JP2008212366A - 生体内管腔体評価装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】生体内の管腔体をその力学的性質に基づいて正確に評価することができる生体内管腔体評価装置を提供する。
【解決手段】被測定者２０の前腕２２が収容された圧力容器２４を負圧を含む圧力範囲で変化させる過程で、その圧力容器２４内に収容された前腕２２内の動脈４４の径( 断面形状値) Ｄが血管径算出部７６によって非侵襲で測定されるとともに、表示制御部( 表示制御手段) ８０によってその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化とが、表示器１６に表示される。このように、高圧領域において得られた動脈４４の径Ｄから、圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化、すなわち動脈４４の力学的性質が表示器１６に表示されるので、その力学的性質に基づいて動脈４４を正確に評価できる。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体内の管腔体を評価するための生体内管腔体評価装置に関するものである。
動脈、静脈、その他の生体内管腔体の柔軟性を非侵襲測定により客観的に測定し評価することは、たとえば、動脈硬化の進行度合いを逐次評価し、心筋梗塞、血管性脳梗塞、閉塞性動脈硬化や動脈瘤などの重篤な症状に至る前に治療を施すための情報として有効であることは良く知られている。
血管壁の弾性を評価するために、所定距離Ｌだけ離れた動脈上の２位置の間で脈波の時間差ＤＴに基づいて伝播速度ＰＷＶ( ＝Ｌ／ＤＴ）を測定し、その伝播速度ＰＷＶを用いて動脈硬化を評価する方法や、収縮期血圧( 最高血圧値) Ｐs のときの血管径Ｄs と拡張期血圧( 最低血圧値) Ｐd のときの血管径Ｄd とをたとえば１心拍中にそれぞれ記録し、スティフネス・パラメータβ[ ＝ln( Ｐs/Ｐd ) ÷( Ｄs −Ｄd )/Ｄd ] を算出し、そのスティフネス・パラメータβを用いて動脈硬化を評価する方法が知られている。たとえば、非特許文献１および非特許文献２に記載されたものがそれである。
「動脈波の臨床」２００３年４月１０日 株式会社メディカルレビュー社発行、９４−９５頁等 「メディカルテクノロジー」２００６年１月１５日 医歯薬出版株式会社発行、３５−４０頁
これに対し、より広い圧力範囲で測定するために、水を満たした袋で生体の測定部位を圧迫し、その圧迫圧力と血圧値との差を血管壁にかかる圧力( 経壁圧力) とし、その圧力を変化させたときの血管径の変化から、血管壁の弾性特性を測定する方法が提案されている。たとえば、非特許文献３に記載の血管の評価方法がそれである。これによれば、測定時の生理的圧力範囲或いは血管壁への加圧により、血管壁の内外差圧すなわち経壁圧力ＰＡ ( ＝動脈内圧−動脈外圧）の範囲が、拡張期血圧を下限値とし且つ収縮期血圧を上限値とする圧力範囲から、その下限値を拡張期血圧よりも低い値まで拡大されるので、その拡大された範囲で血管の弾性特性を知ることができる。
In Vivo Human Brachial Artery Elastic Mechanics; Alan J. Bank et al; Circulation 1999; vol.100; 41-47
しかしながら、上記従来の血管の弾性特性を測定する技術では、経壁圧力ＰＡ の上限値が収縮期血圧までの圧力範囲でしか血管の弾性特性を知ることができないという欠点があった。一般に、血管の弾性特性は非線型であり、血圧すなわち経壁圧力ＰＡ が高くなるに伴って、血圧変化に対する血管径Ｄの変化が急激に減少し、動脈硬化ではそのような特性が顕著に現れる。特に、加齢に伴う動脈硬化等による血管壁の硬化の場合には、比較的高血圧値領域において上記の血圧変化に対する血管径の変化が急峻に減少する特性が現れる。このため、診断や予防のために血管弾性の変化を正確に知るためにはその経壁圧力ＰＡ の上限値である高血圧値を超える高い圧力領域で血管弾性特性を測定して診断に用いることが望まれるが、上記特許文献３に記載の従来の方法では、経壁圧力が収縮期血圧以上の高圧領域で弾性特性を知ることができず、管腔体の弾性特性の精度が十分に得られないので、たとえば動脈硬化の診断精度も十分に得られ難いという欠点があった。
図１３は、経壁圧力ＰＡ と動脈の柔軟度を示すコンプライアンスＣＣとの関係を、健常者ＮＡＤ、軽度の動脈硬化患者Ｉ、中度の動脈硬化患者II、重度の動脈硬化患者III について示している。軽度の動脈硬化患者Ｉでは、１００ｍｍＨｇ付近のコンプライアンスは一旦増加して減少し、局部的に健常者ＮＡＤを超えるのに対し、高圧領域のコンプライアンスは連続的に減少する。すなわち、１００ｍｍＨｇ付近で変化が現れなくも、１５０ｍｍＨｇ以上の高圧領域においては先に変化が現れる。このことからも、従来の方法では、動脈硬化の診断精度も十分に得られ難いという欠点があった。
Biorheology; 1984;21(5):723-34. Richter HA, Mitteremayer C: Volume elasticity, modulus of elasticity and compliance of normal and arterotic human aorta.
