WO2010143271A1

WO2010143271A1 - 血管機能検査装置

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Publication number: WO2010143271A1
Application number: PCT/JP2009/060562
Authority: WO
Inventors: 新田　尚隆; 益田　博之
Original assignee: 独立行政法人産業技術総合研究所; 株式会社ユネクス
Priority date: 2009-06-09
Filing date: 2009-06-09
Publication date: 2010-12-16
Also published as: EP2441390A1; EP2441390B1; JPWO2010143271A1; US8500640B2; JP5219228B2; US20120095332A1; EP2441390A4

Abstract

　血液ずり応力を算出するときの演算負荷を軽くすることにより、阻血開放後の血管の径変化割合の測定と並行して血液ずり応力を算出することができる血管機能検査装置を提供する。　粘度ずり速度関係算出手段１０４は、阻血開放前に、血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係である粘度ずり速度関係VCSRを、安静時に測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて予め算出し、血液ずり応力算出手段１１２は、阻血開放後に血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して血管２０内の血流速度を測定し、前記粘度ずり速度関係VCSRを用いてその測定した血流速度SPDに基づき血液ずり応力SSを算出する。従って、演算負荷の大きいナビエ-ストークス方程式に沿った計算などが阻血開放後になされないので、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して、軽い演算負荷で血液ずり応力SSをリアルタイム処理で算出することが可能になる。

Description

血管機能検査装置

　本発明は、非侵襲的に生体の血管拡張機能を評価する技術に関するものである。

　超音波ドプラ計測によって血管内の血流速度分布を測定する血管機能検査装置が従来から知られている。例えば、特許文献１に記載された血管機能検査装置がそれである。その特許文献１の血管機能検査装置は、上記測定された血流速度分布から血管内の血液粘度分布および血液ずり速度分布を算出する。更に、その血管機能検査装置は、その算出した血液粘度分布と血液ずり速度分布とから血液ずり応力分布を算出する。なお、その血管機能検査装置は、よく知られたナビエ-ストークス方程式に沿った計算を行うことにより、上記血流速度分布に基づき上記血液粘度分布を算出する。

　また、よく知られたＦＭＤ検査において、阻血開放後の血管の径変化割合が測定されるが、その血管の径変化（径の拡大）はずり応力を刺激として生じることが知られている。そのため、そのＦＭＤ検査において上記ずり応力を知得できることは有効なことである。このようなことから、ＦＭＤ検査において上記ずり応力を算出する血管機能検査装置が特許文献２に開示されている。

特開２００６－１６６９７４号公報特許３７８５０８４号公報

　上記特許文献２の血管機能検査装置は、上述したように前記ずり応力を算出するが、そのずり応力は血液粘度に基づいて算出されるものであるので、ずり応力の算出に先立って上記血液粘度が求められている必要がある。この血液粘度は、通常、被験者から採血した血液を測定器で計測して求められる。しかし、上記血液粘度は、採血した時点で変化するものであり、更に、血流速度（厳密にはずり速度）に応じて変化するので、上記採血した血液の粘度を用いて上記ずり応力が算出される場合、そのずり応力は正確性を欠くという未公知の課題があった。

　また、未公知のことではあるが、特許文献１の血管機能検査装置を用いて、ＦＭＤ検査における阻血開放後の血管の径変化割合の測定期間中に時間経過に従って変化する血流速度分布を測定し、その測定期間中の全ての血流速度分布に基づき血液粘度分布を算出することが考え得る。しかし、その血液粘度分布の算出にはナビエ-ストークス方程式に沿った計算を行う必要があるので、それを、上記測定期間中の全ての血流速度分布に対して行うとすれば、演算負荷が大きくなるという課題が生じるものと考えられる。

　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、阻血開放後の血管の径変化割合を測定する場合にそのときの血液ずり応力を精度良く算出し、その血液ずり応力を算出するときの演算負荷を軽くすることができる血管機能検査装置を提供することにある。

　前記目的を達成するための本発明の要旨とするところは、本発明に係る血管機能検査装置が、（ａ）阻血開放後の予め定められた血管径測定期間内に生体内の血管に向けて放射された超音波により非侵襲的にその血管の径変化割合を測定する血管径測定手段を備えた血管機能検査装置であって、（ｂ）前記阻血開放前または前記血管径測定期間の経過後に前記超音波により非侵襲的に前記血管内の血流速度分布を測定する血流速度分布測定手段と、血液粘度と血液ずり速度との関係である粘度ずり速度関係を、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて算出する粘度ずり速度関係算出手段と、前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管の径変化割合の測定と並行して前記血管内の血流速度を測定し、前記粘度ずり速度関係を用いてその測定した血流速度に基づき血液ずり応力を算出する血液ずり応力算出手段とを、含むことにある。

　このようにすれば、検査対象の血管内を血液が流れている状態を基にして、その血管及び血液に個別的に合わせた上記粘度ずり速度関係を算出することが可能である。そのため、この粘度ずり速度関係が用いられて算出される血液ずり応力を精度良く算出することが可能である。また、一度、上記粘度ずり速度関係が算出されれば、その後は、軽い演算負荷で血液ずり応力を算出することができる。また、阻血開放後の血管径の拡張はずり応力を刺激として生じる反応であるので、例えば、その刺激量を示す血液ずり応力を基準として複数のＦＭＤ検査結果を比較評価できる。

　ここで、好適には、（ａ）前記血流速度分布測定手段は、前記阻血開放前に前記血流速度分布を測定し、（ｂ）前記粘度ずり速度関係算出手段は、前記阻血開放前に前記粘度ずり速度関係を算出する。このようにすれば、阻血開放後に血流速度の測定から血液粘度が算出されるまでの過程で演算負荷の大きい計算、例えば前記ナビエ-ストークス方程式に沿った計算をせずに、ＦＭＤ検査などにおいて、阻血開放後の血管の径変化割合の測定と並行して、軽い演算負荷で血液ずり応力を例えばリアルタイム処理で算出することが可能になる。また、このように血液ずり応力がリアルタイム処理で算出されれば、速やかにＦＭＤ検査における指標値を得ることが可能である。

　また、好適には、前記血液ずり応力算出手段は、（ａ）前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管の径変化割合の測定と並行して前記血管内の平均血流速度を測定する第１血流速度測定手段と、（ｂ）その第１血流速度測定手段に測定されたその平均血流速度に基づいて血液ずり速度を算出する第１血液ずり速度算出手段と、（ｃ）前記粘度ずり速度関係算出手段により算出された前記粘度ずり速度関係から、前記第１血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度に基づいて血液粘度を算出する第１血液粘度算出手段と、（ｄ）前記第１血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度と前記第１血液粘度算出手段により算出された前記血液粘度とに基づいて血液ずり応力を算出する第１血液ずり応力算出手段とを、備えている。このようにすれば、前記平均血流速度が測定されることにより、その測定から血液粘度が算出されて血液ずり応力が算出されるまでの過程で演算負荷を軽くすることが可能である。従って、高い演算能力を要求せずに、平均血流速度の測定と並行して血液ずり応力を例えばリアルタイム処理で算出することが可能である。

　また、好適には、前記第１血液ずり速度算出手段は、前記平均血流速度を前記血管径で割ったものを前記血液ずり速度とする。このようにすれば、その平均血流速度から直ちに血液ずり速度を算出することができ、その演算負荷を軽くすることが可能である。その結果として、軽い演算負荷で平均血流速度の測定と並行して血液ずり応力を例えばリアルタイム処理で算出することが可能である。ここで、上記平均血流速度及び血管径は時間経過に従って変化するものであるので、例えば、上記血液ずり速度を算出するための平均血流速度及び血管径は、相互に時間的に同期して測定されたものである。

　また、好適には、前記平均血流速度は、前記血管内における１心拍毎の血流速度の平均値である。このようにすれば、前記第１血液ずり応力算出手段は血液ずり応力を１心拍毎に算出することとなり、１心拍中に複数回血液ずり応力の算出が行われる場合と比較して演算負荷を軽くすることが可能である。

　また、好適には、前記第１血液ずり応力算出手段は、前記予め定められた血管径測定期間内に１心拍毎に前記血液ずり応力を算出する。このようにすれば、血液ずり応力がリアルタイム処理で算出され、速やかにＦＭＤ検査における指標値を得ることが可能である。

　また、好適には、前記粘度ずり速度関係算出手段は、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて血液粘度分布と血液ずり速度分布とを算出し、その血液粘度分布とその血液ずり速度分布内の前記血管内に予め設定された複数点における抽出された血液粘度と血液ずり速度とに基づいて前記粘度ずり速度関係を算出する。このようにすれば、検査対象の血管及び血液に個別的に合わせた上記粘度ずり速度関係を一層正確に算出することが可能である。

　また、好適には、前記粘度ずり速度関係算出手段は、予め記憶されたナビエ-ストークス方程式から、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて前記血液粘度分布を算出する。このようにすれば、実用的な血管機能検査装置において血流速度分布に基づいて血液粘度分布を算出することができる。

　また、好適には、（ａ）前記血液ずり応力算出手段は、前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管径の測定と並行して前記血管内の血流速度分布を測定する第２血流速度測定手段と、その第２血流速度測定手段に測定されたその血流速度分布に基づいて血液ずり速度の最大値を算出する第２血液ずり速度算出手段と、前記粘度ずり速度関係算出手段により算出された前記粘度ずり速度関係から、前記第２血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度の最大値に基づいて血液粘度を算出する第２血液粘度算出手段と、前記第２血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度の最大値と前記第２血液粘度算出手段により算出された前記血液粘度とに基づいて前記予め定められた血管径測定期間内に血液ずり応力を算出する第２血液ずり応力算出手段とを、備えており、（ｂ）予め定められた演算方式切換条件が満たされた場合には前記第１血流速度測定手段が前記平均血流速度を測定する一方で、前記予め定められた演算方式切換条件が満たされなかった場合には前記第２血流速度測定手段が前記血流速度分布を測定する。このようにすれば、前記第２血液ずり応力算出手段により算出される血液ずり応力は、前記第１血液ずり応力算出手段により算出される場合と比較して高精度であるがその算出までの演算負荷が大きくなるものと考えられるところ、例えば阻血開放後に予測される演算負荷などに応じて、上記予め定められた演算方式切換条件により、血液ずり応力がどのように算出されるかを切り換えることが可能である。

　また、好適には、本発明に係る血管機能検査装置は、前記第１血液ずり応力算出手段または前記第２血液ずり応力算出手段により算出された前記血液ずり応力に関連する値と前記血管径測定手段により測定された前記阻血開放後の前記血管の径変化割合の最大値との比を算出する指標値算出手段を含む。このようにすれば、前記血管の径変化割合の測定結果を、血液ずり応力を基準として評価できる。例えば、血液ずり応力を基準として複数のＦＭＤ検査結果を比較評価できる。

　また、好適には、（ａ）前記超音波を前記血管に向けて放射する超音波プローブは、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向に配列された長手方向超音波アレイ探触子と、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向とは直交して配列された直交方向超音波アレイ探触子とを備えており、（ｂ）前記長手方向超音波アレイ探触子からの超音波により前記血管内の血流速度を測定し、前記直交方向超音波アレイ探触子からの超音波により前記血管径を測定する。このようにすれば、実用化されている超音波プローブを用いて、上記血流速度の測定と上記血管径の測定とを並行して行うことができる。例えば、上記長手方向超音波アレイ探触子と上記直交方向超音波アレイ探触子とを極めて短いサイクルで交互に作動させることにより、上記血流速度の測定と上記血管径の測定とを並行して行うことができる。

　また、好適には、（ａ）前記超音波を前記血管に向けて放射する超音波プローブは、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向に配列された長手方向超音波アレイ探触子を備えており、（ｂ）前記長手方向超音波アレイ探触子に、前記血管内の血流速度を測定するための作動と前記血管径を測定するための作動とを時間経過に従って交互に行わせる。このようにすれば、実用化されている超音波プローブを用いて、上記血流速度の測定と上記血管径の測定とを並行して行うことができる。例えば、上記長手方向超音波アレイ探触子に、上記血管内の血流速度を測定するための作動と上記血管径を測定するための作動とを極めて短いサイクルで交互に行わせる。

