JP5352298B2 - 動脈血管柔軟度測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体の一部に巻回されたカフを用いて検出される動脈の周期的容積変化を表す容積脈波とその生体の動脈内の周期的圧力変化を表す圧脈波とに基づいて、その生体の動脈の柔軟性を解析する血管柔軟度測定装置に関するものである。

生体の循環器情報としてその生体の血圧値や脈波伝播速度が測定され、その生体の診断等に利用されているが、それらは生体の動脈硬化度以外の因子の影響を受け易く、直接的に表わすものではなかった。このため、生体の動脈硬化を直接的に表わす動脈硬化度或いは動脈柔軟度( コンプライアンス) を直接的に測定することが求められている。

これに対して、特許文献１に示されるように、血圧脈波検出装置が提案されている。この血圧脈波検出装置では、カフの感度を考慮して脈波のピーク時における振幅値とに基づいて容積脈波を算出し、その容積脈波と血管内圧変動分( 圧脈波）とに基づいて血管コンプライアンスが算出されるようになっている。

特開平２００７−０４４３６３号公報

ところで、上記特許文献１に示される従来の血管コンプライアンス測定装置では、動脈の内側と外側の圧力差が小さくなった時点での、壁動脈の内圧がΔＰだけ増加したときのその動脈の単位長さ当たりの容積増加値をΔＶとしたとき、ΔＶ／ΔＰと定義される血管コンプライアンスＫが算出されるに際して、カフから得られたカフ脈波( 容積脈波) をΔＶとして用い、カフでの圧迫に伴うカフ脈波の振幅の変化に基づいて予め血圧測定された最高血圧値ＳＢＰと最低血圧値ＤＢＰとの差がΔＰとして用いられている。

しかしながら、上記従来の血管コンプライアンス測定装置では、動脈の容積変化を反映するものとして圧迫状態のカフから得られるカフ脈波を用いるにも拘わらず、圧迫状態のカフ下の動脈内の血圧値が用いられていないことから、カフ圧迫下の動脈の貫壁圧力が正確に得られず、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を必ずしも反映したものとならないので、正確な血管コンプライアンスが得られ難いという不都合があった。また、血管壁の力−歪み特性は解剖学的に、血管の標本を取り出して計測された結果から、非線形となることが知られている。この原因として血管壁の弾性には弾性繊維、膠原繊維の２要素が大きく寄与しており、血管壁にかかる力の小さい範囲では弾性繊維が、力が大きくなると弾性繊維と膠原繊維の両方が寄与して力−歪み特性は非線形となることが知られている。生体においては血管壁の力-歪み特性は動脈の貫壁圧力に対する動脈の血管内腔断面積の特性として得られ、図１３の様に、力−歪み特性と同様の非線形性さを示す。弾性繊維は心臓に近い大動脈系の主成分であり、弾性繊維が主体の領域の弾性特性を得ることは重要である。しかしながら生体において、血管の弾性繊維主体の領域の弾性特性は従来簡便に得られることは困難であったため、この領域の弾性特性を表現する適切な指標は考慮されてこなかった。

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、生体の一部内の動脈に対してカフを用いて所定の圧迫圧力を加えることで得られるカフ脈波を用いてカフ下の動脈のコンプライアンス( 柔軟度) を測定するに際して、その動脈の柔軟度を正確に得ることができ、また、その動脈の非線形の弾性特性を適切に表現することができる動脈血管柔軟度測定装置を提供することである。

かかる目的を達成するために、請求項１に係る発明は、(a) 生体の一部に巻回されたカフを用いて検出される該生体の一部における動脈の周期的容積変化を表す容積脈波と該生体の動脈内の周期的圧力変化を表す圧脈波とに基づいて、該生体の動脈の柔軟度を算出する動脈血管コンプライアンス解析手段を備えた動脈血管柔軟度測定装置であって、(b) 前記カフを用いて検出された容積脈波からオシロメトリック法を用いて前記生体の基準最高血圧値および基準最低血圧値を測定する血圧測定手段と、(c) 前記容積脈波を、前記基準最高血圧値および基準最低血圧値を用いて校正することにより、血圧値を単位とする前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波に変換する非圧迫下圧脈波推定手段と、(d) 前記非圧迫下圧脈波の最低圧と前記カフ内の圧迫圧力とに基づいて前記カフにより圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力を算出する貫壁圧力算出手段と、(e) 前記非圧迫下圧脈波から前記貫壁圧力を差し引くことにより前記カフにより圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波推定手段とを、含み、(f) 前記血管コンプライアンス解析手段は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の柔軟性を算出するものであることにある。

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、前記カフに一定容積変化を与えたときの該カフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記カフ内の圧力振動であるカフ脈波と前記カフ感度とに基づいて、前記動脈内の圧力が増加したときに該動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す前記容積脈波を算出する容積脈波算出手段を、含むことにある。

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、前記カフは、前記生体の被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記カフ脈波として検出するものであることにある。

また、請求項４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１に係る発明において、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管のスティフネスを算出するものであることにある。

また、請求項５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１に係わる発明において、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標として、血管壁にかかる力の小さい範囲で、有限の大きさの圧脈波振幅に対する血管コンプライアンスおよび、スティフネスを算出するものであることにある。

また、請求項６係る発明の要旨とするところは、請求項１乃至５のいずれか１に係わる発明において、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標として、血管の圧閉状態から、血管の自然長における血管径を含む範囲を最大血管コンプライアンスとして算出するものであることにある。

請求項１に係る発明の動脈血管柔軟度測定装置によれば、(b) 前記カフを用いて検出された容積脈波からオシロメトリック法を用いて前記生体の基準最高血圧値および基準最低血圧値を測定する血圧測定手段と、(c) 前記容積脈波を、前記基準最高血圧値および基準最低血圧値を用いて校正することにより、血圧値を単位とする前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波に変換する非圧迫下圧脈波推定手段と、(d) 前記非圧迫下圧脈波の最低圧と前記カフ内の圧迫圧力とに基づいて前記カフにより圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力を算出する貫壁圧力算出手段と、(e) 前記非圧迫下圧脈波から前記貫壁圧力を差し引くことにより前記カフにより圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波推定手段とを、含み、(f) 前記血管コンプライアンス解析手段は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の柔軟性を算出するものであることから、カフによる圧迫状態のカフ下の動脈内の血圧値を示す圧迫下圧脈波が用いられて、カフ圧迫下の動脈の貫壁圧力が正確に得られるので、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスが得られる。

また、請求項２に係る発明の動脈血管柔軟度測定装置によれば、前記カフに一定容積変化を与えたときの該カフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記カフ内の圧力振動である前記カフ脈波と前記カフ感度とに基づいて、前記動脈内の圧力が増加したときに該動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す前記容積脈波を算出する容積脈波算出手段を、含むことから、カフ感度を考慮した正確な容積脈波が得られるので、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスが得られる。

また、請求項３に係る発明の動脈血管柔軟度測定装置によれば、前記カフは、前記生体の被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含む脈波検出用圧迫帯を備え、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記カフ脈波として検出するものであることから、被圧迫部位の長手方向において連なる上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確なカフ脈波が得られる。

また、請求項４に係る発明の動脈血管柔軟度測定装置によれば、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管のスティフネスを算出するものであることから、そのスティフネスは正規化された汎用性にあるパラメータであるので、相対的評価や対比が容易となる。

また、請求項５に係る発明の動脈硬化柔軟度測定装置によれば、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標として、血管壁にかかる力の小さい範囲で、有限の大きさの圧脈波振幅に対する血管コンプライアンスおよびスティフネスを算出するものであることから、血管壁の弾性に寄与する弾性繊維主体の領域の弾性特性を客観的に得られる。

また、請求項６に係る発明の動脈硬化柔軟度測定装置によれば、前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標として、血管の圧閉状態から、血管の自然長における血管径を含む範囲を最大血管コンプライアンスとして算出するものであることから、動脈血管の静特性を含んだ生体に固有の柔軟度関連値が得られる。

ここで、好適には、前記オシロメトリック式血圧測定手段は、前記検出用膨張袋と、その検出用膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、前記一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と検出用膨張袋とを相互に連通させた状態で昇圧することにより前記被圧迫部位内の動脈を圧迫し、該圧迫圧を連続的に変化させる圧力制御手段と、前記圧力制御手段により圧迫圧が変化させられる過程で前記圧力センサにより検出される圧迫圧の圧力振動成分である脈波を抽出し、それら脈波の変化に基づいて前記生体の血圧値を決定するものである。このようにすれば、前記検出用膨張袋から得られる正確な脈波に基づいて精度の高い血圧値が得られる。

