JP4144807B2 - 血管硬化度測定装置および血圧測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、血管硬化度測定装置に関する。

従来、血管硬化度を測定する場合、脈波伝搬速度（ＰＷＶ）測定が知られている。

また、近年は、超音波ＣＴを用いて、血管の太さとその変化量とを非侵襲的に測定し、画像処理することによって、血管のコンプライアンス（血管の内外圧力差に対する血管容積の変化）を測定する方法が知られている（たとえば、特許文献１参照）。
特開２００２−４５３６１号公報

従来、血管硬化度を測定する場合、外圧を加えない状態で測定する。すなわち、上記脈波伝搬速度（ＰＷＶ）測定、超音波ＣＴともに、血管の内外圧差が高い状態で測定する。したがって、血管の外膜の特性が支配的である領域で測定した値が得られる。

図１４は、従来例における内外圧差Ｐｔと、血管の容積（血管の単位長あたりの容積）Ｖとの関係を示す図である。

一方、血管の圧力−容積特性は、図１４に示すように、低圧時に、コンプライアンスが大きく、内圧が高くなると、コンプライアンスが小さくなるという非線形特性を有する。この非線形特性は、血管の物理的構造による。

上記「コンプライアンス」は、ｄＶ／ｄＰｔであり、つまり、血管内外圧差に対する血管の容積変化率である。

従来の血管硬化度測定装置では、血圧が高いとき（Ａ）におけるコンプライアンスと、低いとき（Ａ’）におけるコンプライアンスとが、互いに異なる。すなわち、測定時の血圧が高い程、測定された硬化度の値が高くなるという問題がある。

一方、血管の硬化度は、主に中膜で評価すべきであるという医学的な意見があるが、両従来例は、原理的に、中膜で評価することができないという問題がある。

また、上記コンプライアンスは、血管の太さによって差が生まれるので、血管の硬化度を表す指標としてそのまま使用することは、医学的には問題がある。

さらに、上記従来例において、血圧測定と同時には、血管硬化度を測定することができないので、測定した血管硬化度を血圧で補正することができないという問題もある。

本発明は、原理的に、血圧値に依存しない血管硬化度を測定することができる血管硬化度測定装置を提供することを目的とするものである。

本発明は、カフ圧力の脈波成分を時間微分して一次微分値を演算し、微分波形を形成し、この形成された微分波形のほぼピークである時点から、上記微分波形の値がほぼ０になるまでにおける上記微分波形を積分し、第１の脈波によるカフ圧力の変化分ｄＰ１を求め、次に、第２の脈波によるカフ圧力の変化分ｄＰ２を求め、……、第ｎの脈波によるカフ圧力の変化分ｄＰｎまで、順次、求める。そして、ボイルシャルルの法則に基づいて、ｄＰ１〜ｄＰｎを血管の容積変化に換算し、それぞれのコンプライアンスを求めた後に、予め定めた２つのコンプライアンスの比を演算する血管硬化度測定装置である。

本発明によれば、血管の外部から圧力を加える（カフ圧力を加える）ことによって、血管の内外圧差がほぼ０付近（Ｂ）で血管硬化度を測定するので、得られた血管硬化度が、血圧値に依存しない指標であるという効果を奏する。

発明を実施するための最良の形態は、以下の実施例である。

図１は、本発明の実施例１である血管硬化度測定装置１００を示すブロック図である。

血管硬化度測定装置１００は、カフ圧力の微分値のほぼ最大ピーク値から０になるまでの期間に亘って、上記カフ圧力の微分値を積分し、この積分された圧力値に基づいて、血管の伸展性を評価する実施例である。

血管硬化度測定装置１００は、被測定者の腕に巻付けるカフ１１と、血圧測定に必要な所定の圧力にカフ１１を加圧する加圧手段１２と、加圧手段１２によって加圧されたカフ１１内の圧力を徐々に排気する微速排気手段１３と、カフ１１の圧力を検出する圧力トランスデューサを含み、上記圧力を電気信号（パルス）に変換して出力する圧力検出手段１４と、圧力検出手段１４からの電気信号（パルス）を一定時間内でカウントし、サンプリング信号によって上記カウントを周期的に繰返すとともに、サンプリング値をＡ／Ｄ変換するサンプリング手段１５と、ＣＰＵ２０と、ＲＯＭ３０と、ＲＡＭ４０と、操作手段５０と、表示装置６１と、プリンタ６２と、外部端子６３とを有する。

