する通り、下流側サブカフ５０及び上流側サブカフ７０にも、メインカフ４０同様、下流側センサ６１及び上流側センサ８１が接続され、それぞれ下流側脈波抽出回路６２、上流側脈波抽出回路８２によってセンサの検出信号から脈波が抽出される。圧力ダンパー４０ｂは、それぞれのセンサで検出される脈波が相互に干渉することなく、正しい脈波を抽出出来るようにするためのものであり、本実施例の圧力ダンパー４０ｂは、厚さ０．３ｍｍのＰＰフィルムで形成されている。

圧力ダンパー４０ｂは、動脈圧の脈動に伴うサブカフ５０，７０及びメインカフ４０の動圧の固定端として作用し、サブカフ５０，７０及びメインカフ４０内の圧力の脈動を互いにアイソレーションすることができ、サブカフ５０，７０下の動脈圧の圧脈波にともなう容積変動のみを検出することができる。

尚、本実施例の圧力ダンパー４０ｂをメインカフ４０と下流側サブカフ５０間に介在させた状態で、メインカフ４０のカフ圧を３０，５０，１００，２００，３００ｍｍＨｇのそれぞれに維持した時に、メインカフ４０のみに所定振幅の信号を周波数を１Ｈｚ〜４０Ｈｚまで変化させて、その信号を下流側サブカフ５０の下流側センサ６１で検出した時の、減衰特性を図４に示す。図４から分かるように、下流側センサ６１で検出される信号は、メインカフ４０に実際に与えられた信号の１／１０００以下の振幅に減衰されており、もはやノイズレベルと言える。

従って、この圧力ダンパー４０ｂによってカフ間の相互干渉の影響がほとんどなくなったと言え、カフから正しい脈波を検出することが出来るので測定精度が向上する。

次に、下流側サブカフ５０に接続される下流側脈波検出部６０は、本実施例では、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程において、Ｋ算出手段１２で血管コンプライアンスＫを、また、制御部１０のＰＷＶ算出手段１３で脈波伝搬速度ＰＷＶを、それぞれ算出するために必要な下流側脈波を、下流側サブカフ５０から検出するための手段であり、図２に示すように、上述した下流側センサ６１、下流側脈波抽出回路６２の他、定容量脈波発生ユニット６３、脈波発生駆動回路６４、下流側電磁弁６５ａ，ｂ、エアー抵抗６６を備えている。尚、Ｋ算出手段１２、定容量脈波発生ユニット６３、脈波発生駆動回路６４については、先の実施例と同様である。

上流側サブカフ７０に接続される上流側脈波検出部８０は、本実施例では、制御部１０のＰＷＶ算出手段１３で脈波伝搬速度ＰＷＶを算出するために必要な上流側脈波を、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で上流側サブカフ７０から検出するための手段であり、図２に示すように、上述した上流側センサ８１、上流側脈波抽出回路８２の他、電磁弁８３を備えている。

尚、本実施例では、下流側脈波検出部６０と上流側脈波検出部８０とが合わせて、上下流脈波検出部（定容量脈波発生・検出装置）としてユニット化されており、血圧計（の形状をした血圧脈波検査装置１の構成手段）と、カフ４０，５０，７０とは、この上下流脈波検出部を介して接続されている。

従って、血圧脈波検査装置１は、血圧計としての使用も可能であり、その場合には、下流脈波検出部６０及び上流脈波検出部８０を血圧脈波検査装置１から除去するだけでよい。換言すれば、本発明の血圧脈波検査装置は、従来の血圧計の制御部の内容を変更して、血圧計を、下流脈波検出部６０及び上流脈波検出部８０を介して、カフと接続することでも実現されるので、従来の血圧計のハードウェア構成を変える必要がなく、血圧測定専用の血圧計とのハードウェアの兼用が可能となる。

定容量脈波発生ユニット６３の構成は、先述した通りであるが、給気口６３ａと背圧吸気口６３ｂとは、図２に示した下流側電磁弁６５ａとエアー抵抗６６、及び下流側電磁弁６５ｂを介して相互に接続されている。尚、図２に示した上流側電磁弁８３は、メインカフ４０、ポンプ４１、排気弁４３、上流側サブカフ７０との間で相互に接続され、更に、定容量脈波発生ユニット６３の背圧吸気口６３ｂとも接続されている。

つまり、本実施例では、ポンプ４１によって給排気口を介して加圧されうるカフは、メインカフ４０、下流側サブカフ５０、上流側サブカフ７０の全てであり、下流側サブカフ５０のみが、定容量脈波発生ユニット６３からも加圧されることになる。

より具体的に説明すると、電磁弁６５ａ，６５ｂ、８３がオープンしており、かつ、定容量脈波発生ユニット６３が駆動停止している時は、給気口６３ａと背圧吸気口６３ｂとが連通状態となり、全てのカフ４０，５０，７０が、ポンプ４１を介して連通状態となるので、同一圧力に維持される。

電磁弁６５ａ，６５ｂ，８３をクローズにすると、定容量脈波発生ユニット６３の給気口６３ａとメインカフ４０間、メインカフ４０と下流側サブカフ５０間が、それぞれ独立状態となるので、この時に、定容量脈波発生ユニット６３から、第１の閉塞空間６３ｃ内の所定の既知容量の空気を確実に下流側サブカフ５０に給気することが出来る。

本実施例では、所定の既知容量を０．１５ｃｃとしているが、カフの感度の精度を上げるためには、出来るだけ微小な容量変化における圧力変化分を検出することが望ましいことから、０．０２ｃｃ〜０．１５ｃｃが好適である。

尚、所定の既知容量とは、下流側サブカフ５０が、被験者である人間の血管壁の変動を検出するのに必要な容量であればよく、下流側サブカフ５０の大きさによっても、所定の既知容量の割合は変化する。また、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、例えばカフ圧値に応じて、定容量脈波発生ユニット６３が給気する容量値が変化するものであってもよい。

エアー抵抗６６とシリーズ接続された電磁弁６５ａがオープンとなっている時は、エアー抵抗６６を介しているので、メインカフ４０と下流側サブカフ５０間の静的圧力が維持されつつも、脈波的には独立状態が保たれる。従って、電磁弁６５ａはなくても構わない。また、電磁弁６５ａ，６５ｂ，８３の代わりに抵抗が用いられても構わない。また、電磁弁８３とメインカフ４０の間にもエアー抵抗が介装されていても構わない。

尚、所定の既知容量の空気を送り込む前に下流側電磁弁６５ａをオープンにしておく必要があるのは、定容量脈波発生ユニット６３の背圧と給気圧を同一レベルにしておくことで、ダイヤフラム６３ｅを挟んで形成されている第１の閉塞空間６３ｃと第２の閉塞空間６３ｄの圧力均衡が維持され、必要な容量の空気を給気口６３ａから下流側サブカフ５０に送り込むために、短時間で最低限の電流をコイル６３ｇに通電することで済むからである。