また、好適には、前記容積脈波算出手段は、前記動脈の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積の気体を定容積脈波発生装置から前記検出用膨張袋内に加えたときの該カフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記検出用膨張袋内に加えられる一定容積の気体の容積値と、その一定容積の気体が前記検出用膨張袋内に加えられたときに第２圧力センサにより検出された検出用膨張袋内の圧力上昇値との関係を予め求めるものである。このようにすれば、検出用膨張袋のカフコンプライアンスが、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧変化値に応答して上記定容積脈波発生装置から一定容積の気体が検出用膨張袋内に加えられる毎に逐次得られる。

また、好適には、前記脈波伝播速度測定手段は、前記上流側膨張袋内の圧力を検出する第１圧力センサと、前記下流側膨張袋内の圧力を検出する第３圧力センサと、前記上流側膨張袋および下流側膨張袋内に前記生体の最低血圧値よりも低い圧力で気体を充満させた状態で前記第１圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間と、該上流側膨張袋と下流側膨張袋との間の中心間距離とに基づいて、前記動脈内の脈波伝播速度を算出する脈波伝播速度測定手段とを、含むことから、生体の被圧迫部位における動脈の局部的脈波伝播速度値が容易に得られる。好適には、検出用膨張袋内が排気された状態で上記第１圧力センサにより検出された脈波から前記第３圧力センサにより検出された脈波までの脈波伝播時間が算出される。このようにすれば、上流側膨張袋および下流側膨張袋の間が十分に遮蔽されるので、検出される脈波が正確となり、精度の高い伝播速度が得られる。

本発明が適用された圧迫帯を備える循環器情報測定装置の構成を説明するブロック図である。 図１の循環器情報測定装置に備えられた圧迫帯の外側を一部を切り欠いて示す図である。 図１および図２に示す圧迫帯内に収容された上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋を、一部を切り欠いて示す図である。 図３の上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋の構成を説明する断面図であって、図３のＶ−Ｖ視図である。 図１の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。 図５の血圧測定部Ｐ１乃至ＴＰ値計算部Ｐ５を詳しく説明する図である。 図５の圧脈波計算部で得られる圧脈波、容積脈波計算部で得られる容積脈波をそれぞれ示す図である。 カフ圧が最高血圧値よりも高い値から低い値まで変化したときに得られるカフ脈波と、図５のＴＰ値計算部Ｐ５において算出される貫壁圧力ＴＰとを説明する図である。 貫壁圧力ＴＰの変化に対する動脈血管の断面積Ａ（動脈の容積) の変化特性を示す図である。 圧力値ｐに対する、２点の特徴点Ｐ1 およびＰ2 間の断面積比Ａ( Ｐ2)／Ａ( Ｐ1)の変化特性を示す図である。 コンプライアンス算出式からの変形式におけるＴＰ−（Ｐb −ａ）mmHgに対するＫ（Ａb ／ｂ）の関係を示す図である。 貫壁圧力ＴＰをボトム圧力Ｐo ( ＝ＤＢＰi ) と動脈外の圧力Ｐe ( Ｐcuff) との差と定義したときの、コンプライアンスの算出内容を説明する図である。 動脈の弾性特性を、その動脈を構成する弾性繊維(1点鎖線) 、弾性繊維＋膠原繊維(2点鎖線) と共に実線にて示す図である。 貫壁圧力ＴＰmmHgに対する動脈断面積Ａcm^２との関係を示す図である。 図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。 図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。 生体の脈波伝播速度hbＰＷＶおよび局所脈波伝播速度bbＰＷＶの貫壁圧力ＴＰmmHgに対する変化特性を示す図である。 容積パルス発生器から一定容積のパルスが加えられたときに発生する圧力パルスが重畳した１拍分のカフ脈波を示す図である。

以下、本発明の一実施例について図面を参照しつつ詳細に説明する。

図１は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕１０に巻き付けられる本発明の脈波検出用圧迫帯の一例である上腕用の圧迫帯( カフ）１２を備えた循環器情報測定装置１４を示している。この循環器情報測定装置１４は、生体の上腕１０内の動脈１６から発生する圧脈波ＡＰＷ、その上腕１０の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度関連値であるコンプライアンスＫおよびスティフネスβ、脈波伝播速度ＰＷＶを測定することができるので、圧脈波検出装置、自動血圧測定装置、血管( 動脈) 柔軟度測定装置、および、脈波伝播速度測定装置として機能している。

図２は上記圧迫帯１２の外周面を示す一部を切り欠いた図である。図２に示すように、圧迫帯１２は、ＰＶＣ等の合成樹脂により裏面がラミネートされた合成樹脂繊維製の外周側面不織布２０ａとそれと同様の内周側不織布から成る帯状外袋２０と、その帯状外袋２０内において幅方向に順次収容され、たとえば軟質ポリ塩化ビニルシートなどの可撓性シートから構成された上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６とを備え、外周側面不織布２０ａの端部に取り付けられた面ファスナ２８に内周側不織布の端部に取り付けられた図示しない起毛パイルが着脱可能に接着されることにより、上腕１０に着脱可能に装着されるようになっている。上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それぞれ独立した気室を構成するとともに、管接続用コネクタ３２、３４、および３６を外周面側に備えている。それら管接続用コネクタ３２、３４、および３６は、外周側面不織布２０ａを通して圧迫帯１２の外周面に露出されている。

図３は、上記圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６を示す平面図であり、図４はそれらを幅方向に切断した断面図である。上流側膨張袋２２、中流側膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は、それぞれ長手状を成し、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は検出用膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置されている。検出用膨張袋２４は、動脈１６から発生する脈波ＰＷを検出するためのものであり、上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に挟まれた状態で圧迫帯１２の幅方向の中央部に配置されている。

検出用膨張袋２４は所謂マチ構造の側縁部を両側に備えている。すなわち、検出用膨張袋２４の上腕１０の長手方向における両端部には、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆがそれぞれ形成されている。そして、前記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａがそれら一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆ内に差し入れられて配置されるようになっている。これにより、検出用膨張袋２４の両端部と上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４に隣接する側の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられた構造すなわちオーバラップ構造となるので、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が等圧で上腕１０を圧迫したときにそれらの境界付近においても均等な圧力分布が得られる。この場合、上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６は、専ら上腕１０を圧迫するための主膨張袋として機能し、検出用膨張袋２４は動脈１６から発生する脈波を専ら検出する脈波検出用として機能している。

上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６も、所謂マチ構造の側縁部を検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂを備えている。すなわち、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂには、互いに接近するほど深くなるように互いに接近する方向に折れ込まれた可撓性シートから成る折込溝２２ｆおよび２６ｆがそれぞれ形成されている。それら折込溝２２ｆおよび２６ｆを構成するシートは、幅方向に飛び出ないように、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６内に配置された貫通穴を備える接続シート３８、４０を介してその反対側部分すなわち検出用膨張袋２４側の部分に接続されている。これにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の端部２２ｂおよび２６ｂにおいても上腕１０に対する圧迫圧が他の部分と同様に得られるので、圧迫帯１２の幅方向の有効圧迫幅がその幅寸法と同等になる。圧迫帯１２の幅方向は１２ｃｍ程度であり、その幅方向に３つの上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が配置された構造であるから、それぞれが実質的に４ｃｍ程度の幅寸法とならざるを得ない。このような狭い幅寸法であっても圧迫機能を十分に発生させるため、検出用膨張袋２４の両端部２４ａおよび２４ｂと上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の隣接側端部２２ａおよび２６ａとが相互に重ねられたオーバラップ構造とされるとともに、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４とは反対側の端部２２ｂおよび２６ｂは，所謂マチ構造の側縁部とされている。

上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａと、それが差し入れられている一対の折込溝２４ｆおよび２４ｆの内壁面すなわち相対向する溝側面との間には、圧迫帯１２の長手方向の曲げ剛性よりもその圧迫帯１２の幅方向の曲げ剛性が高い剛性の異方性を有する長手状遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられている。本実施例では、図３、図４に示すように、上流側膨張袋２２の端部２２ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間、および、下流側膨張袋２６の端部２６ａとそれが差し入れられている折込溝２４ｆとの間の隙間のうちの外周側の隙間に、長手状遮蔽部材４２がそれぞれ介在させられているが、内周側隙間にも介在させられてもよい。内周側隙間に比較して外周側隙間の方が遮蔽効果が大きいので、少なくとも外周側隙間に設けられればよい。

上記長手状遮蔽部材４２は、上腕１０の長手方向すなわち圧迫帯１２の幅方向に平行な樹脂製の複数本の可撓性中空管４４が互いに平行な状態で、上腕１０の周方向すなわち圧迫帯１２の長手方向に連ねて配列されるとともに、それら可撓性中空管４４が型成形或いは接着により直接に或いは粘着テープなどの可撓性シート等の他の部材を介して間接的に相互に連結されることにより構成されている。上記長手状遮蔽部材４２は、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の検出用膨張袋２４側の端部２２ａおよび２６ａの外周側の複数箇所に設けられた複数の掛止シート４６に掛け止められている。