本発明は以上の事情を背景として為されたもので、その目的とするところは、生体内の管腔体をその力学的性質に基づいて正確に評価することができる生体内管腔体評価装置を提供することにある。
上記目的を達成するための請求項１に係る発明の要旨とするところは、生体の一部内に位置する管腔体を評価するための生体内管腔体評価装置であって、(a) 表示器と、(b) 前記生体の一部を収容した状態で、負圧を含む圧力範囲で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、(c) その圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状値を非侵襲で測定する管腔体の断面形状測定装置と、(d) 前記圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを、前記表示器に表示させる表示制御手段とを、含むことにある。
また、請求項２に係る発明の要旨とするところは、請求項１に係る発明において、前記表示制御手段は、少なくとも前記断面形状値と前記圧力容器内の圧力値とを変数とする多次元座標内において、前記圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示す複数の点を、前記表示器に連続的に表示させることを特徴とする。
また、請求項３に係る発明の要旨とするところは、請求項１または２に係る発明において、前記表示制御手段は、前記圧力容器の内圧と前記管腔体の断面形状値とを、時間軸に沿って連続的に表示させることを特徴とする。
また、請求項４に係る発明の要旨とするところは、請求項１乃至３のいずれかに係る発明において、前記圧力容器の内圧を、予め設定された負の圧力である最低圧力値と予め前記生体の収縮期血圧以上に設定された正の圧力である最高圧力値との間で変化させる圧力制御手段を、含むことを特徴とする。
また、請求項５に係る発明の要旨とするところは、請求項１乃至４のいずれかに係る発明において、前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することを特徴とする。
前記目的を達成するための請求項６に係る発明の要旨とするところは、生体の一部内に位置する管腔体を評価するための生体内管腔体評価装置であって、(a) 前記生体の一部を収容した状態で、負圧を含む圧力範囲で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、(b) その圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状を非侵襲で測定する管腔体の断面形状測定装置と、(c) 前記圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて、その管腔体の力学的性質を示す評価値を算出する評価値算出手段と、(d) その評価値算出手段により算出された前記管腔体の力学的性質を示す評価値を出力する出力手段とを、含むことを特徴とする。
また、請求項７に係る発明の要旨とするところは、請求項６に係る発明において、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて、前記管腔体の柔軟性を示す評価値および／または前記管腔体の収縮能を示す評価値を算出することを特徴とする。
また、請求項８に係る発明の要旨とするところは、請求項７に係る発明において、前記管腔体の柔軟性を示す評価値は、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、コンプライアンスＤＣ、コンプライアンスＣＣ、および増分弾性係数Ｅｉｎｃ の少なくとも１つであり、前記管腔体の収縮能を示す評価値は、血管壁収縮率ＳＲ、血管壁収縮時定数τの少なくとも１つであることを特徴とする。
また、請求項９に係る発明の要旨とするところは、請求項６乃至８のいずれかに係る発明において、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された高圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値と前記経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された低圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値との比を算出することを特徴とする。
また、請求項１０に係る発明の要旨とするところは、請求項６に係る発明において、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器を予め設定された減圧値だけ減圧したときの前記管腔体の断面形状値の増加値と前記圧力容器を予め設定された増圧値だけ増圧したときの前記管腔体の断面形状値の減少値との比を算出することを特徴とする。
また、請求項１１に係る発明の要旨とするところは、請求項６乃至１０のいずれかに係る発明において、前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することを特徴とする。
また、請求項１２に係る発明の要旨とするところは、請求項１乃至１１のいずれかに係る発明において、前記生体の一部内に位置する管腔体は、その生体の一部内の動脈であることを特徴とする。
請求項１に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、生体の一部が圧力容器内に収容された状態で、負圧を含む圧力範囲でその圧力容器の内圧が変化させられる過程で、その圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状値が断面形状測定装置によって非侵襲で測定されるとともに、表示制御手段によってその圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とが、表示器に表示される。このように、生体の一部を収容する圧力容器内が負圧を含む圧力範囲で変化させられることによって、管腔体の経壁圧力の上限値が、従来では収縮期血圧に対応する経壁圧力までしか得られなかったのに対し、それを十分超える高圧領域まで拡大されることから、その高圧領域において得られた断面形状値から、圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化、すなわち管腔体の力学的性質が表示器に表示されるので、その力学的性質に基づいて管腔体を正確に評価できる。すなわち、経壁圧力が収縮期血圧以上の高圧領域で弾性特性を知ることができ、その弾性特性を精度良く把握できるので、たとえば動脈硬化の診断精度も十分に得られる。また、管腔体の経壁圧力の上限値が高圧領域まで拡大されることから、管腔体の径が大きい状態で測定して評価できるので、測定精度や評価精度が一層が高められる。
また、請求項２に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記表示制御手段は、少なくとも前記断面形状値と前記圧力容器内の圧力値とを変数とする多次元座標内において、前記圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示す複数の点を、前記表示器に連続的に表示させることから、その表示に基づいて管腔体の力学的性質を把握でき、その力学的性質に基づいて管腔体を正確に評価できる。
また、請求項３に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記表示制御手段は、前記圧力容器の内圧と前記管腔体の断面形状値とを、時間軸に沿って連続的に表示させることから、測定中の圧力容器の内圧と前記管腔体の断面形状値とを把握することができ、測定の異常を容易に判定したり、その異常の対処を速やかにすることができる。
