JP2016036692A - 生体血管状態測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】比較的短時間で正確な測定を実現する血管形状測定装置を提供する。【解決手段】被測定者８の心電図を測定する心電計２０を備え、陽圧電磁弁４８及び陰圧電磁弁５８等は、被測定者８における一部を収容した圧力容器１８の内圧を、心電計２０により測定される心電図に同期して変化させるものであり、超音波プローブ２２は、圧力容器１８の内圧が大気圧とされた際における動脈の断面形状値を測定するものであることから、測定対象となる動脈の位置が体内で移動することを好適に抑制できることに加え、心拍に応じて動脈が拡張される際に、例えば陰圧の負荷によりその動脈を更に拡張させることで、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮することができる。【選択図】図１

Description

本発明は、生体における一部の血管の状態を測定する生体血管状態測定装置に関し、特に、比較的短時間で正確に測定を行うための改良に関する。

生体における一部を収容した状態で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、その圧力容器の内圧を制御する圧力制御装置と、前記圧力容器内に収容された前記生体における一部の血管の断面形状値を非侵襲で測定する血管断面測定装置とを、備えた生体血管状態測定装置が知られている。例えば、特許文献１に記載された生体血管状態測定装置がその一例である。この技術によれば、前記圧力容器内に、生体における例えば上腕等を収容した状態で内圧を変化させる。例えば、前記圧力容器の内圧を陰圧とすることで、上腕動脈を受動的に拡張させる。平滑筋には伸ばされると収縮し、縮められると弛緩するベイリス効果（Bayliss効果）という現象が知られている。このため、前述のようにして上腕動脈を受動的に拡張させた後に、血管径の能動的な収縮が生じる。血管径の能動的変化の大きさは平滑筋細胞の収縮能を表すため、斯かる血管径の能動的変化の大きさを測定することで、血管における平滑筋の機能を評価することができる。

特許第５２７７３７４号公報 特許第５１７６０２０号公報

しかし、前記従来の技術では、前記生体における一部を収容した前記圧力容器の内圧を陰圧とした際に、測定対象となる血管の位置が体内で移動する場合があり、血管径を連続して測定することが困難となるおそれがあった。更に、血管径の能動的変化が発生するまでの時間が比較的長く、測定に長時間を要するという不具合があった。前記圧力容器の内圧を陽圧とすることで、測定対象となる血管を受動的に収縮させた後、血管径の能動的変化の大きさを測定する技術も知られているが、前記圧力容器の内圧を陽圧とすることで、その圧力容器内に収容された上腕等に内出血が生じるおそれがあった。このため、比較的短時間で正確な測定を実現する生体血管状態測定装置の開発が求められていた。

本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、比較的短時間で正確な測定を実現する血管形状測定装置を提供することにある。

斯かる目的を達成するために、本第１発明の要旨とするところは、生体における一部を収容した状態で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、その圧力容器の内圧を制御する圧力制御装置と、前記圧力容器内に収容された前記生体における一部の血管の断面形状値を非侵襲で測定する血管断面測定装置とを、備えた生体血管状態測定装置であって、前記生体の心電図を測定する心電図測定装置を備え、前記圧力制御装置は、前記生体における一部を収容した前記圧力容器の内圧を、前記心電図測定装置により測定される心電図に同期して間欠的に変化させるものであり、前記血管断面測定装置は、前記圧力容器の内圧が大気圧とされた際における前記血管の断面形状値を測定することを特徴とするものである。

前記第１発明によれば、前記生体の心電図を測定する心電図測定装置を備え、前記圧力制御装置は、前記生体における一部を収容した前記圧力容器の内圧を、前記心電図測定装置により測定される心電図に同期して間欠的に変化させるものであり、前記血管断面測定装置は、前記圧力容器の内圧が大気圧とされた際における前記血管の断面形状値を測定するものであることから、測定対象となる血管の測定時点での位置が体内で移動することを好適に抑制できることに加え、血管径を計測する時点で前記圧力容器内が大気圧解放されていることから、動脈等の血管の収縮が生じやすくなるため、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。すなわち、比較的短時間で正確な測定を実現する血管形状測定装置を提供することができる。

前記第１発明に従属する本第２発明の要旨とするところは、前記圧力制御装置は、前記心電図測定装置により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器の内圧を陰圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器の内圧を大気圧とする制御を繰り返すものである。このようにすれば、血管径を計測する拡張末期に前記圧力容器内が大気圧解放されていることから、動脈等の血管の収縮が生じやすくなるため、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。

前記第１発明に従属する本第３発明の要旨とするところは、前記圧力制御装置は、前記心電図測定装置により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器の内圧を陽圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器の内圧を大気圧とする制御を繰り返すものである。このようにすれば、心拍に応じて動脈等の血管が拡張される際に、陽圧の負荷によりその血管の拡張を妨げ、血管径を計測する拡張末期に前記圧力容器内を大気圧に戻すことで、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。また、陽圧を断続的にかけることで毛細血管圧の上昇を抑えることができるため、前記圧力容器の内圧を陽圧とする態様において、その圧力容器内に収容された上腕等に内出血が生じることを好適に抑制できる。

本発明の一実施例である生体血管状態測定装置の構成を例示する図である。 図１の生体血管状態測定装置に備えられた圧力容器の構成を詳しく説明する図であり、その圧力容器の縦断面に相当する。 図２のIII-III断面図であり、圧力容器の横断面を示している。 図２の圧力容器の側面を示す図である。 ＰＭＣ法を用いた従来の技術による血管の平滑筋機能の評価の一例について説明する図である。 ＰＭＣ法を用いた従来の技術による血管の平滑筋機能の評価の一例について説明する図である。 図１の生体血管状態測定装置の制御装置に備えられた制御機能の一例を説明する機能ブロック線図である。 図１の生体血管状態測定装置による血管状態の測定に係る、圧力容器の内圧制御の一例を概略的に示す図である。 図１の生体血管状態測定装置を用いたｃＰＭＣ法による本実施例の血管状態の測定について説明する図である。 図１の生体血管状態測定装置によるｃＰＭＣ法を用いた本実施例の血管の平滑筋機能の評価に係る測定結果の一例を示す。 図１の生体血管状態測定装置を用いたｃＰＭＤ法による本実施例の血管状態の測定について説明する図である。 図１の生体血管状態測定装置によるｃＰＭＣ法による血管状態の測定の一例について説明するフローチャートである。 図１の生体血管状態測定装置によるｃＰＭＤ法による血管状態の測定の一例について説明するフローチャートである。

