特許 5907638 動脈血管硬化度測定装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】5907638

(24)【登録日】2016年4月1日

(45)【発行日】2016年4月26日

(54)【発明の名称】動脈血管硬化度測定装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/02 20060101AFI20160412BHJP

   A61B 5/0402 20060101ALI20160412BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/02 A

   A61B5/02 D

   A61B5/04 310M

【請求項の数】5

【全頁数】22

(21)【出願番号】特願2011-267236(P2011-267236)

(22)【出願日】2011年12月6日

(65)【公開番号】特開2013-118902(P2013-118902A)

(43)【公開日】2013年6月17日

【審査請求日】2014年12月1日

(73)【特許権者】

【識別番号】000127570

【氏名又は名称】株式会社エー・アンド・デイ

(74)【代理人】

【識別番号】100147669

【弁理士】

【氏名又は名称】池田 光治郎

(72)【発明者】

【氏名】石塚 繁廣

【審査官】 伊知地 和之

(56)【参考文献】

【文献】 特開２００７−１３５９６６（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１１−１８２９６９（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１０−２１４０２１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平０６−１８９９１７（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００７−０４４３６４（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００６−１８１２６１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平０５−３０５０６１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１１−１０１６９８（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２００５／００７０８０５（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特開２０１０−２０７４１５（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０２ − ５／０５３

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

生体の一部に巻回された圧迫帯に発生する脈波の形状に基づいて該生体の動脈血管の硬化度を測定する動脈血管硬化度測定装置であって、
前記脈波の少なくとも立ち上がり区間を、前記動脈血管の貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波に変換する容積脈波算出部と、
前記動脈血管における貫壁圧力と該動脈血管の容積或いは断面積との関係を示すＰＡ曲線を生成するＰＡ曲線生成部と、
該貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波の少なくとも立ち上がり区間内における傾きを示す血管コンプライアンス波形を前記ＰＡ曲線に基づいて算出する血管コンプライアンス算出部と、
該血管コンプライアンス算出部により算出された前記血管コンプライアンス波形のうちの前記ＰＡ曲線がその変曲点に到達するまでの区間である領域Ｉ内の血管弾性特性を表す最大コンプライアンスに対する、該血管コンプライアンス波形の該最大コンプライアンスを示す点の貫壁圧力とは異なる、前記ＰＡ曲線がその変曲点に到達した後の区間である領域II内の血管弾性特性を表す貫壁圧力値に対応する所定コンプライアンスの比である血管コンプライアンスの指標値を算出する指標値算出部と、
前記容積脈波の立ち上がり区間における体積ひずみ時定数を算出する脈波上昇脚時定数算出部と
を、含むことを特徴とする動脈血管硬化度測定装置。

【請求項2】

前記脈波および容積脈波の立ち上がり区間は、該脈波および容積脈波のうち前記動脈血管内の反射波の影響を受けない区間である請求項１の動脈血管硬化度測定装置。

【請求項3】

前記領域IIの前記容積脈波の立ち上がり区間内の予め設定された圧力値は、前記容積脈波の前記最大コンプライアンスが算出された部位の圧力値よりも大きい値であることを特徴とする請求項１または２の動脈血管硬化度測定装置。

【請求項4】

前記容積脈波算出部は、前記圧迫帯に一定容積変化を与えたときの該圧迫帯内の圧力の変化を示すカフコンプライアンスを算出し、前記圧迫帯内の圧力振動であるカフ脈波と前記カフコンプライアンスとに基づいて、前記動脈血管内の圧力が増加したときに該動脈血管の単位長さ当たりに増加する動脈血管の容積を表す前記容積脈波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のいずれか１の動脈血管硬化度測定装置。

【請求項5】

前記圧迫帯に発生する脈波の時系列データから前記圧迫帯の動脈圧及び脈波を測定する血圧測定部を、さらに含むことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１の動脈血管硬化度測定装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、生体の一部に巻回された圧迫帯から脈拍に同期して発生する脈波を用いて、その生体の動脈血管の硬化度を測定する動脈血管硬化度測定装置に関するものである。

【背景技術】

【0002】

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血管硬化度或いは動脈血管柔軟度(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。

【0003】

これに対して、特許文献１に示されるように、血行動態測定装置が提案されている。この血行動態測定装置では、圧迫帯による圧迫圧力であるカフ圧値を示す横軸とカフ圧微分値を示す縦軸との二次元座標において、カフ圧微分信号に周期的に表れる最大値を結ぶ包絡線(エンペローブ)Ｅを用い、その包絡線Ｅの先鋭度に対応する特徴量Ｇを用いて動脈血管の硬化度に関連する血行動態を評価している。上記カフ圧微分信号の最大値は、脈波の上昇脚の最大傾斜に対応するもので、動脈硬化が進行すると上記包絡線Ｅは台形となって包絡線Ｅの先鋭度が低下する。これによれば、生体の血行動態を示す特徴量Ｇにより定量的に評価されるが、その特徴量Ｇは、低血圧、不整脈、心臓病などの他のパラメータからも影響を受けるので、動脈血管硬化度の評価について十分な精度が得られない。

【0004】

また、特許文献２に示されるように、光電脈波の波形を二次微分した加速度脈波の第１ピークの起点から頂点までの距離をａ、加速度脈波の立ち上がり部分の波形から２番目の波形の基線から頂点までの距離をｂ、加速度脈波の立ち上がり部分の波形から３番目の波形の基線から頂点までの距離をｃ、加速度脈波の立ち上がり部分の波形から４番目の波形の基線から頂点までの距離をｄとしたとき、(ｄ／ａ)−（ｂ／ａ）を動脈血管老化スコア１と定義し、(ｃ／ａ)−（ｂ／ａ）を動脈血管老化スコア２と定義して、それら動脈血管老化スコア１および２を用いて動脈血管の硬化度を評価する方法が提案されている。正常な動脈から得られた脈波の上昇脚では、圧力増加に伴って二次関数的に急速増加し、動脈血管断面は円形であるが、動脈硬化したときの脈波の上昇脚では、圧力増加に伴って線型に増加し、動脈血管断面は扁平傾向となる。上記動脈血管老化スコア１および２に第２項として含まれる−（ｂ／ａ）は、脈波上昇脚での非線型性を示している。なお、加速度脈波の測定は、主に指尖などの抹消動脈で測定されており、上腕などの太い動脈では測定困難である。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0005】

【特許文献1】特許第３４８０７０３号公報

【特許文献2】特開２００２−２３８８６７号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

ところで、上記従来の動脈血管硬化度の評価は、動脈血管が年齢と共に硬化していく現象を、年齢と共にバネ定数が大きくなる単一のばねから成る単一要素モデルを前提としており、動脈血管拡張や動脈硬化の重症度に関連して動脈血管が軟らかく測定されるという実際の現象に沿った評価は困難であり、動脈血管硬化度の評価について十分な精度が得られていなかった。