また、請求項４に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記圧力容器の内圧を、予め設定された負の圧力である最低圧力値と予め前記生体の収縮期血圧以上に設定された正の圧力である最高圧力値との間で変化させる圧力制御手段を、含むことから、この最低圧力値の設定を変更することにより、経壁圧力の変化範囲のうちの高圧領域を所望の範囲に設定し、その高圧領域において管腔体の力学的性質を測定することができる。
また、請求項５に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することから、その測定値により管腔体の力学的性質を正確に得ることができる。
また、請求項６に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、生体の一部が圧力容器内に収容された状態で、負圧を含む圧力範囲でその圧力容器の内圧が変化させられる過程で、その圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状値が断面形状測定装置によって非侵襲で測定されるとともに、評価値算出手段によってその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて管腔体の力学的性質を示す評価値が算出され、出力手段によって、その評価値算出手段により算出された前記管腔体の力学的性質を示す評価値が出力される。このように、生体の一部を収容する圧力容器内が負圧を含む圧力範囲で変化させられることによって、管腔体の経壁圧力の上限値が、従来では収縮期血圧に対応する経壁圧力までしか得られなかったのに対し、それを十分超える高圧領域まで拡大されることから、その高圧領域において得られた断面形状値から、圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいてその管腔体の力学的性質を示す評価値が算出されて出力されるので、その力学的性質に基づいて管腔体を正確に評価できる。すなわち、経壁圧力が収縮期血圧以上の高圧領域で弾性特性を知ることができ、その弾性特性を精度良く把握できるので、たとえば動脈硬化の診断精度も十分に得られる。また、管腔体の経壁圧力の上限値が高圧領域まで拡大されることから、管腔体の径が大きい状態で測定して評価できるので、測定精度や評価精度が一層が高められる。
また、請求項７に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて、前記管腔体の柔軟性を示す評価値および／または前記管腔体の収縮能を示す評価値を算出することから、その管腔体の柔軟性を示す評価値および／または管腔体の収縮能を示す評価値から、管腔体の力学的性質や機能を正確に得ることができる。
また、請求項８に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記管腔体の柔軟性を示す評価値は、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、コンプライアンスＤＣ、コンプライアンスＣＣ、および増分弾性係数Ｅｉｎｃ の少なくとも１つであり、前記管腔体の収縮能を示す評価値は、血管壁収縮率ＳＲ、血管壁収縮時定数τの少なくとも１つであることから、管腔体の力学的性質や機能を正確に得ることができる。
また、請求項９に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された高圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値と前記経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された低圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値との比が算出されるので、その比に基づいて管腔体の硬化状態が正確に評価できる。
また、請求項１０に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器を予め設定された減圧値だけ減圧したときの前記管腔体の断面形状値の増加値と前記圧力容器を予め設定された増圧値だけ増圧したときの前記管腔体の断面形状値の減少値との比が算出されるので、その比に基づいて管腔体の硬化状態が正確に評価できる。
また、請求項１１に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することから、その測定値により管腔体の力学的性質を正確に得ることができる。
また、請求項１２に係る発明の生体内管腔体評価装置によれば、前記生体の一部内に位置する管腔体は、その生体の一部内の動脈であることから、生体の動脈の硬化状態を正確に評価できる。
ここで、好適には、前記表示制御手段は、圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを表示器に表示させる場合、グラフ表示によってそれら圧力容器の内圧の変化とそれに対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示してもよいが、数値表示によって圧力容器の内圧の変化とそれに対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示してもよい。たとえば、圧力容器の内圧の変化とそれに対応して変化する管腔体の断面形状の変化との比、割合を示す数値が表示されてもよいし、圧力容器の内圧の変化値と管腔体の断面形状の変化値とを対比可能に表示されてもよい。
また、好適には、前記表示制御手段は、断面形状値を示す軸と前記圧力容器内の圧力を示す軸との二次元座標内において、前記圧力容器の内圧の変化とその圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示す複数の点を、前記表示器に連続的に表示させてもよい。また、断面形状値と圧力容器内の圧力値を、径と角度とを用いて表す極座標等の他の座標であってもよい。また、上記座標内においては、複数の測定点を含む曲線で表示されてもよいが、相互に離散した複数の測定点のみで表示されてもよい。
また、前記圧力容器の圧力を制御する圧力制御手段が用いる経壁圧力の変化範囲の最低圧力値に対応する圧力容器内の最高圧力値、および経壁圧力の変化範囲の収縮期血圧に対応する圧力容器内の最低圧力値の決定や、スティフネス・パラメータβの算出に用いられる生体の血圧値は、予め測定された値が手動操作によって入力された値が用いられてもよい。さらに好適には、生体の一部に対する圧迫圧を変化させたときにその生体の一部内の動脈から発生する脈波或いはその動脈の形状の振幅の変化に基づいてその生体の血圧値を自動的に測定する血圧測定手段が設けられ、その測定値に基づいて上記圧力容器内の最高圧力値および／または最低圧力値が自動的に算出されてもよい。この圧力容器内の最高圧力値は、たとえば生体の収縮期血圧に決定される。また、圧力容器内の最低圧力値( 負の値) は、２００ 乃至２５０ｍｍＨｇ程度に予め設定された経壁圧力の上限値から収縮期血圧を差し引いた値に決定される。また、その収縮期血圧に代えて、拡張期血圧が用いられてもよい。
また、好適には、前記管腔体の断面形状値は、その管腔体の径や、管壁の厚みであってもよいが、管腔体の周長や、断面積などであってもよい。要するに、管腔体の断面形状の大きさに関連する値であればよい。
また、好適には、上記血圧測定手段によって血圧測定が行われるに際しては、上記生体の一部はカフを用いて圧迫されてもよいが、前記圧力容器を用いて圧迫されてもよい。この場合には、圧力容器が兼用されるので、カフおよびその圧力を制御するための圧力制御弁等が不要となる利点がある。
