JP6657369B1 - 血管内皮機能評価装置 - Google Patents

Abstract

【課題】安静時の血圧測定におけるコロトコフ音の音圧と一定時間動脈を圧迫し、後に減圧した時の血圧測定におけるコロトコフ音の音圧を比較することにより血管内皮機能の評価を行うことを可能にした血管内皮機能評価装置の提供。【解決手段】複数の電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した後、血管内皮機能評価を行う測定部位に装着された動脈圧迫用嚢としての第１主ゴム嚢１Ａに通じる電磁エアーバルブ１１Ａ以外の電磁エアーバルブ１１Ｂを閉じて複数の測定部位の血圧を同時に測定し、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能評価を行う。【選択図】図１

Description

本発明は、一定時間阻血後の減圧時に発生するコロトコフ音と事前の安静時に測定したコロトコフ音を比較することにより血管内皮機能を評価する血管内皮機能評価装置に関する。

血管は、比較的薄い外膜と、厚く弾性繊維の多い中膜と、最も内側の内膜との三層からなる。内膜には、血管内皮細胞が存在している。血管は、一酸化窒素（ＮＯ）が血管（中膜）に吸収されることにより拡張する。この一酸化窒素を作り出すのが、血管内皮細胞である。血管内皮細胞が一酸化窒素を作り出す能力のことを、「血管内皮機能」という。

現在の血管機能検査は、安静時上腕等の血管径を超音波診断装置で測定し、その後同血管を血管内圧より十分に高い圧迫圧で阻血する。一定時間阻血した後、圧迫圧を急速に減じると血流が再開し、その血流によるずり応力により血管内皮細胞から一酸化窒素が放出され、血管が拡張する。この拡張時の血管径と安静時の血管径の比較で、血管内皮機能を評価する。この血管内皮機能の低下は、動脈硬化の大きな要因と言われている。血管内皮機能は以下の式で評価（正常値６．０％以上）されている。
血管内皮機能［％］＝（阻血開放後最大拡張径−安静時径）／安静時径×１００

ところで、本出願人は、心臓の同一収縮によるコロトコフ音を複数部位で測定できるコロトコフ音測定装置を開発している（例えば、特許文献１参照。）。図８は従来のコロトコフ音測定装置の構成を概略的に示すブロック図である。図８に示すように、従来のコロトコフ音測定装置は、動脈の圧迫時に生じるコロトコフ音を測定するための複数のコロトコフ音測定用嚢２Ａ，２Ｂと、複数のコロトコフ音測定用嚢２Ａ，２Ｂに導管１Ｃ，１Ｄを介して１つずつ接続されると共にそれぞれが圧力供給管１Ｅを介して接続され、圧力供給管１Ｅを介して加圧されることにより動脈を圧迫する動脈圧迫用嚢１Ａ，１Ｂと、各コロトコフ音測定用嚢２Ａ，２Ｂに接続されたマイクロホン３Ａ，３Ｂとを備える。

このコロトコフ音測定装置では、各コロトコフ音測定用嚢２Ａ，２Ｂにより複数部位で測定された心臓の同一収縮に基づくコロトコフ音が各動脈圧迫用嚢１Ａ，１Ｂに伝播する際に、所定レベル以下に減衰するように導管１Ｃ，１Ｄの開口面積を設定することにより、各動脈圧迫用嚢１Ａ，１Ｂ間においてコロトコフ音の干渉が生じても、その干渉によってマイクロホン３Ａ，３Ｂによるコロトコフ音の測定に支障を来すことなく、複数部位で測定された心臓の同一収縮に基づくコロトコフ音を高精度に測定することが可能となる。

特開２００３−２９０１５７号公報

従来の超音波診断装置による血管内皮機能検査は、前述のような手順で行う必要があるため、次のような課題が存在する。すなわち、超音波診断装置で安静時・阻血後の血管径を正確に測定する必要があるが、そのためには相当に熟練した手技が求められ、誰でも手軽に測定することは不可能である。また、上腕や下肢の動脈は自律神経の影響を大きく受けるが、従来の方法では自律神経の影響を排除することが困難である。