【0007】

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、生体の一部に巻回された圧迫帯から所定の圧迫圧力を加えることで圧迫帯から得られるカフ脈波を用いてカフ下の動脈血管のコンプライアンス(柔軟度) を測定するに際して、その動脈の硬化度を正確に得ることができる動脈血管硬化度測定装置を提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0008】

本発明者は、以上の事情を背景として検討するうち、カフ脈波は、容積脈波であって、動脈圧力とカフによる圧迫圧力との差、すなわち動脈血管壁内外圧差ＰＴ（Transmural Pressure）の脈波に誘起された動脈血管の容積振動であるという認識に至り、脈波形状の上昇脚の定性的評価方法を検討して、動脈血管の硬化度を正確に示す指標を検討した。そして、脈波としての「力」が印加されたときの動脈血管壁の応力を考慮する必要があることを見いだし、動脈血管壁を構成する組織に基づき粘弾性を評価する動脈血管の3要素モデルを図２０に示すように仮定した。すなわち、大動脈は血管コンプライアンスが高く、弾性動脈として知られているのに対して、上腕動脈は、生理学的条件下では血管コンプライアンスが低く、筋性動脈として見なされているので、生体の現在の健康状態を検査するには、生理学的条件下の血管コンプライアンスを測定すればよいことに気付いた。一方、予防医学の立場で将来の健康管理に役立てるには、動脈硬化の検査は、現在の動脈血管の評価結果から、脳、環状動脈のイベントの発生予防に役立てようとするものであるが、動脈血管の劣化は粘弾性特性に表れるので、その動脈血管粘弾性特性が得られる動脈血管壁内外圧差ＰＴの低い領域における測定を考慮する必要があるとともに、その領域では生理学的条件下よりも動脈血管の動的運動が観測されるので、そのような動脈血管特性に対応可能な動脈血管モデルを検討した。このように動脈血管粘弾性特性が得られ、動脈血管の運動が観測される動脈血管壁内外圧差ＰＴの低い弾性変形の大きい動脈血管軟性領域では、図２１に示すＰＴ−Ａ曲線において動脈血管が閉じた状態から自然長に開管する領域を含む動脈血管弾性が軟らかい領域I(たとえばＰＴ−Ａ曲線の変曲点に到達するまでの貫壁圧力の低い領域)をバネＧｅで表わし、これに引き続いて血管が拡張していく領域II(たとえばＰＴ−Ａ曲線の変曲点に到達後の貫壁圧力の高い領域)をＧｅと直列の、平滑筋および膠原繊維を並列接続されたダッシュポットＤおよびバネＧで表わした３要素モデルが、動脈血管壁内外圧差ＰＴの高く弾性変形の少ない動脈血管硬性領域を適切に表現できる。粘性特性は、平滑筋が主要素として作用するダッシュポットＤの粘性ηで表わされる。この領域の応力σに対する体積ひずみＶ(ｔ)は、応力一定とすると次式(１)で表される。

【0009】

Ｖ_０＝σ／Ｇ
τ_Ｃ＝η／Ｇ
Ｖ(ｔ)＝Ｖ_０(１−ｅ^−１／τ_Ｃ) ・・・(１)

【0010】

脈波に対する容積脈波の応答は、一次の遅延特性を示しτ_Ｃは、クリープ特性の遅延時間と呼ばれる時定数である。粘性のある場合、ヒステリシスを示すので、本願の方法で得られるコンプライアンスは増分コンプライアンスである。動脈硬化によりバネＧｅおよびＧのばね特性が低下(ばね定数が上昇)していくとダッシュポットＤの特性に依存してクリープ特性は時定数が長くなる。すなわち、次第に線型化してゆく。バネＧｅのばね性が消滅してさらに粘性が高くなると、脈波の立ち上がりは著しく遅延する。このことから、上記３要素動脈血管モデルとその劣化プロセスに基づくとき、動脈血管拡張や動脈硬化の重症度に拘わらず、測定された血管コンプライアンスを容積脈波の硬化度を正確に表わす指標値として用いることができる。本発明は、このような知見に基づいてなされたものである。

【0011】

すなわち、本発明の要旨とするところは、(ａ)生体の一部に巻回された圧迫帯に発生する脈波の形状に基づいて該生体の動脈血管の硬化度を測定する動脈血管硬化度測定装置であって、(ｂ)前記脈波の少なくとも立ち上がり区間を、前記動脈血管の貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波に変換する容積脈波算出部と、(ｃ)前記動脈血管における貫壁圧力と該動脈血管の容積或いは断面積との関係を示すＰＡ曲線を生成するＰＡ曲線生成部と、(ｄ)該貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波の少なくとも立ち上がり区間内における傾きを示す血管コンプライアンス波形を前記ＰＡ曲線に基づいて算出する血管コンプライアンス算出部と、(ｅ)該血管コンプライアンス算出部により算出された前記血管コンプライアンス波形のうちの前記ＰＡ曲線がその変曲点に到達するまでの区間である領域I内の血管弾性特性を表す最大コンプライアンスに対する、該血管コンプライアンス波形の該最大コンプライアンスを示す点の貫壁圧力とは異なる、前記ＰＡ曲線がその変曲点に到達した後の区間である領域II内の血管弾性特性を表す貫壁圧力値に対応する所定コンプライアンスの比である血管コンプライアンスの指標値を算出する指標値算出部と、(ｆ)前記容積脈波の立ち上がり区間における前記領域IIの体積ひずみ時定数を算出する脈波上昇脚時定数算出部とを、含むことにある。

【発明の効果】

【0012】

このように構成された本発明の動脈血管硬化度測定装置によれば、容積脈波算出部により、圧迫帯に発生する脈波の少なくとも立ち上がり区間が前記動脈血管の貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波に変換され、コンプライアンス算出部により、その貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波の少なくとも立ち上がり区間における傾きを示す血管コンプライアンス波形が前記ＰＡ曲線に基づいて算出され、指標値算出部により、その血管コンプライアンス波形のうちの前記領域I内の最大コンプライアンスに対する、該血管コンプライアンス波形の該最大コンプライアンスを示す点の貫壁圧力とは異なる前記領域II内の貫壁圧力値に対応する所定コンプライアンスの比である血管コンプライアンスの指標値が算出される。このため、その血管コンプライアンスの指標値を、動脈血管拡張や動脈硬化の重症度に拘わらず、生体の動脈血管の硬化度を正確に表わす指標値として用いることができる。また、前記容積脈波の立ち上がり区間における前記領域IIの体積ひずみ時定数を算出する脈波上昇脚時定数算出部が含まれるので、血管コンプライアンス指標として、体積ひずみ特性を表す時定数も用いることができる。