　また、好適には、前記予め定められた演算方式切換条件とは、前記阻血開放時の脈拍数が予め定められた脈拍数判定値以上であることであり、その予め定められた演算方式切換条件が満たされた場合とは、その阻血開放時の脈拍数がその予め定められた脈拍数判定値以上である場合である。

本発明の一実施例である血管機能検査装置の全体的な構成を表した図である。図１の血管機能検査装置に用いられる超音波プローブの血管に対する姿勢を表すためのｘ₀ｙ₀ｚ₀軸直交座標軸を説明する図である。図２の超音波プローブから超音波が放射される計測対象である血管の多層膜構成を説明するための拡大図である。図２の超音波プローブからの超音波で測定される阻血開放後の血管内腔径の変化を例示したタイムチャートである。図１の血管機能検査装置に備えられた制御機能の要部を説明する第１実施例の機能ブロック線図である。図１の血管機能検査装置により測定される血流速度分布のイメージ図である。図１の血管機能検査装置により測定される血流速度分布を算出する式に用いられる符号を説明するための図である。図１の血管機能検査装置において上記血流速度分布に基づいて算出される血液粘度分布のイメージ図である。図２の超音波プローブからの超音波で血流速度分布が測定された血管内の空間が、仮想的に細分化された複数のサブ領域に分割された状態を例示した図である。図１の血管機能検査装置において前記血流速度分布に基づいて算出される血液ずり速度分布のイメージ図である。図１の血管機能検査装置において、前記血液粘度分布および血液ずり速度分布内から抽出された血液粘度及び血液ずり速度の関係を例示した図である。図１の血管機能検査装置の制御作動の要部、すなわち、阻血開放前の安静時での測定結果から粘度ずり速度関係を算出する制御作動を説明するための第１実施例のフローチャートである。図１の血管機能検査装置の制御作動の要部、すなわち、図１２のフローチャート内のＳＡ４での粘度ずり速度関係の算出後に実行されるフローチャートであって、阻血開放後において、血流速度の測定に対しリアルタイム処理で血液ずり応力を算出する制御作動を説明するための第１実施例のフローチャートである。図１３のＳＢ３で実行される制御作動の要部、すなわち、阻血開放後に血管の径変化割合及び平均血流速度を測定しその平均血流速度に基づいてリアルタイム処理で血液ずり応力を算出する制御作動を説明するための第１実施例のフローチャートである。図１３のＳＢ５で実行される制御作動の要部、すなわち、阻血開放後に血管の径変化割合及び阻血開放後血流速度分布を測定しその阻血開放後血流速度分布に基づいてリアルタイム処理で血液ずり応力を算出する制御作動を説明するための第１実施例のフローチャートである。図１の血管機能検査装置に備えられた制御機能の要部を説明する第２実施例の機能ブロック線図であって、第１実施例の図５に相当する図である。図１の血管機能検査装置の制御作動の要部、すなわち、ＦＭＤ評価において阻血開放後の血管の径変化割合の測定と共にバッチ処理で血液ずり応力を算出する制御作動を説明するための第２実施例のフローチャートであって、第１実施例の図１２及び図１３に相当する図である。

　以下、本発明の実施例を図面を参照しつつ詳細に説明する。

　図１は、センサ保持器１０に保持されたハイブリッドプローブユニット１２を用いて、生体１４の上腕１６の皮膚１８の上からその皮膚１８直下に位置する血管２０内の血流速度およびその血管２０の直径を測定しＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）の評価（検査）を行う血管機能検査装置２２の全体的な構成を表した図である。

　ハイブリッドプローブユニット１２は、血管２０に関連する生体情報すなわち血管パラメータを検出するためのセンサとして機能するものであって、互いに平行な２列の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂとそれらの長手方向中央部を連結する長軸用超音波アレイ探触子Ｃとを一平面上すなわち平坦な探触面２７に有して成るＨ型の超音波プローブ２４と、その超音波プローブ２４を位置決めするための多軸駆動装置（位置決め装置）２６とを備えている。それら第１短軸用超音波アレイ探触子Ａ、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂ、および長軸用超音波アレイ探触子Ｃは、たとえば圧電セラミックスから構成された多数個の超音波振動子（超音波発振子）ａ_１～ａ_ｎが直線的に配列されることにより長手状にそれぞれ構成されている。なお、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａは本発明の直交方向超音波アレイ探触子に対応し、長軸用超音波アレイ探触子Ｃは本発明の長手方向超音波アレイ探触子に対応する。

　図２は、本実施例で用いられるｘ₀ｙ₀ｚ₀軸直交座標軸を説明するためのものであり、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａの長手方向と平行でその第１短軸用超音波アレイ探触子Ａの直下に位置し血管２０又はその付近を通る方向をｚ₀軸とし、長軸用超音波アレイ探触子Ｃの長手方向と平行でｚ₀軸と直交する方向をｘ₀軸とし、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａの長手方向と長軸用超音波アレイ探触子Ｃの長手方向との交点を通り且つ前記ｘ₀軸方向およびｚ₀軸方向に直交する方向をｙ₀軸とする。超音波プローブ２４は、多軸駆動装置２６によりｚ₀軸方向に並進、および、ｙ₀軸およびｚ₀軸まわりに回動させられるようになっている。

　図３に示すように、たとえば上腕動脈である血管２０は、内膜Ｌ_１、中膜Ｌ_２、外膜Ｌ_３から成る３層構造を備えている。超音波の反射は音響インピーダンスの異なる部分で発生することから、実際は血管内腔の血液と内膜Ｌ_１の境界面、および中膜Ｌ_２と外膜Ｌ_３との境界面が白く表示され、組織が白黒の班で表示される。画像中においては、血液と内膜Ｌ_１との境界面は表示され難いけれども、その距離を血管径として計測し、その変化率すなわち内腔径の拡張率Ｒを用いることが望まれる。

　図１に戻って、血管機能検査装置２２は、ＲＡＭの一時記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭに記憶されたプログラムに従って入力信号を処理するＣＰＵを有する所謂マイクロコンピュータから構成された電子制御装置２８と、モニタ画面表示装置（画像表示装置）３０と、超音波駆動制御回路３２と、３軸駆動モータ制御回路３４とを備えている。上記電子制御装置２８によって超音波駆動制御回路３２から駆動信号が供給されてハイブリッドプローブユニット１２の超音波プローブ２４の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａ、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂ、および長軸用超音波アレイ探触子Ｃから超音波が放射され、その第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂおよび長軸用超音波アレイ探触子Ｃにより検知された超音波反射信号を受けてその超音波反射信号の処理が行われることによって、皮膚１８下の超音波画像が発生させられモニタ画面表示装置３０に表示される。

　ここで、モニタ画面表示装置３０は、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａによる超音波画像と、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂによる超音波画像と、長軸用超音波アレイ探触子Ｃによる超音波画像とを、それぞれ所定の画像表示領域に表示する。さらには、それらの画像表示領域は、皮膚１８からの深さ寸法を示す共通の縦軸を備えたものである。

　また、モニタ画面表示装置３０は、ＦＭＤの評価に際しては、その内膜の径の変化率すなわち内腔径の拡張率Ｒを時系列的に表示する。

　また、上記ＦＭＤの評価、血流速度SPD（血流速度分布DS）の測定および血管２０の超音波画像が生成されるに際して、超音波プローブ２４は、血管２０に対して所定の計測位置となるよう電子制御装置２８によって３軸駆動モータ制御回路３４から駆動信号を供給された多軸駆動装置２６が駆動することにより位置決めさせられる。上記所定の計測位置とは、上記第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂが血管２０に対して直交する位置、且つ、長軸用超音波アレイ探触子Ｃが血管２０に対して平行となる位置である。更に、長軸用超音波アレイ探触子Ｃによる血管２０の縦断面画像に血管２０の直径が現れる位置である。

　センサ保持器１０は、三次元空間内の所望の位置すなわち上記所定の計測位置において生体１４の上腕１６の皮膚１８の上からその皮膚１８直下に位置する血管２０を変形させない程度に軽く接触させる状態でハイブリッドプローブユニット１２を所望の姿勢で保持する。上記ハイブリッドプローブユニット１２の超音波プローブ２４の端面と皮膚１８との間には、通常、超音波の減衰、境界面における反射や散乱を抑制して超音波画像を明瞭とするためのよく知られたゼリー等のカップリング剤が介在させられる。このゼリーは、たとえば寒天等の高い割合で水を含むゲル状の吸水性高分子であって、空気よりは固有インピーダンス（＝音速×密度）が十分に高く大きく超音波送受信信号の減衰を抑制するものである。また、そのゼリーに換えて、水を樹脂製袋内に閉じ込めた水袋、オリーブ油、グリセリン等が用いられ得る。

　上記センサ保持器１０は、たとえば磁気的吸着力により机、台座等に固定されるマグネット台３６と、前記ハイブリッドプローブユニット１２が固定されるユニット固定具３８と、マグネット台３６およびユニット固定具３８に一端が固定され且つ球状に形成された先端部４２を備えた連結部材４４、４５と、それら連結部材４４、４５を介して、マグネット台３６とユニット固定具３８とを相対移動可能に連結し支持する自在アーム４０とを備えている。上記自在アーム４０は、相互に回動可能に連結された２つのリンク４６、４７と、そのリンク４６、４７の一端にて前記各先端部４２に所定の抵抗が付勢されつつその先端部４２に対して回曲可能に嵌め入れられた勘合穴４８をそれぞれ有する回曲関節部５０、５１と、各リンク４６、４７の他端にてその他端を相互に相対回動可能に連結し且つその連結箇所を貫設するねじ穴に螺合されたおねじ付き固定ノブ５２が締め付けられることで得られる締着力により相対回動不能にされる回動関節部５４とを、有する。

　多軸駆動装置２６は、ｚ₀軸回動アクチュエータにより超音波プローブ２４のｚ₀軸まわりの回動位置を位置決めするためにユニット固定具３８に固定されるｚ₀軸回動（ヨーイング）機構と、ｚ₀軸回動アクチュエータによって超音波プローブ２４のｚ₀軸方向の並進位置を位置決めするためのｚ₀軸並進機構と、ｙ₀軸アクチュエータにより超音波プローブ２４のｙ₀軸まわりの回動位置を位置決めするためのｙ₀軸回動機構とから構成されている。

　図１において、超音波駆動制御回路３２は、電子制御装置２８からの指令に従って、たとえば前記第１短軸用超音波アレイ探触子Ａを構成する一列に配列された多数個の超音波振動子ａ_１乃至ａ_ｎのうち、その端の超音波振動子ａ_１ら、一定数の超音波振動子群たとえば１５個のａ_１乃至ａ_１５毎に所定の位相差を付与しつつ１０ＭＨｚ程度の周波数で同時駆動する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２０に向かって順次放射させ、超音波振動子を１個ずつずらしながらその超音波ビームをスキャン（走査）させたときの放射毎の反射波を受信して電子制御装置２８へ入力させる。

　電子制御装置２８は、上記反射波に基づいて画像を合成し、皮膚１８下における血管２０の横断面画像（短軸画像）、あるいは縦断面画像（長軸画像）を生成させて、モニタ画面表示装置（画像表示装置）３０にそれぞれ表示させる。また、電子制御装置２８は、その画像から、血管２０の径或いは内皮７０の直径である内皮径（内腔径）ｄ_１などを算出し或いは測定する。また、血管内皮機能を評価するために、虚血反応性充血後のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）を表す血管内腔径の拡張率（変化率）Ｒ（％）［＝１００×（ｄ_１－ｄ_ａ）／ｄ_ａ］（但し、ｄ_ａは安静時の血管内腔径）を算出する。

　図４は、阻血（駆血）開放後の血管内腔径ｄ_１の変化を例示したタイムチャートである。図４では、t1時点が阻血開放時を表しており、t2時点から血管内腔径ｄ_１が拡張し始め、t3時点で血管内腔径ｄ_１がその最大値ｄ_MAXに達していることが示されている。従って、電子制御装置２８が算出する血管内腔径の拡張率Ｒは、t3時点で最大になる。