また、前記生体内管腔体は、好適には、前記生体の一部内に位置する動脈であるが、静脈等の循環器、肺等の呼吸器、消化器官、膀胱等のその他の管腔体であってもよい。生体の一部としては、前腕のみならず、手首、上腕脚部、大腿部、足首などでもよく、要するに、首以下の部分であればよい。
以下、本発明の一実施例の生体内管腔体評価装置１０を、図面に基づいて説明する。
図１は、生体内管腔体評価装置１０の構成を説明するブロック線図である。生体内管腔体評価装置１０は、所謂ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、入出力インターフェース等を含み、ＣＰＵがＲＡＭの一時記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭなどに記憶されたプログラムに従って入力信号を処理するマイクロコンピュータで構成された本体( 電子制御装置) １２と、その本体１２に操作信号を入力するためにキーボード、マウス等により構成された入力操作装置１４と、本体１２の出力信号によりグラフ画像、記号などを表示する画像表示可能な表示器１６を有する画像表示装置１８と、を備えている。上記本体１２の制御機能は、複数のブロックにより示されている。
また、生体内管腔体評価装置１０は、被測定者( 生体）２０の前腕２２を収容する圧力容器２４と、その圧力容器２４内の圧力を負圧から正圧までの圧力範囲で制御するために空気ポンプ２６の吸引路２８および吐出路３０を選択的に圧力容器２４に接続する圧力制御弁３２と、血圧測定に際して被測定者( 生体）２０の上腕３４に巻回されたカフ３６の圧力を空気ポンプ３８を元圧として制御する圧力制御弁４０とを備えている。
さらに、生体内管腔体評価装置１０は、上記前腕２２の皮膚４２に接触するように圧力容器２４に保持されて、その皮膚４２の直下の動脈４４の断面画像( 断面形状）を検出するための超音波プローブ（超音波探触子）４６と、その超音波プローブ４６から超音波を発信させるとともにその超音波プローブ４６により反射波を受信し、超音波反射信号ＳＲを本体１２へ出力する超音波駆動制御装置４８と、被測定者２０に装着された複数の電極５０を備えてその被測定者２０に心拍に同期して発生する心電誘導信号を本体１２へ出力する心電誘導装置５２とを備えている。上記超音波プローブ４６は、通常、動脈４４を交差する方向の直線に沿ってアレイ状に配列された多数個の振動子（たとえば圧電セラミックス）を備えており、上記超音波駆動制御装置４８は、それら多数の振動子のうちの一部の振動子を順次駆動して超音波を放射させる送信回路４８ａと、生体組織内から反射される反射波をそれら振動子により受信させて反射波を取り出す受信回路４８ｂと、その受信回路４８ｂから出力される受信信号を検波して本体１２へ出力する検波回路４８ｃとを備えている。
本体１２の超音波駆動制御部５６は、超音波駆動制御手段に対応するものであり、予め設定されたプログラムに従って、心電誘導装置５２からの心電誘導信号を受ける毎に、それに同期して超音波アレイを構成する一列に配列された多数個の超音波振動子（圧電セラミックス）のうち、その端から、一定数の超音波振動子群毎に所定の位相差を付与しつつ１０ＭＨｚ程度の周波数でビームフォーミング駆動することにより超音波振動子の配列方向において収束性の超音波ビームを血管４４に向かって順次放射させるとともに、その放射毎の反射波を受信させ、受信信号を本体１２へ入力させる。また、上記超音波アレイの放射面には、その超音波振動子の配列方向に直交する方向に超音波ビームを収束させるための音響レンズが設けられている。
図２は、圧力容器２４を拡大して示している。圧力容器２４は、管状部材から構成された円筒状の外周壁２４ａと、その外周壁２４ａの端部を気密に塞ぐ一対の端壁２４ｂ、端壁２４ｃとから構成されている。一方の端壁２４ｂには、前腕２２を差し入れるための貫通穴２４ｄと、その貫通穴２４ｄと前腕２２との間を保持するために貫通穴２４ｄの内周面に固着された軟質樹脂或いは合成ゴム製の円筒状シール部材２４ｅとを備えている。また、他方の端壁２４ｃには、圧力容器２４内の圧力を検出するための圧力センサ６０と圧力制御弁３２とに接続された連結管６２に接続される接続ソケット６４が設けられている。また、上記外周壁２４ａには、超音波プローブ４６が前腕２２の皮膚４２に接触するように装着されている。
図１に戻って、本体１２の血圧測定部６８は、血圧測定手段に対応するものであり、動脈の力学的特性の測定および動脈硬化度の評価に先立って、カフ３６を用いてオシロメトリック法により被測定者２０の血圧値を測定する。すなわち、血圧測定部６８は、たとえば、圧力センサ７０により検出されるカフ３６の圧力を、圧力制御弁４０を用いて、先ず被測定者２０の収縮期血圧( 最高血圧値) よりも高い止血圧まで昇圧させた後に所定の降圧速度で徐々に降圧させ、この過程でカフ３６の圧力において心拍に同期して発生する圧力振動波すなわち脈波を抽出し、その脈波振幅を結ぶ包絡線の変曲点すなわち脈波振幅の差分の最大値に対応するカフ３６の圧力を収縮期血圧Ｐs および拡張期血圧Ｐd として決定し、記憶部７２に記憶させる。
本体１２の圧力制御部７４は、圧力制御手段に対応するものであり、動脈の力学的特性の測定および動脈硬化度の評価に際して、圧力容器２４内の圧力Ｐc を負圧を含む変化範囲、すなわち動脈４４の管壁を境とする内外差圧すなわち経壁圧力ＰＡ ( ＝動脈内圧−動脈外圧）をたとえば零値である下限値から２００乃至２５０ｍｍＨｇ程度の上限値までの変化範囲で往復的に変化させる。動脈４４の断面形状の変化の測定では、その断面形状が最も小さく測定できる状態と最も大きく測定できる状態との間でそれぞれ測定することが合理的であることから、圧力制御部７４は、動脈内圧が拡張期血圧Ｐd であるときに上記圧力容器２４内の圧力Ｐc をその最高圧力値である拡張期血圧Ｐd として経壁圧力ＰＡ をその下限値である０ｍｍＨｇとし、動脈内圧が収縮期血圧Ｐs であるときに上記圧力容器２４内の圧力Ｐc をその最低圧力値たとえば−８０ｍｍＨｇ程度の負の値として経壁圧力ＰＡ を２００乃至２５０ｍｍＨｇ程度の上限値まで変化させる。この圧力容器２４内の最低圧力値( 負の値) は、収縮期血圧Ｐs から予め設定された経壁圧力ＰＡ の上限値を差し引いた値に決定される。上記拡張期血圧Ｐd および収縮期血圧Ｐs は、血圧測定部６８によって測定されて記憶部７２に記憶されたものが採用される。しかし、血圧測定部６８が設けられない場合は、別途測定された血圧値が手動操作によって入力される。
本体１２の血管径算出部７６は、血管径算出手段に対応するものであり、心電誘導装置５２からの心電誘導信号を受ける毎に開くゲートを通して超音波反射信号ＳＲを受け、それに同期して超音波反射信号ＳＲの処理を行うことにより、動脈４４の血管径Ｄ( ｍｍ）を繰り返し算出し、測定されたときの圧力容器２４内の圧力Ｐc および経壁圧力ＰＡ と共に記憶部７２に逐次記憶させる。動脈４４の直径方向においては超音波プローブ４６に近い側の血管壁と遠い側の血管壁とが存在し、上記超音波反射信号ＳＲには、その近い側の血管壁からの第１反射波と遠い側の血管壁からの第２反射波とが含まれていることから、血管径算出部７６では、たとえば、その第１反射波の先端と第２反射波の終端との時間差と、予め設定された生体組織中の伝播速度とに基づいて動脈４４の外径( 血管径）Ｄが算出される。また、超音波反射信号ＳＲから動脈４４の断面画像が生成され、その断面画像に現れた動脈４４の断面画像から動脈４４の血管径Ｄが求められる。