【0013】

ここで、好適には、前記脈波および容積脈波の立ち上がり区間は、その脈波および容積脈波のうち前記動脈血管内の反射波の影響を受けない区間である。このようにすれば、脈波および容積脈波のうち動脈血管内の反射波の影響を受けない区間が脈波の立ち上がり区間とされるので、反射波の影響を受けない正確な血管コンプライアンス指標を得ることができる。

【0014】

また、好適には、前記領域IIの前記容積脈波の立ち上がり区間内の予め設定された圧力値は、前記容積脈波の前記最大コンプライアンスが算出された部位の圧力値よりも大きい値である。このようにすれば、予め設定された圧力値は、前記容積脈波の前記最大コンプライアンスが算出された部位の圧力値よりも大きい値であることから、最大コンプライアンスよりも十分に低い所定コンプライアンスが得られるので、一層精度の高い正確な血管コンプライアンス指標を得ることができる。

【0015】

また、好適には、血管コンプライアンス指標と容積脈波上昇脚の時定数の２次元表示は、血管壁の粘弾性特性を示しており、動脈硬化特性の経年変化、及び特性の異常を客観的に把握することができる。

【0016】

また、好適には、前記容積脈波算出部は、前記圧迫帯に一定容積変化を与えたときの該圧迫帯内の圧力の変化を示すカフコンプライアンスを算出し、前記圧迫帯内の圧力振動であるカフ脈波と前記カフコンプライアンスとに基づいて、前記動脈血管内の圧力が増加したときに該動脈血管の単位長さ当たりに増加する動脈血管の容積を表す前記容積脈波を算出する。このようにすれば、圧迫帯の実際のカフコンプライアンスが求められ、脈波が実際のカフコンプライアンスに基づいて容積脈波に変換されて正確な容積脈波が得られることから、その容積脈波から一層正確な血管コンプライアンス指標を得ることができる。

【0017】

また、好適には、圧迫帯は、中間膨張袋と、その中間膨張袋内の圧力を検出する圧力センサと、その中間膨張袋の両側に隣接して配置された一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とを備え、前記生体を圧迫する場合には、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と前記中間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生体の一部である被圧迫部位内の動脈血管を圧迫するものであり、前記脈波は、該中間膨張袋から得られるものであるので、圧迫帯の側縁部における圧迫圧力の低下による測定値のずれ(ショートカフ効果)が好適に防止される。

【0018】

また、好適には、前記圧迫帯に発生する脈波の時系列データから前記圧迫帯の動脈圧及び脈波を測定する血圧測定部が含まれる。この場合には、動脈血管硬化度測定装置を利用して血圧値も同時に得られる。また、好適には、前記領域IIの脈波上昇脚時定数算出部の圧力値は、その算出範囲内で動脈血管の反射波が不連続性を示さない程度に大きい値である。このようにすれば、精度の高い時定数を得ることができる。

【0019】

また、好適には、前記容積脈波算出部は、前記動脈血管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中間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、前記中間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中間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中間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、中間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、或いは圧迫圧力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中間膨張袋内に加えられる毎に逐次得られる。

【図面の簡単な説明】

【0020】

【図1】本発明が適用された動脈血管硬化度測定装置としても機能する自動血圧測定装置を示す斜視図である。

【図2】図１の自動血圧測定装置の構成の要部を説明するブロック線図である。

【図3】図１の自動血圧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4】図３に示す圧迫帯内に収容された上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋を、一部を切り欠いて示す図である。

【図5】図４の上流側膨張袋、中間膨張袋、下流側膨張袋の構成を説明する断面図であって、図４のＶ−Ｖ視図である。

【図6】図２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7】図２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。

【図8】(ａ)は、実際のＰＡ曲線を説明する図であり、(ｂ)は、図７のＰＡ曲線生成部が生成するＰＡ曲線を説明する図である。

【図9】図７の容積脈波算出部において、脈波から変換された時間軸上の容積脈波を示す図である。

【図10】図７の容積脈波算出部において、時間軸上の容積脈波から変換された貫壁圧力軸上の容積脈波を示す図である。

【図11】図７の血管コンプライアンス算出部において、健常者から得られた貫壁圧力軸上の容積脈波に基づいて算出された血管コンプライアンス波形を示す図である。

【図12】図７の血管コンプライアンス算出部において、動脈硬化患者から得られた貫壁圧力軸上の容積脈波に基づいて算出された血管コンプライアンス波形を示す図である。

【図13】年齢に対する領域IIの血管容積コンプライアンスが示す特性図である。

【図14】年齢に対する血管コンプライアンス指標値が示す特性図である。

【図15】血管拡張と領域Iの血管コンプライアンス指標値が示す特性図である。

【図16】年齢に対する脈波上昇脚体積ひずみ時定数が示す特性図である。

【図17】脈波上昇体積ひずみ時定数と血管コンプライアンス指標値の２次元表示を示す図である。

【図18】図２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19】図２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って、図１８のデータ後解析ルーチンを詳しく説明するフローチャートである。

【図20】動脈血管の３要素モデル

【図21】ＰＴ−Ａ曲線

【発明を実施するための形態】

【0021】

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。

【実施例】

【0022】

図１は、本発明の一実施例である動脈血管硬化度測定装置としても機能する自動血圧測定装置１０の全体的な構成を説明する斜視図である。この自動血圧測定装置１０は、生体の一部たとえば上腕部１１に巻回される圧迫帯１２と、複数のＥＣＧ電極１４と、本体８の上面に設けられた複数のキーを有する入力キーボード１７と、本体８の前面に設けられた画像表示器１８と、本体８の側面に設けられた出力プリンタ１９とを備え、圧迫帯１２が巻回され且つ複数のＥＣＧ電極１４が装着された生体の血圧を測定して血圧測定値ＢＰを画像表示器１８に表示させる一方で、その生体の動脈硬化度ＡＣＩを算出し、その生体の動脈硬化度或いは動脈硬化度の評価値として画像表示器１８に表示させるとともにそれら表示値を必要に応じて出力プリンタ１９から出力させる。

【0023】

図２は、上記自動血圧測定装置１０の構成の要部を説明するブロック線図である。被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕部１１に巻き付けられる脈波検出用の圧迫帯(カフ)１２は、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、下流側膨張袋２６を有している。図３は、その圧迫帯１２の外周面を、その一部を切り欠いて示している。圧迫帯１２は、図３に示すように、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、中間膨張袋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、上腕部１１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、中間膨張袋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。

【0024】

図４は、上記圧迫帯１２内に備えられた上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の一部を切り欠いて示す図であり、図５はそれらを幅方向に切断した断面図であって、図４のＶ−Ｖ視図である。上流側膨張袋２２、中間膨張袋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は中間膨張袋２４の両側に隣接した状態で配置されている。中間膨張袋２４は、動脈血管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。