　ＦＭＤ評価のための前記阻血は、図１に示すように、電子制御装置２８が備えるカフ圧制御部５６（カフ圧制御手段５６）が空気ポンプ５８からの元圧を圧力制御弁６０で制御して上腕１６に巻回されたカフ６２に供給し、そのカフ６２の圧力（カフ圧）を生体１４の最高血圧を超える所定の阻血カフ圧にまで昇圧することにより行われる。このとき、上記カフ圧制御部５６は上記カフ圧を検出するための圧力センサ６４からの信号でそのカフ圧を検出する。そして、図４においては、例えば、カフ圧制御部５６は、阻血開放前の所定時間すなわちt1時点前の所定時間にわたって上記カフ圧を上記阻血カフ圧で維持し、阻血開放時（t1時点）に上記カフ圧を直ちに大気圧にまで減圧する。

　図１の前記電子制御装置２８は、上述の機能に加えて、長軸用超音波アレイ探触子Ｃから生体内の血管に向けて放射された超音波により非侵襲的に血管２０内の血流速度SPDを測定する。例えば、電子制御装置２８は、ＦＭＤの評価において血管内腔径ｄ_１の測定と並行して、その血管内腔径ｄ_１と同じ測定部位にて上記血管２０内の血流速度SPDを測定する。そして、その測定した血流速度SPDから血液ずり応力SSを算出する。例えば、電子制御装置２８は、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａと長軸用超音波アレイ探触子Ｃとを極めて短いサイクルで交互に作動させることにより、血管内腔径ｄ_１（血管内腔径の拡張率Ｒ）の測定と血流速度SPDの測定とを並行して行うことができる。また別の例として、電子制御装置２８は、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａは用いずに、長軸用超音波アレイ探触子Ｃに血流速度SPDを測定するための作動と血管内腔径ｄ_１を測定するための作動とを極めて短いサイクルで交互に行わせることにより、血流速度SPDの測定と上記血管内腔径ｄ_１の測定とを並行して行うことができる。

　図５は、血管機能検査装置２２（血管機能評価部１００）に備えられた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に示すように、電子制御装置２８内の血管機能評価部１００（図１参照）は、血流速度分布測定部としての血流速度分布測定手段１０２と、粘度ずり速度関係算出部としての粘度ずり速度関係算出手段１０４と、血管径測定部としての血管径測定手段１１０と、血液ずり応力算出部としての血液ずり応力算出手段１１２と、指標値算出部としての指標値算出手段１１４とを備えている。また、粘度ずり速度関係算出手段１０４は、血液粘度分布算出部としての血液粘度分布算出手段１０６と、血液ずり速度分布算出部としての血液ずり速度分布算出手段１０８とを備えている。また、血液ずり応力算出手段１１２は、血流速度測定実施判断部としての血流速度測定実施判断手段１１６と、第１血流速度測定部としての第１血流速度測定手段１１８と、第１血液ずり速度算出部としての第１血液ずり速度算出手段１２０と、第１血液粘度算出部としての第１血液粘度算出手段１２２と、第１血液ずり応力算出部としての第１血液ずり応力算出手段１２４と、第２血流速度測定部としての第２血流速度測定手段１２６と、第２血液ずり速度算出部としての第２血液ずり速度算出手段１２８と、第２血液粘度算出部としての第２血液粘度算出手段１３０と、第２血液ずり応力算出部としての第２血液ずり応力算出手段１３２とを備えている。

　血流速度分布測定手段１０２は、ＦＭＤ評価における阻血開放前に、超音波によりドプラ効果を利用して非侵襲的に血管２０内の血流速度分布DSを予め測定する。具体的には上記阻血開放前の安静時に上記血流速度分布DSを測定する。この安静時に測定された血流速度分布DSを安静時血流速度分布DS_RTという。血流速度分布測定手段１０２は安静時血流速度分布DS_RTを測定するが、詳細には、超音波プローブ２４の長軸用超音波アレイ探触子Ｃで受信された超音波散乱波（反射波、エコー）を用いて断層像を作成して血管２０位置を同定すると同時に、２次元断層面内の２次元速度ベクトル分布を求める。そして、その２次元速度ベクトル分布を安静時血流速度分布DS_RTとする。本実施例では、その求められる速度ベクトル分布は２次元でも３次元でも構わないが、簡潔な処理を行うため、２次元速度ベクトル分布を求めることとする。ある瞬間の血流速度分布DS（安静時血流速度分布DS_RT）を例示すれば、その血流速度分布DSは、図６のイメージ図に示す実線L01のようになる。血流速度分布測定手段１０２は、時間経過に従って少なくとも１心拍分の安静時血流速度分布DS_RTを連続的に又は間欠的に測定することが望ましい。ここで、上記２次元速度ベクトル分布または３次元速度ベクトル分布は、例えば、ある時間間隔をおいて時間的に連続する超音波断層像または３次元ボリューム像を２枚用いて、血球の移動量を相関法により求め、その移動量を２枚の像の時間間隔で除することにより求めることができる。また、別の例として、血流速度分布測定手段１０２は、よく知られたカラードプラ法と同様の方法で２次元速度ベクトルの１速度成分である超音波放射方向の速度成分を求め、それに直交するもう一方の速度成分を、予め記憶している下記式（１）で表される流体力学における非圧縮条件を用いて求めて、完全な２次元速度ベクトル分布を求めることもできる。このようにして、血流速度分布測定手段１０２は、生体１４内の血管２０に向けて放射された超音波により非侵襲的に血管２０内の安静時血流速度分布DS_RTを、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定に先立って予め測定する。確認的に述べるが、血流速度分布測定手段１０２が安静時血流速度分布DS_RTを測定する際には、それに先立って、超音波プローブ２４は血管２０に対して前記所定の計測位置となるよう位置決めされている。なお、図７に示すように、下記式（１）の「ｘ」は超音波ビーム軸に直交する方向の位置を表し、「ｙ」は超音波ビーム軸方向（超音波放射方向）の位置を表す。また、「ｕ」はｘ方向の速度成分を表し、「ｖ」は上記超音波ビーム軸方向の速度成分すなわちｙ方向の速度成分を表す。

　粘度ずり速度関係算出手段１０４は、前記阻血開放前に、血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係である粘度ずり速度関係VCSRを、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定に先立って予め算出する。その粘度ずり速度関係VCSRは血液ずり速度SRから直ちに血液粘度μを算出できるようにするために予め算出されるので、血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式であってもよいし、血液粘度μと血液ずり速度SRとの対応関係を示す表やグラフであってもよい。粘度ずり速度関係算出手段１０４は、粘度ずり速度関係VCSRを算出する場合には、先ず、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて血液の粘度分布DV（血液粘度分布DV）と血液のずり速度分布DSR（血液ずり速度分布DSR）とを算出する。具体的には、粘度ずり速度関係算出手段１０４が備える血液粘度分布算出手段１０６と血液ずり速度分布算出手段１０８とが以下のようにして、血液粘度分布DVと血液ずり速度分布DSRとを算出する。

　血液粘度分布算出手段１０６は、下記式（２）及び式（３）で表される予め記憶された２次元のナビエ-ストークス方程式から、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて計測対象の血管２０内の血液の粘度分布DVを算出する。この安静時血流速度分布DS_RTに基づいて算出された血液粘度分布DVを安静時血液粘度分布DV_RTという。ある瞬間の血液粘度分布DV（安静時血液粘度分布DV_RT）を例示すれば、血液の持つ非ニュートン特性のために、その血液粘度分布DVは、図８のイメージ図に示す実線L02のようになる。なお、安静時血流速度分布DS_RTが３次元速度ベクトル分布である場合には、ナビエ-ストークス方程式は３次元のものが安静時血液粘度分布DV_RTの算出に用いられる。

　ここで、上記式（２）と式（３）のｘ，ｙ，ｕ，ｖは前記式（１）のものと同じであり、「ｔ」は時間、「ｐ」は圧力、「ρ」は血液の密度、「ν」は動粘度（「動粘性率」ともいう）を表している。また、動粘度νは、血液の粘度（「粘性率」ともいう）を「μ」とすれば、上記式（４）で算出される。また、動粘度νは、上記式（２）及び上記式（３）からそれらの式に含まれる圧力「ｐ」の項を微分演算により消去して導出された上記式（５）によって得ることができる。その式（５）の「ξ」は渦度で、上記式（６）で算出され、その式（６）から判るように速度ベクトル成分のみから定義される。

　血液粘度分布算出手段１０６は、安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液粘度分布DV_RTを算出する際には、血液が非圧縮性であると仮定し、図９に示すように血管２０内の空間を仮想的に細分化された複数のサブ領域１５０に分割し、その１つのサブ領域１５０内では血液の密度ρおよび血液粘度μが一定であるとして、そのサブ領域１５０毎に前記ナビエ-ストークス方程式を適用する。そして、サブ領域１５０毎に算出した血液粘度μを統合することにより、安静時血液粘度分布DV_RTを算出する。

　血液ずり速度分布算出手段１０８は、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて計測対象の血管２０内の血液のずり速度分布DSRを算出する。具体的には、血液ずり速度分布算出手段１０８は、安静時血流速度分布DS_RT（２次元速度ベクトル分布）に基づいて２次元のひずみ速度テンソルを求め、２次元速度ベクトルの方向を接線方向とする流線に垂直な方向を血管２０の法線方向として近似し、このように近似した血管２０の法線方向を基軸として、前記２次元のひずみ速度成分を回転座標変換すること（図７の矢印AR1参照）により得られるせん断成分ｅ_xy0を血液ずり速度SRとして抽出して、血液ずり速度分布DSRを算出する。この安静時血流速度分布DS_RTに基づいて算出された血液ずり速度分布DSRを安静時血液ずり速度分布DSR_RTという。ある瞬間の血液ずり速度分布DSR（安静時血液ずり速度分布DSR_RT）を例示すれば、その血液ずり速度分布DSRは、図１０のイメージ図に示す実線L03のようになる。なお、上記せん断成分ｅ_xy0は下記式（７）で表され、下記式（７）は血液ずり速度分布算出手段１０８に予め記憶されている。また、安静時血流速度分布DS_RTが３次元速度ベクトル分布である場合には、前記ひずみ速度テンソルは３次元のものが安静時血液ずり速度分布DSR_RTの算出に用いられる。また、下記式（７）のｘ₀，ｙ₀，ｕ₀，ｖ₀は前記式（１）におけるｘ，ｙ，ｕ，ｖを回転座標変換したものであり（図７の矢印AR1参照）、図２及び図７に示すように、ｙ₀軸は血管壁の法線方向に一致し、ｘ₀軸は血管２０の長手（長軸）方向に一致する。そして、ｙ軸は超音波ビーム軸方向に一致し、ｘ軸は超音波ビーム軸の直交方向に一致する。また、ｕ₀はｘ₀方向の速度成分を表し、ｖ₀はｙ₀方向の速度成分を表す。また、前述の図６、図８、および図１０は何れもイメージ図であって実際の分布図とは必ずしも一致しない。図１０は、その図の座標系において、安静時血流速度分布DS_RTの差分結果である安静時血液ずり速度分布DSR_RTの絶対値に基づき表されている。

　血液ずり速度分布算出手段１０８は、安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液ずり速度分布DSR_RTを算出する際には、安静時血液粘度分布DV_RTの算出の場合と同様に、図９に示すように血管２０内の空間を仮想的に細分化された複数のサブ領域１５０に分割し、そのサブ領域１５０毎に前記式（７）を適用し、サブ領域１５０毎の血液ずり速度SRとしてのせん断成分ｅ_xy0を算出する。そして、サブ領域１５０毎に算出した血液ずり速度SR（ｅ_xy0）を統合することにより、安静時血液ずり速度分布DSR_RTを算出する。

　このようにして血液粘度分布算出手段１０６と血液ずり速度分布算出手段１０８とが安静時血液粘度分布DV_RTと安静時血液ずり速度分布DSR_RTとを算出すると、粘度ずり速度関係算出手段１０４は、その安静時血液粘度分布DV_RTと安静時血液ずり速度分布DSR_RT内の血管２０内に予め設定された複数点における抽出された血液粘度μと血液ずり速度SRとに基づいて粘度ずり速度関係VCSRを算出する。具体的には、以下のようにして上記抽出された血液粘度μと血液ずり速度SRとに基づいて粘度ずり速度関係VCSRを算出する。