以下、本発明の好適な実施例を図面に基づいて詳細に説明する。以下の説明に用いる図面に関して、各部の寸法比等は必ずしも正確には描かれていない。

図１は、本発明の一実施例である生体血管状態測定装置の構成を例示する図である。この図１に示すように、本実施例の生体血管状態測定装置１０（以下、単に測定装置１０という）は、本体１２と、入力操作装置１４と、表示装置１６と、圧力容器１８と、心電計２０と、超音波プローブ２２とを、備えて構成されている。前記本体１２は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、及び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等に記憶されたプログラムに従って入力信号を処理する所謂マイクロコンピュータを含む制御装置（電子制御装置）２４を備えている。前記入力操作装置１４は、利用者による入力操作に応じて前記制御装置２４に操作信号を入力するキーボード或いはマウス等の公知の装置である。前記表示装置１６は、前記制御装置２４からの出力信号によりグラフ画像、記号等を表示する公知の装置である。

前記圧力容器１８は、前記測定装置１０による血管状態の測定に際して、被測定者（生体）８における一部を収容する。好適には、前記被測定者８における上腕部３０（例えば、図２を参照）を収容する。後述するように、前記圧力容器１８は、前記被測定者８における一部を収容した状態で内圧を変化させることができるように構成されている。前記心電計２０は、複数の電極２０ｅを備え、前記被測定者８の体（体表）に装着されたそれら複数の電極２０ｅから供給される信号を前記本体１２へ出力する公知の装置である。換言すれば、前記心電計２０は、前記被測定者８の心拍に同期して発生する、心筋の興奮に対応する電圧の時間的変化を、前記本体１２へ出力する。すなわち、本実施例においては、前記心電計２０が、前記被測定者８（生体）の心電図を測定する心電図測定装置に相当する。

前記超音波プローブ２２は、前記上腕部３０の皮膚３２に接触するように前記圧力容器１８内に保持されて、その皮膚３２の直下の動脈３４の断面画像（断面形状）を検出する公知の装置（超音波探触子）である。前記本体１２は、前記超音波プローブ２２から超音波を発信させると共に、その超音波プローブ２２により反射波を受信し、超音波反射信号ＳＲを前記本体１２へ出力する超音波駆動制御部４０を備えている。前記超音波プローブ２２は、例えば、前記動脈３４に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（例えば、圧電セラミックス）を下端面すなわち押圧面に備えている。前記超音波駆動制御部４０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２２ａ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２２ｂと、その受信回路２２ｂから出力される受信信号を検波して前記本体１２へ出力する検波回路２２ｃとを、備えている。すなわち、本実施例においては、前記超音波プローブ２２が、前記圧力容器１８内に収容された前記被測定者８における上腕部３０等の血管の断面形状値を非侵襲で測定する血管断面測定装置に相当する。

前記超音波駆動制御部４０は、例えば、前記制御装置２４から供給される指令信号に従って、前記超音波プローブ２２における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例えば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前記動脈３４に向かって順次放射させる。それと共に、前記放射毎の反射波を前記超音波プローブ２２に受信させ、その受信信号を前記本体１２へ入力させる。前記超音波アレイの放射面には、好適には、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。

前記本体１２は、前記圧力容器１８の内圧を制御する構成として、例えば、陽圧ポンプ４２、陽圧レギュレータ４４、陽圧タンク４６、陽圧電磁弁４８、陽圧計５０、陰圧ポンプ５２、陰圧レギュレータ５４、陰圧タンク５６、陰圧電磁弁５８、及び陰圧計６０等を備えている。本実施例において、前記圧力容器１８の内圧とは、その圧力容器１８内に前記被測定者８の一部が収容された状態における、前記圧力容器１８の内部の圧力をいう。前記陽圧ポンプ４２、陽圧レギュレータ４４、陽圧タンク４６、陽圧電磁弁４８、及び陽圧計５０は、前記圧力容器１８の内圧を陽圧とするための構成に相当する。前記陰圧ポンプ５２、陰圧レギュレータ５４、陰圧タンク５６、陰圧電磁弁５８、及び陰圧計６０は、前記圧力容器１８の内圧を陰圧とするための構成に相当する。本実施例においては、前記陽圧ポンプ４２、陽圧レギュレータ４４、陽圧タンク４６、陽圧電磁弁４８、陽圧計５０、陰圧ポンプ５２、陰圧レギュレータ５４、陰圧タンク５６、陰圧電磁弁５８、及び陰圧計６０等が、前記圧力容器１８の内圧を制御する圧力制御装置に相当する。

図２は、前記圧力容器１８の構成を詳しく説明する図であり、その圧力容器１８の縦断面に相当する。図３は、図２のIII-III断面図であり、前記圧力容器１８の横断面を示している。図４は、前記圧力容器１８の側面（端面）を示す図である。これらの図に示すように、前記圧力容器１８は、例えば、内部が空洞とされた外周壁１８ａと、その外周壁１８ａの端部を気密に塞ぐ１対の端壁１８ｂ及び端壁１８ｃとを、備えて比較的気密に構成されている。前記１対の端壁１８ｂ及び端壁１８ｃには、外側に突き出す１対の円筒状部１８ｉ及び１８ｊと、生体の四肢例えば前記上腕部３０を差し通すために前記１対の円筒状部１８ｉ及び１８ｊの内周面に続いて前記１対の端壁１８ｂ及び端壁１８ｃに形成された１対の貫通穴１８ｄ及び貫通穴１８ｅと、その貫通穴１８ｄと前記上腕部３０との間及び前記貫通穴１８ｅと前記上腕部３０との間を封止するために前記貫通穴１８ｄ及び貫通穴１８ｅの内周面に固着された周方向に連なる軟質樹脂或いは合成ゴム製の１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇとを、備えている。