次に、脈波伝搬速度ＰＷＶの測定方法（ＰＷＶ算出手段１３の詳細）について説明する。

ＰＷＶ算出手段１３は、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、所定のカフ圧毎又は所定の時間毎又は所定の脈波検出毎に上流側サブカフ７０で検出された上流側脈波と、下流側サブカフ５０で検出された下流側脈波とを、同じ拍同士で比較し、両脈波が上流から下流に伝搬するのにかかった時間（伝搬時間）を脈波波形から算出し、この伝搬時間の逆数を、上流−下流間の距離で除算して脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力特性を算出する手段である。尚、本実施例では、上流側サブカフ７０と下流側サブカフ５０との間の距離は、それぞれのカフの中心から中心まで９０ｍｍである。

本実施例では、脈波伝搬速度ＰＷＶは、検出された上流側脈波と下流側脈波を同じ拍同士で、拍毎に比較し、両脈波が上流から下流に伝搬するのにかかった時間（伝搬時間）を脈波波形から算出し、この伝搬時間の逆数を、上流−下流間の距離で除算して得られる。尚、本実施例では、上流側サブカフ７０と下流側サブカフ５０との間の距離は、それぞれのカフの中心から中心まで９０ｍｍである。

従来は、脈波伝搬速度ＰＷＶを求めるため、例えば、上腕と足首に脈波検出センサを設け、脈波が上腕から足首まで伝搬する時間の計測を行い、上腕〜足首間の距離を実測していた。しかしこの場合、上腕〜足首間の距離は、個人差が非常に大きいため、一律に距離を決めてしまうと非常に誤差が大きくなるものであった。また個別に実測を行なったとしても、上腕〜足首間の距離は非常に長いため、このことも誤差要因となる。しかも、上腕と足首にそれぞれ、血圧測定用カフとは異なるセンサを取付けるという手間が発生していた。

更に、従来の脈波伝搬速度ＰＷＶは、被験者が横たわった状態で平常時に測定されるため、測定時の血圧が被験者によって異なる。脈波伝搬速度ＰＷＶには、図１３に示す、動脈硬化度別のＰＷＶ−血圧特性を表すグラフからも分かるように、圧力依存性（測定時の被験者の血圧値やＴＰ値（血管内圧値と血管外圧値の差分）によってその数値が変わること）があることが知られており、動脈硬化度によってのみならず、血圧値によっても脈波伝搬速度ＰＷＶが変化することから、動脈硬化度の評価を行なうためには、所定の血圧値におけるＰＷＶ値に換算する必要があった。

しかし、本発明では、メインカフ４０下の上流側と下流側に所定距離離間して設けられたカフ５０，７０に接続されたセンサ６１，８１から脈波を検出して、これら脈波間の伝搬時間と、既知の距離に基づいて脈波伝搬速度ＰＷＶを求めるので、従来のように血圧測定用カフ以外の装置を被験者の体に取付ける必要がなく、センサ間の距離を実測する必要がない。

また、上腕−足首間の距離と比較しても、メインカフ４０内の上流側と下流側の距離は短いため、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出精度は向上することが期待される。

また、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、脈波伝搬速度ＰＷＶを求めることが出来るので、脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力特性を即座に求めることが出来る。従って、所定の血圧値における脈波伝搬速度ＰＷＶに換算することなく、脈波伝搬速度ＰＷＶと圧力値との関係を表すグラフをそのまま動脈硬化度の評価に用いることが出来るようになる。もちろん、このグラフから、特定の圧力値における脈波伝搬速度ＰＷＶを求めることも可能である。

上記説明した図２の構成の血圧脈波検査装置１を用いて、被験者の血圧、血管コンプライアンスＫ、脈波伝搬速度ＰＷＶを測定する実施例につき、図６〜図１２のフローチャート及び、先に説明した図２の構成図を参照しながら説明する。

まず、本実施例の全体フローについて、図６を参照しながら説明する。尚、前提として、被験者の上腕または下肢に、本実施例の下流側サブカフ５０と上流側サブカフ７０が固着されたメインカフ４０を巻き付けておく必要がある。

血圧脈波検査装置１は、まず、メインカフ４０を十分に加圧して、被験者の血流を十分に阻止した状態から、カフ圧を徐々に減圧（排気）していく過程で、メインカフ４０から検出される脈波に基づいて被験者の血圧を測定し、同じ過程において、下流側サブカフ５０から検出される脈波に基づいて血管コンプライアンスＫを測定する（Ｓ１０）。

尚、本実施例では、ＴＰ（Ｔｒａｎｓｍｕｒａｌ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ：血管内圧値Ｐａ−血管外圧値Ｐｅ）が負の時のみならず正の時にも、血管コンプライアンスＫを測定するようにしているが、Ｓ１０で測定される血管コンプライアンスＫは、血圧測定と同過程で測定されるようになっていることから、ＴＰが主に負の時に測定される数値である。

所定時間経過後（Ｓ２０）、血圧脈波検査装置１は、ＴＰが主に正の時に測定される血管コンプライアンスＫと、脈波伝搬速度ＰＷＶを測定する（Ｓ３０）。この段階では既に血圧の測定と、ＴＰが負の時の血管コンプライアンスＫの測定を終えているので、メインカフ４０は、血管コンプライアンスＫを測定していないＴＰの状態になるまで加圧すればよい。

尚、Ｓ２０の所定時間とは、Ｓ１０でカフによって阻血されていた動脈流が、通常状態（血液がスムーズに流れる状態）に復帰し、Ｓ３０で血管コンプライアンスＫ等を誤差なく測定開始できるようになる時間であり、数秒〜数十秒である。

血圧脈波検査装置１は、測定された血圧、血管コンプライアンスＫ、脈波伝搬速度ＰＷＶに基づいて解析を行い、総合的判断として動脈硬化パラメータを算出し、その結果を出力する（Ｓ４０）。

以下、Ｓ１０〜Ｓ４０の各フローの詳細について説明する。まず、Ｓ１０の血圧、血管コンプライアンスＫ測定のフローについて図７〜図９のフローチャートを参照しながら説明する。

制御部１０は、表示／スイッチ部２０のスイッチ部等からの指令に基づいて、血圧測定を開始する（Ｓ１００）。

制御部１０は、メインカフ４０への加圧を制御するため、まず、排気弁駆動回路４４に排気弁４３の閉塞を指示する（Ｓ１０５）。そして、ポンプ駆動回路４２にポンプ駆動を指示し、メインカフ４０への加圧を開始する（Ｓ１１０）。ここでの加圧値は、表示／スイッチ部２０の表示画面に表示される（Ｓ１１５）。

制御部１０は、加圧値が設定値に達するまで、ポンプ駆動回路４２にポンプ駆動を指示し（Ｓ１２０）、設定値に達した時点で、ポンプ駆動回路４２にポンプ停止を指示する（Ｓ１２５）。尚、ここでの設定値とは、最高血圧値以上の圧力値を指すが、この時点で被験者の最高血圧値は測定されていないため、一般的な最高血圧値に対して余裕をもった圧力値（例えば、１８０ｍｍＨｇ）に設定される。