そこで、本発明においては、安静時の血圧測定におけるコロトコフ音の音圧と一定時間動脈を圧迫し、後に減圧した時の血圧測定におけるコロトコフ音の音圧を比較することにより血管内皮機能の評価を行うことを可能にした血管内皮機能評価装置を提供することを目的とする。

本発明の血管内皮機能評価装置は、複数の測定部位にそれぞれ装着して動脈を圧迫する複数の動脈圧迫用嚢と、動脈の圧迫時に生じるコロトコフ音を測定するための複数のコロトコフ音測定用嚢であり、複数の動脈圧迫用嚢にそれぞれ導管を介して１つずつ接続される複数のコロトコフ音測定用嚢と、複数のコロトコフ音測定用嚢にそれぞれ接続された複数のマイクロホンと、複数の動脈圧迫用嚢にそれぞれ接続される複数の圧力供給管と、複数の圧力供給管の途中にそれぞれ設けられる複数の電磁エアーバルブと、複数の電磁エアーバルブをそれぞれ開閉することにより複数の動脈圧迫用嚢を同時に、または特定の動脈圧迫用嚢のみを加減圧可能とする制御手段であり、複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した後、血管内皮機能評価を行う測定部位に装着された動脈圧迫用嚢に通じる電磁エアーバルブ以外の電磁エアーバルブを閉じて複数の測定部位の血圧を同時に測定し、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能評価を行う制御手段とを有するものである。

本発明の血管内皮機能評価装置によれば、複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した後、血管内皮機能評価を行う測定部位に装着された動脈圧迫用嚢に通じる電磁エアーバルブ以外の電磁エアーバルブを閉じて複数の測定部位の血圧を同時に測定し、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能評価を行うことができる。

ここで、制御手段は、複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した際の複数の測定部位のコロトコフ音圧比により、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧との比を補正して血管内皮機能評価を行うものであることが望ましい。これにより、被検者によっては安静時においても複数の測定部位のコロトコフ音圧に差があるが、この差を補正してより正確な血管内皮機能評価を行うことが可能となる。

（１）本発明によれば、複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した後、血管内皮機能評価を行う測定部位に装着された動脈圧迫用嚢に通じる電磁エアーバルブ以外の電磁エアーバルブを閉じて複数の測定部位の血圧を同時に測定し、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能評価を行うことが可能となる。

（２）複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した際の複数の測定部位のコロトコフ音圧比により、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧との比を補正して血管内皮機能評価を行うことで、被験者によっては安静時においても複数の測定部位のコロトコフ音圧に差があるが、この差を補正してより正確な血管内皮機能評価を行うことが可能となる。

本発明の実施の形態における血圧測定装置の構成を概略的に示すブロック図である。 図１の血圧測定装置の要部を拡大して示す概略図である。 血圧測定時のカフによる圧迫圧とコロトコフ音を示す特性図である。 カフによる圧迫圧と半波検出後のコロトコフ音の関係を示すコロトコフ音を示す特性図である。 縦軸に血圧、横軸にコロトコフ音の強度をとり、中心軸または圧力スケールを挟んで第１カフおよび第２カフでそれぞれ測定されたコロトコフ音を左右対称に表示する表示方法を概略的に示す図である。 安静時における両腕の同時同圧血圧測定時のコロトコフ音面積の比較図である。 片側のみを一定時間阻血した後の両腕の同時同圧血圧測定時のコロトコフ音の比較図である。 従来の血圧測定装置の構成を概略的に示すブロック図である。

図１は本発明の実施の形態における血圧測定装置の構成を概略的に示すブロック図、図２は図１の血圧測定装置の要部を拡大して示す概略図である。

図１に示すように、本発明の実施の形態における血管内皮機能評価装置としての血圧測定装置は、複数の測定部位にそれぞれ装着して動脈を圧迫する複数の動脈圧迫用嚢としての第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂと、動脈の圧迫時に生じる動脈音であるコロトコフ音を測定するための複数のコロトコフ音測定用嚢としての第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂとを備える。図２に示すように、第１主ゴム嚢１Ａおよび第１副ゴム嚢２Ａと、第２主ゴム嚢１Ｂおよび第２副ゴム嚢２Ｂとは、それぞれ十分に細い導管１Ｃ，１Ｄを介して接続されている。第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂは、薄型の略直方体で構成されている。