前記圧力容器１８における外周壁１８ａの上部（例えば、鉛直上方）には、上方へ突き出す角箱状の柱状壁１８ｈが設けられている。前記超音波プローブ２２は、例えば、前記柱状壁１８ｈ内に収容され、前記圧力容器１８内において前記上腕部３０の皮膚３２に接触するように装着されている。この超音波プローブ２２は、多軸駆動装置２２ｅを介して前記圧力容器１８内に装着された超音波アレイ探触子２２ｆを備えている。前記多軸駆動装置２２ｅは、前記圧力容器１８に上下位置調節機構２２ｇを介して固定された基台２２ｈと、前記動脈３４に直交するＸ軸方向であってその動脈３４付近を通る揺動軸心を中心とする揺動角度を位置決めする揺動角度駆動装置２２ｉと、そのＸ軸方向の位置決めを行うＸ軸駆動装置２２ｊと、垂直な軸心まわりの回転角度を位置決めする回転角度駆動装置２２ｋとを、備えている。前記超音波アレイ探触子２２ｆは、例えば、Ｈ型に配置された３列の超音波アレイすなわち互いに平行に配置された１対の短軸用超音波アレイと、それらの間に配置された長軸用超音波アレイとを、備え、前記回転角度駆動装置２２ｋの下面すなわち前記上腕部３０の皮膚３２に接触する接触面に固着されている。

前記圧力容器１８における貫通穴１８ｄ及び貫通穴１８ｅの内周面に固着された１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇには、空気ポンプ１８ｋの出力圧を元圧として前記１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇ内の圧力を制御する圧力制御弁１８ｍが接続されている。前記空気ポンプ１８ｋから前記圧力制御弁１８ｍを介して供給される空圧により、前記１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇが膨張させられることでその内径が縮小されるので、前記貫通穴１８ｄと前記上腕部３０との間及び前記貫通穴１８ｅと前記上腕部３０との間が密着状態とされ、前記圧力容器１８内が気密に封止されるようになっている。

図１及び図２に示すように、前記圧力容器１８における前記外周壁１８ａ（外周壁１８ａの内部に設けられた空洞）には、例えばチューブ等を介して前記陽圧電磁弁４８が接続されている。前記陽圧ポンプ４２からは、陽圧すなわち正の圧力（例えば、空圧）が出力される。前記陽圧ポンプ４２から出力されて前記陽圧レギュレータ４４により調圧された圧力は、前記陽圧タンク４６に蓄圧される。前記陽圧ポンプ４２及び前記陽圧レギュレータ４４は、前記陽圧タンク４６に蓄圧される圧力が所定の陽圧（例えば、１５０ｋＰａ程度）となるように制御する。前記陽圧計５０は、前記陽圧タンク４６に蓄圧された圧力を検出する。前記陽圧電磁弁４８は、前記陽圧ポンプ４２から出力されて前記陽圧レギュレータ４４により調圧された圧力（陽圧タンク４６に蓄圧された圧力）を元圧として、前記圧力容器１８における前記外周壁１８ａ内の圧力を制御する。すなわち、前記圧力容器１８内を陽圧とする制御を行う。前記陽圧電磁弁４８は、好適には、前記制御装置２４から供給される指令信号に応じてその弁子位置が切り替えられるものであり、第１の切替位置において、前記陽圧タンク４６と前記圧力容器１８内を導通させ、その圧力容器１８内の圧力を所定の陽圧とする。この陽圧は、前記陽圧タンク４６に蓄圧される圧力すなわち前記陽圧計５０により検出される圧力に相当する。前記陽圧電磁弁４８は、第２の切替位置において、前記圧力容器１８内を大気圧に解放する。

前記圧力容器１８における前記外周壁１８ａ（外周壁１８ａの内部に設けられた空洞）には、例えばチューブ等を介して前記陰圧電磁弁５８が接続されている。前記陰圧ポンプ５２からは、陰圧すなわち負の圧力（例えば、空圧）が出力される。前記陰圧ポンプ５２から出力されて前記陰圧レギュレータ５４により調圧された圧力は、前記陰圧タンク５６に蓄圧される。前記陰圧ポンプ５２及び前記陰圧レギュレータ５４は、前記陰圧タンク５６に蓄圧される圧力が所定の陰圧（例えば、−５０ｋＰａ程度）となるように制御する。前記陰圧計６０は、前記陰圧タンク５６に蓄圧された圧力を検出する。前記陰圧電磁弁５８は、前記陰圧ポンプ５２から出力されて前記陰圧レギュレータ５４により調圧された圧力（陰圧タンク５６に蓄圧された圧力）を元圧として、前記圧力容器１８における前記外周壁１８ａ内の圧力を制御する。すなわち、前記圧力容器１８内を陰圧とする制御を行う。前記陰圧電磁弁５８は、好適には、前記制御装置２４から供給される指令信号に応じてその弁子位置が切り替えられるものであり、第１の切替位置において、前記陰圧タンク５６と前記圧力容器１８内を導通させ、その圧力容器１８内の圧力を所定の陰圧とする。この陰圧は、前記陰圧タンク５６に蓄圧される圧力すなわち前記陰圧計６０により検出される圧力に相当する。前記陰圧電磁弁５８は、第２の切替位置において、前記圧力容器１８内を大気圧に解放する。

前述のように、本実施例においては、前記圧力容器１８内の圧力を陽圧とする制御、及び前記圧力容器１８内の圧力を陰圧とする制御の何れも行うことができる測定装置１０について説明するが、何れか一方の制御のみを行うものであってもよい。例えば、前記圧力容器１８内の圧力を陰圧とする制御（後述するｃＰＭＣ法による血管状態の測定）を行うが、前記圧力容器１８内の圧力を陽圧とする制御は行わないものであってもよい。その場合、前記陽圧ポンプ４２、陽圧レギュレータ４４、陽圧タンク４６、陽圧電磁弁４８、及び陽圧計５０等の構成は、必ずしも設けられなくともよい。前記圧力容器１８内の圧力を陽圧とする制御（後述するｃＰＭＤ法による血管状態の測定）を行うが、前記圧力容器１８内の圧力を陰圧とする制御は行わないものであってもよい。その場合、前記陰圧ポンプ５２、陰圧レギュレータ５４、陰圧タンク５６、陰圧電磁弁５８、及び陰圧計６０等の構成は、必ずしも設けられなくともよい。