ポンプ４１による加圧が停止したところで、制御部１０は、電磁弁６５ｂをクローズする（Ｓ１３０）。これにより、定容量脈波発生ユニット６３の給気口６３ａと背圧吸気口６３ｂは、電磁弁６５ａとエアー抵抗６６を介して連通状態となり、メインカフ４０と下流側サブカフ５０間で静的な圧力が同一となるようになる。

制御部１０は、排気弁駆動回路４４に排気弁４３の開閉制御を指示する（Ｓ１３５）。具体的には、１秒間に数ｍｍＨｇ（例えば４ｍｍＨｇ）の割合で、メインカフ４０のカフ圧が減圧されるよう排気弁４３の制御を行なう。

制御部１０がＳ１３５でメインカフ４０内のカフ圧を徐々に減圧させていく過程で、制御部１０は、図８のフローチャートに示す容積脈波ΔＶの測定を行なうことになる（Ｓ１４０）。

以下に、図８のフローチャートを参照しながら、Ｓ１４０の詳細について説明する。下流側脈波抽出回路６２は、下流側センサ６１から検出されるカフ圧を常時監視し、抽出された脈波の全波形をメモリ３０に記憶する。メインカフ４０のカフ圧は、カフ圧が所定値Ｐ_ｉ（ｉ＝１〜ｎ）になるまで減圧される（Ｓ１４５）。

尚、Ｓ１４０の容積脈波測定の詳細である、Ｓ１４５〜Ｓ１９５までのフローは、カフ圧の減圧過程で、後述するＳ２１０でカフ圧がＫ測定下限値以下になったかどうかの判断が行なわれた結果、Ｋ測定下限値以下でない場合には、再び、同じフローが繰り返されるようになっている。そのため、所定値Ｐ_ｉのｉは、１から順次、加算更新されることになる。

本実施例で、所定値Ｐ_ｉは、被験者の１脈波毎に１の値が決定されるものである。つまり、脈波数だけ所定値Ｐ_ｉが存在する。制御部１０は、例えば、抽出された脈波を常時、時間微分し、微分値（波形の傾き）が負から正に変化したポイントにおけるカフ圧Ｐ_ｉ＝Ｐ１と定め、メモリ３０に記憶する。微分値が負から正に変化するということは、新たな脈波が発生したということであり、これによって脈波が認識される（Ｓ１５０）。

脈波が認識されると、下流側脈波抽出回路６２は、先に決定されたカフ圧Ｐ１からの圧力差である振幅が最大となる脈波ピーク点Ｐ_ｐを認識し、その脈波ピーク点Ｐ_ｐにおける脈波振幅値ΔＰ（Ｐ１）を脈波毎の振幅値としてメモリ３０に記憶しておく（Ｓ１５５）。

尚、脈波ピーク点Ｐ_ｐを認識するためには、脈波波形の時間微分を連続的に行い、微分値が正から負に変化する過程で０になるポイントを探す方法、カフ圧Ｐ_ｉの圧力変化分を連続的に監視し、変化分が最大になるポイントを探す方法等、どのような方法が採用されてもよい。

制御部１０は、脈波ピーク点Ｐ_ｐを認識してから所定時間Δｔが経過するのを待つ（Ｓ１６０）。Δｔ経過後、電磁弁６５ａをクローズする（Ｓ１６５）。これは、メインカフ４０と下流側サブカフ５０とを完全に絶縁し、定容量脈波発生ユニット６３からの給気が確実に下流側サブカフ５０に行なわれ、メインカフ５０に漏れないようにするためである。尚、Δｔの値は、次の脈動が開始するまでの期間ならいつでもよいが、本実施例では、Δｔ＝２００ｍｓとしている。また、脈波の振幅値が、脈波ピーク点Ｐ_ｐにおける脈波振幅値ΔＰ（Ｐ_ｉ）の５０％になった時にΔｔが設定されてもよい。

更にその直後、制御部１０は、脈波発生駆動部に指令を出し、定容量脈波発生ユニット６３のコイル６３ｇにｔ２時間、既知容量ΔＶ_０（０．１５ｃｃ）だけ下流側サブカフ５０内の容積が増えるよう電流を供給する。この電流によってコイル６３ｇと磁石６３ｉの間に発生した起電力は、可動フランジ部６３ｆを上下させる。可動フランジ部６３ｆの上下に伴い、ダイヤフラム６３ｅが振動し、第１の閉塞空間６３ｃ内の既知容量ΔＶ_０分の空気が下流側サブカフ５０に給気される（Ｓ１７０）。尚、本実施例では、既知容量ΔＶ_０＝０．１５ｃｃとしているが、脈波毎に異なっていてもよく、その場合、コイル６３ｇに与える電流値を制御すればよい。

これにより、下流側サブカフ５０のカフ圧は、既知容量ΔＶ_０分の容量増加に伴い増加する。下流側脈波抽出回路６２は、この時の脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ１）を下流側センサ６１から検出し、メモリ３０に記憶させる（Ｓ１７５）。

尚、定容量脈波発生ユニット６３の駆動を、脈波のピークが過ぎてからΔｔ後としているのは、仮に脈波のピーク時等に駆動した場合に、既知容量ΔＶ_０分の容量増加に伴う脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ１）が、ピーク波形に重畳して表れるため、変動分を正確に測定することが困難となるため、これを確実に防止するためである。

ｔ２時間経過後、先の電磁弁６５ａをオープンする（Ｓ１８０）。これによって、再び、メインカフ４０と下流側サブカフ５０との静的圧力が同一にされる。

ここで図１４に、Ｓ１４５〜S１８０の過程が繰り返し実行され、下流側センサ６１で検出された脈波波形を、カフ圧ＰｉがＰ１，Ｐ２，Ｐ３となった時の計３脈波分記録したものを示し、そのうちの１脈波（カフ圧ＰｉがＰ１の時の脈波）の拡大波形を図１５に示す。図１５において、カフ圧Ｐ_ｉがＰ１となるポイントから脈波ピーク点Ｐ_ｐを迎え、脈波ピーク点Ｐ_ｐからΔｔ経過したところで表れている略矩形状の波形が、所定の既知容量ΔＶ_０を給気した時の脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ１）である。本実施例では、略矩形状の脈波波形が表れるような電流をコイル６３ｇに供給しているが、必ずしも、略矩形状の波形を発生させる必要はない。

脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ１）が下流側センサ６１から検出された後、Ｋ算出手段１２は、脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ１）と既知容量ΔＶ_０の値に基づいて、カフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ１）を計算する（Ｓ１８５）。カフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）とは、カフ圧がＰ_ｉの時の、カフ内容積の単位容量変化当りのカフ圧の変動量を表すものであり、Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）＝ΔＰ_０（Ｐ_ｉ）／ΔＶ_０で求められる。