　粘度ずり速度関係算出手段１０４には、算出された安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RT内から血液粘度μ及び血液ずり速度SRの組合せを複数抽出するため、計測対象の血管２０内に予め設定された複数点すなわち複数のサンプリング点が記憶されている。その複数のサンプリング点は、例えば、安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RTが算出される範囲の血管２０内で任意に分散して設定されている。そして、粘度ずり速度関係算出手段１０４は、安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RT内から、その複数のサンプリング点のそれぞれにおいて血液粘度μ及び血液ずり速度SRを抽出する。その抽出された１組の血液粘度μ及び血液ずり速度SRは、上記サンプリング点において血管２０内で空間的に相互に一致させて抽出されたものであるが、安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RTが瞬間的なものでは無く時間経過に従った連続的又は間欠的なものである場合には時間的にも相互に一致させて抽出される。

　粘度ずり速度関係算出手段１０４は、上記複数のサンプリング点における血液粘度μと血液ずり速度SRとを抽出後、それらの抽出した血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係を表す或いはその関係と近似する１つの粘度ずり速度関係VCSRを算出する。この粘度ずり速度関係VCSRは、例えば、血液粘度μと血液ずり速度SRとをパラメータとする座標系において上記複数のサンプリング点における血液粘度μと血液ずり速度SRとを示す関係点を相互に結ぶ曲線（粘度ずり速度関係線）として算出され、或いは、その粘度ずり速度関係線を示す血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式（粘度ずり速度関係式）などとして算出される。また、上記複数のサンプリング点における血液粘度μと血液ずり速度SRとを示す関係点（粘度ずり速度関係点）を一の曲線で相互に結べない場合には、上記粘度ずり速度関係VCSRは最小２乗法などを用いた近似計算により算出され、具体的に言えば、上記粘度ずり速度関係線は上記複数のサンプリング点における上記粘度ずり速度関係点の近似点から構成された近似曲線となり、上記粘度ずり速度関係式はその近似曲線（粘度ずり速度関係線）を示す血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式となる。この粘度ずり速度関係VCSRの算出について、図１１を例に説明する。

　図１１は、安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RT内から抽出された血液粘度μ及び血液ずり速度SRの関係を表す前記粘度ずり速度関係線を例示した図である。図１１においては、３組の血液粘度μ及び血液ずり速度SRが抽出された例を示しており、比較対象としてヘマトクリット値（正常値）Ht₀の正常な血液を有する健常者の血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係が実線L04で示されている。

　図１１では、例えば、３つのサンプリング点で血液粘度μ及び血液ずり速度SRがそれぞれ抽出されており、第１のサンプリング点Ｐ_Ａでは血液粘度μ_Aと血液ずり速度SR_Aとが抽出され、第２のサンプリング点Ｐ_Ｂでは血液粘度μ_Bと血液ずり速度SR_Bとが抽出され、第３のサンプリング点Ｐ_Ｃでは血液粘度μ_Cと血液ずり速度SR_Cとが抽出されている。そして、上記血液粘度μ_A，μ_B，μ_Cと血液ずり速度SR_A，SR_B，SR_Cとを図１１に表すと例えば破線L05で示す関係が構成される。図１１では、この破線L05が前記複数のサンプリング点における血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係に基づく前記粘度ずり速度関係線であり、すなわち、この破線L05で示す血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係が前記粘度ずり速度関係VCSRである。

　図１１において、粘度ずり速度関係算出手段１０４が粘度ずり速度関係VCSRを前記粘度ずり速度関係式として算出する場合には、例えば、粘度ずり速度関係VCSR（破線L05）が下記式（８）で表されるものとして、前記複数のサンプリング点における血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係に基づき下記式（８）における定数「Ａ」および「α」を求めることにより、下記式（８）で表される粘度ずり速度関係VCSRを算出する。

　血管径測定手段１１０は、超音波プローブ２４の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａから生体１４内の血管２０に向けて放射された超音波により画像を合成し、その画像から非侵襲的に血管内腔径ｄ_１を測定する。具体的には、血管径測定手段１１０は、ＦＭＤ評価で、阻血開放後の血管２０の径変化割合（血管内腔径ｄ_１の拡張率Ｒ）を測定するために、阻血開放前に安静時の血管内腔径ｄ_ａ（安静径ｄ_ａ）を予め測定し記録する。また、血管径測定手段１１０は、ＦＭＤ評価のために、阻血開放後の予め定められた血管径測定期間TIME1内に血管内腔径ｄ_１を測定し、更に、その測定した血管内腔径ｄ_１と前記安静径ｄ_ａとから血管２０の径変化割合Ｒを算出し測定する。例えば、血管径測定手段１１０は、図４に示されるように阻血開放時からその後変化する血管内腔径ｄ_１を上記血管径測定期間TIME1にわたって時間経過に従って連続的に測定する。或いは、阻血開放時を基準として血管内腔径ｄ_１が略最大になると予測される測定時点を１又は２以上実験的に求めておき、その測定時点で血管内腔径ｄ_１を測定してもよい。前記血管径測定期間TIME1は、阻血開放後の血管内腔径ｄ_１の最大値ｄ_MAXを測定するために阻血開放時を基準として実験的に設定され血管径測定手段１１０に記憶された血管内腔径ｄ_１の測定時間であり、図４に示すように血管内腔径ｄ_１がその最大値ｄ_MAXに到達する時点（t3時点）を含み且つ阻血開放時（t1時点）から開始する。

　本実施例では、前述したように阻血開放前に粘度ずり速度関係VCSRが予め算出されるが、阻血開放後には、その粘度ずり速度関係VCSRが用いられて血流速度SPDの測定に対しリアルタイム処理でその血流速度SPDに基づき血液ずり応力SSが算出される。この点について説明する。

　血液ずり応力算出手段１１２は、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に血管２０内の血流速度SPDを測定し、前記粘度ずり速度関係VCSRを用いてその測定した血流速度SPDに基づき血液ずり応力SSを算出する。この血流速度SPDの測定から血液ずり応力SSの算出までの工程は、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合（血管内腔径ｄ_１の拡張率Ｒ）の測定と並行して行われる。具体的には、以下のようにして血液ずり応力SSがリアルタイム処理で算出される。

　血流速度測定実施判断手段１１６は、血液ずり応力算出手段１１２が、血流速度SPDを測定する血流速度測定手段として第１血流速度測定手段１１８と第２血流速度測定手段１２６とを備えているので、その何れの血流速度測定手段で血流速度SPDを測定するかを判断するために設けられた判断手段である。血流速度測定実施判断手段１１６は、予め定められた演算方式切換条件が満たされたか否かを判断する。その演算方式切換条件は、第１血流速度測定手段１１８と第２血流速度測定手段１２６との何れで血流速度SPDを測定すべきか判断するために設定された判断条件であって、第２血流速度測定手段１２６で血流速度SPDが測定された方が第１血流速度測定手段１１８で測定されるよりもその後の演算負荷が大きくなる可能性が高いことから、阻血開放後の血液ずり応力SSを算出するための演算負荷を予測するために設定された判断条件である。具体的に本実施例では、その演算方式切換条件は、阻血開放時の脈拍数PR（阻血開放時脈拍数PR）が予め定められた脈拍数判定値PR1以上であることとされており、すなわち、その演算方式切換条件が満たされた場合とは、その阻血開放時脈拍数PRが上記脈拍数判定値PR1以上である場合である。つまり、血流速度測定実施判断手段１１６は、上記阻血開放時脈拍数PRが上記脈拍数判定値PR1以上である場合に上記演算方式切換条件が満たされたと判断する一方で、阻血開放時脈拍数PRが脈拍数判定値PR1未満である場合には上記演算方式切換条件が満たされなかったと判断する。その阻血開放時脈拍数PRは、それが大きいほど阻血開放後の血流速度SPDの変動が大きくその血流速度SPDから血液ずり応力SSが算出されるまでの演算負荷も大きくなると予測されるので、上記演算方式切換条件を構成する指標値として採用されている。従って、上記脈拍数判定値PR1は、予測される阻血開放後の上記演算負荷を判断するための判定値である。上記阻血開放時脈拍数PRは、好適には、阻血開放時から血流速度SPDが測定されるようにするため、脈拍の測定時間や判断時間を考慮して、阻血開放直前である阻血開放時の所定時間前に測定される、例えば、カフ圧制御部５６からの前記カフ圧を大気圧にして阻血開放を指令する制御信号が出力される上記所定時間前に測定される。なお、生体１４の脈拍数は、例えば脈拍計や心電計などで検出できる。

　第１血流速度測定手段１１８は、血流速度測定実施判断手段１１６により阻血開放時脈拍数PRが脈拍数判定値PR1以上であると判断された場合には、前記阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して非侵襲的に血管２０内の平均血流速度SPD_AVG（＝血流量／血管断面積）を測定する。例えば、第１血流速度測定手段１１８は、阻血開放時から直ちに時間経過に従って血管径測定期間TIME1が経過するまで、連続的に又は所定の時間間隔毎に平均血流速度SPD_AVGを測定する。具体的に、第１血流速度測定手段１１８は、その平均血流速度SPD_AVGを測定する場合、血流速度分布測定手段１０２と同様の方法で血流速度分布DSを測定し、その血流速度分布DSから平均血流速度SPD_AVGを算出して測定する。そして、その平均血流速度SPD_AVGを例えば阻血開放時からそれの測定時までの経過時間と共に、記憶装置等に記憶する。例えば、第１血流速度測定手段１１８は、血流速度分布DS内の血流速度SPDを血管断面積全体にわたって積分しそれを血管断面積で割ることにより平均血流速度SPD_AVGを算出してもよいし、或いは、血流速度分布DSにおける血管２０内の特定箇所（例えば血管中心）の血流速度SPDに予め実験的に求めておいた補正係数を乗ずることにより平均血流速度SPD_AVGを算出してもよい。第１血流速度測定手段１１８が測定する平均血流速度SPD_AVGは、瞬間的な血流速度分布DSから求められる血流速度SPDの平均値（瞬間平均値）でもよいが、演算負荷軽減のため、本実施例では上記血流速度SPDの瞬間平均値を更に１心拍中で平均した１心拍毎の血流速度SPDの平均値である。従って、本実施例の第１血流速度測定手段１１８は、１心拍毎に平均血流速度SPD_AVGの測定結果を出力することになる、換言すれば、１心拍毎に平均血流速度SPD_AVGを測定することになる。

　第１血液ずり速度算出手段１２０は、第１血流速度測定手段１１８に測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいて血液ずり速度SRを算出する。第１血液ずり速度算出手段１２０は、この血液ずり速度SRの算出を、第１血流速度測定手段１１８による平均血流速度SPD_AVGの測定に対しリアルタイム処理で行う。本実施例で血液ずり速度SRの算出方法に特に限定はないが、計測対象の血管２０内の血流速度分布DSは略層流分布になるので、第１血液ずり速度算出手段１２０は、下記式（９）に示すように、平均血流速度SPD_AVGを血管径（例えば、血管内腔径ｄ_１）で割ったものを血液ずり速度SRとする。上記血液ずり速度SRの算出に用いられる血管内腔径ｄ_１は、その血液ずり速度SRの算出の基になる上記平均血流速度SPD_AVGの測定と時間的に同期して血管径測定手段１１０により測定されたものである。１心拍中に実際の血管内腔径ｄ_１は変動するが、上記血液ずり速度SRの算出に用いられる血管内腔径ｄ_１としては、それが採用される条件が予め定まっておればよく、例えば、１心拍毎の平均値や最大値などが採用される。

　第１血液粘度算出手段１２２は、粘度ずり速度関係算出手段１０４により予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSRから、第１血液ずり速度算出手段１２０により算出された血液ずり速度SRに基づいて血液粘度μを算出する。第１血液粘度算出手段１２２は、この血液粘度μの算出を、第１血液ずり速度算出手段１２０が血液ずり速度SRを算出する毎に行う、すなわち、第１血流速度測定手段１１８による平均血流速度SPD_AVGの測定に対しリアルタイム処理で行う。

