JP5092707B2 - 動脈硬化度判定装置 - Google Patents

Description

この発明は動脈硬化度判定装置に関し、特に、脈波を解析することで動脈の硬化度を判定するための指標を得、その指標を用いて動脈の硬化度を判定する動脈硬化度判定装置に関する。

従来、動脈硬化度を判定する装置として、たとえば特許第３１４０００７号公報（以下、特許文献１）は、心臓から駆出された脈波の伝播する速度（以下、ＰＷＶ：pulse wave velocity）を調べることによって動脈硬化度を判定する装置を開示している。動脈硬化が進むほどに脈波伝播速度は速くなるので、ＰＷＶは動脈硬化度を判定するための指標となる。ＰＷＶは、上腕および下肢などの少なくとも２箇所以上に脈波を測定するカフ等を装着して同時に脈波を測定することで、それぞれの脈波の出現時間差と、脈波を測定するカフ等を装着した２点間の動脈の長さとから算出される。ＰＷＶは測定部位によって値が異なる。代表的なＰＷＶとしては、測定部位が上腕と足首とである場合のｂａＰＷＶ、頚動脈と腸骨動脈とである場合のｃｆＰＷＶが挙げられる。

上腕の脈波から動脈硬化度を判定する技術として、特開２００７−４４３６２号公報（以下、特許文献２）は、血圧測定用のカフと脈波測定用のカフとの二重構造を備えた技術を開示している。

また、特許第３５８７８３７号公報（以下、特許文献３）は、心臓から駆出された駆出波と腸骨動脈分岐部および動脈中の硬化部位からの反射波とを分離して、それぞれの振幅差や振幅比や出現時間差等により動脈硬化度を判定する技術を開示している。
特許第３１４０００７号公報 特開２００７−４４３６２号公報 特許第３５８７８３７号公報 特許第３８２６９３８号公報

しかしながら、特許文献１に開示される装置を用いてＰＷＶを測定するためには、先述のように上腕および下肢などの少なくとも２箇所にカフ等を装着する必要がある。そのため、特許文献１に開示されている装置を用いたとしても、家庭で簡便にＰＷＶを測定することは難しいという問題点があった。

これに対して特許文献２によって上腕の脈波から動脈硬化度を判定する技術が開示されているが、特許文献２では血圧測定用のカフと脈波測定用のカフとの二重構造を備えた装置構成となっており、脈波測定カフのみでは、末梢からの反射などが重畳するため、反射波を正しく分離できない可能性がある。したがって、精度のよい動脈硬化度の判定が得難いという問題がある。

特許文献３は、測定波から駆出波と反射波とを分離した上で動脈硬化度を判定するとしているが、その前提とした脈波測定において、脈波を測定するカフ等の装着位置が変化したり、カフ等をゆるく巻いたりするなど、カフの巻き方によって安定した脈波が測定できないといった問題点があった。カフの巻き方を安定させる方法として、カフを自動的に巻き付ける方法がある。カフを自動的に安定して巻き付ける方法としては、特許第３８２６９３８号公報（以下、特許文献４）などによって、空気袋による自動巻き付け技術が開示されている。しかしながら、空気袋に生じたノイズが脈波カフに混入したり、空気袋を一定圧で保持するための振動が脈波カフに混入したりするため、脈波カフによる脈波から動脈硬化度を算出する時に誤差が発生するという問題点があった。

本発明はこれらの問題に鑑みてなされたものであって、脈波を測定するカフ等を安定して巻付け可能な構造にすることにより、１箇所の測定部位から精度良く脈波を測定し、その脈波に基づいて動脈硬化度の判定指標を算出可能な動脈硬化度判定装置を提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、本発明のある局面に従うと、動脈硬化度判定装置は、測定部位の中枢側に巻付けられる第１流体袋、および末梢側に巻付けられる第２流体袋と、第１流体袋および第２流体袋双方の外周側であって、測定部位の反対側に位置し、第１流体袋および第２流体袋双方を一体的に覆う圧迫部材と、第１流体袋の内圧を測定する第１センサと、圧迫部材の押圧力を調整する調整手段と、第１流体袋の内圧変化に基づいて測定部位の脈波を検出する検出手段と、検出された脈波を解析して動脈硬化度を判定するための指標を算出する算出手段とを備え、調整手段は、圧迫部材で押圧させることで第１流体袋および第２流体袋双方を測定部位に向かって圧迫し、第１流体袋および第２流体袋を測定部位に一定の押圧力で押付け、検出手段は、測定部位に一定の押圧力で押付けられた状態の第１流体袋の内圧変化に基づいて測定部位の脈波を検出する。