図１６は、複数種類の異なるカフについて、本実施例で測定された脈波の圧力変動量ΔＰ_０（Ｐ_ｉ）とカフ圧Ｐ_ｉの関係を、示すグラフである。尚、本実施例では、既知容量ΔＶ_０の値は、カフ圧Ｐ_ｉに関わらず一定である。つまり、図１６のグラフの傾向は、そのままカフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）を表していることになる。図１６によれば、カフの種類及びカフ圧Ｐ_ｉによってカフの感度は変化することが分かるので、このようにカフの感度を個別に求めて、正確な容積脈波ΔＶや血管コンプライアンスＫを求めることの重要性が理解できる。

Ｋ算出手段１２は、脈波ピーク点Ｐ_ｐにおける脈波振幅値ΔＰ（Ｐ１）と、カフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ１）に基づいて、容積脈波ΔＶ（Ｐ１）を計算する（Ｓ１９０）。容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）は、圧力単位である、脈波ピーク点Ｐ_ｐにおける脈波振幅値ΔＰ（Ｐ_ｉ）をカフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）に基づいて、容積単位に換算したものであるから、ΔＶ（Ｐ_ｉ）＝ΔＰ（Ｐ_ｉ）／Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）で求められる。

Ｋ算出手段１２は、求められた容積脈波ΔＶ（Ｐ１）をメモリ３０に記憶しておく（Ｓ１９５）。

一方、メイン側脈波抽出回路４６は、Ｓ１３５で排気制御が開始された時から常時、メインカフ４０側の脈波を抽出し、脈波毎の振幅値とともに、メモリ３０に蓄積しておく。そして、血圧算出手段１１は、カフ圧Ｐ_ｉが予め定められた血圧判定可能値（例えば、低血圧の人の最低血圧値４０ｍｍＨｇ）に達した時点（Ｓ２００）で、メモリ３０に蓄積された脈波の振幅値に基づき、最高血圧値ＳＢＰ，最低血圧値ＤＢＰ，平均血圧値ＭＢＰの判定を行い（Ｓ２０５）、メモリ３０に記憶しておく。

本実施例では、Ｓ１３５〜Ｓ１９５の過程は、カフ圧Ｐ_ｉが予め定められたＫ測定下限値以下になるまで、脈波毎に繰り返し行なわれる（Ｓ２１０）。つまり、カフ圧の減圧過程において、Ｋ測定下限値に達するまでに発生した脈波の数ｎだけ、容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）が算出される。Ｓ２１０において、カフ圧がＫ測定下限値以下になっていない場合は、Ｐ_ｉのｉの値が１更新され、例えば、前回のＳ１３５〜Ｓ１９５のフローでＰ_ｉ＝Ｐ１の時の脈波について容積脈波ΔＶが求められた場合には、次回はＰ_ｉ＝Ｐ２の時の脈波について容積脈波ΔＶが求められる。

尚、このフローにおいては、血圧判定と血管コンプライアンス測定とを兼ねてカフ制御を行なっているため、Ｋ測定下限値は最低血圧値としているが、最低血圧値以下の数値であればこれに限らない。

また、本実施例では、脈波の数ｎだけ、容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）が算出されるようにしているが、血管コンプライアンスの測定精度をそれ程要求されない場合や、制御部１０の処理能力、メモリ３０の記憶容量に限界があるような場合には、例えば、２脈波毎というように飛ばして容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）が算出されてもよい。また、Ｐ_ｉを予め決定しておいて（例えば、Ｐ_ｉ＝５ｍｍＨｇ毎）、カフ圧が決定したＰ_ｉに到達した時に発生した脈波に対する容積脈波を算出してもよい。

カフ圧Ｐ_ｉがこのフローにおけるＫ測定下限値以下になったら（Ｓ２１０）、容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）の測定は終了し、制御部１０は、排気弁４３、電磁弁６５ｂをそれぞれ開放する制御を行なう（Ｓ２２０）。

Ｋ算出手段１２は、Ｓ１４０で脈波毎に求められた容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）と、Ｓ２０５で求められた血圧値に基づいて、脈波毎の血管コンプライアンスＫ（Ｐ_ｉ）を算出する（Ｓ２２０）。血管内圧の変化分は、ＳＢＰ−ＤＢＰで求められるから、Ｋ（Ｐ_ｉ）＝ΔＶ（Ｐ_ｉ）／（ＳＢＰ−ＤＢＰ）で求められる。求められた血管コンプライアンスＫ（Ｐ_ｉ）は、メモリ３０に記憶される（Ｓ２２５）。

次に、メインフローＳ３０で、カフ圧Ｐ_ｉが平均血圧値ＭＢＰ以下における血管コンプライアンスＫと、脈波伝搬速度ＰＷＶの測定を行なうフローの詳細について、図１０、図１１を参照しながら説明する。

尚、血管コンプライアンスＫは先に、カフ圧Ｐ_ｉが最低血圧値ＳＢＰの時までは少なくとも測定されているが、測定の精度向上のため、また、脈波伝搬速度ＰＷＶを同時に測定する都合により、カフ圧Ｐ_ｉが平均血圧値ＭＢＰのポイントから測定を開始するものとする。従って、血管コンプライアンスＫは、カフ圧Ｐ_ｉによって、測定値が複数存在する場合もある。

まず、制御部１０は、排気弁駆動回路４４に、先のＳ２１５で開放された排気弁４３を再び閉塞するよう指示する（Ｓ３００）。続いて、ポンプ駆動回路４２に、ポンプ加圧開始を指示する（Ｓ３０５）。ここで、加圧中ないし以降の減圧中のカフ圧Ｐ_ｉが表示／スイッチ部２０の表示画面に表示される（Ｓ３１０）。

制御部１０は、先のＳ２０５で血圧判定手段が判定した平均血圧値ＭＢＰに基づき、ポンプ駆動回路４２にカフ圧Ｐ_ｉがＭＢＰに達するまでポンプ加圧を指示する（Ｓ３１５）。カフ圧Ｐ_ｉがＭＢＰに達したところで、ポンプ駆動回路４２にポンプ加圧停止を指示する（Ｓ３２０）。

その後、制御部１０は、排気弁駆動回路４４に排気弁４３の開閉制御を指示し、排気制御を行なう（Ｓ３２５）。

ここで、カフ圧がＫ測定下限値以下かどうかが判断され（Ｓ３３０）、Ｋ測定下限値以下でなければ、予め定められた脈波伝搬速度ＰＷＶの測定ポイント数に基づき、カフ圧Ｐ_ｉが所定の測定圧力に達するまで（Ｓ３４０）、排気制御を行い（Ｓ３２５）、所定の測定圧力に達したら、制御部１０は、排気弁駆動回路４４に排気制御を停止させるとともに、電磁弁６５ａ，６５ｂ，８３をクローズする（Ｓ３４５）。