なお、以下では、説明の便宜上、第１主ゴム嚢１Ａ、第２主ゴム嚢１Ｂ、第１副ゴム嚢２Ａ、または、第２副ゴム嚢２Ｂの断面積と記した場合は、導管１Ｃ，１Ｄの長手方向に垂直な（径方向の）断面の開口面積を示すものとする。同様に、導管１Ｃ，１Ｄの断面積と記した場合も、特に断らない限り、長手方向に垂直な（径方向の）断面の開口面積を示すものとする。

第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの断面積は、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂの断面積と同一の面積に設定されている。また、導管１Ｃ，１Ｄの断面積は、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂにより測定された心臓の同一収縮に基づくコロトコフ音が第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに伝播する際に、所定レベル以下に減衰するように、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの断面積の１０分の１（減衰率１０分の１）に設定されている。なお、第１主ゴム嚢１Ａおよび第１副ゴム嚢２Ａは第１カフを構成し、第２主ゴム嚢１Ｂおよび第２副ゴム嚢２Ｂは第２カフを構成する。

第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂには、それぞれコロトコフ音測定用の複数のマイクロホン３Ａ，３Ｂがそれぞれ接続されている。これらのマイクロホン３Ａ，３Ｂは、それぞれ信号増幅回路４Ａ，４Ｂを介して後述する制御手段としてのＣＰＵ７に接続されている。

また、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂには、それぞれ圧力供給管１Ｅ，１Ｆを介して、加圧装置５、排気制御装置６および圧力検出回路１０が接続されている。加圧装置５、排気制御装置６および圧力検出回路１０は、全てＣＰＵ７に接続されており、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内の圧力を圧力検出回路１０で検出してＣＰＵ７で加圧装置５および排気制御装置６を駆動制御することにより、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内の圧力を任意に設定できるように構成されている。なお、電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂが開のとき、図１に斜線で示す部分で構成される空気系は、全て同圧に保持されるように構成されている。

また、圧力供給管１Ｅ，１Ｆの途中には、それぞれＣＰＵ７で制御される電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂが接続されている。ＣＰＵ７は、電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂをそれぞれ開閉することにより、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂを同時に、または特定のもののみを加減圧することが可能となっている。すなわち、ＣＰＵ７は、これらの電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂの開閉を切り替えることにより、複数個所の同時測定や単独測定を選択できるようになっている。

また、ＣＰＵ７には、表示装置８および記録装置９が接続されている。表示装置８では、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂ内で測定するコロトコフ音を後述する表示方法により表示することができる。さらに、記録装置９では、この測定したコロトコフ音を記録することができる。

本実施形態における血圧測定装置では、コロトコフ音を測定するために従来のようにマイクロホンを直接腕や足の動脈上に当てるのではなく、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂで動脈を圧迫すると共に、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂを測定する腕や足の動脈上に巻き付け、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂ内に空気伝導するコロトコフ音を同時同圧で測定する。

すなわち、第１主ゴム嚢１Ａおよび第１副ゴム嚢２Ａと、第２主ゴム嚢１Ｂおよび第２副ゴム嚢２Ｂとでそれぞれ構成される第１カフおよび第２カフを、周知の血圧測定装置のカフを巻き付ける要領で人体の上肢や下肢の別々の複数の測定部位にそれぞれ巻きつけ、電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂを開いた状態で加圧装置５により加圧すると、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂが膨張し、動脈を阻血する。このとき、導管１Ｃ，１Ｄを通じて第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂも加圧される。

動脈を阻血した後、排気制御装置６を駆動制御して第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内の空気を徐々に排気して減圧していくと、動脈内にコロトコフ音が出現する。このコロトコフ音を第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで検出する。マイクロホン３Ａ，３Ｂで測定された音波であるコロトコフ音は、信号増幅回路４Ａ，４Ｂで増幅処理および波形処理が行われた後にＣＰＵ７に伝送される。ＣＰＵ７では、伝送されたコロトコフ音と、そのコロトコフ音発生時に圧力検出回路１０で検出した圧力データとをデータ処理して表示装置８に表示し、表示したデータを記録装置９に記録する。