【0025】

中間膨張袋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、中間膨張袋２４の上腕部１１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の中間膨張袋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、中間膨張袋２４の両端部と上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋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、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６が等圧で上腕部１１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、専ら上腕部１１を圧迫するための主膨張袋として機能し、中間膨張袋２４は動脈血管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。

【0026】

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中間膨張袋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の中間膨張袋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中間膨張袋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においても上腕部１１に対する圧迫圧力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の幅方向はたとえば１２ｃｍ程度であり、その幅方向に３つの上流側膨張袋２２、中間膨張袋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程度の幅寸法となり、上流側膨張袋２２と下流側膨張袋２６との実質的間隔Ｌ１３はたとえば８ｃｍ程度となる。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、中間膨張袋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の中間膨張袋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。

【0027】

上記上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中間膨張袋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４、図５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。

【0028】

上記長手状遮蔽部材４２は、上腕部１１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、上腕部１１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の中間膨張袋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。

【0029】

図２に戻って、自動血圧測定装置１０においては、電動ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４は主配管５６を介して圧迫帯１２に接続されている。その主配管５６からは、電動ポンプ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、電動ポンプ５０と中間膨張袋２４との間を直接開閉するための第２開閉弁Ｅ２および第４開閉弁Ｅ４を直列に備えて上流側膨張袋２２に接続された第２分岐管６０、電動ポンプ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６２が分岐させられている。第２分岐管６０の第２開閉弁Ｅ２と第４開閉弁Ｅ４との間の管路は、容積パルス発生器( ＥＰＧ：容積脈波発生装置)６４を介して第３分岐管６２に接続されている。第４開閉弁Ｅ４は、容積パルス発生器６４を基準容量タンク６６および中間膨張袋２４の一方または他方へ接続させる３方弁である。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Ｔ４がその主配管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、中間膨張袋２４の圧力を検出するための第２圧力センサＴ２が中間膨張袋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。

【0030】

上記主圧力センサＴ４、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、第３圧力センサＴ３の出力信号およびＥＣＧ電極１４からの信号に基づいて心電回路部７１から出力される心電誘導信号はＡ／Ｄ変換器７２を介して電子制御装置７０に供給される。電子制御装置７０は、図示しないＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、および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、ＣＰＵはＲＡＭの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したがって入力信号を処理し、ポンプ駆動回路７３、排気弁駆動回路７４、および電磁弁駆動回路７５を介して、電動式の電動ポンプ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６４を制御することにより上腕部１１の動脈血管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、動脈血管硬化度（血管コンプライアンス） ＡＣＩ、脈波伝播速度ＰＷＶを算出し、画像表示器１８にその演算結果である測定値を表示させる。

【0031】

図６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６において、カフ圧制御部１００は、電動式の電動ポンプ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６４を制御することにより、図７に示すように、圧迫帯１２の上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、下流側膨張袋２６の圧力、すなわち生体への圧迫圧力であるカフ圧Ｐcuffを制御する。

【0032】

血圧測定部１０２は、上腕部１１に巻回された圧迫帯(カフ)１２の圧迫圧力を最高血圧値よりも高い圧から徐々に降下させる過程すなわち図７のｔ２乃至ｔ３区間、およびｔ８乃至ｔ９区間において、圧迫帯１２の中間膨張袋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 をそれぞれ測定する。たとえば、ｔ２乃至ｔ３区間では第１(予備或いは一次)血圧測定が行われ、ｔ８乃至ｔ９区間では第２(二次)血圧測定が行われる。

【0033】

脈波伝播速度測定部１０４は、上記２つの血圧測定区間の間のｔ５乃至ｔ６区間において、上腕部１１の動脈血管１６における脈波伝播速度、たとえば大動脈起始部から上腕部１１までの脈波伝播速度hbＰＷＶを、上記上腕部１１に巻回された圧迫帯１２の中間膨張袋２４により得られたカフ脈波と心電図Ｒ波との時間差(伝播時間)ＰＷＴ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／ＰＷＴ)を逐次測定する。このときの圧迫帯１２は、伝播速度測定のためにカフの影響が小さい最低血圧値ＤＢＰより低い５０ｍｍＨｇ程度に設定された圧Ｐｐｗｖに維持される。

【0034】

記憶部１０６は、血圧測定期間中に中間膨張袋２４内の圧力振動成分であるカフ脈波を、それを検出した時のカフ圧(圧迫圧力) Ｐcuffと共に記憶する。特に、血圧の二次測定が行われるｔ８乃至ｔ１７区間では、複数種類の圧力たとえばＰ１、Ｐ２、・・・Ｐｊ、Ｐｊ＋１でカフ圧Ｐcuffを維持する複数のカフ圧維持区間を含むように段階的にカフ圧Ｐcuffが変化させられ、そのカフ圧維持区間ではカフ圧変化の影響を受けない歪みのない複数のカフ脈波が検出され、１つのカフ圧維持区間では複数のカフ脈波が相互に同様であるときに、その一方のカフ脈波或いはそれら複数のカフ脈波が平均されたカフ脈波が記憶される。記憶されたカフ脈波には、カフ圧ＰcuffがＰ１、Ｐ２、・・・Ｐｊ、Ｐｊ＋１であるときに得られたカフ脈波Ｄ１、Ｄ２、・・・Ｄｊ、Ｄｊ＋１Ｄだけでなく、カフ圧Ｐcuffが最低血圧値ＤＢＰよりも１０ｍｍＨｇ程度高いカフ圧すなわち動脈血管１６が開き始めるときの圧ＭＡＰ１pressとなったときに採取されたカフ脈波ＭＡＰ1が含まれる。

【0035】

ＰＡ曲線生成部１０８は、生体の上腕部１１の動脈血管１６における貫壁圧力ＰＴ（ｍｍＨｇ）と動脈血管１６断面積Ａ(ｃｍ２)との関係を示すＰＡ曲線を、たとえば図８（ｂ）に示すように生成する。貫壁圧力ＰＴは、血管内部の動脈圧と血管壁外部圧の差であり、血管壁外部圧としてカフ圧Ｐcuffをとる。動脈圧の基準点をカフ圧の無負荷時の拡張期血圧ＤＢＰとしてＰＴを次式(２)で定義する。

【0036】

ＰＴ＝ＤＢＰ−Ｐcuff ・・・(２)