本体１２の血管壁厚算出部７８は、血管壁厚算出手段に対応するものであり、心電誘導装置５２から心電誘導信号を受ける毎に開くゲートを通して、超音波反射信号ＳＲを受け、その超音波反射信号ＳＲの処理を行うことにより、動脈４４の血管壁厚Ｔ( ｍｍ）を繰り返し算出し、測定されたときの圧力容器２４内の圧力Ｐc および経壁圧力ＰＡと共に記憶部７２に逐次記憶させる。血管壁厚算出部７８では、たとえば、上記第１反射波の先端と第１反射波の終端との時間差或いは第２反射波の先端と第２反射波の終端との時間差と、予め設定された生体組織中の伝播速度とに基づいて動脈４４の血管壁厚Ｔが算出される。また、たとえば、超音波画像或いは第１反射波と第２反射波との時間差から動脈４４の外径Ｄと内腔径ｄとが求められ、それらの差に基づいて動脈４４の血管壁厚Ｔ( ＝（Ｄ−ｄ) ／２）が算出される。なお、上記心電誘導装置５２を用いない場合では、１０回／秒以上の回数で、繰り返し超音波を発信および受信し、血管径Ｄについてはその最大値を収縮期圧の動脈径Ｄs 、最小値を拡張期圧の動脈径Ｄd とし、血管壁厚Ｔについてはその最大値を拡張期圧の血管壁厚Ｔs 、最小値を収縮期圧の血管壁厚Ｔd とすればよい。
本体１２の表示制御部８０は、表示制御手段に対応するものであり、圧力制御部７４によって圧力容器２４内の圧力Ｐc が変化させられる測定中においては、上記記憶部７２において測定されたときの圧力容器２４内の圧力Ｐc および経壁圧力ＰＡ と共に記憶された動脈４４の血管径Ｄおよび血管壁厚Ｔを用いて、たとえば図３に示すように、圧力容器２４内の圧力Ｐc 、動脈４４の血管径Ｄおよび血管壁厚Ｔを示す数値と、それらの時間的変化を示すトレンドグラフとを、表示器１６に逐次表示させる。
上記表示制御部８０は、圧力制御部７４によって圧力容器２４内の圧力Ｐc が負圧を含む変化範囲、すなわち動脈４４の管壁を境とする内外差圧すなわち経壁圧力ＰＡ ( ＝動脈内圧−動脈外圧）をたとえば零値である下限値から２００乃至２５０ｍｍＨｇ程度の上限値までの変化範囲で往復的に変化させられると、その間に測定されて記憶部７２に逐次記憶された圧力容器２４内の圧力Ｐc 、動脈４４の血管径Ｄおよび血管壁厚Ｔに基づいて、図４に示す経壁圧力ＰＡ に対する血管径Ｄの変化を示すグラフ、図５に示す経壁圧力ＰＡ に対する血管壁厚Ｔの変化を示すグラフ、図６に示す圧力容器２４内の圧力Ｐc に対する血管径Ｄの変化を示すグラフ、図７に示す圧力容器２４内の圧力Ｐc に対する血管壁厚Ｔの変化を示すグラフが一挙に、或いは手動選択操作にしたがって選択的に表示される。それらのグラフは、データプロットから補間によって連続曲線に変換されているが、離散したデータプロットのままで表示されてもよい。このようなグラフは、動脈４４の柔軟性或いは硬さに関連する力学的特性を示し、動脈４４の硬化度を評価することに用いられる。
たとえば、図４では、破線が健常者の動脈の力学的特性を示し、実線が動脈硬化患者の動脈の力学的特性を示している。経壁圧力ＰＡ の１２０〜２００ｍｍＨｇの範囲の高圧領域において、実線は血管径Ｄの増加に対して経壁圧力ＰＡ が急峻に増加することから、動脈４４が硬いことを示すのに対し、破線は、血管径Ｄの増加に対して経壁圧力ＰＡ の増加が相対的に緩やかであることから、動脈４４が比較的柔軟であることを示している。なお、図４の破線および実線の血管径Ｄは、正規化されている。
本体１２の評価値算出部８２は、評価値算出手段に対応するものであり、圧力制御部７４によって圧力容器２４内の圧力Ｐc が負圧を含む変化範囲、すなわち動脈４４の管壁を境とする内外差圧すなわち経壁圧力ＰＡ ( ＝動脈内圧−動脈外圧）をたとえば零値である下限値から２００乃至２５０ｍｍＨｇ程度の上限値までの変化範囲で往復的に変化させられると、経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちのたとえば１２０乃至１５０ｍｍＨｇ以上高圧領域において、動脈４４の力学的性質を示す値すなわち動脈４４の硬化状態を評価する値、たとえば、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、コンプライアンスＤＣ、コンプライアンスＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ、血管収縮率ＳＲを、次式( １）乃至( ７）からそれぞれ算出し、血管収縮時の時定数τを算出する。なお、次式( １）乃至( ７）において、Ｐs は収縮期血圧、Ｐd は拡張期血圧、Ｄs は動脈の最大血管径、Ｄd は動脈の最小血管径、ΔＤは血管径変化、ΔＰは血圧値変化、lnは自然対数、( ６）式において、Ｄ０ は血管外径、Ｄ１ は血管内径、v はポアソン比、( ７）式において、ΔＤ２ は圧力容器２４内の圧力Ｐc を負圧にしたときに動脈４４の径の増加分、ΔＤ１ はその後の所定時間経過時の減少分である。
β＝ln( Ｐs/Ｐd ) ÷( Ｄs −Ｄd)/ Ｄd ・・・( １）
Ｅp ＝( Ｐs −Ｐd )/[(Ｄs −Ｄd)/ Ｄd] ・・・( ２）
ＡＳ＝( Ｄs −Ｄd )/Ｄd ・・・( ３）
ＤＣ＝(2ΔＤ/ Ｄ)/ΔＰ ・・・( ４）
ＣＣ＝πＤ( ΔＤ/ 2 ΔＰ) ・・・( ５）
Ｅｉｎｃ ＝ΔＰ・2(1-v２) Ｄ０ Ｄ１ ２/ ΔＤ( Ｄ０ ２- Ｄ１ ２) ・・・( ６）
ＳＲ＝ΔＤ２ ／ΔＤ１ ・・・( ７）
図１４は、圧力容器２４内の圧力Ｐc を負圧にしたときに発生する動脈４４の径Ｄの増加とその後に平滑筋の作用によって対数曲線に沿って減少する現象を示している。この現象はBayliss 効果あるいはMyogenic theory と称されている。上記血管収縮率ＳＲは、血管の健康状態( 動脈硬化状態) に関連する平滑筋による収縮能力を示している。たとえば、前記血管収縮時の時定数τは、図１４に示す圧力容器２４内の圧力Ｐc を負圧にしたときからの経過時間であって、血管径の減少曲線がが０．３６８×ΔＤ２ に到達したときの時間を計測することにより求められる。
また、評価値算出部８２は、動脈４４の力学的性質を示す値として、経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちのたとえば１２０乃至１５０ｍｍＨｇ以上の高圧領域におけるスティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、またはコンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ 、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τと、その経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちのたとえば８０ｍｍＨｇ以下の低圧領域におけるスティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、またはコンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ 、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τとのそれぞれの差或いは比ΔＫを算出する。
また、評価値算出部８２は、動脈４４の力学的性質を示す値として、前記高圧領域において、圧力容器２４を予め設定された減圧値だけ減圧したときの血管径Ｄの増加量ΔＤ＋と、その圧力容器２４を予め設定された加圧値だけ増圧したときの血管径Ｄの減少量ΔＤ−との比率ΔＳを算出する。
前記表示制御部８０は、圧力制御部７４によって圧力容器２４内の圧力Ｐc が負圧を含む変化範囲、すなわち動脈４４の管壁を境とする内外差圧すなわち経壁圧力ＰＡ ( ＝動脈内圧−動脈外圧）をたとえば零値である下限値から２００乃至２５０ｍｍＨｇ程度の上限値までの変化範囲で往復的に変化させられると、たとえば図４に示すように、高圧領域を示す予め設定された所定の経壁圧力ＰＡ 1 たとえば１５０ｍｍＨｇでのデータを用いて上記評価値算出部８２により算出された、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、コンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τ、或いは、それらの比ΔＫ、および／または比率ΔＳを、表示器１６に表示させる。