このように、所定の測定圧力毎（例えば、１０ｍｍＨｇ毎）に、カフ圧を維持させた状態で、Ｋ算出手段１２は、その間に発生した脈波分だけ、Ｓ１４５〜Ｓ１９５のフローが繰り返され、下流側センサ６１の検出値から、容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）を算出し（Ｓ３５０）、この容積脈波ΔＶ（Ｐ_ｉ）と、先に求めたＳＢＰ−ＤＢＰとに基づいて、脈波毎に血管コンプライアンスＫを算出する（Ｓ３５５）。

更にこの間に、制御部１０は、下流側サブカフ５０から下流側脈波抽出回路６２によって抽出された脈波波形と、上流側サブカフ７０から上流側脈波抽出回路８２によって抽出された脈波波形を、同時に（時間と圧力値の対応関係が分かるように）メモリ３０に記憶する（Ｓ３６０）。

メモリ３０への記憶が終わったら、制御部１０は、電磁弁６５ａ，６５ｂ，８３をオープンにし（Ｓ３６５）、カフ圧Ｐ_ｉが次の測定ポイントに達するまで（Ｓ３４０）、排気制御を行ない（Ｓ３２５）、Ｓ３４５〜Ｓ３６５のフローを繰り返し実行する。そして、測定ポイントが、Ｋ測定下限値に達したら（Ｓ３３０）、最後に排気弁４３を開放して、カフを用いた測定が終了する（Ｓ３３５）。尚、本実施例において、Ｋ測定下限値は、測定精度の都合により、２５〜３０ｍｍＨｇに設定しているが、センサから、ノイズや誤差要因の少ない脈波検出が可能な限り、出来るだけ低い数値に設定されることが望ましい。

次にメインフローＳ４０で、動脈硬化パラメータを算出するフローの詳細について、図１２を参照しながら説明する。

まず、制御部１０は、メモリ３０に記憶されているデータ（例えば、血管コンプライアンスＫ（Ｐ_ｉ）や、測定ポイント毎の上流脈波波形、下流脈波波形）をロードする（Ｓ４００）。

ロードしたデータのうち、まず、血管コンプライアンスＫ（Ｐ_ｉ）については、カフ圧Ｐ_ｉが少なくとも最高血圧値からＫ測定下限値に至るまで、脈波毎に算出されているが、Ｓ１０とＳ３０の２回のフローに分けて算出されているため、これらを１つの圧力依存特性としてまとめる必要がある（Ｓ４１５，Ｓ４２０）。こうしてまとめて、測定された全ての血管コンプライアンスＫ（Ｐ_ｉ）と圧力の関係をグラフ表示したものを図１７に示す（Ｓ４２５）。

尚、図１７では、グラフの横軸がＴＰ（＝Ｐａ−Ｐｅ）となっているが、Ｐ_ｉ＝Ｐｅ（血管外圧）であり、Ｐａ＝ＳＢＰ−ＤＢＰであるから、この関係に基づいてＰ_ｉをそれぞれＴＰに換算している。また、測定ポイントは当然のことながら連続的ではないため、図１７には、統計処理が施され（Ｓ４１５）、測定値に基づいて近似された２次線形近似曲線が付加されている。

次に、Ｓ３６０で記憶された脈波波形に基づいて、制御部１０のＰＷＶ算出手段１３は、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する（Ｓ４１０）。具体的にはまず、上流側と下流側の脈波波形の時間軸を揃えた上で、同じカフ圧Ｐ_ｉ時に検出された脈波の相互遅延時間Δｔ１（Ｐ_ｉ）を算出する。

図１８（ａ）は、Ｐｉからの換算により求められたＴＰ＝１０ｍｍＨｇの時の、上流側脈波波形Ａと下流側脈波波形Ｂを、４〜５脈波分、同時間軸上に表示したグラフであり、図１８（ｂ）は、図１８（ａ）中、１脈波分の波形を拡大表示したグラフであり、また、図１８（ｃ）は図１８（ｂ）中、丸印で囲んだ部分の拡大グラフである。

図１８（ｂ）の丸印で囲んだ部分の頂点は、同じ脈波のそれぞれの開始ポイントを示している。従って、ＰＷＶ算出手段１３は、これらの上流側脈波と下流側脈波の開始ポイントのズレを時間で求めることにより、脈波伝搬時間Δｔ１（Ｐ_ｉ）を求める。

本実施例では、図１８（ｃ）に示すように、Δｔ１（Ｐ_ｉ）＝１０．２５ｍｓｅｃと求められる。脈波伝搬時間の求め方は、両方の脈波波形の時間微分値が０になるポイントを探し、そのポイント間の時間差を計算すればよい。またこの他の方法により脈波伝搬時間を求めてもよい。

上流側サブカフ７０と下流側サブカフ５０との距離は、本実施例では、中心−中心間でＬ＝９０ｍｍであるから、本実施例では、ＴＰが１０ｍｍＨｇの時の脈波伝搬速度ＰＷＶ＝Ｌ／Δｔ１（ＴＰ＝１０）＝９０［ｍｍ］／１０．２５［ｍｓｅｃ］＝８７８［ｃｍ／ｓｅｃ］となる。

このようにして、脈波伝搬速度ＰＷＶを、カフ圧Ｐ_ｉが平均血圧値ＭＢＰからＫ測定下限値の時まで、所定の測定ポイント毎（例えば、１０ｍｍＨｇ毎）に求め（Ｓ４１５，Ｓ４２０）、グラフ表示した結果が図１９である（Ｓ４２５）。尚、図１９についても、グラフの横軸は、カフ圧Ｐ_ｉからＴＰに換算されたものである。また、本実施例では、１０ｍｍＨｇ毎に脈波伝搬速度ＰＷＶの測定を行なっているため、統計処理を行い（Ｓ４１５）、測定値に基づき近似された１次線形近似直線が付加されている。

図１９に示した被験者のＰＷＶ特性の数値や傾きを、先に示した図１３と比較し、図１３のどの直線に近いかを判定することによって、被験者の動脈硬化度を判定することが可能である。尚、図１３の複数のＰＷＶ直線は、直線の傾きが大きく、ＰＷＶの絶対値が全体的に高い程、動脈硬化度が高いことを示している。図１９の被験者のＰＷＶ特性を図１３のＰＷＶ直線に重ね合わせると、この被験者の動脈硬化度は比較的高い、ということが一目瞭然にして把握出来る。

尚、図１９に示されているように、１次線形近似を行ない、ＰＷＶ直線を圧力の関数に数式化することで、所定の圧力時のＰＷＶ値を容易に算出することが出来るので、従来の動脈硬化度判定に用いられているＰＷＶ（８０）を算出することも可能となる（Ｓ４３０）。尚、本実施例においては、血管コンプライアンスＫも測定され、近似された状態でグラフ表示されているから、図１７のグラフからＫ（８０）を求めることも可能であり、先のＰＷＶ（８０）との比較評価が可能となる。

更に本実施例では、ＰＷＶ（８０）、Ｋ（８０）に加え、スティフネスパラメータβを求めることが出来る（Ｓ４３０）。

ここで、図２０の管法則のグラフにおいて、血管断面積をＡとし、任意の地点におけるＴＰと血管断面積ＡをそれぞれＰ_０、Ａ_０とし、血管断面積ＡとＴＰ（Ｐ）との間には、次式の非線形管法則が成立する。