図１に戻って、循環器情報測定装置１４においては、空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および圧力制御手段に対応する排気制御弁５４は主配管５６を介して接続されている。その主配管５６からは、空気ポンプ５０と上流側膨張袋２２との間を直接開閉するための第１開閉弁Ｅ１を直列に備えて上流側膨張袋２２に接続された第１分岐管５８、容積パルス発生器( ＥＰＧ：容積脈波発生装置）６０を直列に備えて検出用膨張袋２４に接続された第２分岐管６２、空気ポンプ５０と下流側膨張袋２６との間を直接開閉するための第３開閉弁Ｅ３を直列に備えて下流側膨張袋２６に接続された第３分岐管６４が分岐させられている。上記第１分岐管５８と第２分岐管６２との間には、空気ポンプ５０と検出用膨張袋２４との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２が接続されている。そして、主配管５６またはそれに接続された膨張袋内の圧力を検出するための主圧力センサＴ０が主配管５６に接続され、上流側膨張袋２２の圧力を検出するための第１圧力センサＴ１が上流側膨張袋２２に接続され、検出用膨張袋２４の圧力を検出するための第２圧力センサＴ２が検出用膨張袋２４に接続され、下流側膨張袋２６の圧力を検出するための第３圧力センサＴ３が下流側膨張袋２６に接続されている。

上記主圧力センサＴ０、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、第３圧力センサＴ３の出力信号は電子制御装置７０に供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７２、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータであって、ＣＰＵ７２はＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、容積パルス発生器６０を制御することにより上腕１０の動脈１６から発生する測定データを採取するとともに、その測定データに基づいてその生体の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度（動脈コンプライアンス) Ｋ、脈波伝播速度ＰＷＶを算出し、表示装置７２にその演算結果である測定値を表示させる。

図５は、上記電子制御装置７０の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図を示している。図５において、血圧測定手段すなわち血圧測定部Ｐ１は、生体の一部たとえば上腕１０に巻回された圧迫帯( カフ）１２の圧迫圧を変化させる過程でその圧迫帯１２の検出用膨張袋２４内の圧力振動成分であるカフ脈波を逐次検出し、その一連のカフ脈波の変化に基づいてたとえばカフ脈波間の最大差分値の発生時のカフ圧を検出するオシロメトリック法を用いて前記生体の基準血圧値である最高血圧値ＳＢＰo および最低血圧値ＤＢＰo を予め測定する。脈波伝播速度測定手段すなわち脈波伝播速度測定部Ｐ２は、上腕１０の動脈１６における脈波伝播速度、たとえば上腕から足首までの脈波伝播速度hbＰＷＶを、上記上腕に巻回された圧迫帯( カフ）１２の検出用膨張袋２４により得られたカフ脈波と足首に巻回された図示しない圧迫帯から得られたカフ脈波との時間差( 伝播時間) Ｔと距離Ｌとから一拍毎に連続的に算出し、脈波伝播速度hbＰＷＶ( ＝Ｌ／Ｔ）を逐次測定する。

血圧動揺パラメータ測定手段すなわち血圧動揺パラメータ測定部Ｐ３は、図６に詳しく示すように、予め求められた関係から上記実際の脈波伝播速度hbＰＷＶを用いて生体の一拍毎の最高血圧値ＳＢＰi および最低血圧値ＤＢＰi を逐次推定する。たとえば、基準血圧測定時に心臓と上腕との間の予め求められた基準脈波伝播速度hbＰＷＶref に対する逐次求められた実際の脈波伝播速度hbＰＷＶi の変化分( hbＰＷＶi −hbＰＷＶref ) を一拍毎に算出し、たとえば基準血圧測定時に生体毎に予め求められた血圧／脈波伝播速度係数Ｓhb( ＝ΔＳＢＰ／ΔhbＰＷＶ）およびＤhb( ＝ΔＤＢＰ／ΔhbＰＷＶ）をその変化分( hbＰＷＶi −hbＰＷＶref ) にそれぞれ乗算することにより最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰi および最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰi を一拍毎に算出し、それら最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰi および最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰi を上記基準血圧値である最高血圧値ＳＢＰo および最低血圧値ＤＢＰo に加算( 補正) することにより、一拍毎に生体の推定最高血圧値ＳＢＰi および推定最低血圧値ＤＢＰi を逐次算出するとともに、必要に応じてそれら最高血圧値ＳＢＰi および最低血圧値ＤＢＰi の一定区間の移動平均値たとえば１０秒間或いは１０拍程度の間の移動平均値を算出し、逐次出力する。それら最高血圧値ＳＢＰi および最低血圧値ＤＢＰi は上腕１０の動脈１６内における一拍毎の圧脈波の最高値および最低値に対応している。

圧脈波計算部Ｐ４は、非圧迫下圧脈波推定手段すなわち非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１と、ＴＰ値計算部Ｐ５と、圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２とを含んでいる。非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１は、血圧測定部Ｐ１による圧迫帯( カフ)１２を用いた血圧測定の際に得られたカフ脈波を、その圧迫帯( カフ)１２を用いて測定された基準最高血圧値ＳＢＰo および基準最低血圧値ＤＢＰo を用いた校正線で校正することにより、図７に示すように、単位が生体の血圧値となる無負荷の推定圧脈波すなわち非圧迫下圧脈波に変換する。次いで、推定された動脈内の推定圧脈波の最低血圧( ボトム圧) 値、平均血圧値、最高血圧( 上ピーク圧）値を、基準推定最低血圧値ＤＢＰref 、基準推定平均血圧値ＭＡＰref 、基準推定最高血圧値ＳＢＰref として記憶する。また、逐次得られるカフ脈波を上記校正線で校正した推定圧脈波の推定最高血圧値ＳＢＰi および推定最低血圧値ＤＢＰi を逐次出力するとともに、予め記憶された算出式(1) から基準推定最低血圧値ＤＢＰref 、基準推定平均血圧値ＭＡＰref 、および一拍毎に求められた生体の推定最低血圧値ＤＢＰi に基づいて、推定平均血圧値ＭＡＰi を一拍毎に算出する。

ＭＡＰi ＝ＤＢＰi ＋( ＭＡＰref −ＤＢＰref ) ・・・(1)

貫壁圧力算出手段すなわちＴＰ値計算部Ｐ５は、動脈１６の動脈壁の内外圧力差である貫壁圧力ＴＰi を、次式(2) から動脈１６内の圧脈波の最低値であるボトム圧力Ｐo ( ＝ＤＢＰi ) と動脈外の圧力Ｐe ( ＝Ｐcuff: カフ脈波の下ピーク値のカフ圧 )とに基づいて１拍毎に逐次算出する。また、ＴＰ値計算部Ｐ５は、推定圧脈波の振幅である脈圧ΔＰi を、推定圧脈波の値Ｐi がＭＡＰi を下回る区間では(3) 式に従って、心拍に同期して脈動する推定圧脈波の値Ｐi がＭＡＰi を上回る区間では(4) 式に従って逐次算出する。

ＴＰi ＝Ｐo −Ｐe ＝ＤＢＰi −Ｐcuff ・・・(2)
ΔＰi ＝ＳＢＰi −ＤＢＰi (但しＰi ＜ＭＡＰi 、ＴＰi ＝０の場合)
・・・(3)
ΔＰi ＝ＳＢＰi −ＭＡＰi (但しＰi ＞ＭＡＰi の場合) ・・・(4)

圧迫下圧脈波推定手段すなわち圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、血圧測定部Ｐ１による圧迫帯( カフ）１２を用いた血圧測定の際に得られたカフ脈波を血圧単位に校正された非圧迫下脈波から、非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１により算出された非圧迫下圧脈波の最低圧であるボトム圧力Ｐo ( ＝ＤＢＰi ) と動脈外の圧力Ｐe ( ＝Ｐcuff: カフ内の圧迫圧力すなわちカフ脈波の下ピーク値のカフ圧 )との差分である、圧迫帯( カフ）１２により圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力ＴＰを差し引くことにより圧迫下圧脈波を算出する。

図５に戻って、容積脈波測定手段すなわち容積脈波測定部Ｐ６は、圧迫帯１２が最低血圧値よりも低い予め設定された圧力で圧迫する状態で第２圧力センサＴ２により検出された検出用膨張袋２４内の圧力振動であるカフ脈波を測定する。このカフ脈波は図７に示すようにカフ圧Ｐcuffが心拍に同期して脈動している。圧迫帯１２が最低血圧値よりも低い予め設定された圧力で圧迫する状態で第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号を、数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理を行うことにより、圧迫帯１２下の動脈の容積変化を示す容積脈波であるカフ脈波を弁別し、図７に示すように逐次出力する。