図８は、電子制御装置である本体１２の血管力学特性測定制御作動を説明するフローチャートであり、被測定者２０の前腕２２が圧力容器２４に収容され且つその前腕２２内の撓骨動脈等の動脈４４上に超音波プローブ４６が位置するように装着された状態で、起動入力操作が行われることにより開始される。
図８において、ステップＳ１( 以下、ステップを省略する) においてフラグ等がクリアされた後、Ｓ２において超音波反射信号ＳＲが読み込まれる。次に、前記血管径算出部７６に対応するＳ３において、超音波反射信号ＳＲが処理されることにより、超音波プローブ４６の直下の動脈４４の径Ｄ( ｍｍ）が算出されるとともに記憶部７２に記憶される。次いで、前記血管壁厚算出部７８に対応するＳ４において、超音波反射信号ＳＲが処理されることにより、超音波プローブ４６の直下の動脈４４の壁厚Ｔ( ｍｍ）が算出されるとともに記憶部７２に記憶される。そして、表示制御部８０に対応するＳ５において、上記算出された動脈４４の径Ｄおよび壁厚Ｔが、図３に示すように、そのときの圧力容器２４内の圧力Ｐc と共に、数字表示されるとともに時間軸に沿ってグラフ表示される。
Ｓ６では、圧力容器２４内の圧力Ｐc が０ｍｍＨｇ( 経壁圧力ＰＡ が収縮期血圧Ｐs ）であり且つ再減圧経過フラグＦ２が「１」にセットされているか否かが判断される。測定開始当初はこの判断が否定されるので、Ｓ７において、再加圧経過フラグＦ１が「０」にリセットされているか否かが判断される。測定開始当初はこの判断が肯定されるので、Ｓ８において、圧力容器２４内の圧力Ｐc がその上限値である収縮期血圧Ｐs 以上( 経壁圧力ＰＡ が０ｍｍＨｇ以下）となったか否かが判断される。測定開始当初はこの判断が否定されるので、前記圧力制御部７４に対応するＳ９において、たとえば１〜２０ｍｍＨｇ程度に予め設定された所定の加圧値ΔＰc1だけ圧力容器２４内の圧力Ｐc が昇圧される。加圧値ΔＰc1が１ｍｍＨｇ程度に設定されている場合には連続的な加圧となり、１０〜２０ｍｍＨｇ程度に設定されている場合にはステップ的な加圧となる。そして、前記Ｓ２以下の制御サイクルが繰り返し実行され、圧力容器２４内の圧力Ｐc が逐次昇圧されつつ動脈４４の径Ｄおよび壁厚Ｔが繰り返し算出される。図３および図４のａ乃至ｂの区間はこの状態を示す。
上記の制御サイクルが繰り返し実行されるうち、圧力容器２４内の圧力Ｐc が収縮期血圧Ｐs ( 経壁圧力ＰＡ が０ｍｍＨｇ）に到達するとＳ８の判断が肯定されるので、Ｓ１０において、再加圧経過フラグＦ１が「１」にセットされる。このため、次のＳ２以下の制御サイクルではＳ７の判断が否定されるので、Ｓ１１において、圧力容器２４内の圧力Ｐc がその下限値である−８０ｍｍＨｇ以下( 経壁圧力ＰＡ がその最大値( Ｐs ＋８０ｍｍＨｇ) たとえば２００ｍｍＨｇ以上）となったか否かが判断される。当初はこのＳ１１の判断が否定されるので、前記圧力制御部７４に対応するＳ１２において、たとえば−１〜−２０ｍｍＨｇ程度に予め設定された所定の減圧値ΔＰc2だけ圧力容器２４内の圧力Ｐc が減圧される。そして、前記Ｓ２以下の制御サイクルが繰り返し実行され、圧力容器２４内の圧力Ｐc が逐次減圧されつつ動脈４４の径Ｄおよび壁厚Ｔが繰り返し算出される。図３および図４のｂからｃを経てｄに至る区間はこの状態を示す。
上記の制御サイクルが繰り返し実行されるうち、圧力容器２４内の圧力Ｐc がその下限値である−８０ｍｍＨｇ( 経壁圧力ＰＡ がその最大値( Ｐs ＋８０ｍｍＨｇ) に到達するとＳ１１の判断が肯定されるので、再加圧経過フラグＦ１が「０」にリセットされるとともに、再減圧経過フラグＦ２が「１」にセットされる。図３および図４のｄ乃至ａに至る区間はこの状態を示す。このため、次のＳ２以下の制御サイクルではＳ６の判断が肯定されるので、Ｓ１４において、圧力容器２４内の圧力Ｐc がその開始値である０ｍｍＨｇ( 大気圧）に到達したか否かが判断される。当初はこのＳ１４の判断が否定されるので、前記圧力制御部７４に対応するＳ１５において、たとえば１〜２０ｍｍＨｇの範囲内で予め設定された所定の増圧値ΔＰc1だけ圧力容器２４内の圧力Ｐc が増圧される。そして、前記Ｓ２以下の制御サイクルが繰り返し実行され、圧力容器２４内の圧力Ｐc が逐次増圧されつつ動脈４４の径Ｄおよび壁厚Ｔが繰り返し算出される。図３および図４のｄからａに至る区間はこの状態を示す。
上記の制御サイクルが繰り返し実行されるうち、圧力容器２４内の圧力Ｐc が開始圧である０ｍｍＨｇに到達するとＳ１４の判断が肯定されるので、前記評価値算出部８２に対応するＳ１６においてスティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、コンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ 、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τ、それらの比ΔＫ、および／または比率ΔＳが算出される。そして、前記表示制御部８０に対応するＳ１７では、たとえば図４に示すように、上記Ｓ１６において算出された評価値が表示器１６に表示されるとともに、記憶部７２において記憶されたデータに基づいて、図４に示す経壁圧力ＰＡ に対する血管径Ｄの変化を示すグラフ、図５に示す経壁圧力ＰＡ に対する血管壁厚Ｔの変化を示すグラフ、図６に示す圧力容器２４内の圧力Ｐc に対する血管径Ｄの変化を示すグラフ、図７に示す圧力容器２４内の圧力Ｐc に対する血管壁厚Ｔの変化を示すグラフが一挙に、或いは手動選択操作にしたがって選択的に表示される。
上述のように、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、被測定者２０の前腕２２が圧力容器２４内に収容された状態で、負圧を含む圧力範囲でその圧力容器２４の内圧が変化させる過程で、その圧力容器２４内に収容された前腕２２内の動脈４４の径( 断面形状値) Ｄが血管径算出部( 断面形状測定装置) ７６によって非侵襲で測定されるとともに、表示制御部( 表示制御手段) ８０によってその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化とが、表示器１６に表示される。このように、前腕２２を収容する圧力容器２４内が負圧を含む圧力範囲で変化させられることによって、動脈４４の経壁圧力ＰＡ の上限値が、従来では収縮期血圧に対応する経壁圧力までしか得られなかったのに対し、それを十分超える２００ｍｍＨｇ程度の高圧領域まで拡大されることから、その高圧領域において得られた動脈４４の径Ｄから、圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化、すなわち動脈４４の力学的性質が表示器１６に表示されるので、その力学的性質に基づいて動脈４４を正確に評価できる。すなわち、経壁圧力ＰＡ が収縮期血圧以上の高圧領域で動脈４４の弾性特性を知ることができ、その弾性特性を精度良く把握できるので、たとえば動脈硬化の診断精度も十分に得られる。また、動脈４４の経壁圧力ＰＡ の上限値が高圧領域まで拡大されることから、動脈４４の径が大きい状態で測定して評価できるので、測定精度や評価精度が一層が高められる。