カフ１１、加圧手段１２、微速排気手段１３、圧力検出手段１４は、可撓管によって接続されている。また、加圧手段１２と、強制排気手段１３と、圧力検出手段１４と、サンプリング手段１５とは、ＣＰＵ２０によって制御される。

ＣＰＵ２０は、血行動態測定装置１００の全体を制御するものであるとともに、機能的には、ＲＯＭ３０に格納されているプログラムと協働して、脈波成分抽出手段２１と、微分波形形成手段２２と、ピーク検出手段２３と、積分手段２４と、比演算手段２５とを実現するものである。

脈波成分抽出手段２１は、カフ圧力の脈波成分を抽出する手段である。

微分波形形成手段２２は、上記抽出された脈波成分を時間微分して一次微分値を演算し、微分波形を形成する。

ピーク検出手段２３は、上記形成された微分波形のほぼピークを求める。

積分手段２４は、上記微分波形がほぼピークである時点から、上記微分波形の値がほぼ０になるまでにおける上記微分波形を積分し、順次、カフ圧力の変化分ｄＰ０〜ｄＰｎまでを求める。

ＲＯＭ３０は、後述する図８に示すフローチャートのプログラムが格納されているメモリであり、ＲＡＭ４０は、ＣＰＵ２０の演算結果等を記憶するメモリであり、操作手段５０は、所定のファンクションキー等を有するものである。

次に、血行動態測定装置１００の動作について説明する。

図２は、上記実施例におけるカフ圧力の変化を示す図である。

カフ１１を腕、手首、指等に巻き付け、このカフ１１の内部の圧力を加圧手段１２によって所定の圧力まで高め、その後、微速排気手段１３によって、３〜５ｍｍＨｇ／秒の割合で、ほぼ直線的に減圧し、この減圧の過程で、脈波振幅成分がカフ圧力に重畳される。

血行動態測定装置１００によって血行動態を測定する場合、具体的には、まず、カフ１１を被測定者の腕に巻き、操作手段５０に設けられている測定開始スイッチをオンすると、血圧測定に必要な圧力に達するまで加圧手段１２がカフ１１を加圧し、この加圧を停止した後に、微速排気手段１３によってカフ１１内の空気が徐々に排気され、これにともなって脈波成分による圧力変位がカフに伝達され始める。

圧力検出手段１４が、カフ圧力を周波数の変化として電気的な信号に変換し、サンプリング手段１５が一定時間毎（たとえば５ms毎）にサンプリングし、このサンプリングされたカフ圧力に応じてパルスを出力する。

図３は、脈波振幅Ｐの波形と、脈波振幅Ｐの微分波形とを示す図である。

図３（１）は、脈波振幅Ｐの波形を示す図であり、横軸に時間を示し、縦軸に脈波振幅Ｐを示す図である。図３（２）は、脈波振幅Ｐの微分波形を示す図である。

図４は、カフ圧力によって、血管の直径が減少している状態を示す図である。

血管の内圧をＰｂとし、血管の外圧（カフ圧力）をＰｃとし、血管の内外圧差Ｐｔとした場合、血管の内外圧差Ｐｔは、Ｐｔ＝（Ｐｂ−Ｐｃ）であり、この内外圧差Ｐｔが、Ｐｃの低下に伴って上昇する過程を考える。

図５は、内外圧差Ｐｔの説明図である。

図６は、内外圧差に対する血管の単位長当たりの容積の変化を示す図である。

内外圧差Ｐｔが負である場合、血管は、押し潰され、血管の断面積は、ほぼ０の状態である。内外圧力差Ｐｔがわずかに正になると、血管は急激に断面積を広げ、内圧が均等に印可されるので、血管の断面形状が、ほぼ円形になる。

したがって、血管の内外圧力差Ｐｔ＝０付近では、急激に断面積が変化する。一方、血管は、弾性体であり、血管の内外圧差Ｐｔに応じて、拡がる性質（伸展性）を持つ。ただし、ある程度以上、血管が伸びると、伸展性の低い外膜によって、その拡大を制限されることが分かっている。