前述した本実施例の測定装置１０は、例えば、生体における一部の血管の健康度の評価に用いられる。一般に、血管の健康度は、その血管を構成する細胞の健康度を評価することで調べられる。血管を構成する細胞には、主に、血管内腔を覆う内皮細胞と、血管壁を構成する平滑筋細胞とがある。平滑筋には急激に伸展させられると収縮に転じ、逆に急激に収縮させられると弛緩に転ずるという現象が知られている。これをベイリス効果という。このベイリス効果を利用して、血管における平滑筋細胞の健康度を評価する技術が知られている。例えば、測定対象となる血管が存在する生体の一部である上腕部３０等を、図２等を用いて前述したような圧力容器１８内に挿入し、前記１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇを膨張させて前記圧力容器１８内を気密とした状態でその圧力容器１８内部を減圧することすなわち陰圧負荷を行うことで、前記上腕部３０における動脈（上腕動脈）３４を受動的に拡張させる。この陰圧負荷に応じた血管径の能動的変化の大きさを測定することで、前記動脈３４における平滑筋の機能を評価することができる。このような血管の平滑筋機能の評価方法をＰＭＣ（Pressure-mediated contraction）法という。

図５及び図６は、ＰＭＣ法を用いた従来の技術による血管の平滑筋機能の評価の一例について説明する図である。ＰＭＣ法による測定では、先ず、前記圧力容器１８のような気密容器内に、測定対象となる血管が存在する生体の一部である上腕部３０等が挿入される。次に、前記１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇが膨張させられて前記圧力容器１８内が気密とされる。次に、例えば前記陰圧電磁弁５８等の作動が制御されることにより、前記気密容器内に陰圧負荷が行われる。従来の技術では、図５に示すように、例えば−５０ｍｍＨｇ程度の陰圧（ステップ陰圧）が例えば１２０秒程度継続して負荷される。このようにすることで、前記上腕部３０における動脈３４が受動的に拡張させられ、その後、ベイリス効果により能動的に収縮する。この一連の血管径の変化に関し、前記気密容器内に設けられた前記超音波プローブ２２等を利用して、陰圧負荷開始後の血管径の最大値（最大径）及び最小値（最小径）を測定し、その最大径に対する最小径の縮小率を、平滑筋機能の指標として用いる。血管径は、例えば、拡張末期（最低血圧時点）の血管径が計測される。図６は、ＰＭＣ法を用いた従来の技術による血管の平滑筋機能の評価に係る測定結果の一例を示す。この図６に示すように、陰圧負荷開始後の最大径をＤ_maxとし、最小径をＤ_min1とすると、％ＰＭＣ値は次の（１）式で算出される。この（１）式に従って求められる％ＰＭＣ値が、前記動脈３４における平滑筋細胞の健康度を評価する指標として用いられる。

％ＰＭＣ＝（Ｄ_max−Ｄ_min1）／Ｄ_max×１００ ・・・（１）

前述した従来のＰＭＣ法による血管の平滑筋機能の評価では、種々の問題があった。すなわち、血管を受動的に拡張させるために前記圧力容器１８の内圧を陰圧とした際に、測定対象となる血管が生体（例えば、上腕部３０）の中で移動することがある。特に、被測定者が高齢者である場合には、陰圧負荷に際して血管が動き易い傾向にある。前記従来のＰＭＣ法では、前記最大径Ｄ_max及び最小径Ｄ_min1共に、前記圧力容器１８の内圧を陰圧とした状態で、拡張末期の血管径が計測されるため、生体内で血管が移動してしまい、血管径を連続して計測することが困難な場合があった。これに加え、前記従来の技術では、血管径の能動的な変化が発生するまでの時間が比較的長く、例えば１２０秒もの間陰圧負荷を継続する必要があった。更に、ＰＭＣ法による測定では、平滑筋の収縮能は評価できるが、平滑筋の拡張能を評価することはできなかった。

前記平滑筋の拡張能を評価する技術として、ＰＭＤ（Pressure-mediated dilataion）法が知られている。このＰＭＤ法では、測定対象となる血管が存在する生体の一部である上腕部３０等を、図２等を用いて前述したような圧力容器１８内に挿入し、前述のＰＭＣ法とは逆に、その圧力容器１８内に陽圧負荷を行うことで、前記上腕部３０における動脈（上腕動脈）３４を受動的に収縮させる。この陽圧負荷に応じた血管径の能動的変化の大きさを測定することで、前記動脈３４における平滑筋の拡張能を評価することができる。しかし、従来の技術では、血管径の能動的な変化が発生するまでの時間が比較的長く、例えば１２０秒もの間陽圧負荷を継続する必要がある。例えば上腕部等に静脈圧より高く且つ動脈圧より低い陽圧を負荷して長時間経過すると、動脈は開存したまま静脈だけが閉塞されるため、末梢血管圧が動脈圧に近づき、末梢血管で内出血が生じるおそれがあった。

図７は、前記制御装置２４に備えられた制御機能の一例を説明する機能ブロック線図である。前述した従来技術の問題を解消するために、本実施例の測定装置１０は、図７に示すような制御機能を備えている。この図７に示す圧力制御部７０、血管径算出部７２、評価値算出部７４、及び表示制御部７６は、好適には、前記制御装置２４に機能的に備えられたものであるが、その一部又は全部が前記制御装置２４とは別体のそれぞれ個別の制御装置として備えられ、相互に通信を行うことにより以下に詳述する制御を実現するものであってもよい。以下、図７に示す各制御機能について、図８〜図１１等を参照しつつ分説する。

前記圧力制御部７０は、前記陽圧電磁弁４８及び前記陰圧電磁弁５８の少なくとも一方を介して前記圧力容器１８の内圧を制御する。具体的には、前記被測定者８における一部である前記上腕部３０等を収容した前記圧力容器１８の内圧を、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図に同期して間欠的に変化させる。図８は、本実施例の測定装置１０による血管状態の測定に係る、前記圧力制御部７０による前記圧力容器１８の内圧制御の一例を概略的に示す図である。図８においては、測定対象となる血管例えば前記動脈３４に係る、２心拍分の血管径の変化を破線で示している。すなわち、図８においては、時点ｔ１から時点ｔ２までの間、時点ｔ２から時点ｔ３までの間が、それぞれ前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における１心拍（１回の心臓の拍動）に相当する。