ここで、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂ内に発生した空気振動が第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内に生ぜしめる空気振動（コロトコフ音）の強度は、次式で表される。
なお、この（１）式は、第２主ゴム嚢１Ｂ、導管１Ｄおよび第２副ゴム嚢２Ｂについても同様に成立する。

上述したように第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂは、断面積が１０分の１の導管１Ｃ，１Ｄを介して、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂに接続されている。そのため、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで検出されたコロトコフ音は、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに伝播される際には約１０分の１程度の信号強度に減衰されている。

したがって、心臓の同一の収縮によるコロトコフ音を第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで測定することができる。一方、空気系の一部である圧力供給管１Ｅを介して接続された第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂには、導管１Ｃ，１Ｄを介して第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで検出されたコロトコフ音が１０分の１に減衰して伝播する。そのため、空気系を共用する第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内で相互の空気振動ないしコロトコフ音の干渉による弊害を測定に支障を来さない程度に抑えることができる。

すなわち、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂ内における空気伝導を利用して複数部位のコロトコフ音を同時に測定していることから、一般的には双方の第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで測定したコロトコフ音同士が干渉し、それぞれのコロトコフ音を正確に測定できなくなる恐れがある。しかし、本実施形態における血圧測定装置では、動脈圧迫用嚢である第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに対して断面積が十分に小さい導管１Ｃ，１Ｄを用いてコロトコフ音検出用嚢である第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂを第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに接続しているので、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで測定されたコロトコフ音は空気系を共にする第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに伝播する際には１０分の１に減衰しており、空気系を共用する第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内で相互の空気振動ないしコロトコフ音の干渉による弊害を測定に支障を来さない程度に抑えることができる。

また、本装置においては圧力供給管１Ｅ，１Ｆに電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂが組み込まれており、これらをＣＰＵ７で制御することにより左右腕同時測定または左右腕単独での測定も可能であり、さらには、左右同時加圧後の排気も左右腕同時にまたは左右腕のどちらかの排気のみを行うような制御が可能である。

次に、表示装置８への表示方法について説明する。図３は、血圧測定時のカフによる圧迫圧（以下、「動脈圧迫圧」とも称する。）とコロトコフ音を示す特性図であり、血圧測定時に生じるコロトコフ音とカフによる圧迫圧との関係を表している。図４は、カフによる圧迫圧と半波検出後のコロトコフ音の関係を示すコロトコフ音を示す特性図であり、図３に示すコロトコフ音を半波検出し、各振幅を直線の長さにより表現した特性図である。

図５に示すように、表示装置８には、縦軸に血圧、横軸にコロトコフ音の強度をとり、中心軸または圧力スケールを挟んで第１カフおよび第２カフでそれぞれ測定されたコロトコフ音を左右対称に表示する。このようにして複数部位で同時に測定したコロトコフ音を容易に比較できるようにする。すなわち、本装置では、図４の表示方法によって得られるデータの一部を抽出して、図５のように表示する。

血圧測定時における動脈圧迫圧とコロトコフ音の発生の関係は図３に示す通りである。すなわち、第１カフまたは第２カフを加圧装置５で加圧して動脈を阻血するに足りる十分の圧力で圧迫した後、排気制御装置６を駆動制御して徐々に圧迫圧を減じていくと、最高血圧と動脈圧迫圧がほぼ等しくなった時に、動脈内の血流が再開する。動脈を圧迫した状態で血流が再開すると、動脈内で乱流が生じコロトコフ音が発生する。このコロトコフ音は減圧が進むことによる血流量の増大とともに増強されるが、さらに減圧され動脈圧迫圧が血流に障害を与えない圧力になった時に、コロトコフ音は消滅する。