容積脈波算出手段すなわち容積脈波計算部Ｐ７は、上記圧迫帯１２の検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の割合を示す感度すなわちカフコンプライアンスＳe を算出し、その検出用膨張袋( カフ)２４内の圧力振動であるカフ脈波とカフ感度とに基づいて、動脈内の圧が増加したときにその動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す容積脈波を算出する。すなわち、そのカフコンプライアンスＳe を用いて上記カフ脈波(mmHg )を容積脈波 (cm^３＝cc）に変換する。たとえば、検出用膨張袋２４による圧迫圧力下すなわち各第１圧力Ｐ1 、第２圧力Ｐ2 、第３圧力Ｐ3 、第４圧力Ｐ4 下において容積パルス発生器６０から一定容積Ｃ (cc）のパルスを加えたときに発生する圧力パルスＰp を重畳したカフ脈波信号における圧力上昇値ΔＰcuff (mmHg) を検出して、次式(5) に示す式からカフコンプライアンスＳe を算出し、そのカフコンプライアンスＳe をカフ脈波の縦軸に乗算することにより、単位が容積である容積脈波に変換する。すなわち、図７の縦軸を容積軸に変換することができる。

Ｓe ＝ΔＰcuff／Ｃ ・・・(5)

血管モデル設定手段すなわち血管モデル設定部Ｐ８は、無負荷時の動脈圧波形すなわち非圧迫下圧脈波を用いて動脈圧−血管断面積の特性を作成すると、無負荷時の血管径を大きく超えるなどの不具合を解消するために、圧負荷時のカフ下の圧脈波すなわち圧迫下圧脈波を用いたチューブモデルを設定している。このため、貫壁圧力( トランスミューラルプレッシャ) ＴＰを、動脈内圧脈波の平均圧力Ｐaav と外部圧力Ｐe ( ＝Ｐcuff) の差( Ｐaav −Ｐcuff) という定義から、動脈の圧迫下圧脈波の最低圧力( ボトム圧力）Ｐo と外部圧力Ｐe との差( Ｐo −Ｐcuff) という定義へ新たに変更し、その定義に従って算出した貫壁圧力ＴＰi を逐次出力させる。すなわち、血管モデル設定部Ｐ８は、最低血圧値ＤＢＰよりも高いカフ圧力下での圧迫帯１２直下の動脈内の圧脈波を入力するモデルを導入する。

ここで、図８に示すように、圧迫帯１２の圧迫圧力( カフ圧) Ｐcuffが生体の最高血圧値ＳＢＰよりも大きい止血状態から最低血圧値ＤＢＰより低い圧まで低下させられる過程で、圧迫帯１２の中央部の検出用膨張袋２４の直下では、貫壁圧力( トランスミューラルプレッシャ) ＴＰが零、すなわちカフ圧がＭＥＡＮであるときの圧脈波の最低圧力( ボトム圧力)Ｐo における貫壁圧力ＴＰが零(mＴＰ＝０mmHg) であるときに１拍当たりに増加( 変動)する動脈の容積値Ｖに対応する断面積Ａ（＝Ｖ／Ｌ、Ｌは圧迫帯１２により圧迫される動脈の有効長さである設定値） は零( Ａ＝０) であると考えられる。カフ脈波( 容積脈波) の最大脈波点はカフ圧が平均血圧値ＭＡＰであるときであり、カフ圧Ｐcuffが最大脈波点のカフ圧Ｐm より高い領域では、m ＴＰ＝０となり、圧脈波の大きさは（ＳＢＰ−ＤＢＰ）mmHgに等しい。最大振幅点近傍で最大振幅点よりも高いカフ圧Ｐcuffでの圧脈波の大きさはΔＰ（＝(ＳＢＰ−ＤＢＰ)−(Ｐcuff−Ｐm )）である。上記血管モデル設定部Ｐ８におけるモデルでは、最大振幅点よりも高いカフ圧での一拍毎の容積変動値( ＴＰi ，Ａi ）は( ΔＰi ，ΔＡi ）で与えられる。

血管コンプライアンス解析手段すなわち血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、予め記憶されたコンプライアンスモデル式(6) から、実際の貫壁圧力ＴＰ(mmHg)、貫壁圧力ＴＰが血管壁に対して張力として作用する圧力であるバックリング点Ｐb(mmHg) 、バックリング点の断面積Ａb (mm^２) 、動脈のエラスタンス定数( スケーリングパラメータ)ａ、動脈のエラスタンス定数ｂに基づいて、動脈のコンプライアンスＫすなわち貫壁圧力ＴＰの変化に対する断面積変化を示す値( ｄＡ／ｄＴＰ)を算出し、表示装置７２に表示させる。また、有限の脈圧ΔＰに対する断面積の変化量ΔＡを求め、実効コンプライアンスＫｐ（＝ΔＡ／ΔＰ）を算出し、表示装置７２に表示させる。(6) 式において、バックリング点Ｐb以上のＴＰ(ＴＰ≧１５mmHg)領域でこのコンプライアンスモデル式が成立する。

Ｋ＝ｄＡ／ｄＴＰ＝Ａb [ １／ (ａ・ｂ）] ・[ ａ／ (ＴＰ−Ｐb ＋ａ)]
＝[ Ａb ／ｂ (ＴＰ−Ｐb ＋ａ)] ・・・(6)

図９は、上腕１０の動脈１６の貫壁圧力ＴＰに対する血管断面積Ａの実験的に求められる対数モデルを示しており、それに基づいて一般式(7) が実験的に得られる。ＴＰ≧Ｐb は解析適である。血管のコンプライアンスＫはＴＰの単位圧力変化当たりの血管の断面積Ａを単位長さ当たりの容積変化( ｄＡ／ｄＴＰ) で得られるものであるから、上記コンプライアンスモデル式(6) は、貫壁圧力ＴＰに対する血管断面積Ａの特性を示す一般式(7) を圧力微分することにより求められたものである。

Ａ＝Ａb ｛( １／ｂ)・ｌｎ[ ((ＴＰ−Ｐb ) ／ａ) ＋１]＋１｝
・・・(7)

上記コンプライアンスモデル式(6) は、１／Ｐの曲線であって分母はｘ軸の座標変換すなわち平行移動を示しており、ＴＰ＝Ｐb 且つａ＝０で発散するので、その動脈のエラスタンス定数( スケーリングパラメータ）ａは正の値であって実験的に予め決定される。バックリング点Ｐb も明確に決定できないので、( Ｐb −ａ) を予め実験的に整合させる。Ａb ／ｂは上記１／Ｐ曲線すなわちコンプライアンスＫの大きさを直接規定するものである。ＴＰ＞Ｐb の範囲内の２点Ｐ1 、Ｐ2 におけるコンプライアンスの比はＡb ／ｂによりそれぞれ独立に決定され、それは( Ｐb −ａ) の動作点のシフトにより決定される。貫壁圧力ＴＰがＰ1 であるときの圧脈波振幅( 脈圧) ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1)とし、貫壁圧力ＴＰがＰ2 であるときの圧脈波振幅( 脈圧) ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ2)とすると、ΔＡ（Ｐ1)およびΔＡ（Ｐ2)は(8) 式および(9) 式により表わされる。そして、２点Ｐ1 、Ｐ2 間の圧力変化に対する容積変化比ΔＡ（Ｐ2)／ΔＡ（Ｐ1)は(10)式により表わされる。図１０は、脈圧ＰＰが４０mmHgであるときの圧力ｐmmHgに対する容積変化比ΔＡ（Ｐ2)／ΔＡ（Ｐ1)を示す特性曲線を、Ｐ1 とＰ2 との差( Ｐ2 −Ｐ1 ) が５mmHgであるときは白丸印で、１０mmHgであるときは菱形印で、２０mmHgであるときは黒丸印でそれぞれ示している。また、図１０には、実験的にＰ1 からシフトさせられた( Ｐb −ａ) が示されている。図１１は、(6) 式から変形された、 (ＴＰ−Ｐb ＋ａ)mmHg に対するＫ (Ａb ／ｂ )の変化を示す特性曲線を示している。

ΔＡ（Ｐ1)＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[ １＋ (ＰＰ／ (Ｐ1 −Ｐb ＋ａ))]
・・・(8)
ΔＡ（Ｐ2)＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[ １＋ (ＰＰ／ (Ｐ2 −Ｐb ＋ａ))]
・・・(9)
ΔＡ（Ｐ1)／ΔＡ（Ｐ2)＝ｌｎ[ １＋ (ＰＰ／ (Ｐ2 −Ｐb ＋ａ))]
／ｌｎ[ １＋ (ＰＰ／ (Ｐ1 −Ｐb ＋ａ))]
・・・(10)