　第１血液ずり応力算出手段１２４は、第１血液ずり速度算出手段１２０により算出された血液ずり速度SRと第１血液粘度算出手段１２２により算出された血液粘度μとに基づいて血液ずり応力SSを算出する。具体的には、第１血液ずり応力算出手段１２４は、下記式（１０）で表されるニュートン粘性法則式を予め記憶しており、そのニュートン粘性法則式から、上記算出された血液ずり速度SRと血液粘度μとに基づいて血液ずり応力SSを算出する。第１血液ずり応力算出手段１２４は、この血液ずり応力SSの算出を、第１血液ずり速度算出手段１２０が血液ずり速度SRを算出し第１血液粘度算出手段１２２が血液粘度μを算出する毎に行う、すなわち、第１血流速度測定手段１１８による平均血流速度SPD_AVGの測定に対しリアルタイム処理で行う。言い換えれば、第１血液ずり応力算出手段１２４は、第１血流速度測定手段１１８が１心拍毎に平均血流速度SPD_AVGの測定結果を出力するので、前記血管径測定期間TIME1内に１心拍毎に血液ずり応力SSを算出する。血液ずり応力SSは１心拍中でも変動する状態量であるところ、このようにして第１血液ずり応力算出手段１２４により算出された血液ずり応力SSは、１心拍毎の血流速度SPDの平均値として測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいて算出されたものであるので、1心拍毎に時間的に平均された１心拍平均ずり応力SS_AVGであると言える。なお、第１血液ずり応力算出手段１２４は、例えば、このようにして血液ずり応力SSを算出する毎に直ちにその血液ずり応力SSをモニタ画面表示装置３０に表示する。

　第２血流速度測定手段１２６は、血流速度測定実施判断手段１１６により阻血開放時脈拍数PRが脈拍数判定値PR1未満であると判断された場合には、前記阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して非侵襲的に血管２０内の血流速度分布DSを測定する。そして、その測定した血流速度分布DSを例えば阻血開放時からそれの測定時までの経過時間と共に、記憶装置等に記憶する。この阻血開放後に測定された血流速度分布DSを阻血開放後血流速度分布DS2という。例えば、第２血流速度測定手段１２６は、阻血開放時から直ちに時間経過に従って血管径測定期間TIME1が経過するまで、連続的に阻血開放後血流速度分布DS2を測定する。具体的に、第２血流速度測定手段１２６は、その阻血開放後血流速度分布DS2を測定する場合、血流速度分布測定手段１０２と同様の方法で測定する。

　第２血液ずり速度算出手段１２８は、第２血流速度測定手段１２６に測定された阻血開放後血流速度分布DS2に基づいて血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXを算出する。具体的に、第２血液ずり速度算出手段１２８は、血液ずり速度分布算出手段１０８と同様の方法で阻血開放後血流速度分布DS2に基づいて血液ずり速度分布DSRを算出した上で、その血液ずり速度分布DSR内の血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXを抽出してそれを算出する。例えば、血管２０の壁際の血液ずり速度SRが最大値になるものと考えられるので、上記血液ずり速度分布DSR内において、予め定められた血管壁際の所定位置の血液ずり速度SRをそれの最大値SR2_MAXとして算出してもよい。また、第２血液ずり速度算出手段１２８は、この血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXの算出を、第２血流速度測定手段１２６による阻血開放後血流速度分布DS2の測定に対しリアルタイム処理で行う。

　第２血液粘度算出手段１３０は、粘度ずり速度関係算出手段１０４により予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSRから、第２血液ずり速度算出手段１２８により算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXに基づいて血液粘度μを算出する。第２血液粘度算出手段１３０は、この血液粘度μの算出を、第２血液ずり速度算出手段１２８による上記血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXの算出に対しリアルタイム処理で行う。すなわち、第２血液粘度算出手段１３０は、この血液粘度μの算出を、第２血流速度測定手段１２６による阻血開放後血流速度分布DS2の測定に対しリアルタイム処理で行うことになる。

　第２血液ずり応力算出手段１３２は、第２血液ずり速度算出手段１２８により算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXと第２血液粘度算出手段１３０により算出された血液粘度μとに基づいて前記血管径測定期間TIME1内に血液ずり応力SSを算出する。具体的には、第２血液ずり応力算出手段１３２は、前記式（１０）で表されるニュートン粘性法則式を予め記憶しており、そのニュートン粘性法則式から、上記算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXと血液粘度μとに基づいて血液ずり応力SSを算出する。第２血液ずり応力算出手段１３２は、この血液ずり応力SSの算出を、第２血液ずり速度算出手段１２８による上記血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXの算出および第２血液粘度算出手段１３０による上記血液粘度μの算出に対しリアルタイム処理で行う。すなわち、第２血液ずり応力算出手段１３２は、この血液ずり応力SSの算出を、第２血流速度測定手段１２６による阻血開放後血流速度分布DS2の測定に対しリアルタイム処理で行うことになる。例えば、第２血液ずり応力算出手段１３２は、第２血流速度測定手段１２６が連続的に阻血開放後血流速度分布DS2を測定すれば、それに合わせて連続的に血液ずり応力SSを算出する。なお、第２血液ずり応力算出手段１３２は、例えば、血液ずり応力SSを算出すると直ちにリアルタイムでその血液ずり応力SSをモニタ画面表示装置３０に表示する。

　ここで、上記血液ずり応力SSの算出の基礎になる阻血開放後血流速度分布DS2は瞬間的なものであるので、その血液ずり応力SSもその阻血開放後血流速度分布DS2と同様に瞬時値である。そこで、第２血液ずり応力算出手段１３２は、算出する血液ずり応力SSを１心拍毎に時間的に平均して、その１心拍毎の平均値を１心拍平均ずり応力SS_AVGとして算出する。例えば、１心拍の時間内の血液ずり応力SSを描画してそれを時間で積分し、その積分値を上記１心拍の時間で割った値を１心拍平均ずり応力SS_AVGとする。第２血液ずり応力算出手段１３２は、この１心拍平均ずり応力SS_AVGの算出を、前記血管径測定期間TIME1内で１心拍毎に、第２血流速度測定手段１２６による阻血開放後血流速度分布DS2の測定の進行に合わせてリアルタイム処理で行う。そして、第２血液ずり応力算出手段１３２は、例えば、上記１心拍平均ずり応力SS_AVGを算出すると直ちにリアルタイムでその１心拍平均ずり応力SS_AVGをモニタ画面表示装置３０に表示する。なお、前記第１血液ずり応力算出手段１２４により算出される１心拍平均ずり応力SS_AVGと前記第２血液ずり応力算出手段１３２により算出される１心拍平均ずり応力SS_AVGとを区別して表現する場合には、第１血液ずり応力算出手段１２４により算出される１心拍平均ずり応力SS_AVGをSS1_AVGと表し、第２血液ずり応力算出手段１３２により算出される１心拍平均ずり応力SS_AVGをSS2_AVGと表すこととする。

　指標値算出手段１１４は、前記血管径測定期間TIME1の経過後、すなわち、阻血開放後の血管径測定手段１１０による血管内腔径ｄ_１の測定終了後に、血管径測定手段１１０により測定された血管２０の径変化割合Ｒからそれの最大値Ｒ_MAX（％）［＝１００×（ｄ_MAX－ｄ_ａ）／ｄ_ａ］を算出する。そして、第１血液ずり応力算出手段１２４または第２血液ずり応力算出手段１３２により算出された血液ずり応力SSに関連する値SS_X（血液ずり応力関連値SS_X）と上記算出した阻血開放後の血管２０の径変化割合の最大値Ｒ_MAX（血管径変化割合最大値Ｒ_MAX）との比を算出し、それをモニタ画面表示装置３０に表示する。その血液ずり応力関連値SS_Xと前記阻血開放後の血管径変化割合最大値Ｒ_MAXとの比は何れが分母とされる値でもよいが、例えば、指標値算出手段１１４は、血液ずり応力関連値SS_Xを分母としてその比を算出する。また、上記血液ずり応力関連値SS_Xとしては、例えば、第１血液ずり応力算出手段１２４または第２血液ずり応力算出手段１３２により算出された血液ずり応力SSの最大値、阻血開放直後または阻血開放時から所定時間経過後における１心拍平均ずり応力SS_AVGまたは所定心拍数での血液ずり応力SSの平均値などが考えられる。

　図１２は、血管機能検査装置２２（電子制御装置２８）の制御作動の要部、すなわち、阻血開放前の安静時での測定結果から粘度ずり速度関係VCSRを算出する制御作動を説明するためのフローチャートである。このフローチャートは、阻血開放前の安静時に実行される。

　先ず、血流速度分布測定手段１０２及び血管径測定手段１１０に対応するステップ（以下、「ステップ」を省略する）ＳＡ１においては、阻血開放前の安静時に、超音波プローブ２４の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａから生体１４内の血管２０に向けて放射された超音波により画像が合成され、その画像から非侵襲的に安静径ｄ_ａが測定され記録される。また、阻血開放前の安静時に、超音波プローブ２４の長軸用超音波アレイ探触子Ｃから生体１４内の血管２０に向けて放射された超音波により安静時血流速度分布DS_RTが測定される。なお、血管内腔径ｄ_１の測定には図７のｙ₀軸方向に送受信したエコーが用いられ、血流速度SPDの測定には図７のｙ軸方向に送受信したエコーが用いられる。

　血液粘度分布算出手段１０６に対応するＳＡ２においては、ＳＡ１で測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液粘度分布DV_RTが算出される。

　血液ずり速度分布算出手段１０８に対応するＳＡ３においては、ＳＡ１で測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液ずり速度分布DSR_RTが算出される。

　粘度ずり速度関係算出手段１０４に対応するＳＡ４においては、前記粘度ずり速度関係VCSRが、上記安静時血液粘度分布DV_RTと安静時血液ずり速度分布DSR_RT内の血管２０内に予め設定された複数点における抽出された血液粘度μと血液ずり速度SRとに基づいて算出される。上記粘度ずり速度関係VCSRは阻血開放前に算出される。粘度ずり速度関係VCSRは、例えば、前記式（８）のような血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式として算出されるものである。

　図１３は、血管機能検査装置２２（電子制御装置２８）の制御作動の要部、すなわち、阻血開放後において、血流速度SPDの測定に対しリアルタイム処理で血液ずり応力SSを算出する制御作動を説明するためのフローチャートである。この図１３のフローチャートは、図１２のＳＡ４での粘度ずり速度関係VCSRの算出後に実行されるものである。なお、図１３のフローチャートは、上記ＳＡ４で算出される粘度ずり速度関係VCSRの精度を高く維持するため、図１２のＳＡ１での安静時血流速度分布DS_RTの測定完了後できるだけ早く開始されることが望ましい。

　血流速度測定実施判断手段１１６に対応するＳＢ１においては、前記阻血開放時脈拍数PRが前記脈拍数判定値PR1以上であるか否かが判断される。上記阻血開放時脈拍数PRは、ＳＢ３またはＳＢ５で阻血開放時から血流速度SPDが測定できるようにするため、詳細には、阻血開放直前である阻血開放時の所定時間前に測定され、阻血開放直前にＳＢ１の判断がなされる。このＳＢ１の判断が肯定された場合、すなわち、上記阻血開放時脈拍数PRが上記脈拍数判定値PR1以上である場合には、ＳＢ２に移る。一方、このＳＢ１の判断が否定された場合には、ＳＢ４に移る。

　ＳＢ２においては、ＦＭＤ評価の阻血開放が行われたか否かが判断される。例えば、ＳＢ２では、カフ圧制御部５６（カフ圧制御手段５６）が阻血開放を実行するために前記カフ圧を大気圧にする制御信号を出力した場合に上記阻血開放が行われたと判断される。図４のタイムチャートで言えば、t1時点の前ではＳＢ２の判断は否定されており、t1時点でＳＢ２の判断が肯定判断に切り替わる。このＳＢ２の判断が肯定された場合、すなわち、上記阻血開放が行われた場合に、ＳＢ３が実行される。

　ＳＢ３においては、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定、血管２０内の平均血流速度SPD_AVGの測定、及び、その平均血流速度SPD_AVGに基づくリアルタイム処理での血液ずり応力SSの算出が行われる。具体的に、ＳＢ３では、図１４のフローチャートで示す制御作動が実行される。

　図１４は、図１３のＳＢ３で実行される制御作動の要部、すなわち、阻血開放後に血管２０の径変化割合Ｒ及び平均血流速度SPD_AVGを測定しその平均血流速度SPD_AVGに基づいてリアルタイム処理で血液ずり応力SSを算出する制御作動を説明するためのフローチャートである。そして、図１４のフローチャートは、例えば数ｍｓｅｃ乃至数十ｍｓｅｃ程度の極めて短いサイクルタイムで繰り返し実行される。