血管の内外圧差Ｐｔの比較的低い領域での伸展性は、血管の中膜の特性で代表され、逆に、高い圧力差の領域では、血管の外膜の伸展性が支配的である。

次に、カフ圧力の減少に伴って、血管の断面積が変化する様子について、図３を用いて説明する。

［段階１］ 内外圧力差Ｐｔが、負の領域（Ｐｔ＜０）である段階であり、血管の断面積は、ほぼ０であり、変化しない。

［段階２］ 内外圧力差Ｐｔが、僅かに正になり、血管の断面積は、急激に拡大し、カフ圧力の時間微分値は、ピークになる（時刻ｔ１）。

［段階３］ 内外圧力差Ｐｔが、さらに上昇し、血管の中膜の伸展性に応じて、血管断面積が拡大するが、少なくとも血管の弾性特性（伸展性）による応力によって、伸展度合いは、上記段階２における状態と比較し、急激に減少するので、カフ圧力の微分値も減少する。

［段階４］ さらに高い圧力になり、血管の外膜による応力によって、血管は殆ど伸びない状態になり、したがって、カフ圧力の微分値は、０まで落ち込む（時刻ｔ２）。

ここで、図３（２）において、微分値のピークを迎える時刻がｔ１であるとし、上記微分値が０になる時刻をｔ２とし、時刻ｔ１と時刻ｔ２との間の区間での微分値の積分値を、ｄＰとする。積分値ｄＰは、内外圧差Ｐｔによって生じた血管の拡張によって容積変化ｄＶが生じ、この容積変化ｄＶがカフ圧力を上昇させて生じた結果である。

ところで、内外圧力差Ｐｔが０であるとき（血管がつぶれた状態）におけるカフの容量をＶとし、この場合におけるカフ圧力をＰとすると、ボイルシャルルの法則によって、
Ｐ・Ｖ＝ｋ ……式（１）
である（ｋは定数）。つまり、ボイルシャルルの法則によって、温度が一定であれば、カフの容量Ｖとカフ圧力Ｐとの積は一定である。

ここで、脈動によって微少なカフ圧力変化ｄＰが生じた場合、カフの容量Ｖが微少な容積変化ｄＶを生じたとする。このように、脈動による微少なカフ圧力変化ｄＰが生じた場合、上記脈動による微少なカフ圧力変化ｄＰが生じた後におけるカフ圧力（Ｐ＋ｄＰ）と、上記脈動による微少なカフ圧力変化ｄＰが生じた後におけるカフの容量（Ｖ＋ｄＶ）とを、上記式（１）に代入する。この代入によって、次の式（２）を得ることができる。

（Ｐ＋ｄＰ）・（Ｖ＋ｄＶ）＝ｋ ……式（２）
この式（２）を変形すると、
Ｖ＋ｄＶ＝ｋ／（Ｐ＋ｄＰ）
になり、したがって、
ｄＶ＝｛ｋ／（Ｐ＋ｄＰ）｝−Ｖ
＝｛ｋ−（Ｐ＋ｄＰ）Ｖ｝／（Ｐ＋ｄＰ）
＝（ｋ−Ｐ・Ｖ−ｄＰ・Ｖ）／（Ｐ＋ｄＰ） ……式（３）
である。

ここで、上記式（１）によれば、
Ｐ・Ｖ＝ｋであるので、上記式（３）は、
ｄＶ＝（ｋ−Ｐ・Ｖ−ｄＰ・Ｖ）／（Ｐ＋ｄＰ）＝（ｋ−ｋ−ｄＰ・Ｖ）／（Ｐ＋ｄＰ）
＝−ｄＰ・Ｖ／（Ｐ＋ｄＰ） ……式（４）
になる。したがって、測定によって得られたｄＰから算出したｄＶは、カフ容量Ｖに依存した数値となる。

図７は、実施例１において、内外圧力差Ｐｔに対するコンプライアンスＣの特性を示す図である。

内外圧力差ＰｔとコンプライアンスＣ（ｄＶ／ｄＰ）との関係は、定性的には、図７に示すようになり、つまり、内外圧力差Ｐｔ＝０付近で、コンプライアンスＣが最大値になり、この内外圧力差Ｐｔ＝０から、内外圧力差Ｐｔが増加すると、コンプライアンスＣが漸減する特性を示す。ただし、コンプライアンスＣそのものを、測定によって求めるには、カフ容量の正確な測定が必要であり、容易でない。