したがって、本実施形態における血圧測定装置では、図３に示すように得られるコロトコフ音を半波検出して図４に示すように各振幅を直線の長さにより表現し、図４に示す半波検出されたコロトコフ音を抽出して縦軸に動脈圧迫圧、横軸にコロトコフ音の強度をとり、第１カフおよび第２カフでそれぞれ同時に別の部位で測定したコロトコフ音を図５に示すように中心軸または中心に描画された圧力スケールを挟んで対称的に表示することができる。この結果、複数部位で測定された心臓の同一収縮に基づくコロトコフ音を容易に比較することができる。

また、このときの各心拍におけるコロトコフ音のピークを結ぶ線で囲まれた面積は、測定部位における血流量に比例する。

以上のように、本実施形態における血圧測定装置によれば、動脈を阻血するためのゴム嚢である第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂと、コロトコフ音を測定するためのゴム嚢である第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂとを別体とし、かつ、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで測定されて第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに伝播したコロトコフ音が十分に減衰する程度に導管１Ｃ，１Ｄの断面積を小さく設定したので、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ内で生じるコロトコフ音の干渉を最小限に抑えることができる。この結果、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂでそれぞれ検出したコロトコフ音をマイクロホン３Ａ，３Ｂで測定する際に、コロトコフ音の干渉による影響を無視でき、心臓の同一の収縮によって生じるコロトコフ音を高精度に複数部位で同時に測定することができる。さらに、この血圧測定装置では、電磁エアーバルブ１１Ａ，１１ＢをＣＰＵ７で制御することにより、複数個所の測定部位を同時同圧ではかるだけではなく、特定の測定部位だけを加圧・排気することにより加減圧することも可能である。

また、本実施形態における血圧測定装置では、複数箇所におけるコロトコフ音を同一条件下で同時に測定できるので、各部位間の血圧や血流量を比較することができ、動脈硬化等の診断に有用である。また、複数部位で同時に測定したコロトコフ音を同一表示画面上に左右対称に表示できるため、比較検討を容易に行うことができる。さらに、第１カフと第２カフとで空気系を共有することができるので、装置の製造コストを低減でき、測定工程の簡略化を図ることができる。

なお、以上の説明では、導管１Ｃ，１Ｄの断面積が第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの容積の１０分の１以下である場合について説明したが、これらの断面積の比は上述の説明で用いた値に限定されるものではなく、導管１Ｃ，１Ｄの断面積は、コロトコフ音が十分に測定できるように第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの容積よりも十分に小さければよいものである。

また、以上の説明では、このような第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの断面積と、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂの断面積とが同一の面積に設定されている場合について説明したが、これらの断面積は異なっていてもよく、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで検出されたコロトコフ音を所望の減衰比率で減衰させた音を検出できるように構成されていればよい。

さらに、以上の説明では、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂで測定されたコロトコフ音が第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂに伝播する際に減衰するようにしたことについて説明したが、動脈圧迫用嚢である第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ側でもコロトコフ音や若干の干渉波が生じる場合があり得る。しかし、第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂの断面積は第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの断面積と同一に設定されており、導管１Ｃ，１Ｄの断面積は第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂの容積の１０分の１であるので、第１主ゴム嚢１Ａおよび第２主ゴム嚢１Ｂ側でコロトコフ音や若干の干渉波が第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂに伝播しても第１副ゴム嚢２Ａおよび第２副ゴム嚢２Ｂに接続されたマイクロホン３Ａ，３Ｂにおけるコロトコフ音の測定には影響を来さない。

なお、本実施形態における血圧測定装置を用いて血管内皮機能評価を行うことが可能である。血管内皮機能評価の際は、安静時左右同時に血圧測定を行い、そのときの左右のコロトコフ音圧を同時に記録する。被験者により左右のコロトコフ音圧に差が有る場合があるので、安静時の左右同時同圧測定における際のコロトコフ音圧の比率Ｓ１を記憶させる。

安静時の左右同時測定終了後、血管内皮機能検査する側の血管を血管内圧より十分に高い圧迫圧で一定時間阻血した後、圧迫圧を一気に開放し、そのほぼ直後に左右同時に血圧測定を行い、その際の左右のコロトコフ音を比較することにより血管内皮機能の評価を行う。