これにより、ＴＰ＞Ｐb の範囲内の２点の圧力値Ｐ1 およびＰ2 における圧脈波振幅( 脈圧) ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1）およびΔＡ（Ｐ2）が(8) 式および(9) 式から測定されると、コンプライアンスＫ（Ｐ1）およびＫ（Ｐ2）がそれぞれ決定される。すなわち、( Ｐb −ａ) が求められ、(8) 式または(9) 式に代入されると、（Ａb ／ｂ）が求められ、それら( Ｐb −ａ) および（Ａb ／ｂ）から(6) 式からコンプライアンスＫ( ＝ｄＡ／ｄＴＰ) が算出され、表示装置７２に表示される。Ｋは(7) 式の微分値に相当するが、(7) 式の非線形性の程度を含んだ、より実効的なコンプライアンスとして、(8) 式から有限の脈圧ΔＰに対する断面積の変化量ΔＡを求め、実効コンプライアンスＫp( =ΔＡ／ΔＰ) を算出し、同じく表示装置７２に表示する。因みに、血管の弾性繊維が主体の領域の弾性特性を示す貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgにおけるコンプライアンスＫ（３０）は、(6) 式に基づく(11) 式により表される。ＴＰ=３０mmHgにおけるΔＰ=４０mmHgに対する実効コンプライアンスＫp（３０）は(12) 式により表される。

Ｋ（３０）＝Ａb ／ｂ×[ ３０−( Ｐb −ａ)] ・・・(11)
Ｋｐ（３０）＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ［１＋(４０／(３０−Ｐｂ＋ａ))／４０］
・・・(12)

前述のように、血管のコンプライアンスＫは管壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの血管の容積変化に対応する断面積Ａを、単位長さ当たりの容積変化量( ｄＡ／ｄＴＰ) で示すものであるから、その単位はcc／mmHgであるが、それを正規化して、管壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの単位長さ当たりの容積変化率( １／Ａ)(ｄＡ／ｄＴＰ) で示すことができる。前記コンプライアンスＫおよび実効コンプライアンスＫｐが正規化されたパラメータは、動脈の伸展性( 伸展率) ＥおよびＥｐと定義される。血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、この動脈の伸展性( 伸展率) Ｅ（1/mmHg） およびＥｐ（１／mmHg）たとえばＥ（３０）、Ｅ（ＤＢＰ）およびＥｐ（３０）を、予め記憶された式(13.A)および(13.B)から上記コンプライアンスＫ（cc/mmHg）およびＫｐ（cc/mmHg）に基づいてカフ圧の特徴点毎に算出し、表示装置７２から出力させる。なお、(13)式において、Ａは特徴点毎の１拍当たりの動脈容積変化量(cc)であり、前記容積脈波の１周期の面積により算出されるが、断面積Ａであってもよい。

Ｅ＝( １／Ａ) Ｋ＝( １／Ａ)(ｄＡ／ｄＴＰ) ・・・(13.A)
Ｅp＝( １／Ａ) Ｋp＝( １／Ａ)(ΔＡ／ΔＰ) ・・・(13.B)

ＴＰ=０mmHgにおける血管の圧閉状態を起点として、バックリング点より大きい脈圧（ΔＰ≧１５mmHg）では、無負荷時の血管の自然長における血管径に相当した断面積への変移を含むので、最大の実効コンプライアンス値をとる。この最大の実効コンプライアンスＡＭを算出し表示装置７２に表示させる。実際の血圧における脈圧（ＳＢＰ−ＤＢＰ）はこの条件下にあるので、ＴＰ=０mmHgにおける圧脈波ΔＰ(=ＳＢＰ−ＤＢＰ)に対応した実効コンプライアンスをＡＭとしてもよい。

血管コンプライアンス計算部Ｐ９が表示装置７２に表示させるコンプライアンスＫは、上記特徴点毎の値が数字表示されるだけでなく、トランスミューラルプレッシャＴＰ( 横軸) に対するコンプライアンスＫ( 縦軸) の変化特性を示すＫカーブ(K-Curve) 、そのコンプライアンスＫの関連値であるＫカーブの傾きＡb ／ｂ( 縦軸) のトランスミューラルプレッシャＴＰ( 横対数軸) に対する変化特性を示すＡb ／ｂカーブなどをそれぞれグラフ表示する。

ＰＡ曲線解析手段すなわちＰＡ曲線解析部Ｐ１１は、図１４に示す、トランスミューラルプレッシャＴＰ(mmHg)( 横軸) に対する動脈断面積Ａcm^２ (縦軸) の変化特性を示すＰＡ曲線( ＰＡカーブ) を求めて表示するとともに、圧脈波ΔＰ（ｔ）の波形、容積脈波ΔＶ（ｔ）の波形を時間軸上に表示し、求められたスティフネスβおよび血管の弾性繊維が主体の領域の弾性特性を示す貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgにおけるスティフネスβ（３０）を表示する。このスティフネスβおよびβ（３０）は次式(14.A)および(14.B)により定義されるように動脈柔軟度に関連するパラメータであり、たとえば上記ＰＡ曲線におけるの傾きに基づいて算出される。なお、式(14)において、Ｄs は最高血圧時の動脈径(mm)であり、Ｄd は最低血圧時の動脈径(mm)であって前記容積脈波に基づいて算出されるが、それらは前記容積脈波に基づいて算出される最高血圧時および最低血圧時の動脈内腔の断面積(mm)であってもよい。

β＝ｌｎ( ＳＢＰ／ＤＢＰ)・Ｄ／ΔＤ
＝ｌｎ［(ＤＢＰ＋ＰＰ)／ＤＢＰ］・Ｄd ／( Ｄs −Ｄd) ・・・(14.A)
β(３０)＝ｌｎ[(３０＋ＰＰ)／３０]
・Ｄ(３０)／[Ｄ(３０＋ＰＰ)−Ｄ（３０）] ・・・(14.B)

統計演算手段すなわち統計演算部Ｐ１２は、上記血管コンプライアンス計算部Ｐ９やＰＡ曲線解析部Ｐ１１において算出されたパラメータの経事的変化、移動平均値などの統計値を生体毎に算出し、診断や薬効の評価等のために表示させる。

図１５および図１６は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートをそれぞれ示している。図１５において、図示しない電源スイッチが投入されると、図１６のｔ0 に示す初期状態とされる。この状態では、オペレータにより入力された患者データたとえば性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等が記憶されるとともに、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため非作動状態すなわち開( オープン) 状態とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため非作動状態すなわち閉状態とされ、容積パルス発生器６０および空気ポンプ５０は非作動状態とされている。次いで、図示しない起動操作装置が操作されて循環器情報測定装置１４の測定動作が開始されると、先ず、図１６の時刻ｔ1 乃至ｔ3 に示す図１５のステップＳ１( 以下、ステップを省略する) の第１血圧測定ルーチンが実行される。このＳ１は前記血圧測定部Ｐ１すなわち第１血圧測定手段或いは第１血圧測定工程に対応している。

上記第１血圧測定ルーチンでは、先ず、図１６の時刻ｔ1 において、空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが生体の最高血圧値よりも十分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmax に到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧が一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。図１６の時刻ｔ2 はこの状態を示す。この徐速排気過程において第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号から、ローパスフィルタ処理が為されることにより圧迫帯１２による圧迫圧( 静圧) を示すカフ圧力信号が弁別されるとともに、数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理されることにより脈波信号が弁別される。次いで、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ(mmHg)、平均血圧値ＭＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ(mmHg)として決定し、その最低血圧値ＤＢＰが決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図１５のＳ１が終了させられる。図１６の時刻ｔ3 はこの状態を示す。

上記オシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムは、たとえば脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に上昇したときすなわちエンベロープの微分波形の極大ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最高血圧値ＳＢＰ値( mmHg）として決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) の最大値に対応する圧力信号が示す圧力を平均血圧値ＭＢＰとして決定し、その脈波信号の振幅値を結ぶ包絡線( エンベロープ) が急激に減少したときすなわちエンベロープの微分波形の極小ピーク点に対応する圧力信号が示す圧力を最低血圧値ＤＢＰとして決定する。第１圧力センサＴ１から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号、第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号、第３圧力センサＴ３から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号、主圧力センサＴ０から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより弁別された脈波信号の４種の脈波信号間には、振幅の差が存在し、検出用膨張袋２４内の圧力を検出する第２圧力センサＴ２から出力される脈波信号が動脈１６の脈動を最も正確に反映している。