【0037】

図８において、バックリング領域とは正常な生体であっても外部圧により動脈血管１６が座屈変形する領域であり、バックリング領域と弾性変形の大きい血管軟性領域との間の圧力値Ｐｂはたとえば１０ｍｍＨｇ程度、血管軟性領域(ソフト領域)と弾性変形の小さい血管硬性領域(ハード領域)との間の圧力値Ｐｓはたとえば６０ｍｍＨｇ程度の値である。このＰＡ曲線において、Ｐｂ点は、管法則の境界点であって、動脈血管の貫壁圧力ＰＴが動脈血管壁に対して円周方向の張力として作用し始め、動脈血管断面は断面積Ａｂとなって、自然長に相当する円形を示すポイントと見なす。図８（ａ）は、経年的に血管が拡張していくＰＡ曲線の実例を示す。図８（ｂ）は、ＰＡ曲線において、１点鎖線の状態から動脈硬化により動脈血管の伸展性が失われて実線の状態に移行していく状態を模式的に示している。領域Ｉは、動脈の伸展性が低下している実線に示されるＰＡ曲線が、その変曲点に到達するまでの柔軟性の高い貫壁圧力ＰＴの範囲を示し、領域IIは、実線に示されるＰＡ曲線がその変曲点を越えた後の貫壁圧力ＰＴの範囲を示している。すなわち、領域Ｉは、動脈血管弾性が軟らかい領域を示し、領域IIは、それに続いて動脈血管が拡張していく、すなわち、動脈血管が硬くなる領域を示している。

【0038】

上記ＰＡ曲線において、バックリング領域は、不安定でヒステリシスを示すので、圧迫圧力の低下過程で動脈血管が開く圧ＭＡＰ１pressとなったときに採取された容積脈波ＭＡＰ1pvrの立ち上がり特性からincrementalＰＡ曲線として実験的に求める。なお、上記管法則によるPA曲線すなわちＰｂ〜Ｐｓ間に適用されるＰＡ曲線は、予め記憶されたものであり、次式(３)により示されるものである。

【0039】

Ａ＝（Ａｂ／ｂ）ｌｎ（ＰＴ−（Ｐｂ−ａ））＋ｄＤ ・・・(３)
但し、ａはシフトパラメータ、ｂはスケールパラメータである。

【0040】

容積脈波算出部１１０は、先ず、記憶部１０６において記憶されているカフ脈波は、圧力値軸(mmHg )と時間軸(msec)との二次元座標内で示される波形であるので、容積(断面積)軸(cm³ ＝cc)と時間軸との二次元座標内で示される容積脈波に変換する。たとえば、中間膨張袋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ｊ圧力Ｐj 、第ｊ１圧力Ｐj1、および圧力ＭＡＰ１press下において容積パルス発生器６４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(４) に示す式からカフコンプライアンスＳe (cm³＝mmHg)すなわちＳe1、Ｓe2、・・・Ｓej、Ｓej1 を算出し、それらのカフコンプライアンスＳe をカフ脈波の縦軸方向の圧力値に乗算することにより、単位が容積(断面積)である容積脈波に変換する。すなわち、カフ脈波の縦軸を圧力値軸(mmHg )から容積(断面積)軸(cm³)に変換する。図９は、圧力ＭＡＰ１press下で得られた容積脈波ＭＡＰ１pvrの立ち上がり部分を、共通の時間軸上において、第２圧力Ｐ2下で得られた容積脈波Ｄ２pvrの立ち上がり部分と対比して示している。

【0041】

Ｓe ＝ΔＰcuff／Ｃ ・・・(４)

【0042】

また、容積脈波算出部１１０は、横軸である時間軸と縦軸である容積軸との二次元座標内で示される上記容積脈波を、上記ＰＡ曲線生成部１０８において算出されたれＰＡ曲線を用いて 貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)と容積(断面積)軸との二次元座標内で表わされる容積脈波に変換する。すなわち、ＰＡ曲線のうち、横軸が時間軸である容積脈波の貫壁圧力ＰＴ軸方向の大きさ(容積値)に対応する点の値を、横軸を貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)とする容積脈波の大きさとするように対応付けすることで、横軸が時間軸から貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)に変換された容積脈波を生成する。Ｄ２pvrの時間軸から圧力軸への変換、MAP１pvrへの適用は、式（１）の血管壁の粘性ηが無視出来るとしている。

【0043】

粘性の効果が大きく遅延時間τｃが延長して脈波の振幅が平衡状態に達せずに小さい場合、コンプライアンスは見かけ上小さくなり、本法の血管内腔断面積も小さくなる。τｃと同時にＶ／Ｖ０も導出されるので、本法の適用範囲が判断できる。また、τｃの延長によりＶ／Ｖ０が小さい場合には、血管弾性Ｇの減衰、血管粘性ηの増加を予想させるので動脈硬化が極度に進展していると判断できる。図１０には、そのように横軸が時間軸から貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)に変換された容積脈波ＭＡＰ１pvrおよび容積脈波Ｄ２pvrの立ち上がり部分が示されている。なお、図８（ｂ）には、圧力ＭＡＰ１press下において得られた時間軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrとそれから変換された貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrとが例示されている。

【0044】

血管コンプライアンス算出部１１２は、上記容積脈波算出部１１０により算出された貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrは、その各部の傾斜(傾きΔＡ／ΔＰＴ)がそれぞれの貫壁圧力ＰＴに応じた動脈血管壁のコンプライアンスＫを示すことから、図１０に示される容積脈波の少なくとも立ち上がり区間を微分することで、図１１或いは図１２に示す血管コンプライアンス曲線を算出し、その血管コンプライアンス曲線の最大値である最大コンプライアンス値Ｋmaxを算出する。また、図１１および図１２において、この最大コンプライアンス値Ｋmax に対応する貫壁圧力ＰＴ値は５mmHg程度であるので、それよりも所定値大きい軟性領域の予め定められた一定の貫壁圧力ＰＴ値たとえば４０ｍｍＨｇに対応するコンプライアンスＫ40を、上記微分波形の貫壁圧力ＰＴ値４０ｍｍＨｇに対応する容積を決定することで算出する。Ｋmaxは、反射波の影響を受けない範囲内すなわち圧迫帯１２よりも下流の動脈血管分岐部からの反射が重畳しない範囲内で定められることが望まれる。図１０では、たとえば貫壁圧力ＰＴ値が、立ち上がり区間を判定するために、たとえばＰＡ曲線の最大傾斜点或いは変曲点に対応する予め定められた圧力値ＰＴ１よりも大きい領域では反射波の影響を受けて傾斜が急となっているので、貫壁圧力ＰＴ値がＰＴ１よりも低い領域が、上記最大コンプライアンス値ＫmaxおよびコンプライアンスＫ40の決定に用いられる。

【0045】

指標値算出部１１４は、血管コンプライアンス算出部１１２において算出された最大コンプライアンス値ＫmaxおよびコンプライアンスＫ40に基づいてそれらの割合或いは比であるコンプライアンス指標値ＡＣＩを算出する。本実施例のコンプライアンス指標値ＡＣＩは、最大コンプライアンス値Ｋmaxに対するコンプライアンスＫ４０の比(Ｋ40／Ｋmax)として定義される。