ちなみに、図９は、水を満たした袋で生体の測定部位を圧迫し、その圧迫圧力と血圧値との差を血管壁にかかる圧力( 経壁圧力) とし、その圧力を変化させたときの血管径の変化から、血管壁の弾性特性を測定する従来の装置で図４と同様の、動脈４４に対する圧迫圧力の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化を示している。この場合には、経壁圧力ＰＡ の上限値が収縮期血圧Ｐs を超えることが出来ず、２００ｍｍＨｇ付近の高圧領域まで測定することが出来ないので、実践に示す動脈硬化患者と破線に示す健常者との区別が困難であり、測定や評価制度が十分に得られなかったのである。上記図９も、図４と同様に、血管径Ｄが正規化されている。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、表示制御部( 表示制御手段) ８０は、動脈４４の径( 断面形状値) Ｄを示す軸と圧力容器２４内の圧力Ｐc を示す軸との二次元座標内において、圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径( 断面形状) Ｄの変化とを示す複数の点を、表示器１６に連続的に表示させることから、その表示に基づいて動脈４４の力学的性質を把握でき、その力学的性質に基づいて動脈４４を正確に評価できる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、表示制御部( 表示制御手段) ８０は、圧力容器２４の内圧Ｐc と動脈４４の径( 断面形状) Ｄとを、時間軸に沿って連続的に表示させることから、測定中の圧力容器２４の内圧Ｐc と動脈４４の径Ｄとを把握することができ、測定の異常を容易に判定したり、その異常の対処を速やかにすることができる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、圧力容器２４の内圧Ｐc を、予め設定された負の圧力である最低圧力値( たとえば−８０ｍｍＨｇ）と予め被測定者２０の収縮期血圧Ｐs 以上に設定された正の圧力である最高圧力値( たとえば２００ｍｍＨｇ）との間で変化させる表示制御部( 表示制御手段) ８０を、含むことから、この最低圧力値の設定を変更することにより、動脈４４の経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちの高圧領域を所望の範囲に設定し、その高圧領域において動脈４４の力学的性質を測定することができる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、血管径算出部( 断面形状測定装置) ７６は、被測定者２０の前腕２２内からの超音波反射信号ＳＲから、動脈４４の径Ｄおよび管壁の厚みＴを測定することから、その測定値により動脈４４の力学的性質を正確に得ることができる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、被測定者２０の前腕２２が圧力容器２４内に収容された状態で、負圧を含む圧力範囲でその圧力容器２４の内圧Ｐc が変化させる過程で、その圧力容器２４内に収容された被測定者２０の前腕２２が内の動脈４４の径Ｄおよび壁厚Ｔが血管径算出部７６および血管壁厚算出部７８( 断面形状測定装置) によって非侵襲で測定されるとともに、評価値算出部( 評価値算出手段) ８２によってその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化に基づいて動脈４４の力学的性質を示す評価値が算出され、表示制御部( 出力手段) ８０によって、その評価値算出部８２により算出された動脈４４の力学的性質を示す評価値が出力される。このように、被測定者２０の前腕２２を収容する圧力容器２４内が負圧を含む圧力範囲で変化させられることによって、動脈４４の経壁圧力ＰＡ の上限値が、従来では収縮期血圧に対応する経壁圧力までしか得られなかったのに対し、２００ｍｍＨｇ程度のそれを十分超える高圧領域まで拡大されることから、その高圧領域において得られた断面形状値から、圧力容器２４の内圧Ｐc の変化とその圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化に基づいて動脈４４の力学的性質を示す評価値が算出されて出力されるので、その力学的性質に基づいて動脈４４を正確に評価できる。すなわち、経壁圧力ＰＡ が収縮期血圧以上の高圧領域で弾性特性を知ることができ、その弾性特性を精度良く把握できるので、たとえば動脈硬化の診断精度も十分に得られる。また、動脈４４の経壁圧力の上限値が高圧領域まで拡大されることから、動脈４４の径Ｄが大きい状態で測定して評価できるので、測定精度や評価精度が一層が高められる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、評価値算出部８２は、動脈４４の力学的性質を示す評価値として、圧力容器２４の内圧Ｐc の変化に対応して変化する動脈４４の径Ｄの変化に基づいて、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、コンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ 、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τのうちの少なくとも１つを算出することから、その算出値から動脈４４の力学的性質を正確に得ることができる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、評価値算出部８２は、動脈４４の力学的性質を示す評価値として、経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちのたとえば１２０乃至１５０ｍｍＨｇ以上の予め設定された高圧領域において得られた動脈４４の力学的性質を示す評価値( スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、膨張係数ＤＣ、またはコンプライアンス係数ＣＣ、増分弾性係数Ｅｉｎｃ 、血管収縮率ＳＲ、血管収縮時の時定数τ) と経壁圧力ＰＡ の変化範囲のうちのたとえば８０ｍｍＨｇ以下の予め設定された低圧領域において得られた動脈４４の力学的性質を示す評価値との差または比ΔＫが算出されるので、その差または比ΔＫに基づいて動脈４４の硬化状態が正確に評価できる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、評価値算出部８２は、動脈４４の力学的性質を示す評価値として、圧力容器２４を予め設定された減圧値だけ減圧したときの動脈４４の径Ｄの増加値ΔＤ＋とその圧力容器２４を予め設定された増圧値だけ増圧したときの動脈の径Ｄの減少値ΔＤ−との比率ΔＳが算出されるので、その比率ΔＳに基づいて動脈４４の硬化状態が正確に評価できる。
また、本実施例の生体内管腔体評価装置１０によれば、血管径算出部( 断面形状測定装置) ７６は、被測定者２０の前腕２２内からの超音波反射信号ＳＲから、動脈４４の径Ｄを測定することから、その測定された動脈４４の径Ｄにより動脈４４の力学的性質を正確に得ることができる。
次に、本発明の他の実施例の生体内管腔体評価装置９０を説明する。なお、以下の説明において実施例相互間で共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。
図１０において、生体内管腔体評価装置９０では、前述の生体内管腔体評価装置１０に比較して、血圧測定部６８は、血圧測定に際してカフ３６に替えて、圧力容器２４を用いる点で、相違するが、その他は同様に構成されている。
上記血圧測定部６８は、たとえば図１１に示すように、圧力容器２４の圧力Ｐc を収縮期血圧よりも所定値高い圧力に到達するまで所定の速度で徐速昇圧させる過程で圧力容器２４の圧力Ｐc に含まれる圧力振動である脈波の振幅の差分( 変化量率）が最大となる時点の圧力容器２４の圧力Ｐc を拡張期血圧および収縮期血圧として決定する。 或いはまた、血圧測定部６８は、図１２に示すように、圧力容器２４の圧力Ｐc を収縮期血圧よりも所定値高い圧力に到達するまで所定の速度で徐速昇圧させる過程で動脈４４の径Ｄの振幅の差分が最大となる時点の圧力容器２４の圧力Ｐc を拡張期血圧および収縮期血圧として決定する。