　図１４のＳＣ１においては、血管内腔径ｄ_１が測定され、更に、その測定された血管内腔径ｄ_１と前記安静径ｄ_ａとから血管２０の径変化割合Ｒが算出され測定される。また、上記血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して、血管２０内の平均血流速度SPD_AVGが測定され記録される。本実施例では、上記平均血流速度SPD_AVGは、血管２０内の血流速度SPDの瞬間的な平均値を更に１心拍中で平均した１心拍毎の血流速度SPDの平均値である。なお、ＳＣ１は、血管径測定手段１１０及び第１血流速度測定手段１１８に対応する。

　第１血液ずり速度算出手段１２０に対応するＳＣ２においては、血液ずり速度SRが、上記ＳＣ１で測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいてリアルタイム処理で算出される。

　第１血液粘度算出手段１２２に対応するＳＣ３においては、血液粘度μが、図１２のＳＡ４で予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSR（例えば血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式）から、上記ＳＣ２で算出された血液ずり速度SRに基づいてリアルタイム処理で算出される。

　第１血液ずり応力算出手段１２４に対応するＳＣ４においては、血液ずり応力SSが、前記式（１０）で表されるニュートン粘性法則式から、上記ＳＣ２で算出された血液ずり速度SRと上記ＳＣ３で算出された血液粘度μとに基づいてリアルタイム処理で算出される。

　第１血液ずり応力算出手段１２４に対応するＳＣ５においては、ＳＣ４で算出された血液ずり応力SSが記憶装置等に記録され、算出されれば直ちにモニタ画面表示装置３０に表示される。ここで、ＳＣ４で算出される血液ずり応力SSは、１心拍毎の血流速度SPDの平均値として測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいて算出されたものであるので、前記１心拍平均ずり応力SS_AVGであると言える。

　ＳＣ６においては、ＦＭＤ評価における阻血開放後の血管内腔径ｄ_１の測定（径変化割合Ｒの測定）が終了したか否かが判断される。具体的には、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1が経過すれば血管内腔径ｄ_１の測定は終了するので、その血管径測定期間TIME1が経過したか否かが判断される。このＳＣ６の判断が肯定された場合、すなわち、上記血管径測定期間TIME1が経過した場合には、図１４のフローチャートは終了する。一方、このＳＣ６の判断が否定された場合には、ＳＣ１に戻る。従って、前記ＳＣ１からＳＣ５までのステップが、阻血開放後の上記血管径測定期間TIME1が経過するまで繰り返し実行される。

　図１３に戻り、ＳＢ４においては、前述のＳＢ２と同様に、ＦＭＤ評価の阻血開放が行われたか否かが判断される。このＳＢ４の判断が肯定された場合、すなわち、上記阻血開放が行われた場合に、ＳＢ５が実行される。

　ＳＢ５においては、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定、血管２０内の阻血開放後血流速度分布DS2の測定、及び、その阻血開放後血流速度分布DS2に基づくリアルタイム処理での血液ずり応力SSの算出が行われる。具体的に、ＳＢ５では、図１５のフローチャートで示す制御作動が実行される。

　図１５は、図１３のＳＢ５で実行される制御作動の要部、すなわち、阻血開放後に血管２０の径変化割合Ｒ及び阻血開放後血流速度分布DS2を測定しその阻血開放後血流速度分布DS2に基づいてリアルタイム処理で血液ずり応力SSを算出する制御作動を説明するためのフローチャートである。そして、図１５のフローチャートは、例えば数ｍｓｅｃ乃至数十ｍｓｅｃ程度の極めて短いサイクルタイムで繰り返し実行される。

　図１５のＳＤ１においては、血管内腔径ｄ_１の測定（径変化割合Ｒの測定）が行われる。これは、図１４のＳＣ１と同様である。また、上記血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して、血管２０内の阻血開放後血流速度分布DS2が測定され記録される。なお、ＳＤ１は、血管径測定手段１１０及び第２血流速度測定手段１２６に対応する。

　第２血液ずり速度算出手段１２８に対応するＳＤ２においては、血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXが、上記ＳＤ１で測定された阻血開放後血流速度分布DS2に基づいてリアルタイム処理で算出される。具体的には、阻血開放後血流速度分布DS2に基づいて算出された血液ずり速度分布DSR内から、血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXが算出される。例えば、その血液ずり速度分布DSR内の血液ずり速度SRは、血管２０の壁際で最大値になるものと考えられる。

　第２血液粘度算出手段１３０に対応するＳＤ３においては、血液粘度μが、図１２のＳＡ４で予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSR（例えば血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式）から、上記ＳＤ２で算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXに基づいてリアルタイム処理で算出される。

　ＳＤ４においては、血液ずり応力SSが、前記式（１０）で表されるニュートン粘性法則式から、上記ＳＤ２で算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXと上記ＳＤ３で算出された血液粘度μとに基づいてリアルタイム処理で算出される。

　ＳＤ５においては、上記ＳＤ４で算出された血液ずり応力SSが１心拍毎に時間的に平均されて、その１心拍毎の平均値が１心拍平均ずり応力SS_AVGとして算出される。例えば、上記ＳＤ４で算出された血液ずり応力SSが１心拍の時間内で経過時間に従って連続的に描画されてそれが時間で積分され、その積分値を上記１心拍の時間で割った値が上記１心拍平均ずり応力SS_AVGとされる。

　ＳＤ６においては、ＳＤ４で算出された血液ずり応力SS及びＳＤ５で算出された１心拍平均ずり応力SS_AVGが記憶装置等に記録され、それらが算出されれば直ちにモニタ画面表示装置３０に表示される。なお、ＳＤ４、ＳＤ５、及びＳＤ６は第２血液ずり応力算出手段１３２に対応する。

　ＳＤ７においては、図１４のＳＣ６と同様に、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1が経過したか否かが判断される。このＳＤ７の判断が肯定された場合、すなわち、上記血管径測定期間TIME1が経過した場合には、図１５のフローチャートは終了する。一方、このＳＤ７の判断が否定された場合には、ＳＤ１に戻る。従って、前記ＳＤ１からＳＤ６までのステップが、阻血開放後の上記血管径測定期間TIME1が経過するまで繰り返し実行される。

図１３に戻り、指標値算出手段１１４に対応するＳＢ６においては、ＳＢ３またはＳＢ５での測定結果乃至は算出結果から血管拡張機能に関する指標値が算出される。具体的には、ＳＢ３またはＳＢ５で測定された血管２０の径変化割合Ｒからそれの最大値Ｒ_MAXが算出される。そして、ＳＢ３またはＳＢ５での算出結果から導出される前記血液ずり応力関連値SS_Xと阻血開放後の上記血管２０の径変化割合の最大値Ｒ_MAXとの比が算出され、それがモニタ画面表示装置３０に表示される。

　本実施例には次のような効果（Ａ１）乃至（Ａ１０）がある。（Ａ１）本実施例によれば、（ａ）血管径測定手段１１０は、阻血開放後の予め定められた血管径測定期間TIME1内に生体１４内の血管２０に向けて放射された超音波により非侵襲的にその血管２０の径変化割合Ｒ（内腔径の拡張率Ｒ）を測定し、（ｂ）血流速度分布測定手段１０２は、阻血開放前に超音波により非侵襲的に血管２０内の血流速度分布DS（安静時血流速度分布DS_RT）を予め測定し、（ｃ）粘度ずり速度関係算出手段１０４は、その阻血開放前に、血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係である前記粘度ずり速度関係VCSRを、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定に先立って予め算出し、（ｄ）血液ずり応力算出手段１１２は、上記阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して血管２０内の血流速度を測定し、前記粘度ずり速度関係VCSRを用いてその測定した血流速度SPDに基づき血液ずり応力SSを算出する。従って、検査対象の血管２０内を血液が流れている状態を基にして、その血管２０及び血液に個別的に合わせた上記粘度ずり速度関係VCSRを算出することが可能である。そのため、この粘度ずり速度関係VCSRが用いられて算出される血液ずり応力SSを精度良く算出することが可能である。また、時空間的に一貫した血液粘度μ及び血液ずり応力SSの評価が可能になる。また、一度、上記粘度ずり速度関係VCSRが算出されれば、その後は、軽い演算負荷で血液ずり応力SSを算出することができる。また、阻血開放後の血管径の拡張はずり応力を刺激として生じる反応であるので、例えば、その刺激量を示す血液ずり応力SSを基準として複数のＦＭＤ検査結果を比較評価できる。また、その刺激量を示す血液ずり応力SSでＦＭＤ検査結果を補正することも可能となり、血液ずり応力SSが算出されることでＦＭＤ検査の繰り返し精度の向上を図ることが可能である。

　また、血流速度分布測定手段１０２は、前記阻血開放前に安静時血流速度分布DS_RTを測定し、粘度ずり速度関係算出手段１０４は、前記阻血開放前に前記粘度ずり速度関係VCSRを算出するので、上記阻血開放時（図４のt1時点）にはその粘度ずり速度関係VCSRが定まっていることになる。従って、阻血開放後に血流速度SPDの測定から血液粘度μが算出されるまでの過程で演算負荷の大きい計算、例えば前記ナビエ-ストークス方程式に沿った計算をする必要が無いので、ＦＭＤ検査などにおいて、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して、軽い演算負荷で血液ずり応力SSをリアルタイム処理で算出することが可能になる。また、このように血液ずり応力SSがリアルタイム処理で算出されれば、測定中においても直ちにその血液ずり応力SSが得られ、速やかにＦＭＤ検査における指標値を得ることが可能となる。

　（Ａ２）また、本実施例によれば、血液ずり応力算出手段１１２は、第１血流速度測定手段１１８と第１血液ずり速度算出手段１２０と第１血液粘度算出手段１２２と第１血液ずり応力算出手段１２４とを備えている。そして、（ａ）第１血流速度測定手段１１８は、前記阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して血管２０内の平均血流速度SPD_AVGを測定し、（ｂ）第１血液ずり速度算出手段１２０は、第１血流速度測定手段１１８に測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいて血液ずり速度SRを算出し、（ｃ）第１血液粘度算出手段１２２は、粘度ずり速度関係算出手段１０４により予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSRから、第１血液ずり速度算出手段１２０により算出された血液ずり速度SRに基づいて血液粘度μを算出し、（ｄ）第１血液ずり応力算出手段１２４は、第１血液ずり速度算出手段１２０により算出された血液ずり速度SRと第１血液粘度算出手段１２２により算出された血液粘度μとに基づいて血液ずり応力SSを算出する。従って、前記平均血流速度SPD_AVGの測定により、その測定から血液粘度μが算出されて血液ずり応力SSが算出されるまでの過程で例えば血液ずり速度分布DSRが算出される必要がないので、演算負荷を軽くすることが可能である。従って、高い演算能力を要求せずに、阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定や平均血流速度SPD_AVGの測定と並行して血液ずり応力SSをリアルタイム処理で算出することができる。

　（Ａ３）また、本実施例によれば、第１血液ずり速度算出手段１２０は、前記式（９）に示すように、平均血流速度SPD_AVGを血管径（例えば、血管内腔径ｄ_１）で割ったものを血液ずり速度SRとするので、その平均血流速度SPD_AVGから直ちに血液ずり速度SRを算出することができ、その演算負荷を軽くすることが可能である。その結果として、電子制御装置２８は、軽い演算負荷で平均血流速度SPD_AVGの測定と並行して血液ずり応力SSをリアルタイム処理で算出することができる。

　（Ａ４）また、本実施例によれば、平均血流速度SPD_AVGは、１心拍毎の血流速度SPDの平均値であるので、第１血液ずり応力算出手段１２４は血液ずり応力SSを１心拍毎に算出することとなり、１心拍中に複数回血液ずり応力SSの算出が行われる場合と比較して演算負荷を軽くすることが可能である。

　（Ａ５）また、本実施例によれば、第１血液ずり応力算出手段１２４は、前記血管径測定期間TIME1内に１心拍毎に血液ずり応力SSを算出するので、軽い演算負荷でリアルタイムに上記血液ずり応力SSが算出され、その後、その血液ずり応力SSを用いて速やかにＦＭＤ検査における指標値を得ることが可能である。