ｌｎ（Ｐ／Ｐ_０）＝β{Ａ−Ａ_０）／Ａ_０}^１／２
Ｐ＝Ｐ_０＊ｅｘｐ{β（ΔＡ／Ａ_０）^１／２}
Ｐ_ＳＹＳ＝Ｐ_ＤＩＡ＊ｅｘｐ{β（ΔＡ／Ａ_{Ｐ＝ＤＩＡ}）^１／２}

ここで、Ｐ_ＳＹＳ＝最高血圧値であり、Ｐ_ＤＩＡ＝最低血圧値である。上式より、βを算出することが出来る。

以上のように求められた脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力依存特性、血管コンプライアンスＫの圧力依存特性のグラフ、ＰＷＶ（８０）、Ｋ（８０）、βと、これらの結果に基づいて解析を行い得られた動脈硬化度(例えば、硬い・普通・柔らかいの複数段階表示等）を、表示／スイッチ部２０の表示画面に表示したり、プリントアウトする（Ｓ４３５）。

最後に、本実施例で血管コンプライアンスと、脈波伝搬速度とを、同じ血圧脈波検査装置１を使って、同時に測定出来ることのメリットについて説明する。

血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶとの間には、ＰＷＶ＝√Ａ／ρＫ（Ａ：血管断面積、ρ：血液密度）の関係が成立することが知られている。また、血管コンプライアンスＫの圧力依存特性と、管法則（血管断面積Ａの圧力依存特性）との間には、相互に微分積分の関係が成立することが知られている。

そこで、図１７のように求められた血管コンプライアンスＫの近似曲線を積分すると、図２０に示すような、血管断面積とＴＰの関係を表すいわゆる管法則曲線が得られる。このように、解剖学的・侵襲的な手法によらず、非侵襲的な測定方法で、血管コンプライアンスから被験者の血管断面積を求めることが出来るのも、本発明の特徴の１つであるが、更に、この図２０から求められた血管断面積Ａを用いて、上記√Ａ／ρＫを計算することで、血管コンプライアンスＫからも脈波伝搬速度ＰＷＶを求めることが出来るようになる。

一方、あるＴＰ値で血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶが同時に測定されると上述の血管断面積Ａとの関係式から、そのＴＰ値における血管断面積を求めることが出来る。このことにより、ＴＰが正（血管内圧＞血管外圧）の圧力領域のみでも管法則の曲線を求めることができる。

つまり、血管コンプライアンスＫから求められた脈波伝搬速度ＰＷＶと、純粋にカフ間の距離を脈波伝搬時間で除算して求められた脈波伝搬速度ＰＷＶとを、比較することで、血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶ間の整合性の検証を行なうことが出来、測定精度の向上につなげることが出来る。

しかも、血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶは、ともに同じ血圧脈波検査装置１で測定されたものであるので、相互の相関性は基本的に保証されており、万一相関性がないと分かった場合には、測定ミスや装置の不具合の可能性を辿り、検証することで、測定精度、装置完成度を向上することが出来る。また、別途装置を必要とせず、１台の装置で、血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶを測定出来るから、被験者の煩わしさもない。

従来、脈波伝搬速度ＰＷＶは、特定の圧力値１点においての算出しかされなかったし、血管コンプライアンスＫについても、特定の圧力値１点においてしか算出されないか、もしくは、カフ圧Ｐ_ｉが最低血圧値〜最高血圧値の範囲のみでしか測定出来なかったので、血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶとを相互に比較することがそもそも出来ず、整合性や相関性を検証することが出来なかった。

しかし、本発明では、脈波伝搬速度ＰＷＶと血管コンプライアンスＫの両方につき、圧力依存特性が求められるだけでなく、血管コンプライアンスＫが脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力範囲と同じ範囲でも測定されるので、相互の比較、検証が行えるようになる。

例えば、図２１は、血管コンプライアンスＫと、血管コンプライアンスＫから算出された脈波伝搬速度ＰＷＶの、ＴＰとの関係を同時にグラフに表示したものである。実際、動脈硬化度の指標として重要なのは、ＴＰ＞０の範囲であり、この範囲で、脈波伝搬速度ＰＷＶのみならず血管コンプライアンスＫも測定できるということには大変意義があるものである。

また、今までＴＰ＜０でしか測定できなかった血管コンプライアンスＫをＴＰ＞０で測定出来るようになっただけでなく、今までＴＰ＞０でしか測定できなかった脈波伝搬速度ＰＷＶをＴＰ＜０でも求められるようになったので、今後、ＴＰ＜０における脈波伝搬速度ＰＷＶの検証・解析が行なわれ、動脈硬化の解明につながることが期待される。

以上、血圧脈波検査装置１，１ａの実施例につき説明したが、本発明の血圧脈波検査装置は、上記実施例で説明した構成要件の全てを備えた血圧脈波検査装置１，１ａに限定されるものではなく、各種の変更及び修正が可能である。また、かかる変更及び修正についても本発明の特許請求の範囲に属することは言うまでもない。

本実施例では、血管コンプライアンスＫに加えて、脈波伝搬速度ＰＷＶをも測定する場合について説明したが、脈波伝搬速度ＰＷＶの測定は任意であってもよい。脈波伝搬速度ＰＷＶを測定しない場合には、少なくとも、上流側サブカフ７０及び上流側脈波検出部８０は不要である。また、メインカフ４０で検出される脈波に基づいて血管コンプライアンスＫを測定する場合には、サブカフ５０，７０とも不要となる。

また、本実施例では、メインカフ４０から検出される脈波に基づいて血圧を測定し、下流側サブカフ５０から検出される脈波に基づいて血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶの両方を測定するようにしたが、下流側サブカフ５０で血圧も測定されてもよい。但しメインカフ４０は、十分な圧力で被験者の血流を阻止する役割を基本的に担っているため、メインカフ４０を含み、血圧測定に必要な構成手段は、血圧脈波検査装置には必須である。

また、血管コンプライアンスＫは、必ずしも血流方向の下流側で測定される必要はなく、下流側サブカフ５０は、血管コンプライアンスＫと脈波伝搬速度ＰＷＶの測定を兼用している必要もない。

例えば、下流側サブカフ５０と上流側サブカフ７０の略中間地点に血管コンプライアンスＫを専用に測定するカフが設けられ、当該カフが定容量脈波発生ユニット６３に接続されていてもよい。この場合で、脈波伝搬速度ＰＷＶの測定も行なうのであれば、下流側サブカフ５０と上流側サブカフ７０も必要となるため、メインカフ４０の内周側に３つのカフが並んで固着されることとなる。尚、上述した実施例の場合は、メインカフ４０に設けられるカフは、合計２個で済むので、製造容易性、製造コストの面では有利である。