図８においては、前記陽圧電磁弁４８及び前記陰圧電磁弁５８の少なくとも一方を介して前記圧力容器１８の内圧を陽圧又は陰圧とする制御を行う時相を右上から左下への斜線範囲で示している。斜線範囲以外の範囲が、前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする時相に相当する。図８に示すように、前記圧力制御部７０は、例えば、前記圧力容器１８の内圧を陽圧又は陰圧とする制御と、その圧力容器１８の内圧を大気圧（大気圧解放）とする制御とを、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における心拍に同期して繰り返す。すなわち、図８に示すように、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における１心拍のうちに、前記圧力容器１８の内圧を陽圧又は陰圧とする制御を行う時相と、その圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を行う時相とが出現するように、前記陽圧電磁弁４８及び前記陰圧電磁弁５８の少なくとも一方を制御する。換言すれば、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における心拍と同じ周期で、前記圧力容器１８の内圧を陽圧又は陰圧とする制御を行う時相と、その圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を行う時相とが交互に繰り返されるように、前記陽圧電磁弁４８及び前記陰圧電磁弁５８の少なくとも一方を制御する。前記圧力制御部７０は、好適には、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における１心拍毎に前記制御を行うが、２心拍毎、４心拍毎、或いは８心拍毎に前記制御を行うものであってもよい。

前記圧力制御部７０は、好適には、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器１８の内圧を陰圧又は陽圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を行う。ここで、収縮期とは、前記被測定者８の心臓が収縮し、血圧が上昇する時相をいう。収縮期において、前記動脈３４は拡張する。拡張期とは、前記被測定者８の心臓が拡張し、血圧が低下する時相をいう。拡張期において、前記動脈３４は収縮する。換言すれば、前記圧力制御部７０は、好適には、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、前記被測定者８の血圧が上昇する時相に対応して前記圧力容器１８内に陰圧又は陽圧を負荷し、血圧が低下する時相に対応して前記圧力容器１８内を大気圧解放する。好適には、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図におけるＲ波の検出をトリガとして、前記圧力容器１８の内圧を所定の陽圧又は陰圧とし、所定時間経過後に前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を繰り返す。

図９は、本実施例の血管状態の測定について説明する図である。前述のように、本実施例の測定装置１０による血管状態の測定では、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図に同期して、収縮期（血圧が上昇する時相）に前記圧力容器１８に所定の陰圧（例えば、−５０ｍｍＨｇ程度）を負荷し、拡張期（血圧が低下する時相）に前記圧力容器１８を大気圧解放する制御を繰り返す。斯かる陰圧負荷制御を所定時間（例えば、３０秒程度）継続する。従って、図９に示すように、前記圧力容器１８内への陰圧負荷が開始されてから所定時間が経過するまで、前記圧力容器１８内には所定の陰圧が間欠的に負荷される。換言すれば、パルス状の陰圧が前記圧力容器１８内に負荷される。以下、このように間欠的に負荷される陰圧をチョッパ陰圧と称する。斯かる制御により、１心周期中の前記動脈３４の拍動を増強させることができる。すなわち、収縮期に前記動脈３４が拡張するタイミングで前記圧力容器１８に陰圧を負荷することで、その動脈３４を更に受動的に拡張させることができる。前記動脈３４の拡張によりベイリス効果が発生し、前記動脈３４は収縮に転ずる。図９に示すように、前記圧力容器１８内へのチョッパ陰圧負荷制御が開始されてから所定時間が経過し、その圧力容器１８内が大気圧解放された後も、ベイリス効果による前記動脈３４の能動的な収縮は継続する。本実施例の測定装置１０によるこの手法をｃＰＭＣ（chopped Pressure-mediated contraction）法と称する。

本実施例のｃＰＭＣ法では、前記ＰＭＣ法と同様に、血管径は、例えば、拡張末期（最低血圧時点）の血管径が計測される。すなわち、図８に示す例においては、時点ｔ１、ｔ２、ｔ３における血管径が計測される。ｃＰＭＣ法では、収縮期に前記圧力容器１８に陰圧負荷を行い、拡張期に前記圧力容器１８を大気圧解放（除圧）する制御を繰り返すため、血管径を計測する拡張末期には前記圧力容器１８が大気圧解放されている。換言すれば、前記圧力容器１８内の除圧後に血管径の計測が行われる。従って、血管径の計測において、測定対象となる前記動脈３４の位置が体内で移動することを好適に抑制できる。更に、ｃＰＭＣ法では、収縮期に前記圧力容器１８に陰圧負荷を行い、拡張期に前記圧力容器１８を大気圧解放する制御を例えば３０秒程度継続することにより、必要十分な血管径の変化を実現することができる。これは、収縮期に前記動脈３４が拡張するタイミングで前記圧力容器１８に陰圧を負荷することで、その動脈３４を効率的に拡張させることができるためであると同時に、血管径測定時に前記圧力容器１８内を大気圧解放しているため血管が縮み易いためであると考えられる。すなわち、本実施例のｃＰＭＣ法では、前記従来のＰＭＣ法に比べて、短時間の陰圧負荷で必要十分な血管径の変化を実現することができる。

前記血管径算出部７２は、前記超音波プローブ２２から発信させられた超音波に対して、その超音波プローブ２２により受信される前記動脈３４からの反射波に基づいて、その動脈３４の血管径を算出する。例えば、前記超音波プローブ２２により受信された超音波反射信号から、前記動脈３４の断面形状に相当する画像が生成される。その断面形状に相当する画像から、前記動脈３４の血管径を算出（検出）する。前記血管径算出部７２は、好適には、前記被測定者８の１心拍毎の、前記動脈３４の拡張末期（最低血圧時点）における血管径を算出する。例えば、図８に示す例においては、時点ｔ１、ｔ２、ｔ３における血管径を算出する。