コロトコフ音は、心臓から拍出された血液と圧迫圧により静脈が閉塞され鬱血状態にある血液との衝突により生ずる渦流によって発生すると言われている。その運動エネルギーの式は以下のように表現される。

速度ｖ、質量ｍ₁の物体Ａが、速度０、質量ｍ₂の物体Ｂに衝突する前の力学的エネルギーは、
である。

運動量保存の法則式で上式（２）を展開すると、衝突エネルギーは、
となる。

つまり、左右の血流速度ｖ²が同じで、また、左右腕の貯血容量（阻血時のうっ血量）ｍ₂が同じだとすれば、衝突エネルギーにより生じた渦流により発生するコロトコフ音は血管径による血流量ｍ₁に依存する。

一般的に、同一被験者の血流速度は特別な疾患が無い限り左右同じであり、また阻血された末梢の貯血容量ｍ₂も同じと考えてよい。ゆえに、左右同時圧で血圧を測定した際のコロトコフ音の音圧は血管径に依存する。

次に、本実施形態における血圧測定装置を用いた血管内皮機能評価の具体的手順について説明する。

仮に、右上腕に第１カフを装着し、左上腕に第２カフを装着し、電磁エアーバルブ１１Ａ，１１Ｂを両方開き、最初に左右同時同圧で血圧測定を行い、測定中に発生するコロトコフ音を記録する（図５参照。）。被験者によっては安静時においても左右のコロトコフ音圧に差があるためである。このとき、図６に示すように左右の心拍ごとに発生したコロトコフ音のピークをつないだ線で囲まれた面積の左右比（面積比Ｓ１＝右のコロトコフ音の面積ａ１／左のコロトコフ音の面積ａ２）を算出する。この面積比Ｓ１が左右のコロトコフ音圧の比率Ｓ１であり、左右腕の血流量の比に相関している。

次に、右上腕の血管内皮機能を評価する場合は、左腕に装着した第２カフへの圧力供給管１Ｆの途中に設置された電磁エアーバルブ１１Ｂを閉じ、第２カフへの圧力の供給を遮断する。右上腕に装着した第１カフへは、電磁エアーバルブ１１Ａが開かれているので、圧力供給管１Ｅから圧力が供給される。そして、最初に測定した右腕における最高血圧より十分に高い圧で一定時間圧迫した後、排気制御装置６を開き、急速に圧を開放する。第１カフの圧力が完全に抜けた時点で電磁エアーバルブ１１Ｂを開き、排気制御装置６を閉じ、再度左右腕を同時同圧で血圧測定を行う。この血圧測定時に発生する左右のコロトコフ音を図７に示すように左右の心拍ごとのコロトコフ音のピークを結ぶ線内の面積比Ｓ２（＝右のコロトコフ音の面積ｂ１／左のコロトコフ音の面積ｂ２）を算出する。

血管の内皮機能とは、阻血後いっきに阻血を開放すると、そのとき発生する血流によるずり応力で血管内皮細胞から一酸化窒素が放出され血管を拡張する機能である。左右同時同圧血圧測定において、一定時間阻血後の右腕のコロトコフ音圧と、阻血をしていない左腕のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能の評価ができる。

ただし、被験者によっては、元々左右のコロトコフ音の大きさに差がある人もあるので、図６に示す安静時測定の際の左右のコロトコフ音面積比Ｓ１で図７に示す右腕だけを圧迫した時の左右のコロトコフ音面積比Ｓ２を次式（４）のように補正する必要がある。

左右同時同圧で測るのは、自律神経反射における血管の収縮の影響を排除するためである。すなわち、動脈は自律神経に支配されており、その影響で瞬時に血管径が変化することもあるが、この影響は左右同時に作用するため、左右を同時同圧で測定した場合、この自律神経の影響は排除できる。また、心臓の収縮は必ずしも一定ではなく、収縮ごとにその強度にばらつきがある場合もあるので、同一の収縮における左右のコロトコフ音圧を比較しなければ正確な結果は得られないからである。