血管の硬化度とコンプライアンスＣとの関係は、図７に点線で示してあり、血管が硬いほど、コンプライアンスＣの最大値（最大コンプライアンスＣ０）が低下し、内外圧力差Ｐｔに対するコンプライアンスＣの特性曲線がなだらかなカーブを描くことが知られている。

ここで、内外圧力差Ｐｔ＝０であるときにおけるコンプライアンスＣを、最大コンプライアンスＣ０とし、内外圧力差Ｐｔが、所定の内外圧力差Ｐｔ１であるときにおけるコンプライアンスＣをＣ１とする。また、「コンプライアンスの比ＣＦ」は、Ｃ１／Ｃ０であると定義する。つまり、コンプライアンスの比ＣＦ＝（Ｃ１／Ｃ０）である。そして、Ｃ１＜Ｃ０であるので、０＜ＣＦ＜１である。また、図７から明らかなように、硬化度が増す程、コンプライアンスの比ＣＦが大きな値となる。

ここで、血管の容積変化をｄｖとし、内外圧差をＰｔとすると、血管のコンプライアンスＣは、
Ｃ＝ｄｖ／ｄＰｔ
と表される。

したがって、
Ｃ０＝ｄｖ０／ｄＰｔ
Ｃ１＝ｄｖ１／ｄＰｔ
であり、したがって、
ＣＦ＝Ｃ１／Ｃ０＝ｄｖ１／ｄｖ０
である。

ｄｖ０、ｄｖ１は、カフの容積変化と大きさが同じで正負逆になる（血管の膨張がカフの圧縮を生じさせる）ので、対応するカフ容積変化をｄｖ０、ｄｖ１とすると、
ＣＦ＝−ｄＶ／−ｄＶ０＝ｄＶ１／ｄＶ０……式（５）
となる。

一方、式（４）より、ＣＦは、次のように置換することができる。

Ｃｆ＝｛−ｄＰ１・Ｖ１／（Ｐ１＋ｄＰ１）｝／｛−ｄＰ０・Ｖ０／（Ｐ０＋ｄＰ０）｝
ここで、Ｐ１＞＞ｄＰ１、Ｐ０＞＞ｄＰ０とすると、
ＣＦ＝（ｄＰ１／ｄＰ０）・（Ｐ０／Ｐ１）……式（６）
であり、式（６）を見れば、コンプライアンスの比ＣＦが、カフ容量Ｖに依存しない指標であることが分かる。

コンプライアンスの比ＣＦを示す式（６）の右辺に含まれているＰ、ｄＰは、それぞれ、カフ圧力、重畳されるカフ圧の変化分データそのものであるので、コンプライアンスの比ＣＦを用いることによって、カフ容量とは関係なく、血管の硬化度を表すことができる。つまり、カフ容量は、血管の太さ、血圧であるので、コンプライアンスの比ＣＦを用いることによって、血管の太さ、血圧に関係なく、血管の硬化度を知ることができる。

図８は、血行動態測定装置１００において、血行動態を実際に測定する動作を示すフローチャートである。

図９は、カフ圧力Ｐｃを所定の圧力Ｐｓまで加圧した後に、減圧したときに、時間とともに変化するカフ圧力Ｐｃを示す図である。

血行動態測定装置１００において、カフ１１を被測定者の上腕に巻き、電源が投入されると、ＲＡＭ４０の内容を初期化した後、カフ１１の圧力を、所定の圧力Ｐｓまで加圧する（Ｓ１）。

その後、カフ１１を徐々に排気し、つまり、一定の速度で減圧する（Ｓ２）。

図１０（１）は、図９（１）から１つの脈波を抜き出した図であり、図１０（２）は、減圧成分を補正した後の脈波成分を示す図であり、図１０（３）は、カフ圧力Ｐを時間微分した特性ｄＰ／ｄｔを示す図である。

この排気する過程で、脈圧がカフ圧力を変化させ、カフ圧力に脈波成分が重畳される。このカフ圧力から減圧成分を補正して脈波成分を抽出する（Ｓ３）。そして、この抽出された脈波成分をＲＡＭ４０に記憶する。