前記評価値算出部７４は、前記血管径算出部７２により算出される前記動脈３４の血管径に基づいて、その動脈３４の状態を評価する評価値を算出する。好適には、前記血管径算出部７２により算出される、前記被測定者８の１心拍毎の血管径に基づいて、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値（最大径）Ｄ_max及び最小値（最小径）Ｄ_min2を算出し、それら最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2に基づいて前記動脈３４の状態を評価する評価値を算出する。図１０は、ｃＰＭＣ法を用いた本実施例の制御による血管の平滑筋機能の評価に係る測定結果の一例を示す。本実施例のｃＰＭＣ法による測定では、前記圧力容器１８内へのチョッパ陰圧負荷が停止され、その圧力容器１８内が大気圧解放された後も、ベイリス効果による前記動脈３４の能動的な収縮は継続する。従って、図１０に示すように、陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最小値Ｄ_min2は、前記圧力容器１８内へのチョッパ陰圧負荷が行われなくなった時相に生じることも多い。

前記評価値算出部７４は、具体的には、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2に基づいて、最大値Ｄ_maxに対する最小値Ｄ_min2の縮小率を、平滑筋機能の指標として算出する。例えば、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の最大径をＤ_maxとし、最小径をＤ_min2とすると、％ｃＰＭＣ値は次の（２）式で算出される。この（２）式に従って求められる％ｃＰＭＣ値が、前記動脈３４における平滑筋細胞の健康度を評価する指標として用いられる。この％ｃＰＭＣ値は、血管運動能を評価する指標として好適に用いられる。特に、血管の収縮能を評価する指標として好適に用いられる。

％ｃＰＭＣ＝（Ｄ_max−Ｄ_min2）／Ｄ_max×１００ ・・・（２）

前記表示制御部７６は、前記測定装置１０による血管状態の測定に際して、測定に係る各種情報を前記表示装置１６に表示させる表示制御を行う。好適には、前記測定装置１０による血管状態の測定結果として、前記評価値算出部７４により算出される評価値である％ｃＰＭＣ値を前記表示装置１６に表示させる。前記評価値算出部７４により算出される評価値である％ｃＰＭＣ値と共に、或いは％ｃＰＭＣ値の代替として、前記血管径算出部７２により算出される前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2を、例えば時系列で前記表示装置１６に表示させるものであってもよい。前記超音波プローブ２２により受信された超音波反射信号から生成される、前記動脈３４の断面形状に相当する画像を前記表示装置１６に表示させるものであってもよい。前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図を含む、例えば図１０に示すようなグラフを前記表示装置１６に表示させるものであってもよい。斯かるグラフに、前記血管径算出部７２により算出される前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2を併せて表示させるものであってもよい。

前述のように、前記圧力制御部７０は、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における心拍と同じ周期で、前記圧力容器１８の内圧を所定の陰圧とし、所定の圧力負荷時間経過後に前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を繰り返す。好適には、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図におけるＲ波の検出をトリガとして、前記圧力容器１８の内圧を所定の陰圧とし、所定の圧力負荷時間経過後に前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を繰り返す。ここで、Ｒ波とは、心電図において最も電位の高い部分であって、前記被測定者８の心臓が収縮し体中に血液を送り始める時点に相当する。Ｒ波は、前記動脈３４が拡張し始める時点に相当する。Ｒ波が検出されるタイミングと前記上腕部３０における動脈３４が拡張し始めるタイミングとは略同時であるが、厳密には若干の時間差（タイムラグ）がある。そこで、前記圧力制御部７０は、好適には、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図におけるＲ波が検出された後、所定の遅延時間（Delay）後に前記陰圧電磁弁５８を制御し、前記圧力容器１８の内圧を所定の陰圧とする。その後、所定の圧力負荷時間（Duration）が経過した時点で前記陰圧電磁弁５８を制御し、前記圧力容器１８の内圧を大気圧（除圧）とする。前記被測定者８の心電図における心拍と同じ周期で、斯かる制御を繰り返す。

前記測定装置１０による血管状態の測定においては、前記圧力容器１８に対するチョッパ陰圧又は陽圧負荷制御に関して、心電図におけるＲ波からの遅延時間（Delay）と陰圧負荷を継続する時間である圧力負荷時間（Duration）とを適宜設定し、血管の拍動を増強（陰圧負荷時）又は減弱（陽圧負荷時）させるのに最適なタイミングとする。

図１２は、前記測定装置１０の制御装置２４によるｃＰＭＣ法による血管状態の測定の一例について説明するフローチャートであり、所定の周期で繰り返し実行されるものである。

先ず、ステップ（以下、ステップを省略する）ＳＴ１において、前記圧力容器１８に対するチョッパ陰圧負荷が開始されるか否かが判断される。このＳＴ１の判断が否定される場合には、ＳＴ１の判断が繰り返されることにより待機させられるが、ＳＴ１の判断が肯定される場合には、ＳＴ２において、前記心電計２０により測定される心電図においてＲ波が検出されたか否かが判断される。このＳＴ２の判断が否定される場合には、ＳＴ２の判断が繰り返されることにより待機させられるが、ＳＴ２の判断が肯定される場合には、ＳＴ３において、心電図におけるＲ波が検出された後、規定の遅延時間（Delay）経過後に、前記陰圧電磁弁５８等が制御されることで、前記圧力容器１８に対して所定の陰圧が負荷される。次に、ＳＴ４において、前記圧力容器１８に対して陰圧負荷が行われてから規定の圧力負荷時間（Duration）が経過したか否かが判断される。このＳＴ４の判断が否定される場合には、ＳＴ４の判断が繰り返されることにより待機させられるが、ＳＴ４の判断が肯定される場合には、ＳＴ５において、前記陰圧電磁弁５８等が制御されることで、前記圧力容器１８内が大気圧とされる。次に、ＳＴ６において、前記超音波プローブ２２により受信される反射波に基づいて、測定対象となる血管（動脈３４）の拡張末期の血管径が測定される。次に、ＳＴ７において、前記圧力容器１８に対するチョッパ陰圧負荷が終了させられるか否かが判断される。このＳＴ７の判断が否定される場合には、ＳＴ２以下の処理が再び実行されるが、ＳＴ７の判断が肯定される場合には、前記圧力容器１８に対するチョッパ陰圧負荷制御が終了させられ、暫時前記超音波プローブ２２により受信される反射波に基づく血管（動脈３４）の拡張末期の血管径の測定が継続させられた後、ＳＴ８において、ＳＴ６にて各心拍毎に算出された前記動脈３４の血管径に関して、最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2が算出（判定）される。次に、ＳＴ９において、ＳＴ８にて算出された前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2に基づき、前述した（２）式に従って、血管状態評価値としての％ｃＰＭＣ値が算出される。次に、ＳＴ１０において、ＳＴ９にて算出された％ｃＰＭＣ値をはじめとする血管状態の測定結果が、前記表示装置１６に表示された後、それをもって本ルーチンが終了させられる。