【0046】

図１３は、年齢に対する領域IIの血管容積コンプライアンスが示す特性図であり、図１４は、年齢に対する血管コンプライアンス指標値が示す特性図であり、図１５は、血管拡張と領域Iの血管コンプライアンス指標値が示す特性図であり、図１６は、年齢に対する脈波上昇脚体積ひずみ時定数が示す特性図である。

【0047】

図１８および図１９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をそれぞれ示している。図１８において、図示しない電源スイッチが投入されると、図７のｔ0 に示す初期状態とされた後、ステップＳ１(以下、ステップを省略する) において、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等が読み込まれるとともに、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６４および電動ポンプ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動脈血管表示装置としても機能する自動血圧測定装置１０の測定動作が開始されると、先ず、図７の時刻ｔ1乃至ｔ3に示す図１８のステップＳ２の予備血圧測定ルーチン或いは血圧測定１ルーチンが実行される。このＳ２はカフ圧制御部１００および血圧測定部１０２に対応している。

【0048】

上記第１血圧測定ルーチンでは、先ず、図７の時刻ｔ1 において、電動ポンプ５０が起動され、その電動ポンプ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、中間膨張袋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全体による上腕部１１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による圧迫圧力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、上記電動ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧力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７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による圧迫圧力(静圧) を示すカフ圧力信号が弁別されるとともに、数１００Ｈｚ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)および最低血圧値ＤＢＰ(mmHg)として決定するとともに記憶し、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１８のＳ２が終了させられる。図７の時刻ｔ3 はこの状態を示す。

【0049】

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線(エンベロープ)の最大値に達した後、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、中間膨張袋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血管１６の脈動を最も正確に反映している。

【0050】

次いで、図１８のＳ３の脈波伝播速度測定ルーチンが図７の時刻ｔ4 乃至ｔ６に示す区間において実行される。このＳ３は前記カフ圧制御部１００および脈波伝播速度測定部１０４に対応している。このＳ３では、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電動ポンプ５０が起動される。次いで、上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が予め最低血圧値ＤＢＰ付近の値或いはそれよりも低い値たとえば５０mmHg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、中間膨張袋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７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Δｔ1(脈波伝播時間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の予め定められた中心間距離Ｌ13(m)とに基づいて局所脈波伝播速度bbＰＷＶ(m／sec)が次式(５)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、記憶される。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波の発生時刻と中間膨張袋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( 脈波伝播時間sec)と両者間の予め定められた距離Ｌ2(m)とに基づいて脈波伝播速度hbＰＷＶ(m／sec)がカフの影響が小さい最低血圧値ＤＢＰより低い所定の圧力たとえば５０mmHgの圧力で次式 (６) から算出され、記憶される。

【0051】

bbＰＷＶ＝Ｌ1 ／Δｔ1 ・・・ (５)
hbＰＷＶ＝Ｌ2 ／Δｔ2 ・・・ (６）

【0052】

次に、図１８において、カフ圧制御部１００、血圧測定部１０２、記憶部１０６に対応するＳ４では、第２血圧測定／脈波採取ルーチンが図７の時刻ｔ7 乃至ｔ9 に示す区間において実行される。このＳ４では、第１血圧測定ルーチンと同様に、先ず、時刻ｔ７において電動ポンプ５０が起動され、その電動ポンプ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、中間膨張袋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全体による上腕部１１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による圧迫圧力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、上記電動ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧力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７の時刻ｔ8 はこの状態を示す。この時刻ｔ8以降の徐速排気過程においては、主圧力センサＴ４により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧力Ｐｅが予め設定された第１維持圧力Ｐ1 に到達すると(時刻ｔ9)、それに応答して開閉弁Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、排気制御弁５４が一定のカフ圧維持時間だけ閉じられて上流側膨張袋２２、中間膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第1 維持圧力Ｐ1 に時刻ｔ10まで維持される。この時刻ｔ9乃至ｔ10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６４からたとえば０．２ｃｃ程度の一定容積Ｃの空気が１００ms乃至１５０msの幅でパルス的に中間膨張袋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、上記容積パルス発生器６４から加えられた容積パルスに応答して発生する圧力パルスＰp1 が得られ、それが記憶される。この圧力パルスＰpは、式(４)に示す式から求める第１維持圧力Ｐ1でのカフコンプライアンスＳeの算出に用いられる。この第１圧力維持区間では、一定の圧力維持状態において複数のカフ脈波信号が複数採取され、それらのカフ脈波が記憶されてもよいし、それらの平均値のカフ脈波が第１維持圧力Ｐ1とともに記憶されてもよい。また、上記容積パルスが複数個入力されたときに発生する複数個の圧力パルスＰpの平均圧力パルスが記憶されてもよい。そして、時刻ｔ10に到達すると、制限上記第１圧力維持区間が終了させられて第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、排気制御弁５４により徐速降圧が再開される。

【0053】

圧迫帯１２による圧迫圧力Ｐｅが予め設定された第２圧力Ｐ２ に到達すると(時刻ｔ11)、上記第１圧力維持区間と同様に、時刻ｔ12に到達するまで第２圧力維持区間が形成され、圧迫圧力Ｐｅが予め設定された第ｊ圧力Ｐj に到達すると(時刻ｔ13)、時刻ｔ14に到達するまで第ｊ圧力維持区間が形成され、圧迫圧力Ｐｅが予め設定された第ｊ１圧力Ｐj1 に到達すると(時刻ｔ15)、上記と同様に、時刻ｔ16に到達するまで第ｊ１圧力維持区間が形成される。これら第２圧力維持区間、維持圧力ちとともに第ｊ圧力維持区間、第ｊ１圧力維持区間では、上記第１圧力維持区間と同様に、検出されたカフ脈波が第２維持圧力Ｐ2、第ｊ維持圧力Ｐj、第ｊ１維持圧力Ｐj1とともに記憶されるとともに、第１維持圧力Ｐ1、第２維持圧力Ｐ2、第ｊ維持圧力Ｐj、第ｊ１維持圧力Ｐj1における中間膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe（ｃｍ^３／mmHg）すなわちＳe1、Ｓe2、・・・Ｓej、Ｓej1を式(４) からそれぞれ算出するために用いる圧力パルスＰp1、Ｐp2、・・・Ｐpj、Ｐpj1が記憶される。このカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓej、Ｓej1 は、中間膨張袋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、中間膨張袋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、検出されたカフ脈波すなわち脈波から、その縦軸を圧力軸(ｍｍＨｇ)から容積軸(ｃｍ^３或いは断面積ｃｍ^２)に変換した容積脈波を得ることができる。