次に、この脈波成分を微分する（Ｓ４）。ＲＡＭ４０に記憶した値に基づいて、サンプリング値の時間微分信号を算出する。

また、脈波成分が最大値である時刻ｔ１から、その後に脈波成分が０になった時刻ｔ２の間で、圧力の微分値ｄＰ／ｄｔを積分する（Ｓ５）。

そして、Ｓ１へ戻る。このようにして、ステップＳ１〜Ｓ５を繰り返し、所定のカフ圧力に低下すると（Ｓ５ａ）、Ｓ６に進む。

図１１は、カフ圧力の変化分ｄＰ１〜ｄＰｎを時間軸上に、プロットした特性を示す図である。

カフ圧力の変化分ｄＰ１〜ｄＰｎを時間軸上に、プロットする（Ｓ６）。

微少なカフ圧力変化ｄＰを、容積変化ｄＶに換算し（ボイルシャルル）、包絡線を描く（Ｓ７）。

図１２は、カフ圧力Ｐｃ対容積変化をカフ圧力で微分した値ｄＶ／ｄＰｃの特性を示す図である。

図１２に示す「Ｐ０−２０」は、カフ圧力Ｐ０から、２０ｍｍＨｇ下がったカフ圧力である。

容積変化ｄＶを、カフ圧力Ｐｃで微分し、プロットし直す（Ｓ８）。そして、容積変化を圧力で微分した値ｄＶ／ｄＰｃの最大値を、Ｃ０とし、容積変化を圧力で微分した値ｄＶ／ｄＰｃが最大値Ｃ０であるときのカフ圧力を、Ｐ０とする（Ｓ９）。

カフ圧力Ｐ０から、ほぼ２０ｍｍＨｇ下降したカフ圧力におけるｄＶ／ｄＰｃを、Ｃ１とする（Ｓ１０）。そしてコンプライアンスの比ＣＦ＝Ｃ１／Ｃ０を演算する（Ｓ１１）。

血圧Ｐｂが一定の拍動を行っているときに、カフ圧の減圧速度に応じて、内外圧差Ｐｔが大きくなる。

図８のフローチャートで示す動作は、カフ圧力を減少させながら測定した場合における測定例である。

カフ圧力を加圧して測定する場合、カフ圧を徐々に加圧し、その間に現われる脈間の成分を抽出する。

カフ圧力を一定圧にして測定する場合、血圧Ｐｂは、実際には生理的に変動するので、データもばらつく。

図１３は、カフ圧力を加圧して測定した場合における時間の経過とカフ圧Ｐｃの変化とを示す図である。

たとえば、図１３（３）に示すように段階的に減圧を繰り返し、測定時間が長くとれば、それぞれの圧力での脈波数が増加し、平均値をとることによって精度が増す。加減圧速度を落としても、同様の効果となる。つまり、速度を落とすと、測定時間が長くなり、それだけ測定中に出現する脈の数が増えるので、測定精度が増す。

上記実施例によれば、血管の外部から圧力を加える（カフ圧力を加える）ことによって、血管の内外圧差がほぼ０付近で血管硬化度を測定するので、得られた血管硬化度が、血圧値に依存しない指標である。

図１４は、血管の内外圧差−容積を示す図である。

図１４に示すＢは、中膜の特性が支配的な領域であり、図１４に示すＡ、Ａ’は、中膜の特性と外膜の特性との両方を含む領域である。近年の医学では、中膜の特性が重要視されつつある。

図１５は、実施例１において、測定データを、表示する具体例を示す図である。

図１５に示す表示例は、横軸にカフ圧力を示し、縦軸にコンプライアンスＣを示す図である。最大コンプライアンスＣ０は、１であり、コンプライアンスＣ１が、０．８４であるので、コンプライアンスの比ＣＦ値（Ｃ０／Ｃ１）は、０．８４である。

図１５に示す表示例を、表示装置６１が表示すれば、この表示装置６１が、比演算手段が演算したコンプライアンスの比を表示する演算結果表示手段の例である。

図１６は、実施例１において、外部出力する具体例、内部メモリへ蓄積する具体例を示す図である。

ＣＰＵ２０は、コンプライアンスの比ＣＦをパソコンＰＣと、メモリカードＭＣに出力する例であり、つまり、比演算手段が演算したコンプライアンスの比ＣＦを外部へ出力する演算結果出力手段の例である。