制御部１０は、血圧を算出する血圧算出手段１１の他、Ｋ算出手段１２やＰＷＶ算出手段１３を備えるが、その他、血管コンプライアンスＫ、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出するために必要な制御や、これらの測定に伴う電磁弁開閉制御等も行なうことは言うまでもない。

本明細書で説明した定容量脈波発生ユニット６３の構成は、あくまで一実施例であり、カフに所定の既知容量の空気を給気する役割を果たす定容量ポンプであれば、その構成は実施例に記載したものに限らない。

実施例では、上流側脈波と下流側脈波の波形データの記憶後、図１２のＳ４１０で、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出が行なわれたが、波形データ記憶と同時に脈波伝搬速度ＰＷＶの算出が行なわれてもよい。また、血管コンプライアンスＫの算出は、容積脈波ΔＶの算出のみ先に行なっておいて、下流側脈波波形と脈波振幅値とともにメモリ３０に記憶しておき、Ｓ４１０の前後のフローで、脈波伝搬速度ＰＷＶとともに血管コンプライアンスＫが算出されてもよい。

実施例では、カフ圧Ｐ_ｉが最高血圧値からＫ測定下限値に至るまでの期間で、血管コンプライアンスＫを求めるために、２段階のフローに分け、脈波伝搬速度ＰＷＶの測定範囲と血管コンプライアンスＫの測定範囲が重複する部分については、脈波伝搬速度ＰＷＶと血管コンプライアンスＫを同時に測定するようにしたが、カフ圧Ｐ_ｉを変化させる１回の過程で、全範囲の血管コンプライアンスＫが測定されてもよい。

また、その時に、脈波伝搬速度ＰＷＶも、予め定められたカフ圧値から測定が開始されてもよい（予め定められたカフ圧値は、例えば、一般的な被験者の平均血圧値を採用して決められてもよい）。そうすれば、カフ圧Ｐ_ｉを変化させる１回の過程で、測定可能な脈波伝搬速度ＰＷＶと血管コンプライアンスＫが全て測定されることになり、測定時間の短縮につながる。

実施例では、カフを最高血圧値まで加圧してから、徐々に減圧する過程で測定を行なったが、徐々に加圧する過程で測定が行なわれてもよい。

また、実施例では、脈波抽出回路が脈波を抽出する毎に、定容量脈波発生ユニット６３を駆動させたり、血管コンプライアンスＫや脈波伝搬速度ＰＷＶの測定を行なったが、必ずしも全ての脈波を抽出する毎に、もしくは所定間隔で脈波を抽出する毎に、これらの動作が行なわれる必要はない。つまり、定容量脈波発生ユニット６３の駆動や、血管コンプライアンスＫや脈波伝搬速度ＰＷＶの測定が、脈波抽出に同期している必要はなく、所定のカフ圧Ｐ_ｉ毎（例えば１０ｍｍＨｇ毎）や所定の時間毎（例えば、０．５ｍｓ経過毎）に行なわれ、それに伴い血管コンプライアンスＫや脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力特性が求められればよい。

例えば、定容量脈波発生ユニット６３は、脈波の抽出とは関係なく、脈波抽出とは非同期で生成された一定周期のクロック信号等により、所定時間毎に既知容量の圧力変動をカフに加え、圧力変動が加えられた際に、血管コンプライアンスＫが測定されてもよい。このようにしても、メインカフ４０内の圧力を変化させる過程であれば、血管コンプライアンスＫの圧力特性を求めることが出来る。もちろん、より高精度に血管コンプライアンスＫを測定したい場合には、本実施例のように、抽出された全脈波について、脈波毎に血管コンプライアンスＫを求めてもよい。

また、定容量脈波発生ユニット６３の駆動は、血圧測定時にメインカフ４０のカフ圧を変化させる過程と同時期である必要はなく、別途のカフ圧変化過程で、定容量脈波発生ユニット６３を駆動させて、カフの感度を測定してもよい。

また、定容量脈波発生ユニット６３が加える所定の既知容量は、実施例では、図１４，図１５に示したように、１パルスの矩形波が出力されるような値としたが、所定の脈波抽出毎に、例えば振幅値の異なる階段状の既知容量を複数段に渡りカフに加え、段毎にカフの感度を計算して所定の脈波毎に平均化処理を行なう等することによって、カフの感度の精度が向上する。

Ｋ算出手段１２は、特定の脈波において、カフの感度と脈波の振幅値が算出される度に、リアルタイムで血管コンプライアンスＫを算出することが可能であるから、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、リアルタイムに血管コンプライアンスＫの値を表示／スイッチ部２０に表示させることも出来、測定の迅速性、簡便性が要求される家庭用の血圧脈波検査装置に好適である。

また同様に、ＰＷＶ算出手段１３も、サブカフ５０，７０から特定の脈波を検出する度に、リアルタイムで脈波伝搬速度ＰＷＶを算出することが可能であるから、メインカフ４０のカフ圧を変化させる過程で、リアルタイムに、脈波伝搬速度ＰＷＶの値を表示／スイッチ部２０に表示させることも出来る。

特に家庭用血圧脈波検査装置において、更なる迅速性、簡便性が要求されるような場合には、定容量脈波発生ユニット６３の駆動を、特定のカフ圧Ｐ_ｉ１点ないし数点において行なうようにし、求められたカフの感度Ｓ_ｅ（Ｐ_ｉ）を（数点測定された場合には平均化等して）その測定時における一律の値として使用し、血管コンプライアンスＫの圧力特性を求めてもよい。

つまり、本明細書において「カフの感度を個別に測定する」の「個別」とは、１人の被験者による１回の測定毎、という広い意味と、１回の測定内で所定時間毎又は所定の脈波検出毎又は所定のカフ圧毎、という意味の両方を指している。

本発明の血圧脈波検査装置の構成を示す図である。 本発明の血圧脈波検査装置の別の構成を示す図である。 カフの断面、平面、側面構造を示す図である。 圧力ダンパーによる減衰特性を示すグラフである。 定容量脈波発生ユニットの機械的構造を示す図である。 本発明の血圧脈波検査装置を用いて動脈硬化を測定する際のメインフローを示す図である。 血圧、血管コンプライアンスを測定するフローを示す図である。 容積脈波を測定するフローを示す図である。 血圧、血管コンプライアンスを測定するフローを示す図である。 血管コンプライアンス、脈波伝搬速度を測定するフローを示す図である。 血管コンプライアンス、脈波伝搬速度を測定するフローを示す図である。 動脈硬化パラメータを算出するフローを示す図である。 脈波伝搬速度と血圧の関係を、動脈硬化度別に示すグラフである。 下流側サブカフのセンサで検出された脈波波形を３脈波分記録したグラフである。 図１４のグラフ中、１脈波を拡大したグラフである。 定容量脈波発生ユニット駆動時の脈波の圧力変動量とカフ圧の関係を示すグラフである。 血管コンプライアンスとＴＰの関係を示すグラフである。 ＴＰ＝１０ｍｍＨｇの時の、上流側脈波波形と下流側脈波波形を同時間軸上に表示したグラフである。 脈波伝搬速度をとＴＰの関係を示すグラフである。 図１７のグラフを積分して得られた血管断面積と、ＴＰの関係を示す管法則曲線である。 ２通りの算出方法で算出された脈波伝搬速度と、ＴＰの関係を同時に示すグラフである。