次いで、図１５のＳ２の脈波伝播速度測定ルーチンが図１６の時刻ｔ4 乃至ｔ６に示す区間において実行される。このＳ２は前記脈波伝播速度測定部Ｐ２或いは脈波伝播速度測定工程に対応している。先ず、急速排気弁５２および排気制御弁５４が閉じられるとともに空気ポンプ５０が起動される。次いで、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が予め最低血圧値ＤＢＰよりも低い値たとえば６０mmHgに設定された脈波検出圧Ｐpwv に到達すると、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３が閉じられ、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は互いに独立して脈波検出圧に維持される。図１６のｔ5 時点はこの状態を示す。この状態において、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６により検出された脈波を示す脈波信号が弁別され、それらの脈波信号の位相差( 脈波伝播時間) Δｔ1(sec)とたとえば９０ｍｍ程度の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中心間距離Ｌ1(m)とに基づいて局所脈波伝播速度bbＰＷＶ(m／sec)が式(15)から算出される。このような局所脈波伝播速度bbＰＷＶの算出は、脈波の発生毎に時刻ｔ６に到達するまで繰り返し実行され、到達するとそれまでに求めた局所脈波伝播速度bbＰＷＶの平均値が算出される。また、図示しない心音マイクロホンにより検出された心音またはＥＣＧのＲ波の発生時刻と検出用膨張袋２４により検出されたカフ脈波の立ち上がり時刻との時間差Δｔ2(sec)と両者間の距離Ｌ2(m)とに基づいて脈波伝播速度hbＰＷＶ(m／sec)が式 (16) から算出される。

bbＰＷＶ＝Ｌ1 ／Δｔ1 ・・・ (15）
hbＰＷＶ＝Ｌ2 ／Δｔ2 ・・・ (16）

図１７は、動脈１６の管壁の圧力差( ＝脈動する動脈内圧すなわち圧脈波の最低圧力( ボトム圧力）Ｐo −動脈外圧すなわち圧迫帯による圧迫圧Ｐｅ）であるトランスミューラルプレッシャＴＰ(mmHg)に対する上記脈波伝播速度bbＰＷＶの変化を、同一生体から同時期に測定した従来の図示しない心音マイクロホンにより検出された心音またはＥＣＧのＲ波から上流側膨張袋２２までの脈波伝播速度hbＰＷＶと対比して示している。図１７から明らかなように、脈波伝播速度hbＰＷＶはトランスミューラルプレッシャＴＰに拘わらず略一定値を示している。これに対し上記脈波伝播速度bbＰＷＶは、トランスミューラルプレッシャＴＰが負の値から１０乃至２０(mmHg)付近すなわち圧迫帯１２による圧迫圧が最低血圧値ＤＢＰ付近に至るまでは略一定値を示すが、それよりも更に増加するほど比例的に増加する特徴がある。上記局所脈波伝播速度bbＰＷＶは、所定の圧力値たとえばＴＰ＝５０(mmHg)又はその付近における値或いは増加率を測定することにより、個人毎に比較可能な、動脈１６の硬化状態を評価するための循環器パラメータとして求められる。

次に、図１５において、Ｓ３の第２血圧測定／動脈コンプライアンスデータ検出ルーチンが図１６の時刻ｔ7 乃至ｔ9 に示す区間において実行される。このＳ３は前記血圧測定部Ｐ１、第２血圧算出手段、或いは第２血圧算出工程および動脈コンプライアンスデータ検出工程に対応している。このＳ３では、第１血圧測定ルーチンと同様に、先ず、時刻ｔ７において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが第１血圧測定ルーチンによる前回の測定値である生体の最高血圧値ＳＢＰよりも所定値高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmax に到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、単位時間当たり或いは単位脈波当たりの一定速度の徐速排気が開始される。図１６の時刻ｔ8 はこの状態を示す。この徐速排気過程においては、第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、検出用膨張袋２４により検出された脈波を示す脈波信号が繰り返し弁別される。次いで、第１血圧測定ルーチンと同様にして、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ(mmHg)、平均血圧値ＭＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ(mmHg)として決定し、その最低血圧値ＤＢＰが決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図１５のＳ３の第２血圧測定ルーチンが終了させられる。測定された血圧値は基準血圧値ＳＢＰo およびＤＢＰo とされる。図１６の時刻ｔ9 はこの状態を示す。そして、最高血圧値ＳＢＰo と最低血圧値ＤＢＰo との圧力差である脈圧ＰＰ（＝最高血圧値ＳＢＰo −最低血圧値ＤＢＰo ）が算出される。後述の血管コンプライアンスＫの演算には、この第２血圧測定ルーチンから得られた最高血圧値ＳＢＰo および最低血圧値ＤＢＰo に基づく脈圧ＰＰ(mmHg)が用いられる。

次に、図１５のＳ４のカフコンプライアンス算出ルーチンが図１６の時刻ｔ10乃至ｔ18において実行される。このＳ４は圧脈波計算部Ｐ４に対応している。このＳ４では、先ず、時刻ｔ10において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが予め設定された第１圧力Ｐ1 に到達すると( 時刻ｔ11）、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が閉じられて上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第1 圧力Ｐ1 に時刻ｔ12まで維持される。この時刻ｔ11乃至ｔ12の間の第１圧力維持区間では、脈波の発生に同期してその脈波の裾に相当するタイミングで容積パルス発生器６０からたとえば０．２ｃｃ程度の一定容積Ｃの空気が５０ms乃至１００msの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図１８に示すような上記容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。この場合、上記圧力維持区間内において１０個程度の複数の図７に示す脈波信号が複数採取され、それらの脈波信号が記憶されてもよいし、それらの平均値の脈波信号が記憶されてもよい。そして、時刻ｔ12に到達して上記第１圧力維持区間が終了する。

上記の容積パルス発生器６０から検出用膨張袋２４内に注入される容積パルスは、そのときの検出用膨張袋２４の圧力変化に拘わらず予め設定された一定容積Ｃの空気であり、動脈１６が心拍に同期して膨張して検出用膨張袋２４に繰り返し与える容積増加分に対応する値に予め設定されたものである。また、図７に示す脈波信号は圧力値であり、Ｓ１で求められた最高血圧値ＳＢＰ(mmHg)を脈波信号の上ピーク値に対応させ、最低血圧値ＤＢＰ(mmHg)を脈波信号の下ピーク値に対応させることにより、図７の縦軸は生体の血圧値に変換される。

上記第１圧力維持区間が終了する時刻ｔ12では、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が再び開かれると同時に、空気ポンプ５０が再度起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが予め設定された第２圧力Ｐ２に到達すると( 時刻ｔ13）、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が閉じられて上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第2 圧力Ｐ２に時刻ｔ14まで維持される。この第２圧力維持区間でも、上記第１維持区間と同様に、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ms乃至１００msの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図１８に示すような上記容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。

次いで、同様にして、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が、主圧力センサＴ０により検出される圧力が予め設定された第３圧力Ｐ３に昇圧されるとともに、第３圧力維持区間ｔ15乃至ｔ16において第３圧力Ｐ３が維持され、その第３圧力維持区間ｔ15乃至ｔ16において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ms乃至１００msの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図１８に示すような容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。また、同様にして、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が、主圧力センサＴ０により検出される圧力が予め設定された第４圧力Ｐ４に昇圧されるとともに、第４圧力維持区間ｔ17乃至ｔ18において第４圧力Ｐ４が維持され、その第４圧力維持区間ｔ17乃至ｔ18において、脈波の発生に同期して容積パルス発生器６０からの一定容積Ｃの空気が５０ms乃至１００msの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることにより得られた図１８に示すような容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp が重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。

そして、上記第１圧力Ｐ1 、第２圧力Ｐ2 、第３圧力Ｐ3 、第４圧力Ｐ4 毎に第２圧力センサＴ２により検出され且つ記憶された各脈波信号について、動脈１６の脈動に由来して発生する検出用膨張袋２４内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅値ΔＰ（mmHg）すなわちΔＰ1 、ΔＰ2 、ΔＰ3 、ΔＰ4 がそれぞれ算出され記憶される。また、上記各脈波信号において容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰp すなわちＰp1、Ｐp2、Ｐp3、Ｐp4がそれぞれ算出されて、検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe （mmHg／cc）すなわちＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4が式(5) からそれぞれ算出され、記憶される。このカフコンプライアンスＳe は、検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の割合を示す感度を表している。このようにしてカフコンプライアンスＳe が求められると、検出用膨張袋２４から第２圧力センサＴ２により検出された脈波の縦軸すなわち振幅を容積に変換することができる。すなわち、図７の縦軸を容積軸に変換することができる。

上記予め設定された第１圧力Ｐ1 は最低血圧値ＤＢＰよりも低い圧たとえば４０mmHg、第２圧力Ｐ2 は第１圧力Ｐ1 よりも高い圧たとえば最低血圧値ＤＢＰ、第３圧力Ｐ3 は第２圧力Ｐ２よりも高い圧たとえば平均血圧値ＭＢＰ、第４圧力Ｐ4 は第３圧力Ｐ３よりも高い圧たとえば平均血圧値ＭＢＰよりも１５mmHg高い圧に、それぞれ設定されており、各圧力下においての、カフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4が求められる。