　（Ａ６）また、本実施例によれば、粘度ずり速度関係算出手段１０４は、それが備える血液粘度分布算出手段１０６と血液ずり速度分布算出手段１０８とによって、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づき血液粘度分布DV（安静時血液粘度分布DV_RT）と血液ずり速度分布DSR（安静時血液ずり速度分布DSR_RT）とを算出し、その安静時血液粘度分布DV_RTと安静時血液ずり速度分布DSR_RT内の血管２０内に予め設定された複数点における抽出された血液粘度μと血液ずり速度SRとに基づいて前記粘度ずり速度関係VCSRを算出する。従って、検査対象の血管２０及びその血管２０内で流れている血液に個別的に合わせた上記粘度ずり速度関係VCSRを一層正確に算出することが可能である。そのため、この粘度ずり速度関係VCSRが用いられて算出される血液ずり応力SSを精度良く算出することが可能である。

　（Ａ７）また、本実施例によれば、血液粘度分布算出手段１０６は、前記式（２）及び式（３）で表される予め記憶されたナビエ-ストークス方程式から、血流速度分布測定手段１０２により測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて計測対象の血管２０内の安静時血液粘度分布DV_RTを算出する。従って、実用的な血管機能検査装置において上記安静時血流速度分布DS_RTに基づいて上記安静時血液粘度分布DV_RTを算出することができる。

　（Ａ８）また、本実施例によれば、（ａ）第２血流速度測定手段１２６は、前記阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して血管２０内の血流速度分布DS（阻血開放後血流速度分布DS2）を測定し、（ｂ）第２血液ずり速度算出手段１２８は、第２血流速度測定手段１２６に測定された阻血開放後血流速度分布DS2に基づいて血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXを算出し、（ｃ）第２血液粘度算出手段１３０は、粘度ずり速度関係算出手段１０４により予め阻血開放前に算出されている前記粘度ずり速度関係VCSRから、第２血液ずり速度算出手段１２８により算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXに基づいて血液粘度μを算出し、（ｄ）第２血液ずり応力算出手段１３２は、第２血液ずり速度算出手段１２８により算出された血液ずり速度SRの最大値SR2_MAXと第２血液粘度算出手段１３０により算出された血液粘度μとに基づいて前記血管径測定期間TIME1内に血液ずり応力SSを算出する。そして、血流速度測定実施判断手段１１６により判断される前記予め定められた演算方式切換条件が満たされた場合には第１血流速度測定手段１１８が前記平均血流速度SPD_AVGを測定する一方で、上記予め定められた演算方式切換条件が満たされなかった場合には第２血流速度測定手段１２６が前記阻血開放後血流速度分布DS2を測定する。従って、第２血液ずり応力算出手段１３２により算出される血液ずり応力SSは、第１血液ずり応力算出手段１２４により算出される場合と比較して高精度であるがその算出までの演算負荷が大きくなるものと考えられるところ、例えば阻血開放後に予測される演算負荷などに応じて、上記予め定められた演算方式切換条件により、血液ずり応力SSがどのように算出されるかを切り換えることが可能である。

　（Ａ９）また、本実施例によれば、指標値算出手段１１４は、前記血管径測定期間TIME1の経過後に、血管径測定手段１１０により測定された血管２０の径変化割合Ｒからそれの最大値Ｒ_MAX（血管径変化割合最大値Ｒ_MAX）を算出し、第１血液ずり応力算出手段１２４または第２血液ずり応力算出手段１３２により算出された血液ずり応力SSに関連する値SS_Xと上記算出した血管径変化割合最大値Ｒ_MAXとの比を算出する。従って、前記阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定結果を、血液ずり応力SSを基準として評価できる。例えば、血液ずり応力SSを基準として複数のＦＭＤ検査結果を比較評価できる。

　（Ａ１０）また、本実施例によれば、図２に示すように、超音波を血管２０に向けて放射する超音波プローブ２４は、複数個の超音波発振子が直線的に血管２０の長手方向（ｘ₀軸方向）に配列された長軸用超音波アレイ探触子Ｃと、複数個の超音波発振子が直線的に血管２０の長手方向とは直交して配列された第１短軸用超音波アレイ探触子Ａ及び第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂとを備えている。そして、長軸用超音波アレイ探触子Ｃからの超音波により血管２０内の血流速度SPDが測定され、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａからの超音波により血管径が測定される。従って、実用化されている超音波プローブ２４を用いて、上記血流速度SPD（例えば平均血流速度SPD_AVG、血流速度分布DSなど）の測定と上記血管径の測定とを並行して行うことができる。また、本実施例では、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａは用いずに、長軸用超音波アレイ探触子Ｃに血流速度SPDを測定するための作動と血管内腔径ｄ_１（血管径）を測定するための作動とを極めて短いサイクルで交互に行わせてもよく、そのようにした場合も同様である。

　続いて、本発明の他の実施例を説明する。なお、以下の説明において実施例相互に共通する部分には同一の符号を付して説明を省略する。

　前述の第１実施例は、ＦＭＤ評価において、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血液ずり応力SSが、平均血流速度SPD_AVGまたは阻血開放後血流速度分布DS2の測定に対してリアルタイム処理で算出されるものであるが、本実施例では、血液ずり応力SSがリアルタイム処理では算出されずに、平均血流速度SPD_AVGの測定が全て完了した後にバッチ処理で算出される。以下、第１実施例と共通する点の説明は省略し、主として第１実施例と異なる点について説明する。

　図１６は、血管機能検査装置２２（血管機能評価部１００）に備えられた制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であって、第１実施例の図５に相当する図である。図１６の粘度ずり速度関係算出手段２０４は、基本的には第１実施例の粘度ずり速度関係算出手段１０４と同じであるが、その粘度ずり速度関係算出手段１０４と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後、すなわち、その阻血開放後の血管径測定手段１１０による血管内腔径ｄ_１の測定終了後に前記粘度ずり速度関係VCSRを算出する。血液ずり応力SSがバッチ処理で算出される本実施例では、前記粘度ずり速度関係VCSRは阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定に先立って予め算出されている必要がないからである。

　上述のような前記粘度ずり速度関係VCSRの算出時期の違いから、粘度ずり速度関係算出手段２０４に備えられた血液粘度分布算出手段２０６は、基本的には第１実施例の血液粘度分布算出手段１０６と同じであるが、その血液粘度分布算出手段１０６と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に前記安静時血液粘度分布DV_RTを算出する。

　また、粘度ずり速度関係算出手段２０４に備えられた血液ずり速度分布算出手段２０８は、基本的には第１実施例の血液ずり速度分布算出手段１０８と同じであるが、その血液ずり速度分布算出手段１０８と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に前記安静時血液ずり速度分布DSR_RTを算出する。

　血液ずり応力算出手段２１２は、基本的には第１実施例の血液ずり応力算出手段１１２と同じであるが、その血液ずり応力算出手段１１２と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後にバッチ処理で血液ずり応力SSを算出する。そのため、図１６に示すように、血液ずり応力算出手段２１２は、血液ずり応力算出手段１１２と同様に第１血流速度測定手段１１８を備えているものの、第１実施例の第１血液ずり速度算出手段１２０と第１血液粘度算出手段１２２と第１血液ずり応力算出手段１２４とに替えて、第１血液ずり速度算出手段２２０と第１血液粘度算出手段２２２と第１血液ずり応力算出手段２２４とを備えている。また、血液ずり応力算出手段２１２は、第１実施例の血流速度測定実施判断手段１１６、第２血流速度測定手段１２６、第２血液ずり速度算出手段１２８、第２血液粘度算出手段１３０、第２血液ずり応力算出手段１３２、及び、それらに相当するものを備えていない。従って、本実施例では前記演算方式切換条件が満たされたか否かは判断されない、すなわち、前記阻血開放時脈拍数PRが前記脈拍数判定値PR1以上であるか否かは判断されないので、本実施例の第１血流速度測定手段１１８は、上記阻血開放時脈拍数PRに関わり無く、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1内に、血管径測定手段１１０による血管２０の径変化割合Ｒの測定と並行して非侵襲的に血管２０内の平均血流速度SPD_AVGを測定する。

　第１血液ずり速度算出手段２２０は、基本的には第１実施例の第１血液ずり速度算出手段１２０と同じであるが、その第１血液ずり速度算出手段１２０と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に、すなわち、阻血開放後の第１血流速度測定手段１１８による平均血流速度SPD_AVGの測定が全て完了した後に、その平均血流速度SPD_AVGに基づいてバッチ処理で血液ずり速度SRを算出する。

　第１血液粘度算出手段２２２は、基本的には第１実施例の第１血液粘度算出手段１２２と同じであるが、その第１血液粘度算出手段１２２と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後において粘度ずり速度関係算出手段２０４が前記粘度ずり速度関係VCSRを算出した後に、第１血液ずり速度算出手段２２０により算出された血液ずり速度SRに基づいてバッチ処理で血液粘度μを算出する。

　第１血液ずり応力算出手段２２４は、基本的には第１実施例の第１血液ずり応力算出手段１２４と同じであるが、その第１血液ずり応力算出手段１２４と異なり、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に、第１血液ずり速度算出手段２２０により算出された血液ずり速度SRと第１血液粘度算出手段２２２により算出された血液粘度μとに基づいてバッチ処理で血液ずり応力SSを算出する。

　図１７は、本実施例の血管機能検査装置２２（電子制御装置２８）の制御作動の要部、すなわち、ＦＭＤ評価において阻血開放後の血管２０の径変化割合Ｒの測定と共にバッチ処理で血液ずり応力SSを算出する制御作動を説明するためのフローチャートであって、第１実施例の図１２及び図１３に相当する図である。

　血流速度分布測定手段１０２及び血管径測定手段１１０に対応するＳＥ１においては、図１２のＳＡ１と同様に、阻血開放前の安静時に、安静径ｄ_ａと安静時血流速度分布DS_RTとが測定される。

　血管径測定手段１１０及び第１血流速度測定手段１１８に対応するＳＥ２においては、図１４のＳＣ１と同様に、阻血開放時から前記血管径測定期間TIME1が経過するまで、血管内腔径ｄ_１（血管２０の径変化割合Ｒ）が測定され、平均血流速度SPD_AVGが測定される。

　血液粘度分布算出手段２０６に対応するＳＥ３においては、ＳＥ１で測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液粘度分布DV_RTが算出される。この安静時血液粘度分布DV_RTは、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に算出される。

　血液ずり速度分布算出手段２０８に対応するＳＥ４においては、ＳＥ１で測定された安静時血流速度分布DS_RTに基づいて安静時血液ずり速度分布DSR_RTが算出される。この安静時血液ずり速度分布DSR_RTは、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に算出される。

　粘度ずり速度関係算出手段２０４に対応するＳＥ５においては、前記粘度ずり速度関係VCSRが、ＳＥ３で算出された安静時血液粘度分布DV_RTとＳＥ４で算出された安静時血液ずり速度分布DSR_RTとに基づいて算出される。ＳＥ５は、上記粘度ずり速度関係VCSRが前記血管径測定期間TIME1の経過後に算出される点で図１２のＳＡ４と異なるが、それ以外は図１２のＳＡ４と同じである。

　第１血液ずり速度算出手段２２０に対応するＳＥ６においては、血液ずり速度SRが、ＳＥ２で測定された平均血流速度SPD_AVGに基づいて算出される。ＳＥ６は、上記血液ずり速度SRが前記血管径測定期間TIME1の経過後にバッチ処理で算出される点で図１４のＳＣ２と異なるが、それ以外は図１４のＳＣ２と同じである。

　第１血液粘度算出手段２２２に対応するＳＥ７においては、血液粘度μが、ＳＥ５で算出された前記粘度ずり速度関係VCSR（例えば血液粘度μと血液ずり速度SRとの関係式）から、ＳＥ６で算出された血液ずり速度SRに基づいて算出される。ＳＥ７は、上記血液粘度μが前記血管径測定期間TIME1の経過後にバッチ処理で算出される点で図１４のＳＣ３と異なるが、それ以外は図１４のＳＣ３と同じである。