図１７は、実施例１において、コンプライアンスの比と、臨床データの平均値との差を表示する具体例を示す図である。

また、上記実施例によれば、血管の伸展性評価において重要な血管の中膜の特性を評価することができる。

さらに、上記実施例によれば、コンプライアンスの比を使用する評価方法であるので、カフ容量や血管の太さに依存しない血管硬化度を測定することができる。

そして、上記実施例によれば、従来のオシロメトリック法血圧計のハードウェアをそのまま使用して、血管硬化度測定装置を製造することができるので、極めて安価に血管硬化度測定装置を製造することができる。

また、上記実施例によれば、被験者は血管の硬化度を測定する場合、特別な準備をすることなく、血圧測定と同時に、血管硬化度を測定することができる。

さらに、上記実施例において、血管硬化度を測定すると同時に、血圧を測定し、また、数拍の脈分のデータを平均するようにしてもよい。このようにすることによって、脈動の生理的変動による誤差を少なくすることができる。

本発明の実施例１である血管硬化度測定装置１００を示すブロック図である。 上記実施例におけるカフ圧力の変化を示す図である。 脈波振幅Ｐの波形と、脈波振幅Ｐの微分波形とを示す図である。 カフ圧力によって、血管の直径が減少している状態を示す図である。 内外圧差Ｐｔの説明図である。 内外圧差に対する血管の単位長当たりの容積の変化を示す図である。 実施例１において、内外圧力差Ｐｔに対するコンプライアンスＣの特性を示す図である。 血行動態測定装置１００において、血行動態を実際に測定する動作を示すフローチャートである。 カフ圧力Ｐｃを所定の圧力Ｐｓまで加圧した後に、減圧したときに、時間とともに変化するカフ圧力Ｐｃを示す図である。 図９から抜き出した１つの脈波成分、この脈波成分からカフの減圧成分を補正した後の脈波成分、カフ圧力Ｐを時間微分した特性ｄＰ／ｄｔを示す図である。 カフ圧力の変化分ｄＰ１〜ｄＰｎを時間軸上にプロットした特性を示す図である。 カフ圧力Ｐｃ対容積変化を圧力で微分した値ｄＶ／ｄＰｃの特性を示す図である。 カフ圧力を加圧して測定した場合における時間の経過とカフ圧Ｐｃの変化とを示す図である。 従来例が、血圧によって測定値が変化してしまうこと（Ａ、Ａ’の傾きの差）と。実施例が、中膜の特性をより評価することとを示す図である。 実施例１において、測定データを、表示する具体例を示す図である。 実施例１において、外部出力する具体例、内部メモリへ蓄積する具体例を示す図である。 実施例１において、コンプライアンスの比と、その標準値との差を表示する具体例を示す図である。

符号の説明

１００…血行動態測定装置、
１１…カフ、
２０…ＣＰＵ、
２１…脈波成分抽出手段、
２２…微分波形形成手段、
２３…ピーク検出手段、
２４…第１の積分手段、
２５…第２の積分手段、
２６…比演算手段、
３０…ＲＯＭ、
４０…ＲＡＭ、
５０…操作手段、
６１…表示手段、
６２…プリンタ、
６３…外部端子、
Ｐｂ…血管の内圧、
Ｐｃ…カフ圧力、
Ｐｔ…血管の内外圧差（Ｐｂ−Ｐｃ）、
ｄＰ…カフ圧力の変化分、
ｄＶ…容積変化、
Ｐ０…最大コンプライアンスＣ０における内外圧差、
Ｃ０…最大コンプライアンス、
Ｃ１…カフ圧力Ｐ０からほぼ２０ｍｍＨｇ下降した内外圧差におけるコンプライアンス（ｄＶ／ｄＰｔ）、
ＣＦ…コンプライアンスの比（Ｃ１／Ｃ０）。

Claims (7)