次いで図１５のＳ５では、動脈コンプライアンス算出ルーチンが実行される。このＳ５は、Ｓ３およびＳ４と共に、血管コンプライアンス算出部Ｐ９、動脈コンプライアンス算出手段或いは動脈コンプライアンス測定工程を構成している。この図１５のＳ５では、たとえば、先ず、Ｓ３において記憶された生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰに基づいて生体の脈圧ＰＰ( ＝ＳＢＰ−ＤＢＰ）mmHgが算出される。次いで、カフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4を用いてカフ脈波の縦軸を補正することにより、単位が容積である容積脈波に変換する。また、基準血圧値ＳＢＰo およびＤＢＰo の測定時に心臓と上腕との間の予め求められた基準脈波伝播速度hbＰＷＶref に対する逐次求められた実際の脈波伝播速度hbＰＷＶi の変化分( hbＰＷＶref −hbＰＷＶi ) を一拍毎に算出し、たとえば基準血圧測定時に生体毎に予め求められた血圧／脈波伝播速度係数Ｓhb( ＝ΔＳＢＰ／ΔhbＰＷＶ）およびＤhb( ＝ΔＤＢＰ／ΔhbＰＷＶ）をその変化分( hbＰＷＶref −hbＰＷＶi ) にそれぞれ乗算することにより最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰi および最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰi を一拍毎に算出し、それら最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰi および最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰi を上記基準血圧値である最高血圧値ＳＢＰo および最低血圧値ＤＢＰo に加算( 補正) することにより、一拍毎に生体の推定最高血圧値ＳＢＰi および推定最低血圧値ＤＢＰi を逐次算出する。この推定最高血圧値ＳＢＰi および推定最低血圧値ＤＢＰi には、基準血圧測定時以後の血圧動揺が反映されている。

このＳ５では、上記圧力値Ｐ1 、Ｐ2 、Ｐ3 、Ｐ4 における圧脈波振幅( 脈圧) ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1）、ΔＡ（Ｐ2）、ΔＡ（Ｐ3）、ΔＡ（Ｐ4）が(8) 式および(9) 式から測定されると、コンプライアンスＫ（Ｐ1）、Ｋ（Ｐ2）、Ｋ（Ｐ3）、Ｋ（Ｐ4）がそれぞれ決定される。すなわち、( Ｐb −ａ) が求められ、(8) 式または(9) 式に代入されると、（Ａb ／ｂ）が求められ、それら( Ｐb −ａ) および（Ａb ／ｂ）から(6) 式からコンプライアンスＫ( ＝ｄＡ／ｄＴＰ) および実効コンプライアンスＫｐ（＝ΔＡ／ΔＰ）が算出され、表示装置７２に表示される。因みに、貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgおよび最低血圧点ＤＢＰmmHg毎におけるコンプライアンスＫ1、Ｋ2、Ｋ3、Ｋ４は、(6)式に基づく(11)式、および圧脈波ΔＰ=４０mmHgに対する実効コンプライアンスＫp1、Ｋp2、Ｋp3、Ｋp4は(12)式と同様に以下の式により表わされる。

Ｋ1 （Ｐ1 ）＝Ａb ／ｂ×[ Ｐ1 −( Ｐb −ａ）]
Ｋ2 （Ｐ2 ）＝Ａb ／ｂ×[ Ｐ2 −( Ｐb −ａ）]
Ｋ3 （Ｐ3 ）＝Ａb ／ｂ×[ Ｐ3 −( Ｐb −ａ）]
Ｋ4 （Ｐ4 ）＝Ａb ／ｂ×[ Ｐ4 −( Ｐb −ａ)]
Ｋｐ1 （Ｐ1 ）＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[１＋(４０／(Ｐ1 −Ｐb＋ａ))／４０]
Ｋｐ2 （Ｐ2 ）＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[１＋(４０／(Ｐ2 −Ｐb＋ａ))／４０]
Ｋｐ3 （Ｐ3 ）＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[１＋(４０／(Ｐ3 −Ｐb＋ａ))／４０]
Ｋｐ4 （Ｐ4 ）＝（Ａb ／ｂ）・ｌｎ[１＋(４０／(Ｐ4 −Ｐb＋ａ))／４０]

また、血管のコンプライアンスＫおよび実効コンプライアンスＫｐは貫壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの血管の容積変化に対応する断面積Ａを、単位長さ当たりの容積変化量( ｄＡ／ｄＴＰ) および(１／Ａ)（ΔＡ／ΔＰ）で示すことができるものであるから、その単位はcc／mmHgであるが、それを正規化して、貫壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの単位長さ当たりの容積変化率( １／Ａ)(ｄＡ／ｄＴＰ) で示すことができるので、コンプライアンスＫが正規化されたパラメータである動脈の伸展性( 伸展率) Ｅ（1/mmHg） たとえばＥ（Ｐ1 ）、Ｅ（Ｐ2 ）、Ｅ（Ｐ3 ）、Ｅ（Ｐ4 ）、Ｅｐ（Ｐ1 ）、Ｅｐ（Ｐ2 ）、Ｅｐ（Ｐ3 ）、Ｅｐ（Ｐ4 ）を、予め記憶された式(13.A)および(13.B)から上記コンプライアンスＫ（cc/mmHg） および実効コンプライアンスＫｐ(cc/mmHg)に基づいてカフ圧の特徴点毎に算出し、Ｓ７において表示装置７２から出力させる。

次いで図１５のＳ６では、ＴＰ=０mmHgにおける血管の圧閉状態を起点として、バックリング点より大きい脈圧（ΔＰ≧１５mmHg）では、無負荷時の血管の自然長における血管径に相当した断面積への変移を含むので、最大の実効コンプライアンス値をとる。ＴＰ=０mmHgにおける圧脈波ΔＰ(=ＳＢＰ-ＤＢＰ)に対応した実効コンプライアンス（ΔＡ／ΔＰ）を最大の実効コンプライアンスＡＭとして算出し表示装置７２に表示させる。

また、図１５のＳ６では、図１４に示す、トランスミューラルプレッシャＴＰ(mmHg)( 横軸) に対する動脈断面積Ａcm^２(縦軸) の変化特性を示すＰＡ曲線( ＰＡカーブ) を求めて表示するとともに、圧脈波ΔＰ（ｔ）の波形、容積脈波ΔＶ（ｔ）の波形を時間軸上に表示し、求められたスティフネスβおよびスティフネスβ(３０)を表示する。このスティフネスβおよびスティフネスβ(３０)は、式(14.A)および式(14.B)により定義されるように動脈柔軟度に関連するパラメータであり、たとえば上記ＰＡ曲線におけるの傾きに基づいて算出される。また、上記算出されたパラメータの経事的変化、移動平均値などの統計値を生体毎に算出される。この統計値は、診断や薬効の評価等のために表示させる。上記Ｓ６は、血管粘弾性測定部Ｐ１０、ＰＡ曲線解析部Ｐ１１、統計演算部Ｐ１２に対応している。

そして、図１５のＳ７では、表示制御ルーチンが実行される。このＳ７は、Ｓ２において測定された上腕の動脈１６内の脈波伝播速度bbＰＷＶまたはその変化率、Ｓ３において測定された生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ、Ｓ４において測定されたカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4、Ｓ５において算出された動脈コンプライアンスＫ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 が、患者の性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等の患者データと共に表示装置７２に表示される。これにより、表示装置７２に表示された上記脈波伝播速度bbＰＷＶ、最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ、動脈コンプライアンスＫ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 に基づいて患者の循環器の健康状態が客観的に示される。また、表示装置７２に表示させるコンプライアンスＫは、上記特徴点毎の値が数字表示されるだけでなく、トランスミューラルプレッシャＴＰ( 横軸) に対するコンプライアンスＫ( 縦軸) の変化特性を示すＫカーブ(K-Curve) 、そのコンプライアンスＫの関連値であるＫカーブの傾きＡb ／ｂ( 縦軸) のトランスミューラルプレッシャＴＰ( 横対数軸) に対する変化特性を示すＡb ／ｂカーブなどをそれぞれグラフ表示する。