以上の制御において、ＳＴ１〜ＳＴ５が前記圧力制御部７０の動作に、ＳＴ６が前記血管径算出部７２の動作に、ＳＴ７〜ＳＴ９が前記評価値算出部７４の動作に、ＳＴ１０が前記表示制御部７６の動作に、それぞれ対応する。

以上、前記心電計２０により測定される心電図に同期して前記圧力容器１８に間欠的に陰圧を負荷するｃＰＭＣ法による血管状態の測定に前記測定装置１０が用いられる態様について説明したが、本実施例の測定装置１０は、前記心電計２０により測定される心電図に同期して前記圧力容器１８に間欠的に陽圧を負荷することで血管状態の測定を行う制御にも好適に適用される。図１１は、斯かる態様における本実施例の血管状態の測定について説明する図である。この図１１に示すように、収縮期に前記動脈３４が拡張するタイミングで前記圧力容器１８に陽圧を負荷することで、その動脈３４の拡張を抑制することができる。以下、このように間欠的に負荷される陽圧をチョッパ陽圧と称する。斯かるチョッパ陽圧の負荷により、拡張刺激の低下によって、平滑筋を緩めることにより更に弛緩する逆方向のベイリス効果が発生し、前記動脈３４は拡張に転ずる。図１１に示すように、前記圧力容器１８内への陽圧負荷制御が開始されてから所定時間が経過し、その圧力容器１８内が大気圧解放された後も、ベイリス効果による前記動脈３４の能動的な拡張は継続する。本実施例の測定装置１０によるこの手法をｃＰＭＤ（chopped Pressure-mediated dilataion）法と称する。

前記ｃＰＭＤ法による血管状態の測定において、前記圧力制御部７０は、前記陽圧電磁弁４８を介して前記圧力容器１８の内圧を制御する。好適には、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器１８の内圧を陽圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を行う。換言すれば、前記圧力制御部７０は、好適には、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、前記被測定者８の血圧が上昇する時相に対応して前記圧力容器１８内に陽圧を負荷し、血圧が低下する時相に対応して前記圧力容器１８内を大気圧解放する。好適には、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図におけるＲ波の検出をトリガとして、前記圧力容器１８の内圧を所定の陽圧（例えば、１５０ｍｍＨｇ程度）とし、所定の圧力負荷時間経過後に前記圧力容器１８の内圧を大気圧とする制御を繰り返す。この陽圧負荷制御に関して、心電図におけるＲ波からの遅延時間（Delay）と陽圧負荷を継続する時間である圧力負荷時間（Duration）とは、前述したｃＰＭＣ法による血管状態の測定における陰圧負荷制御に係る値と同じでもよいが、好適には、予め最適な値が実験的に求められる等して、前記ｃＰＭＣ法による血管状態の測定における陰圧負荷制御に係る値とは異なる値が適宜定められる。斯かる陽圧負荷制御を所定時間（例えば、３０秒程度）継続する。従って、前記圧力容器１８内への陽圧負荷が開始されてから所定時間が経過するまで、前記圧力容器１８内には所定の陽圧が間欠的に負荷される。換言すれば、パルス状の陽圧が前記圧力容器１８内に負荷される。以下、このように間欠的に負荷される陽圧をチョッパ陽圧と称する。

前記ＰＭＤ法による血管状態の測定において、前記評価値算出部７４は、前記圧力容器１８に対する陽圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max2及び最小値Ｄ_min3に基づいて、最小値Ｄ_min3に対する最大値Ｄ_max2の拡大率を、平滑筋機能の指標として算出する。例えば、前記圧力容器１８に対する陽圧負荷開始後の前記動脈３４の最大径をＤ_max2とし、最小径をＤ_min3とすると、％ｃＰＭＤ値は次の（３）式で算出される。この（３）式に従って求められる％ｃＰＭＤ値が、前記動脈３４における平滑筋細胞の健康度を評価する指標として用いられる。この％ｃＰＭＤ値は、血管運動能を評価する指標として好適に用いられる。特に、血管の拡張能を評価する指標として好適に用いられる。

％ｃＰＭＤ＝（Ｄ_max2−Ｄ_min3）／Ｄ_min3×１００ ・・・（３）

図１３は、前記測定装置１０の制御装置２４によるｃＰＭＤ法による血管状態の測定の一例について説明するフローチャートであり、所定の周期で繰り返し実行されるものである。この図１３に示す制御において、前述した図１２に示す制御と共通するステップについては、同一の符号を付してその説明を省略する。

先ず、ＳＴ１１において、前記圧力容器１８に対するチョッパ陽圧負荷が開始されるか否かが判断される。このＳＴ１１の判断が否定される場合には、ＳＴ１１の判断が繰り返されることにより待機させられるが、ＳＴ１１の判断が肯定される場合には、ＳＴ２以下の処理が実行される。ＳＴ２の判断が肯定される場合には、ＳＴ１２において、心電図におけるＲ波が検出された後、規定の遅延時間（Delay）経過後に、前記陽圧電磁弁４８等が制御されることで、前記圧力容器１８に対して所定の陽圧が負荷された後、ＳＴ４以下の処理が実行される。ＳＴ６の処理に続いて、ＳＴ１３において、前記圧力容器１８に対するチョッパ陽圧負荷が終了させられるか否かが判断される。このＳＴ１３の判断が否定される場合には、ＳＴ２以下の処理が再び実行されるが、ＳＴ１３の判断が肯定される場合には、前記圧力容器１８に対するチョッパ陽圧負荷制御が終了させられ、暫時前記超音波プローブ２２により受信される反射波に基づく血管（動脈３４）の拡張末期の血管径の測定が継続させられた後、ＳＴ１４において、各心拍毎に算出された前記動脈３４の血管径に関して、最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min3が算出（判定）された後、ＳＴ９以下の処理が実行される。