本実施例の生体内管腔体評価装置９０によれば、前述の実施例の生体内管腔体評価装置と同様の効果が得られるのに加えて、血圧測定専用のカフ３６や圧力制御弁４０等が不要となるのに加えて、血管径Ｄの変化率にもとづく％ＦＭＤが測定される利点がある。
なお、上述したのは、あくまでも一実施形態であり、本発明は当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加えた態様で実施することができる。
本発明の一実施例の生体内管腔体評価装置の構成を概略説明するブロック線図である。 図１の圧力容器の構成を説明する拡大図である。 図１の表示制御部によって測定中に逐次表示される動脈の径および壁厚の表示例を示す図である。 図１の表示制御部によって測定完了時に表示される動脈径と経壁圧力との関係すなわち動脈の力学的性質を示すグラフの表示例を示す図である。 図１の表示制御部によって測定完了時に表示される動脈壁厚と経壁圧力との関係すなわち動脈の力学的性質を示すグラフの表示例を示す図である。 図１の表示制御部によって測定完了時に表示される動脈径と圧力容器内圧力との関係すなわち動脈の力学的性質を示すグラフの表示例を示す図である。 図１の表示制御部によって測定完了時に表示される動脈壁厚と圧力容器内圧力との関係すなわち動脈の力学的性質を示すグラフの表示例を示す図である。 図１の生体内管腔体評価装置の本体の制御作動の要部を説明するフロ−チャ−トである。 水を満たした袋で生体の測定部位を圧迫し、その圧迫圧力と血圧値との差を血管壁にかかる圧力( 経壁圧力) とし、その圧力を変化させたときの血管径の変化から、血管壁の弾性特性を測定した場合の、動脈に対する圧迫圧力の変化に対応して変化する動脈の径Ｄの変化を示す図である。 本発明の他の実施例の生体内管腔体評価装置の構成を概略説明するブロック線図である。 図１０の実施例の生体内管腔体評価装置に備えられた血圧測定部の圧力容器を用いた血圧測定作動を説明するタイムチャ−トである。 図１０の実施例の生体内管腔体評価装置に備えられた血圧測定部の圧力容器を用いた他の血圧測定作動を説明するタイムチャ−トである。 健常者、軽度の動脈硬化患者、中度の動脈硬化患者、重度の動脈硬化患者について、動脈のコンプライアンスと経壁圧力との関係を示す図である。 圧力容器を負圧としたときにその圧力容器内の被測定者の動脈径が一旦増加したあと、対数曲線で減少する所謂Bayliss 効果を示す図である。
符号の説明
１０、９０：生体内管腔体評価装置
１６：表示器
２０：被測定者（生体）
２４：圧力容器
４４：動脈（管腔体）
７４：圧力制御部（圧力制御手段）
７６：血管径算出部（断面形状測定装置）
７８：血管壁厚算出部（断面形状測定装置）
８０：表示制御部（表示制御手段、出力手段）
８２：評価値算出部（評価値算出手段）

Claims (12)

  1. 生体の一部内に位置する管腔体を評価するための生体内管腔体評価装置であって、
    表示器と、
    前記生体の一部を収容した状態で、負圧を含む圧力範囲で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、
    該圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状値を非侵襲で測定する管腔体の断面形状測定装置と、
    前記圧力容器の内圧の変化と該圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを、前記表示器に表示させる表示制御手段と
    を、含むことを特徴とする生体内管腔体評価装置。
  2. 前記表示制御手段は、少なくとも前記断面形状値と前記圧力容器内の圧力値とを変数とする多次元座標内において、前記圧力容器の内圧の変化と該圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化とを示す複数の点を、前記表示器に連続的に表示させることを特徴とする請求項１の生体内管腔体評価装置。
  3. 前記表示制御手段は、前記圧力容器の内圧と前記管腔体の断面形状値とを、時間軸に沿って連続的に表示させることを特徴とする請求項１または２の生体内管腔体評価装置。
  4. 前記圧力容器の内圧を、予め設定された負の圧力である最低圧力値と予め前記生体の収縮期血圧以上に設定された正の圧力である最高圧力値との間で変化させる圧力制御手段を、含むことを特徴とする請求項１乃至３のいずれかの生体内管腔体評価装置。
  5. 前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかの生体内管腔体評価装置。
  6. 生体の一部内に位置する管腔体を評価するための生体内管腔体評価装置であって、
    前記生体の一部を収容した状態で、負圧を含む圧力範囲で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、
    該圧力容器内に収容された生体の一部内の管腔体の断面形状を非侵襲で測定する管腔体の断面形状測定装置と、
    前記圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて、該管腔体の力学的性質を示す評価値を算出する評価値算出手段と、
    該評価値算出手段により算出された前記管腔体の力学的性質を示す評価値を出力する出力手段と
    を、含むことを特徴とする生体内管腔体評価装置。
  7. 前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器の内圧の変化に対応して変化する前記管腔体の断面形状の変化に基づいて、前記管腔体の柔軟性を示す評価値および／または前記管腔体の収縮能を示す評価値を算出することを特徴とする請求項６の生体内管腔体評価装置。
  8. 前記管腔体の柔軟性を示す評価値は、スティフネス・パラメータβ、圧力−歪み弾性係数Ｅp 、動脈径変化率ＡＳ、コンプライアンスＤＣ、コンプライアンスＣＣ、および増分弾性係数Ｅｉｎｃ の少なくとも１つであり、
    前記管腔体の収縮能を示す評価値は、血管壁収縮率ＳＲ、血管壁収縮時定数τの少なくとも１つであることを特徴とする請求項７の生体内管腔体評価装置。
  9. 前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された高圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値と前記経壁圧力の変化範囲のうちの予め設定された低圧領域において得られた前記管腔体の力学的性質を示す値との比を算出することを特徴とする請求項６乃至８のいずれかの生体内管腔体評価装置。
  10. 前記評価値算出手段は、前記管腔体の力学的性質を示す評価値として、前記圧力容器を予め設定された減圧値だけ減圧したときの前記管腔体の断面形状値の増加値と前記圧力容器を予め設定された増圧値だけ増圧したときの前記管腔体の断面形状値の減少値との比を算出することを特徴とする請求項６の生体内管腔体評価装置。
  11. 前記断面形状測定装置は、前記生体の一部内の超音波反射信号から、前記管腔体の径、管壁の厚み、周長、断面積のうちの少なくとも１つを測定することを特徴とする請求項６乃至１０のいずれかの生体内管腔体評価装置。
  12. 前記生体の一部内に位置する管腔体は、該生体の一部内の動脈であることを特徴とする請求項１乃至１１のいずれかの生体内管腔体評価装置。
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