1. カフ圧力の脈波成分を抽出する脈波成分抽出手段と；
   上記抽出された脈波成分を時間微分して一次微分値を演算し、微分波形を形成する微分波形形成手段と；
   上記形成された微分波形のほぼピークを求めるピーク検出手段と；
   上記微分波形がほぼピークである時点から、上記微分波形の値がほぼ０になるまでにおける上記微分波形を積分し、第１の脈波による第１のカフ圧力の変化分ｄＰ１を求め、これと同様に、第２〜ｎの脈波による第２〜ｎのカフ圧力の変化分ｄＰ２〜ｄＰｎを、順次、求める積分手段と；
   上記積分値ｄＰ１〜ｄＰｎを軸上にプロットし、記憶装置に記憶する手段と；
   ボイルシャルルの法則に基づいて、カフ圧力の変化分ｄＰを容積変化ｄＶに換算し、包絡線を描き、記憶装置に記憶する手段と；
   容積変化ｄＶをカフ圧力Ｐｃで微分し、プロットし直し、記憶装置に記憶する手段と；
   ｄＶ／ｄＰｃを演算することによって、コンプライアンスを求め、この求めたコンプライアンスの最大値である最大コンプライアンスＣ０を、記憶装置に記憶する手段と；
   上記最大コンプライアンスＣ０におけるカフ圧力をＰ０とし、カフ圧力ｐ０からほぼ２０ｍｍＨｇ下降したカフ圧力における（ｄＶ／ｄＰｃ）＝コンプライアンスＣ１を演算し、記憶装置に記憶する手段と；
   （上記コンプライアンスＣ１／上記最大コンプライアンスＣ０）＝コンプライアンスの比ＣＦを演算し、記憶装置に記憶する演算手段と；
   を有することを特徴とする血管硬化度測定装置。
2. 請求項１において、
   上記脈波成分抽出手段は、カフ圧力を、増加しながら、減少しながら、または一定値として、脈拍毎に、上記カフ圧力の脈波成分を抽出する手段であることを特徴とする血管硬化度測定装置。
3. 請求項１において、
   血管硬化度を測定すると同時に、血圧を測定し、また、数拍の脈分のデータを平均することを特徴とする血管硬化度測定装置。
4. 請求項１において、
   上記演算された特徴量を表示する表示手段、上記演算された特徴量を外部へ出力する出力手段、上記演算された特徴量を上記血管硬化度測定装置の内部に設けられているメモリに記憶させる記憶制御手段のうちの少なくとも１つの手段を有することを特徴とする血管硬化度測定装置。
5. 請求項１において、
   上記コンプライアンスの比の標準値を含むテーブルを記憶している記憶手段と；
   上記得られたコンプライアンスの比と、上記コンプライアンスの比の標準値との差を演算する演算手段と；
   を有することを特徴とする血管硬化度測定装置。
6. 請求項５において、
   上記比演算手段が演算したコンプライアンスの比を表示する演算結果表示手段、上記比演算手段が演算したコンプライアンスの比を外部へ出力する演算結果出力手段、上記比演算手段が演算したコンプライアンスの比を記憶する演算結果記憶手段のうちの少なくとも１つの手段を有することを特徴とする血管硬化度測定装置。
7. カフ圧力の脈波成分を抽出する脈波成分抽出手段と；
   上記抽出された脈波成分を時間微分して一次微分値を演算し、微分波形を形成する微分波形形成手段と；
   上記形成された微分波形のほぼピークを求めるピーク検出手段と；
   上記微分波形がほぼピークである時点から、上記微分波形の値がほぼ０になるまでにおける上記微分波形を積分し、第１のカフ圧力の変化分ｄＰ１を求め、これと同様に、第２〜ｎのカフ圧力の変化分ｄＰ２〜ｄＰｎを、順次、求める積分手段と；
   上記積分値ｄＰ１〜ｄＰｎを軸上にプロットし、カフ圧力Ｐｃを演算し、記憶装置に記憶する手段と；
   ボイルシャルルの法則に基づいて、微分値ｄＰを容積変化ｄＶに換算し、包絡線を描き、記憶装置に記憶する手段と；
   容積変化ｄＶをカフ圧力Ｐｃで微分し、プロットし直し、記憶装置に記憶する手段と；
   ｄＶ／ｄＰｃを演算することによって、コンプライアンスを求め、この求めたコンプライアンスの最大値である最大コンプライアンスＣ０を、記憶装置に記憶する手段と；
   上記最大コンプライアンスＣ０におけるカフ圧力をＰ０とし、カフ圧力Ｐ０からほぼ２０ｍｍＨｇ下降した内外圧差における（ｄＶ／ｄＰｃ）＝コンプライアンスＣ１を演算し、記憶装置に記憶する手段と；
   （上記コンプライアンスＣ１／上記最大コンプライアンスＣ０）＝コンプライアンスの比ＣＦを演算し、記憶装置に記憶する演算手段と；
   上記コンプライアンスの値が最大となるカフ圧が、最高血圧値であると判定する血圧判定手段と；
   を有することを特徴とする血圧測定装置。

Images