好ましくは、検出手段は、第２流体袋が測定部位に押付けられ駆血した状態における、第１流体袋の内圧変化に基づいて測定部位の脈波を検出する。

好ましくは、動脈硬化度判定装置は、第１流体袋と圧迫部材との間に、圧迫部材の振動の第１流体袋への伝播を抑制する抑制部材をさらに備える。

好ましくは、圧迫部材は第３流体袋であり、調整手段は、圧迫部材である第３流体袋の振動に応じて第３流体袋の内圧を調整し、第３流体袋の振動を打ち消すための制御を行なう。

好ましくは、圧迫部材は第３流体袋であり、第１流体袋と圧迫部材である第３流体袋とはオリフィスを介して接続されて、オリフィスは、第３流体袋の振動の第１流体袋への伝播を抑制する。

より好ましくは、動脈硬化度判定装置は、上記オリフィスを介した第１流体袋と第３流体袋との間の流体の流れ量を調整する調整手段をさらに備え、調整手段は、第１流体袋内の圧力を一定とするよう流れ量を調整する。

好ましくは、圧迫部材は、電気的な信号により動力が発生する人工筋肉部材であり、調整手段は、圧迫部材である人工筋肉部材に対して電気的な信号を出力して押圧力を調整する。

好ましくは、動脈硬化度判定装置は、第２流体袋の内圧を測定する第２センサと、第２流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出する算出手段とをさらに備える。

より好ましくは、圧迫部材は第２流体袋と兼用されている。

本発明による動脈硬化度判定装置を用いることで、容易に安定した脈波測定を可能とし、精度よく動脈硬化度の判定などを行なうことができる。

以下に、図面を参照しつつ、本発明の実施の形態について説明する。以下の説明では、同一の部品および構成要素には同一の符号を付してある。それらの名称および機能も同じである。

図１は、本発明の実施の形態にかかる動脈硬化度判定装置を備えた脈波計の外観の具体例を示す斜視図である。図２は、図１に示す脈波計を用いて脈波を測定する際の測定姿勢を示す模式断面図である。

図１に示すように、本実施の形態にかかる動脈硬化度判定装置を搭載した脈波計１は、机等の載置台に載置される基体２と、被測定部位である上腕を差し込むための測定部５とを主に備えている。基体２の上部には、電源の投入に用いられる電源ボタンや測定動作を開始させるための測定ボタンなどが配置された操作部３、および測定結果や操作ガイド等を表示するための表示部４が設けられている。測定部５は、基体２に回動自在に取り付けられており、略円筒状の機枠であるハウジング６と、ハウジング６の内周部に収納された生体圧迫固定装置とを備える。なお、図１に示すように、通常の使用状態においてハウジング６の内周部に収納された生体圧迫固定装置は露出しておらず、カバー７によって覆われている。

上述の脈波計１を用いた脈波の測定に際しては、図２に示すように、ハウジング６の内側に位置する中空部に上腕１００を差し込み、ハウジング６の内周部に組み込まれた生体圧迫固定装置によって上腕１００を圧迫固定することによって脈波の測定が行なわれる。

図２を参照して、ハウジング６の内周部に収納された生体圧迫固定装置は、生体を圧迫するための生体圧迫用流体袋である駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂと、これら生体圧迫用空気袋の外側に位置して一体として駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを覆い、径方向に伸縮可能な略円筒状の可撓性部材であるカーラ１０と、カーラ１０の外周側（生体と反対側）に位置し、膨張することによってカーラ１０の外周面を内側（生体側）に向かって押圧し、カーラ１０を縮径させるとともに、カーラ１０を一体として覆い、カーラ１０を介して駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを生体に対して押付ける可撓性部材圧迫用流体袋であるカーラ圧迫用空気袋８とを主に備えている。さらに、脈波測定用空気袋１３Ｂとカーラ１０との間には振動抑制部材１３Ｃが備えられる。