血管内皮機能の評価は、阻血を瞬時に開放したときのずり応力により、血管内皮細胞から一酸化炭素が放出され、血管が拡張する際の拡張度合いを評価する検査であり、通常、超音波で血管の直径が６％以上拡大するものを正常とする。前述のように、図５および図６に示す左右のコロトコフ音圧の比率（コロトコフ音の面積比）Ｓ１は血流量に比例しており、すなわち血管径を反映しているということができるので、本実施形態における血圧測定装置では、血管径の変化ではなく、血流量の変化で血管内皮機能を評価する。

例えば、血管の直径が６％増えるということは、断面積では１２％増えることになるため、安静時の断面積に対して阻血後のコロトコフ音の面積比Ｓ１が１１２％以上になれば血管内皮は正常であると評価することができる。すなわち、本実施形態における血圧測定装置では、血圧測定時のコロトコフ音から血管径の拡大を推測することができ、血管内皮機能評価を行うことが可能である。

以上のように、本実施形態における血圧測定装置を用いることにより、血管内皮機能を非観血に、かつ容易に評価することが可能となる。

本発明の血管内皮機能評価装置は、一定時間阻血後の減圧時に発生するコロトコフ音と事前の安静時に測定したコロトコフ音を比較することにより血管内皮機能を評価する装置として有用である。

１Ａ 第１主ゴム嚢
１Ｂ 第２主ゴム嚢
１Ｃ，１Ｄ 導管
１Ｅ，１Ｆ 圧力供給管
２Ａ 第１副ゴム嚢
２Ｂ 第２副ゴム嚢
３Ａ，３Ｂ マイクロホン
４Ａ，４Ｂ 信号増幅回路
５ 加圧装置
６ 排気制御装置
７ ＣＰＵ
８ 表示装置
９ 記録装置
１０ 圧力検出回路
１１Ａ，１１Ｂ 電磁エアーバルブ

Claims (4)

1. 複数の測定部位にそれぞれ装着して動脈を圧迫する複数の動脈圧迫用嚢と、
   動脈の圧迫時に生じるコロトコフ音を測定するための複数のコロトコフ音測定用嚢であり、前記複数の動脈圧迫用嚢にそれぞれ導管を介して１つずつ接続される複数のコロトコフ音測定用嚢と、
   前記複数のコロトコフ音測定用嚢にそれぞれ接続された複数のマイクロホンと、
   前記複数の動脈圧迫用嚢にそれぞれ接続される複数の圧力供給管と、
   前記複数の圧力供給管の途中にそれぞれ設けられる複数の電磁エアーバルブと、
   前記複数の電磁エアーバルブをそれぞれ開閉することにより前記複数の動脈圧迫用嚢を同時に、または特定の動脈圧迫用嚢のみを加減圧可能とする制御手段であり、前記複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した後、血管内皮機能評価を行う測定部位に装着された動脈圧迫用嚢に通じる前記電磁エアーバルブ以外の電磁エアーバルブを閉じて複数の測定部位の血圧を同時に測定し、一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧とを比較することにより血管内皮機能評価を行う制御手段と
   を有する血管内皮機能評価装置。
2. 前記制御手段は、前記複数の電磁エアーバルブを開いて複数の測定部位の血圧を同時同圧で測定した際の複数の測定部位のコロトコフ音圧比により、前記一定時間動脈圧迫後の測定部位のコロトコフ音圧と、動脈を圧迫していない測定部位のコロトコフ音圧との比を補正して血管内皮機能評価を行うものである請求項１記載の血管内皮機能評価装置。
3. 前記導管は、前記複数のコロトコフ音測定用嚢により複数部位で測定された心臓の同一収縮に基づくコロトコフ音が前記複数の動脈圧迫用嚢に伝播する際に、所定レベル以下に減衰するように開口面積が設定されたものである請求項１または２に記載の血管内皮機能評価装置。
4. 前記導管の開口面積は、前記複数のコロトコフ音測定用嚢から前記複数の動脈圧迫用嚢に伝播するコロトコフ音の減衰率が１０分の１以下になるように設定されたものである請求項３記載の血管内皮機能評価装置。