上述のように、本実施例の循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置) １４によれば、圧迫帯( カフ）１２を用いて検出された容積脈波からオシロメトリック法を用いて生体の基準最高血圧値ＳＢＰｏおよび基準最低血圧値ＤＢＰｏを測定する血圧測定部(血圧測定手段）Ｐ１と、 前記容積脈波を、基準最高血圧値ＳＢＰｏおよび基準最低血圧値ＤＢＰｏを用いて校正することにより、血圧値を単位とする、圧迫帯( カフ）１２により圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波を推定する非圧迫下圧脈波計算部（非圧迫下圧脈波推定手段）Ｐ４−１と、前記非圧迫下圧脈波の最低圧(ボトム圧）Ｐｏと動脈外の圧力Ｐｅ（＝圧迫帯１２内の圧迫圧力Ｐｃｕｆｆ：カフ脈波の下ピーク値のカフ圧)とに基づいて圧迫帯１２により圧迫されている部位の動脈１６の血管壁を境にした貫壁圧力ＴＰｉを算出する貫壁圧力算出部(貫壁圧力算出手段)Ｐ５と、(e) 前記非圧迫下圧脈波から貫壁圧力ＴＰｉを差し引くことにより前記圧迫帯１２により圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波計算部（圧迫下圧脈波推定手段）Ｐ４−２とを、含み、血管コンプライアンス計算部（血管コンプライアンス解析手段）Ｐ９は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管たとえば上腕動脈１６の柔軟性( コンプライアンスＫ) を算出するものであることから、圧迫帯１２による圧迫状態のカフ下の動脈内の血圧値を示す圧迫下圧脈波が用いられて、カフ圧迫下の動脈の貫壁圧力が正確に得られるので、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスＫが得られる。

また、本実施例の循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置) １４によれば、非圧迫下圧脈波の最低圧であるボトム圧力Ｐo ( ＝ＤＢＰi ) と動脈外の圧力Ｐe ( ＝Ｐcuff: カフ内の圧迫圧力すなわちカフ脈波の下ピーク値のカフ圧 )とに基づいて圧迫帯( カフ）１２により圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力ＴＰを算出するＴＰ値計算部( 貫壁圧力算出手段) Ｐ５を、含み、前記圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、前記非圧迫下圧脈波から上記貫壁圧力ＴＰを差し引くことにより圧迫下圧脈波を算出するものである。このため、非圧迫下圧脈波の最低圧と前記カフ内の圧迫圧力Ｐcuffの最低値とに基づいて算出された貫壁圧力ＴＰを非圧迫下圧脈波から差し引くことにより圧迫下圧脈波が得られるので、圧迫帯( カフ）１２による圧迫下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスＫが得られる。

また、本実施例の循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置) １４によれば、圧迫帯( カフ）１２の検出用膨張袋２４に一定容積変化を与えたときのその検出用膨張袋２４にその内側の圧力の変化を示すカフ感度すなわちカフコンプライアンスＳe を算出し、その検出用膨張袋２４内の圧力振動であるカフ脈波とカフ感度とに基づいて、動脈内の圧が増加したときにその動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す容積脈波を算出する容積脈波計算部( 容積脈波算出手段) Ｐ７を、含むことから、カフ感度を考慮した正確な容積脈波が得られるので、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスＫが得られる。

また、本実施例の循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置) １４によれば、生体の被圧迫部位すなわち上腕１０の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と、それら一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の間に配置され、その一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６とは独立した気室を有する検出用膨張袋２４とを、含む脈波検出用圧迫帯１２を備え、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６で生体の被圧迫部位たとえば上腕１０を同じ圧力で圧迫した状態で、検出用膨張袋２４内の圧力変動を前記カフ脈波として検出するものであることから、被圧迫部位の長手方向において連なる上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、下流側膨張袋２６から生体の被圧迫部位内の動脈１６に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確なカフ脈波が得られる。

また、本実施例の循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置) １４によれば、血管コンプライアンス計算部( 血管コンプライアンス解析手段) Ｐ９は、生体の動脈血管たとえば上腕動脈１６の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて、トランスミューラルプレッシャＴＰ(mmHg)( 横軸) に対する動脈断面積Ａcm^２ (縦軸) の変化特性を示すＰＡ曲線( ＰＡカーブ) を求め、そのＰＡ曲線の傾きから生体の動脈血管のスティフネスβを算出するものであり、そのスティフネスβは正規化された汎用性にあるパラメータであるので、動脈血管柔軟度の相対的評価や対比が容易となる。

以上、本発明の一実施例を図面に基づいて説明したが、本発明はその他の態様においても実施され得る。

たとえば、前述の実施例の圧迫帯１２は上腕１０に装着されていたが、生体の他の部位、たとえば前腕、足首等に装着されるものであってもよい。

また、前述の実施例において、コンプライアンスＫを算出する特徴点の数および値は、適宜変更されることができる。カフコンプライアンスＳｅを求める圧として４段階の第１圧力Ｐ1 、第２圧力Ｐ2 、第３圧力Ｐ3 、第４圧力Ｐ4 が用いられているが、それらの設定圧は、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅ毎に異なる検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳｅを求めるための値であるため、動脈コンプライアンスＫを求める前提とする圧迫帯１２の圧迫圧Ｐｅに任意に設定され得る。たとえば、動脈コンプライアンスＫを算出する前提とする圧迫帯１２の圧迫圧が所定圧の１段階であれば上記カフコンプライアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は１段階となり、３段階であれば上記カフコンプライアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は３段階となり、５段階であれば上記カフコンプライアンスＳｅを測定する圧力維持区間の圧力は５段階となる。

前述の実施例において、図１５のＳ１の第１血圧測定ルーチン、Ｓ３の第２血圧測定ルーチンでは、脈波の振幅の変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを決定していたが、脈波の積分値の変化、すなわち脈波のグラフが時間軸上に形成する面の面積変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最低血圧値ＤＢＰ、最高血圧値ＳＢＰを決定してもよいし、マイクロホンにより検知されるコロトコフ音の発生および消滅に基づいて最低血圧値ＤＢＰ、最高血圧値ＳＢＰを決定してもよい。

前述の実施例において、図１５のＳ１の第１血圧測定ルーチンは必ずしも設けられていなくてもよい。

なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が加えられ得る。

１０：上腕( 生体の被圧迫部位)
１２：圧迫帯( カフ)
１４：循環器情報測定装置( 動脈血管柔軟度測定装置)
２２：上流側膨張袋
２４：検出用膨張袋
２４：下流側膨張袋
Ｐ１：血圧測定部( オシロメトリック式血圧測定手段)
Ｐ２：脈波伝播速度測定部( 脈波伝播速度測定手段)
Ｐ４−１：非圧迫下圧脈波計算部( 非圧迫下圧脈波推定手段)
Ｐ４−２：圧迫下圧脈波計算部( 圧迫下圧脈波推定手段)
Ｐ５：ＴＰ値計算部( 貫壁圧力算出手段)
Ｐ７：容積脈波計算部( 容積脈波算出手段)
Ｐ９：血管コンプライアンス計算部( 血管コンプライアンス解析手段)

Claims (6)

1. 生体の一部に巻回されたカフを用いて検出される該生体の一部における動脈の周期的容積変化を表す容積脈波と該生体の動脈内の周期的圧力変化を表す圧脈波とに基づいて、該生体の動脈の柔軟度を算出する動脈血管コンプライアンス解析手段を備えた動脈血管柔軟度測定装置であって、
   前記カフを用いて検出された容積脈波からオシロメトリック法を用いて前記生体の基準最高血圧値および基準最低血圧値を測定する血圧測定手段と、
   前記容積脈波を、前記基準最高血圧値および基準最低血圧値を用いて校正することにより、血圧値を単位とする前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波に変換する非圧迫下圧脈波推定手段と、
   前記非圧迫下圧脈波の最低圧と前記カフ内の圧迫圧力とに基づいて前記カフにより圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力を算出する貫壁圧力算出手段と、
   前記非圧迫下圧脈波から前記貫壁圧力を差し引くことにより前記カフにより圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波推定手段とを、含み、
   前記血管コンプライアンス解析手段は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の柔軟度関連値を算出するものであることを特徴とする動脈血管柔軟度測定装置。
2. 前記カフに一定容積変化を与えたときの該カフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記カフ内の圧力振動であるカフ脈波と前記カフ感度とに基づいて、前記動脈内の圧力が増加したときに該動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す前記容積脈波を算出する容積脈波算出手段を、含むことを特徴とする請求項１の動脈血管柔軟度測定装置。
3. 前記カフは、前記生体の被圧迫部位の長手方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の圧力変動を前記カフ脈波として検出するものであることを特徴とする請求項１または２の動脈血管柔軟度測定装置。
4. 前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管のスティフネスを、算出するものであることを特徴とする請求項１乃至３いずれか１の動脈血管柔軟度測定装置。
5. 前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標である、血管壁にかかる力の小さい範囲で、有限の大きさの圧脈波振幅に対する血管コンプライアンスおよびスティフネスを、算出するものであることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１の動脈血管柔軟度測定装置。
6. 前記血管コンプライアンス解析手段は、前記生体の動脈血管の柔軟度関連値として、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管の弾性を特徴づける指標である、血管の圧閉状態から血管の自然長における血管径を含む範囲を示す最大血管コンプライアンスを、算出するものであることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１の動脈血管柔軟度測定装置。

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