【0054】

Ｓ５では、上記のようにして記憶された脈波などから生体の血管コンプライアンスＫの指標値ＡＣＩを算出するデータ解析ルーチンが、図１９のフローチャートにしたがって実行される。図１９において、ＰＡ曲線生成部１０８に対応するＳ５１では、生体の上腕部１１の動脈血管１６における貫壁圧力ＰＴ（ｍｍＨｇ）と動脈血管１６断面積Ａ(ｃｍ^２)との関係を示すＰＡ曲線が、たとえば図８（ｂ）に示すように生成される。図８（ｂ）において、バックリング領域と弾性変形の大きい血管軟性領域との間の圧力値Ｐｂは、たとえば１０ｍｍＨｇ程度、血管軟性領域(ソフト領域)と弾性変形の小さい血管硬性領域(ハード領域)との間の圧力値Ｐｓはたとえば６０ｍｍＨｇ程度の値とする。上記ＰＡ曲線において、貫壁圧力ＰＴが圧力値Ｐｂより大きい(ＰＴ＞Ｐｂ)領域に管法則式(３)を適用する。バックリング領域は、不安定領域でヒステリシスを示すので、圧迫圧力の低下過程で動脈血管が開く圧ＭＡＰ１pressとなったときに採取された容積脈波ＭＡＰ1pvrの立ち上がり特性からincrementalＰＡ曲線として実験的に求める。

【0055】

次いで、容積脈波算出部１１０に対応するＳ５２では、先ず、記憶部１０６において記憶されているカフ脈波が、時間軸(msec)と圧力値軸(mmHg)との二次元座標内で示される脈波波形であるので、時間軸と容積(断面積)軸(cm³)との二次元座標内で示される容積脈波に変換される。すなわち、中間膨張袋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ｊ圧力Ｐj、第ｊ１圧力Ｐj1、および圧力ＭＡＰ１press下において容積パルス発生器６４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、式(４) に示す式からカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓej、Ｓej1がそれぞれ算出され、それらのカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓej、Ｓej1 をカフ脈波の縦軸に乗算することにより、単位が容積(断面積)である容積脈波に変換される。すなわち、縦軸が圧力値軸(mmHg)である カフ脈波のから縦軸が容積(cm³或いは断面積cm^２)軸である容積脈波に変換する。図９は、時間軸を共通させた上記の容積脈波Ｄ２pvrおよびＭＡＰ１pvrの立ち上がり部分を示している。容積脈波算出部１１０に対応するＳ５３では、領域IIに属する図９のＤ２pvrの容積−時間特性から、式（１）の平衡状態の容積Ｖ０、脈波上昇脚の体積ひずみ時定数τｃを算出する。

【0056】

また、容積脈波算出部１１０に対応するＳ５４では、上記Ｓ５１（ＰＡ曲線生成部１０８）において算出されたれＰＡ曲線を用いて、容積軸と時間軸との二次元座標内で示される上記容積脈波を、容積軸と貫壁圧力軸との二次元座標内で示される容積脈波へ変換される。すなわち、たとえば図８に示されるＰＡ曲線において、横軸が時間軸である容積脈波の貫壁圧力ＰＴ軸方向の大きさ(容積値)に対応する点の容積値を、横軸を貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)とする容積脈波の大きさとするように対応付けすることで、図１０に示す、横軸を時間軸から貫壁圧力ＰＴ軸(mmHg)に変換した容積脈波の立ち上がり部分を生成する。図１０では、時間軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvから変換された貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrの立ち上がり部分が、時間軸上の容積脈波Ｄ２pvから変換された貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波Ｄ２pvrの立ち上がり部分と対比して例示されている。

【0057】

血管コンプライアンス算出部１１２に対応するＳ５５では、上記Ｓ５４(容積脈波算出部１１０)により算出された図１０の貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrが微分されることにより、図１１或いは図１２に示すその各部の傾斜(傾きΔＡ／ΔＰＴ)が貫壁圧力ＰＴ値毎に表わす動脈血管壁のコンプライアンスＫを示す血管コンプライアンス曲線が算出される。また、その血管コンプライアンス曲線の最大値である最大コンプライアンス値Ｋmaxと、その最大コンプライアンス値Ｋmax に対応する貫壁圧力値(５mmHg程度)よりも所定値大きい血管軟性領域の予め定められた一定の貫壁圧力ＰＴ値たとえば貫壁圧力ＰＴ値が４０ｍｍＨｇにおけるコンプライアンスＫ40とが決定される。図１２は、図８（ｂ）のＰＡ曲線の一点鎖線に対応した健常者の血管コンプライアンス曲線を示し、図１１は、図８（ｂ）のＰＡ曲線の実線に対応して、動脈血管１６の動脈硬化により血管伸展性が減少し、Ｋmax値が減少し、血管軟性領域の容積脈波上昇脚の時定数が延長している。即ち、容積脈波が硬性波であるときの血管コンプライアンス曲線を示している。

【0058】

指標値算出部１１４に対応するＳ５６では、血管コンプライアンス算出部１１２において算出された最大コンプライアンス値ＫmaxおよびコンプライアンスＫ40に基づいてそれらの割合或いは比であるコンプライアンス指標値ＡＣＩ、すなわち最大コンプライアンス値Ｋmaxに対する対比コンプライアンスＫ40の比(Ｋ40／Ｋmax)である血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩが算出される。

【0059】

上腕動脈は、血液を末梢に分配する伝導動脈があるので、年齢とともに体格が大きくなると血流量の増加により血管が拡張する。他方高血圧のように血圧が継続的に高くなると血圧負荷により血管が拡張するので血管拡張もまた動脈硬化の一つと考えられる。Ｋmaxで示される血管コンプライアンスは、図１５のように血管拡張とともに増加する。Ｋ４０もＫmaxと同様に血管拡張により増加する。Ｋmaxの増加に比べてＫ４０の血管拡張による増加率が次第に減少するので、ＡＣＩは年齢とともに減少する特性を示す。即ち、年齢とともに減少する初期のＡＣＩの低下は、血管拡張に起因しているとみなされる。一方、血管壁は、粘弾性の特性を示し、動脈硬化による血管壁弾性の低下、粘性の寄与の増大により、式（１）に示される脈波上昇脚の体積ひずみ時定数が延長する。図１１に示すように、このとき血管拡張が同じであるとＫmaxが減少し、Ｋ４０は大きくなり、ＡＣＩは増加し、ひずみ時間（脈波上昇脚時間幅ＵＴtime）は延長する。

【0060】

このようにして、血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩが算出されると、図１８のＳ６において、血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩが、図１７の脈波上昇脚体積ひずみ時定数との２次元表示、他の測定値である血圧測定値などと共に画像表示器１８に表示される。