本実施例によれば、生体である前記被測定者８の心電図を測定する心電図測定装置としての心電計２０を備え、圧力制御装置としての前記陽圧電磁弁４８及び陰圧電磁弁５８等は、前記被測定者８における一部を収容した前記圧力容器１８の内圧を、前記心電計２０により測定される心電図に同期して変化させるものであり、血管断面測定装置としての前記超音波プローブ２２は、前記圧力容器１８の内圧が大気圧とされた際における前記動脈３４の断面形状値を測定するものであることから、測定対象となる動脈３４の測定時点での位置が体内で移動することを好適に抑制できることに加え、血管径を計測する時点で前記圧力容器１８内が大気圧解放されていることから、動脈３４等の血管の収縮が生じやすくなるため、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。すなわち、比較的短時間で正確な測定を実現する測定装置１０を提供することができる。

前記陰圧電磁弁５８は、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器１８の内圧を陰圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器１８の内圧を大気圧とするものであるため、血管径を計測する拡張末期に前記圧力容器１８内が大気圧解放されていることから、動脈３４等の血管の収縮が生じやすくなるため、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。

前記陽圧電磁弁４８は、前記心電計２０により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器１８の内圧を陽圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器１８の内圧を大気圧とするものであるため、血管径を計測する拡張末期に前記圧力容器１８内が大気圧解放されていることから動脈等の血管の拡張が生じやすくなっており、血管径の能動的変化が発生するまでの時間を短縮、或いは能動的変化量を大きくすることができる。また、陽圧を断続的にかけることで毛細血管圧の上昇を抑えることができるので、前記圧力容器１８内に収容された上腕部３０等に内出血が生じることを好適に抑制できる。

以上、本発明の好適な実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、更に別の態様においても実施される。

例えば、前述の実施例において、前記測定装置１０は、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2を、前記血管径算出部７２及び前記評価値算出部７４により自動的に算出延いては判定するものであったが、本発明はこれに限定されるものではなく、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2を、人的な処理により計測延いては判定するものであってもよい。例えば、前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図における１心拍毎に、前記超音波プローブ２２により受信される反射波に基づく血管の断面形状（断面形状値）を記憶させておき、計測が終了した後に測定者が人的な作業により各血管の断面形状を計測すること等により、前記圧力容器１８に対する陰圧負荷開始後の前記動脈３４の血管径の最大値Ｄ_max及び最小値Ｄ_min2を判定するものであってもよい。

前述の実施例において、前記圧力容器１８は、前記空気ポンプ１８ｋから前記圧力制御弁１８ｍを介して供給される空圧により、前記１対の環状膨張袋１８ｆ及び１８ｇが膨張させられることで、前記圧力容器１８内が気密に封止されるものであったが、本発明に備えられる圧力容器は、必ずしも前記空気ポンプ１８ｋ、圧力制御弁１８ｍ、及び環状膨張袋１８ｆ、１８ｇ等を備えなくともよい。例えば、前記貫通穴１８ｄ、１８ｅに対応する部分に、例えば天然ゴム等の材料による円筒状のゴムシール（円筒ゴム管）が設けられたものであってもよい。特に、前記ｃＰＭＣ法により血管状態の測定を行う場合、前記貫通穴１８ｄ、１８ｅに対応する部分に、前記圧力容器１８の外側に向かって前記円筒状のゴムシールを設けることで、前記圧力容器１８内への陰圧負荷時にゴムシールが前記被測定者８の上腕部３０等に密着し、前記圧力容器１８から外部に空気が漏れるのを好適に抑制できる。

前述の実施例において、前記圧力制御部７０は、前記ｃＰＭＣ法による陰圧負荷制御すなわち前記心電計２０により測定される前記被測定者８の心電図に同期して、収縮期に前記圧力容器１８に所定の陰圧を負荷し、拡張期に前記圧力容器１８を大気圧解放するチョッパ陰圧負荷制御を３０秒程度繰り返すものであったが、このチョッパ陰圧負荷制御の継続時間は、前記測定装置１０の仕様、前記被測定者８の状態、及び評価が求められる前記動脈３４の状態等に基づいて適宜設定される。すなわち、前記圧力制御部７０による前記チョッパ陰圧負荷制御の継続時間は、前記動脈３４の血管径に必要十分な変化が認められる限度において３０秒未満であってもよいし、前記被測定者８の負担等を考慮して長い時間をかけてもよいと判断される場合には、例えば１００秒以上といった時間であってもよい。更に、前記圧力制御部７０によるチョッパ陰圧負荷制御に係る遅延時間（Delay）及び圧力負荷時間（Duration）は、前述した実施例において例示したものに限定されず、前記測定装置１０の仕様や前記被測定者８の状態等に応じて適宜設定されることは言うまでもない。

その他、一々例示はしないが、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更が加えられて実施されるものである。

８：被測定者（生体）、１０：生体血管状態測定装置、１８：圧力容器、２０：心電計（心電図測定装置）、２２：超音波プローブ（血管断面測定装置）、３０：上腕部（生体における一部）、３４：動脈（血管）

Claims (3)

1. 生体における一部を収容した状態で内圧を変化させることが可能な圧力容器と、
   該圧力容器の内圧を制御する圧力制御装置と、
   前記圧力容器内に収容された前記生体における一部の血管の断面形状値を非侵襲で測定する血管断面測定装置と
   を、備えた生体血管状態測定装置であって、
   前記生体の心電図を測定する心電図測定装置を備え、
   前記圧力制御装置は、前記生体における一部を収容した前記圧力容器の内圧を、前記心電図測定装置により測定される心電図に同期して間欠的に変化させるものであり、
   前記血管断面測定装置は、前記圧力容器の内圧が大気圧とされた際における前記血管の断面形状値を測定するものである
   ことを特徴とする生体血管状態測定装置。
2. 前記圧力制御装置は、前記心電図測定装置により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器の内圧を陰圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器の内圧を大気圧とする制御を繰り返すものである
   請求項１に記載の生体血管状態測定装置。
3. 前記圧力制御装置は、前記心電図測定装置により測定される心電図に基づいて、収縮期に対応して前記圧力容器の内圧を陽圧とし、拡張期に対応して前記圧力容器の内圧を大気圧とする制御を繰り返すものである
   請求項１に記載の生体血管状態測定装置。

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