　第１血液ずり応力算出手段２２４に対応するＳＥ８においては、血液ずり応力SSが、ＳＥ６で算出された血液ずり速度SRとＳＥ７で算出された血液粘度μとに基づいて算出される。ＳＥ８は、上記血液ずり応力SSが前記血管径測定期間TIME1の経過後にバッチ処理で算出される点で図１４のＳＣ４と異なるが、それ以外は図１４のＳＣ４と同じである。

　第１血液ずり応力算出手段２２４に対応するＳＥ９においては、ＳＥ８で算出された血液ずり応力SS（１心拍平均ずり応力SS_AVG）が記憶装置等に記録され、モニタ画面表示装置３０に表示される。

　指標値算出手段１１４に対応するＳＥ１０は、図１３のＳＢ６と同様である。

　本実施例によれば、バッチ処理で血液ずり応力SSが算出されるので、血液ずり応力SSがリアルタイム処理で算出されることにより速やかにＦＭＤ検査における指標値が得られるという第１実施例の効果を除き、第１実施例と同様の効果を得ることができる。

　以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、これ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。

　例えば、前述の本実施例において、血流速度測定実施判断手段１１６により判断される前記演算方式切換条件が満たされた場合とは阻血開放時脈拍数PRが脈拍数判定値PR1以上である場合とされているが、脈拍数以外の他の測定量で上記演算方式切換条件が定義されていても差し支えない。

　また、前述の本実施例において、前記血管径測定期間TIME1は、図４に示すように阻血開放時（t1時点）から開始するが、そうではなく、阻血開放時から一定時間空けてから開始するものであってもよい。但し、血管径測定期間TIME1は、少なくとも血管径測定期間TIME1内に血管内腔径ｄ_１がその最大値ｄ_MAXに到達する時点を含むように設定される。また、そのように血管径測定期間TIME1が阻血開放時から一定時間空けてから開始するように設定されている場合であっても、血液ずり応力算出手段１１２は、阻血開放時から直ちに血管２０内の血流速度SPDを測定することが望ましい。

　また、前述の本実施例において、第１血流速度測定手段１１８は、血流速度分布DSから平均血流速度SPD_AVGを算出して測定するが、超音波ドプラ計測により血流速度分布DSを測定すること無く平均血流速度SPD_AVGを測定しても差し支えない。

　また、前述の本実施例において、第１血流速度測定手段１１８が測定する平均血流速度SPD_AVGは１心拍毎の血流速度SPDの平均値であると説明されているが、その平均血流速度SPD_AVGの測定周期は１心拍以外にも種々考えられ、例えば、上記平均血流速度SPD_AVGは、数拍程度の予め定められた心拍数毎の血流速度SPDの平均値とされても差し支えないし、或いは、１心拍よりも短い時間毎の血流速度SPDの平均値とされても差し支えない。また、心拍数以外の他の基準で平均されても差し支えない。

　また、前述の本実施例の図１３において、ＳＢ１、ＳＢ４、及びＳＢ５の無いフローチャートも考え得る。そのようにした場合には、図１３のフローチャートはＳＢ２から開始し、図１５のフローチャートは不要になる。

　また、前述の本実施例において、図１の上腕１６は、例えば人体の上腕である。

　また、前述の本実施例において、血管径測定手段１１０は、超音波プローブ２４の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａから放射された超音波により画像を合成しその画像から血管内腔径ｄ_１を測定するが、長軸用超音波アレイ探触子Ｃから放射された超音波により画像を合成しその画像から血管内腔径ｄ_１を測定しても差し支えない。

　また、前述の本実施例において、粘度ずり速度関係算出手段１０４，２０４は、前記粘度ずり速度関係VCSRを算出するために、安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RTから前記複数のサンプリング点における血液粘度μ及び血液ずり速度SRを抽出するが、その抽出の基となる安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RTとしては、例えば、１心拍中の特定の時相（時期）のものが採用されるのが望ましい。一例を挙げれば、１心拍中で血流速度SPDが最大又は最小になる時相のもの等である。

　或いは、別の例として、粘度ずり速度関係算出手段１０４，２０４は、１心拍中の複数の時相において安静時血液粘度分布DV_RTおよび安静時血液ずり速度分布DSR_RTに基づき前記粘度ずり速度関係VCSRをそれぞれ算出し、その算出した複数の前記粘度ずり速度関係VCSRを平均化したものを、第１血液粘度算出手段１２２，２２２及び第２血液粘度算出手段１３０が血液粘度μを算出するための前記粘度ずり速度関係VCSRとしてもよい。

　また、前述の本実施例において、指標値算出手段１１４は、血液ずり応力関連値SS_Xと阻血開放後の血管径変化割合最大値Ｒ_MAXとの比を算出するが、その阻血開放後の血管径変化割合最大値Ｒ_MAXを他のパラメータに置き換えた指標値（比）を算出しても差し支えない。例えば、上記他のパラメータとしては、(i)その阻血開放後の血管２０の径変化量の最大値（単位は例えば「mm」）、(ii)図４のt1時点～t2時点である阻血開放時から血管２０の拡張開始時までの遅延時間、(iii)阻血開放時からの血管２０の径変化量、径変化割合、または径変化の時定数と、血流速度SPD、血流量、血液ずり速度SR、または血液ずり応力SSとの何れか一方を入力とし他方を出力としたときの伝達関数などが考えられる。

　また、前述の第２実施例において、血流速度分布測定手段１０２は阻血開放前に安静時血流速度分布DS_RTを測定するが、第２実施例では粘度ずり速度関係算出手段２０４が阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に前記粘度ずり速度関係VCSRを算出するので、血流速度分布測定手段１０２は、その粘度ずり速度関係算出手段２０４が上記粘度ずり速度関係VCSRを算出する前であれば、上記血管径測定期間TIME1の経過後に安静時血流速度分布DS_RTを測定しても差し支えない。

　また、前述の第２実施例において、粘度ずり速度関係算出手段２０４は、阻血開放後の前記血管径測定期間TIME1の経過後に前記粘度ずり速度関係VCSRを算出するが、その粘度ずり速度関係VCSRを上記阻血開放前に算出しても差し支えない。

　また前述した複数の実施例はそれぞれ、例えば優先順位を設けるなどして、相互に組み合わせて実施することができる。

　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。

１４：生体
２０：血管
２２：血管機能検査装置
２４：超音波プローブ
１０２：血流速度分布測定手段
１０４：粘度ずり速度関係算出手段
１１０：血管径測定手段
１１２：血液ずり応力算出手段
１１４：指標値算出手段
１１８：第１血流速度測定手段
１２０：第１血液ずり速度算出手段
１２２：第１血液粘度算出手段
１２４：第１血液ずり応力算出手段
１２６：第２血流速度測定手段
１２８：第２血液ずり速度算出手段
１３０：第２血液粘度算出手段
１３２：第２血液ずり応力算出手段
Ａ：第１短軸用超音波アレイ探触子（直交方向超音波アレイ探触子）
Ｃ：長軸用超音波アレイ探触子（長手方向超音波アレイ探触子）

Claims

　阻血開放後の予め定められた血管径測定期間内に生体内の血管に向けて放射された超音波により非侵襲的に該血管の径変化割合を測定する血管径測定手段を備えた血管機能検査装置であって、
　前記阻血開放前または前記血管径測定期間の経過後に前記超音波により非侵襲的に前記血管内の血流速度分布を測定する血流速度分布測定手段と、
　血液粘度と血液ずり速度との関係である粘度ずり速度関係を、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて算出する粘度ずり速度関係算出手段と、
　前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管の径変化割合の測定と並行して前記血管内の血流速度を測定し、前記粘度ずり速度関係を用いて該測定した血流速度に基づき血液ずり応力を算出する血液ずり応力算出手段と
　を、含むことを特徴とする血管機能検査装置。
　前記血流速度分布測定手段は、前記阻血開放前に前記血流速度分布を測定し、
　前記粘度ずり速度関係算出手段は、前記阻血開放前に前記粘度ずり速度関係を算出する
　ことを特徴とする請求項１に記載の血管機能検査装置。
　前記血液ずり応力算出手段は、
　前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管の径変化割合の測定と並行して前記血管内の平均血流速度を測定する第１血流速度測定手段と、
　該第１血流速度測定手段に測定された該平均血流速度に基づいて血液ずり速度を算出する第１血液ずり速度算出手段と、
　前記粘度ずり速度関係算出手段により算出された前記粘度ずり速度関係から、前記第１血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度に基づいて血液粘度を算出する第１血液粘度算出手段と、
　前記第１血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度と前記第１血液粘度算出手段により算出された前記血液粘度とに基づいて血液ずり応力を算出する第１血液ずり応力算出手段とを、備えている
　ことを特徴とする請求項２に記載の血管機能検査装置。
　前記第１血液ずり速度算出手段は、前記平均血流速度を前記血管径で割ったものを前記血液ずり速度とする
　ことを特徴とする請求項３に記載の血管機能検査装置。
　前記平均血流速度は、前記血管内における１心拍毎の血流速度の平均値である
　ことを特徴とする請求項４に記載の血管機能検査装置。
　前記第１血液ずり応力算出手段は、前記予め定められた血管径測定期間内に１心拍毎に前記血液ずり応力を算出する
　ことを特徴とする請求項５に記載の血管機能検査装置。
　前記粘度ずり速度関係算出手段は、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて血液粘度分布と血液ずり速度分布とを算出し、該血液粘度分布と該血液ずり速度分布内の前記血管内に予め設定された複数点における抽出された血液粘度と血液ずり速度とに基づいて前記粘度ずり速度関係を算出する
　ことを特徴とする請求項３乃至６の何れか１項に記載の血管機能検査装置。
　前記粘度ずり速度関係算出手段は、予め記憶されたナビエ-ストークス方程式から、前記血流速度分布測定手段により測定された前記血流速度分布に基づいて前記血液粘度分布を算出する
　ことを特徴とする請求項７に記載の血管機能検査装置。
　前記血液ずり応力算出手段は、
　前記阻血開放後の前記予め定められた血管径測定期間内に前記血管径の測定と並行して前記血管内の血流速度分布を測定する第２血流速度測定手段と、
　該第２血流速度測定手段に測定された該血流速度分布に基づいて血液ずり速度の最大値を算出する第２血液ずり速度算出手段と、
　前記粘度ずり速度関係算出手段により算出された前記粘度ずり速度関係から、前記第２血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度の最大値に基づいて血液粘度を算出する第２血液粘度算出手段と、
　前記第２血液ずり速度算出手段により算出された前記血液ずり速度の最大値と前記第２血液粘度算出手段により算出された前記血液粘度とに基づいて前記予め定められた血管径測定期間内に血液ずり応力を算出する第２血液ずり応力算出手段とを、備えており、
　予め定められた演算方式切換条件が満たされた場合には前記第１血流速度測定手段が前記平均血流速度を測定する一方で、前記予め定められた演算方式切換条件が満たされなかった場合には前記第２血流速度測定手段が前記血流速度分布を測定する
　ことを特徴とする請求項３乃至８の何れか１項に記載の血管機能検査装置。
　前記第１血液ずり応力算出手段または前記第２血液ずり応力算出手段により算出された前記血液ずり応力に関連する値と前記血管径測定手段により測定された前記阻血開放後の前記血管の径変化割合の最大値との比を算出する指標値算出手段
　を含むことを特徴とする請求項９に記載の血管機能検査装置。
　前記超音波を前記血管に向けて放射する超音波プローブは、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向に配列された長手方向超音波アレイ探触子と、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向とは直交して配列された直交方向超音波アレイ探触子とを備えており、
　前記長手方向超音波アレイ探触子からの超音波により前記血管内の血流速度を測定し、前記直交方向超音波アレイ探触子からの超音波により前記血管径を測定する
　ことを特徴とする請求項１乃至１０の何れか１項に記載の血管機能検査装置。
　前記超音波を前記血管に向けて放射する超音波プローブは、複数個の超音波発振子が直線的に前記血管の長手方向に配列された長手方向超音波アレイ探触子を備えており、
　前記長手方向超音波アレイ探触子に、前記血管内の血流速度を測定するための作動と前記血管径を測定するための作動とを時間経過に従って交互に行わせる
　ことを特徴とする請求項１乃至１０の何れか１項に記載の血管機能検査装置。