【0061】

上述のように、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、容積脈波算出部１１０により、圧迫帯１２に発生する脈波の少なくとも立ち上がり区間が動脈血管１６の貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波ＭＡＰ１pvrに変換され、血管コンプライアンス算出部１１２により、その貫壁圧力軸上の容積変化を示す容積脈波ＭＡＰ１pvrの少なくとも立ち上がり区間における傾きを示す血管コンプライアンス波形がＰＡ曲線に基づいて算出され、指標値算出部１１４により、その血管コンプライアンス波形のうちの領域Iの最大コンプライアンスＫmaxに対する、該血管コンプライアンス波形の該最大コンプライアンスＫmaxを示す点の貫壁圧力ＰＴ5とは異なる領域IIに含まれる貫壁圧力値ＰＴ40に対応する所定コンプライアンスＫ40の比である血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩ(＝Ｋ40/Ｋmaxが算出される。また、指標値算出部１１４により、領域IIの容積脈波上昇脚の時定数τｃが、体積ひずみ特性を示す指標値として算出される。このため、その血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩと脈波上昇脚体積ひずみ時定数τｃを、動脈血管拡張や動脈硬化の重症度に拘わらず、生体の動脈血管の硬化度を正確に表わす指標値として用いることができる。

【0062】

また、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、脈波ＭＡＰ1、脈波に対する応答としての時間軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvr、それから変換された貫壁圧力ＰＴ軸上の容積脈波ＭＡＰ1pvrの立ち上がり区間は、動脈血管１６の圧迫帯１２よりも下流側の分岐部からの反射波が重畳する前の、反射波の影響を受けない区間が用いられるので、反射波の影響を受けない正確な血管コンプライアンスの指標ＡＣＩを得ることができる。

【0063】

また、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、圧力値（ＰＴ＝４０ｍｍＨｇ）は、図１１の血管コンプライアンス曲線において、バックリングポイントの予想される貫壁圧力値(ＰＴ＝１０ｍｍＨｇ)よりも大きい値である領域IIの中心値であることから、一層精度の高い正確な血管コンプライアンスの指標ＡＣＩを得ることができる。

【0064】

また、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、容積脈波算出部１１０は、圧迫帯１２に一定容積変化Ｃを与えたときのその圧迫帯１２内の圧力の変化からカフコンプライアンスＳｅを算出し、圧迫帯１２内の圧力振動であるカフ脈波ＭＡＰ１とそのカフコンプライアンスＳｅとに基づいて、動脈血管１６内の圧力が増加したときにその動脈血管１６の単位長さ当たりに増加する動脈血管の容積を表す容積脈波ＭＡＰ１pvrを算出することから、脈波ＭＡＰ１から実際のカフコンプライアンスＳｅに基づいて正確な容積脈波ＭＡＰ１pvrが得られる。その容積脈波ＭＡＰ１pvrをもちいて一層正確な血管コンプライアンスのＡＣＩ指標を得ることができる。

【0065】

また、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、圧迫帯１２は、中間膨張袋２４と、その中間膨張袋２４内の圧力を検出する圧力センサと、その中間膨張袋２４の両側に隣接して配置された一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６とを備え、生体の上腕部１１を圧迫する場合には、その一対の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６と前記中間膨張袋２４とを相互に連通させた状態で昇圧することにより生体の上腕部１１である被圧迫部位内の動脈血管１６を圧迫するものであり、脈波ＭＡＰ１はその中間膨張袋２４から得られるものであるので、圧迫帯１２の側縁部における圧迫圧力の低下による測定値のずれ(ショートカフ効果)が好適に防止される。

【0066】

また、本実施例の自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)１０によれば、容積脈波算出部１１０は、動脈血管１６の脈動に対応する大きさの予め設定された一定容積Ｃの気体を容積パルス発生器(定容積脈波発生装置)６４から中間膨張袋２４内に加えたときのその内圧の変化を示すカフコンプライアンスＳｅを算出し、中間膨張袋２４内に加えられる一定容積の気体の容積値Ｃと、その一定容積の気体が中間膨張袋２４内に加えられたときに第２圧力センサＴ２により検出された中間膨張袋２４内の圧力上昇値との関係を予め求めるものであるので、中間膨張袋２４のカフコンプライアンスＳｅが、たとえば予め設定された一定周期、脈拍、或いは圧迫圧力変化値に応答して上記容積パルス発生器６４から一定容積の気体が中間膨張袋内に加えられる毎に逐次得られる利点がある。

【0067】

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。

【0068】

たとえば、前述の実施例の圧迫帯１２は上腕部１１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。

【0069】

また、前述の実施例において、血管コンプライアンスの指標値ＡＣＩを算出するための所定の対比コンプライアンスＫ40は、必ずしも貫壁圧力ＰＴが４０ｍｍＨｇであるときの値を用いる必要は無く、たとえば貫壁圧力ＰＴが５０ｍｍＨｇであるときの所定コンプライアンスＫ50が用いられていてもよい。

【0070】

また、前述の実施例において、電子制御装置７０は、図７のｔ１乃至ｔ３区間において予備(第１)血圧測定を実行していたが、その予備血圧測定区間は必ずしも設けられていなくてもよい。また、図７のｔ１乃至ｔ３区間の血圧測定１、ｔ７乃至ｔ１７の第２血圧測定区間では、容積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。

【0071】

また、前述の実施例において、中間膨張袋２４に発生する容積脈波ＭＡＰ１pvrは、その上流側に隣接して位置する上流側膨張袋２２からの干渉成分が除去されたものが用いられるようにしてもよい。この干渉成分は、たとえば、上流側膨張袋２２から中間膨張袋２４までの脈波伝播時間内において上流側膨張袋２２から発生する脈波と同位相分の中間膨張袋２４に発生する脈波ＭＡＰ１の一部が上流側膨張すく炉２２からの干渉波であるとして特定し、その割合である干渉率を用いて中間膨張袋２４に発生する容積脈波ＭＡＰ１pvrを補正すればよい。

【0072】

また、前述の実施例のＰＡ曲線生成部１０８においては、動脈血管１６における貫壁圧力ＰＴと動脈血管１６の腕軸方向の単位長さあたりの容積との関係がＰＡ曲線として生成されていたが、動脈血管１６の断面積と容積とは一対一の関係にあるので、動脈血管１６における貫壁圧力ＰＴと動脈血管１６の断面積との関係がＰＡ曲線として生成されてもよい。

【0073】

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。

【符号の説明】

【0074】

１０：自動血圧測定装置(動脈血管硬化度測定装置)
１１：上腕部(生体の一部)
１２：圧迫帯(カフ)
１４：動脈血管硬化度測定装置
２２：上流側膨張袋
２４：中間膨張袋
２６：下流側膨張袋
６４：容積パルス発生器(ＥＰＧ：容積脈波発生装置)
１０８：ＰＡ曲線生成部
１１０：容積脈波算出部
１１２：血管コンプライアンス算出部
１１４：指標値算出部
ＡＣＩ：血管コンプライアンスの指標値
τｃ：脈波上昇脚体積ひずみ時定数

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】

【図15】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】