本実施の形態にかかる脈波計１は、１箇所の測定部位から得られた脈波波形に基づいて動脈硬化度の判定を行なうための指標を得る。本実施の形態においては、動脈硬化度の判定を行なうための指標として、駆出波と反射波との間の時間差Ｔｒを得るものとする。測定部位を上腕とし、反射波が末梢としての足首からの反射波である場合、時間差Ｔｒと測定部位が上腕と足首とである場合のＰＷＶであるｂａＰＷＶとの相関は、年齢や性別などの個人パラメータが得られることで、統計的に、たとえば図３に示されるように得られる。したがって、駆出波と反射波との間の時間差Ｔｒを動脈硬化度の判定を行なうための指標とすることができる。

図４は、１箇所の測定部位から得られた脈波波形に基づいて動脈硬化度の判定を行なうための指標を得る原理を説明するための図であって、測定される脈波波形と、駆出波と、反射波との関係を説明する図である。図４において、実線で示される波形Ａは、測定される脈波波形を示す。破線で示される波形Ｂは駆出波、一点鎖線で示される波形Ｃは反射波を示す。図４に示されるように、測定によって得られる脈波波形Ａは、駆出波Ｂと反射波Ｃとの合成波である。反射波の測定部位への到達は、脈波波形Ａにおいて変曲点Ｄとして検出される。したがって、上記時間差Ｔｒは脈波波形Ａの立ち上がりから変曲点Ｄまでの時間で得られる。

測定によって得られる脈波波形Ａから上記変曲点Ｄを得るためには、精度のよい脈波波形を得る必要がある。そこで、本実施の形態にかかる脈波計１は、生体圧迫用空気袋を駆血用空気袋１３Ａと脈波測定用空気袋１３Ｂとを含む二重構造としている。駆血用空気袋１３Ａは上腕１００の末梢側（心臓に遠い側）に配され、脈波測定用空気袋１３Ｂは中枢側（心臓に近い側）に配される。上腕１００が圧迫固定された後、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂが膨張・収縮する。駆血用空気袋１３Ａが膨張することで、動脈の末梢側が駆血される。その状態で脈波測定用空気袋１３Ｂが膨張することで、駆血状態において動脈内に生じる動脈圧脈波が検出される。つまり、末梢側を駆血しながら脈波測定が可能となる。これにより、精度のよい脈波を測定することが可能とする。その結果、測定された脈波波形Ａより上記変曲点Ｄが精度よく得られ、時間差Ｔｒを得ることができる。それにより、図３に示されたような相関関係を用いて、精度のよいｂａＰＷＶを得ることができる。

図５は、本実施の形態にかかる脈波計１の、測定部５の内部構造を説明するための断面の概略図である。図５（Ａ）は図２の位置Ａ−Ａでの断面の概略を示し、図５（Ｂ）は図２の位置Ｂ−Ｂでの断面の概略を示している。

図５（Ａ），（Ｂ）を参照して、ハウジング６の内側にカーラ圧迫用空気袋８が配置されている。カーラ圧迫用空気袋８は、後述するカーラ圧迫用エア系３０（図６参照）の作用により、膨縮自在に体積が変動する。カーラ圧迫用空気袋８の内側には、略円筒状に巻き回された板状部材からなるカーラ１０が位置している。カーラ１０は、たとえばポリプロピレン樹脂等の樹脂材料にて形成されており、周方向における所定位置に軸方向に延びる切り欠きを有している。この切り欠きにより、カーラ１０は、外力が加えられることによって径方向に伸縮自在に弾性変形する。すなわち、外力が作用することによってカーラ１０は径方向に変形するが、外力の作用がなくなった場合には元の状態へと復元する。なお、カーラ１０の周方向における両端は、外力が作用していない状態においてその一部が重複するように形成されている。これにより、収縮時にカーラ１０の両端がぶつかることによってその収縮が阻害されないように構成されている。