符号の説明

１，１ａ：血圧脈波検査装置
１０：制御部
１１：血圧算出手段
１２：Ｋ算出手段
１３：ＰＷＶ算出手段
２０：表示／スイッチ部
３０；メモリ
４０：メインカフ
４０ａ：アウターカバー
４０ｂ：圧力ダンパー
４１：ポンプ
４２：ポンプ駆動回路
４３：排気弁
４４：排気弁駆動回路
４５：メイン側センサ
４６：メイン側脈波抽出回路
５０：下流側サブカフ
６０：下流側脈波検出部
６１：下流側センサ
６２：下流側脈波抽出回路
６３：定容量脈波発生ユニット
６３ａ：給気口
６３ｂ：背圧吸気口
６３ｃ：第１の閉塞空間
６３ｄ：第２の閉塞空間
６３ｅ：ダイヤフラム
６３ｆ：可動フランジ部
６３ｇ：コイル
６３ｈ：ホールピース
６３ｉ：磁石
６３ｊ：ヨーク
６４：脈波発生駆動回路
６５：下流側電磁弁
６６：エアー抵抗
７０：上流側サブカフ
８０：上流側脈波検出部
８１：上流側センサ
８２：上流側脈波抽出回路
８３：上流側電磁弁

Claims (16)

1. 被験者に巻回されるメインカフを備えた血圧脈波検査装置において、
   所定の既知容量の圧力変動を、前記メインカフに対して加える定容量脈波発生ユニットと、
   前記定容量脈波発生ユニットの駆動時に前記メインカフで検出される脈波の圧力変動量と前記既知容量値とに基づいて前記カフの感度Ｓを算出するカフ感度算出手段と、
   を備えることを特徴とする血圧脈波検査装置。
2. 被験者に巻回されるメインカフを備えた血圧脈波検査装置において、
   前記メインカフの内周側に、前記被験者に当接するように設けられたサブカフと、
   所定の既知容量の圧力変動を、前記サブカフに対して加える定容量脈波発生ユニットと、
   前記定容量脈波発生ユニットの駆動時に前記サブカフで検出される脈波の圧力変動量と前記既知容量値とに基づいて前記カフの感度Ｓを算出するカフ感度算出手段と、
   を備えることを特徴とする血圧脈波検査装置。
3. 前記血圧脈波検査装置は、
   前記感度Ｓと脈波の振幅値ΔＰとに基づいて、血管内圧が増加したときに血管の単位長さ当り増加する血管内容積を示す容積脈波ΔＶを算出し、前記容積脈波ΔＶから動脈硬化の指標である血管コンプライアンスＫを算出するＫ算出手段を備える
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血圧脈波検査装置。
4. 前記血圧脈波検査装置は、
   いずれかの前記カフから検出された脈波に基づいて、前記被験者の最高血圧値ＳＢＰと最低血圧値ＤＢＰとを測定する血圧算出手段を備える
   ことを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
5. 前記定容量脈波発生ユニットは、
   前記カフで前記所定の脈波のピークが検出されてから所定時間後に駆動するよう制御される
   ことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
6. 前記定容量脈波発生ユニットは、
   前記カフに給気するための給気口と、
   前記給気口と連通した第１の閉塞空間を形成するダイヤフラムと、
   前記ダイヤフラムを振動させて前記第１の閉塞空間内の所定の既知容量の空気を給気する可動フランジ部と、
   通電により前記可動フランジ部を上下移動させるコイルと、
   を備えることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
7. 請求項６に記載の定容量脈波発生ユニットは、
   前記メインカフと接続された背圧吸気口を備え、
   前記背圧吸気口と連通した第２の閉塞空間が前記ダイヤフラムによって形成されており、
   前記定容量脈波発生ユニットの駆動直前まで、前記第１の閉塞空間は、前記第２の閉塞空間と同圧力に維持されるよう制御される
   ことを特徴とする請求項６に記載の血圧脈波検査装置。
8. 前記Ｋ算出手段は、
   前記メインカフのカフ圧を変化させて、前記血管コンプライアンスＫを、所定のＴＰ値（血管内圧値−血管外圧値）毎に算出するとともに、
   前記ＴＰ値で積分することによって、血管断面積とＴＰ値の関係を表す管法則曲線を求める
   ことを特徴とする請求項３から請求項７のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
9. 請求項８に記載の血圧脈波検査装置は、
   前記管法則曲線と、前記被験者の脈波伝搬速度ＰＷＶの圧力依存曲線とを比較して、前記血管コンプライアンスＫと前記脈波伝搬速度ＰＷＶの相関性を求める
   ことを特徴とする請求項８に記載の血圧脈波検査装置。
10. 前記血圧脈波検査装置は、
    前記サブカフを、２以上備え、
    いずれか２つの前記サブカフでそれぞれ検出される脈波間の伝搬遅延時間と、前記サブカフ間の所定距離とに基づいて、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出するＰＷＶ算出手段を備える
    ことを特徴とする請求項２から請求項９のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
11. 前記メインカフの外周側には、
    固定端となるようなアウターカバーのコアが設けられ、
    前記メインカフの膨らみが内側にのみ作用し、前記メインカフの外部環境に対して仕事をしない
    ことを特徴とする請求項１から請求項１０のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
12. 前記サブカフは、
    前記被験者の血流方向の上流端と下流端にそれぞれ設けられており、
    前記Ｋ算出手段は、前記下流端に設けられたサブカフで検出される脈波に基づいて前記血管コンプライアンスを算出する
    ことを特徴とする請求項３から請求項１１のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
13. 前記サブカフは、
    検出される脈波の相互干渉を防止する圧力ダンパーを介して、前記メインカフに固着されている
    ことを特徴とする請求項２から請求項１２のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
14. 前記サブカフは、
    圧力ダンパーを介して、前記メインカフに固着されており、
    前記メインカフとともにメインカフの圧力を測定肢に付加する
    ことを特徴とする請求項２から請求項１３のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
15. 前記Ｋ算出手段で血管コンプライアンスＫの算出に用いられる脈波は、
    前記血圧算出手段で血圧値の算出に用いられる脈波の検出と同じ、前記メインカフのカフ圧の制御過程で検出される
    ことを特徴とする請求項４から請求項１４のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。
16. 前記Ｋ算出手段で血管コンプライアンスＫの算出に用いられる脈波は、
    前記血圧算出手段による血圧値の決定後に、ＴＰが正（血管内圧＞血管外圧）となるような前記メインカフのカフ圧の範囲で検出される
    ことを特徴とする請求項４から請求項１５のいずれかに記載の血圧脈波検査装置。

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