カーラ１０は、先述のように駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの外周側に位置し、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの双方を覆うサイズである。カーラ圧迫用空気袋８によってカーラ１０が縮径されると、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの双方が生体に対して押付けられる。

詳しくは、図２の位置Ａ−Ａでの断面、つまり、上腕１００の末梢側の駆血用空気袋１３Ａが配される位置の断面については、図５（Ａ）を参照して、カーラ１０の内側には、駆血用空気袋１３Ａが位置している。駆血用空気袋１３Ａは後述する生体圧迫用エア系２０Ａ（図６参照）の作用により、膨縮自在に体積が変動する。

また詳しくは、図２の位置Ｂ−Ｂでの断面、つまり、上腕１００の中枢側の脈波測定用空気袋１３Ｂが配される位置の断面については、図５（Ｂ）を参照して、カーラ１０の内側には、振動抑制部材１３Ｃを介して脈波測定用空気袋１３Ｂが位置している。脈波測定用空気袋１３Ｂは後述する生体圧迫用エア系２０Ｂ（図６参照）の作用により、膨縮自在に体積が変動する。振動抑制部材１３Ｃはカーラ１０から脈波測定用空気袋１３Ｂへの振動の伝播を抑制する部材であり、好ましくは、振動抑制部材１３Ｃは、カーラ１０から脈波測定用空気袋１３Ｂへの振動の伝播を遮断する。振動抑制部材１３Ｃの大きさは、厚さ数ミリ（１〜２ミリ）程度であり、少なくともカーラ１０と脈波測定用空気袋１３Ｂとの接面の一部を覆い、駆血用空気袋１３Ａに達しない大きさである。好ましくは、脈波測定用空気袋１３Ｂと同じ大きさである。振動抑制部材１３Ｃの素材は、振動を吸収し、振動の伝播を抑制する、樹脂や発泡樹脂、発泡ゴムなどの素材である。振動抑制部材１３Ｃとしては、ゲルシート材やゴム板などが好適に用いられる。

このように、本実施の形態にかかる脈波計１は、生体圧迫用空気袋が駆血用空気袋１３Ａと脈波測定用空気袋１３Ｂとを含む二重構造であり、さらに、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの外側に、一体となってこれらを圧迫するカーラ１０を押圧するカーラ圧迫用空気袋８が備えられる、三重の空気袋の構成となっている。これにより、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂが均等に測定部位である上腕１００に押付けられる。このため、被測定者は駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを安定して巻付け可能となる。その結果、精度よく脈波を測定することができる。

駆血用空気袋１３Ａの体積が生体圧迫用エア系２０Ａの作用により変動することによって駆血用空気袋１３Ａからカーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８に振動が伝播する。先述のように、カーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８は、各々、一体として駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの双方を覆い、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを圧迫するための圧迫部材として機能する。そのため、駆血用空気袋１３Ａの振動などによってカーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８に発生した振動が、脈波測定用空気袋１３Ｂへ伝播すると、脈波測定の精度に影響する。そこで、本実施の形態にかかる脈波計１では、カーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８に発生した振動を脈波測定用空気袋１３Ｂに伝播することを抑制するために、振動抑制部材１３Ｃを備える。

［第１の実施の形態］
図６は、第１の実施の形態にかかる脈波計１の機能ブロックを示す図である。図６を参照して、第１の実施の形態にかかる脈波計１は、駆血用空気袋１３Ａにエアチューブを介して接続される生体圧迫用エア系２０Ａ、脈波測定用空気袋１３Ｂにエアチューブを介して接続される生体圧迫用エア系２０Ｂ、およびカーラ圧迫用空気袋８にエアチューブを介して接続されるカーラ圧迫用エア系３０を含む。また、それらの動作を制御するＣＰＵ（Central Processing Unit）４０を含む。

生体圧迫用エア系２０Ａは、エアポンプ２１Ａと、エアバルブ２２Ａと、圧力センサ２３Ａとを含む。同様に、生体圧迫用エア系２０Ｂは、エアポンプ２１Ｂと、エアバルブ２２Ｂと、圧力センサ２３Ｂとを含む。エアポンプ２１Ａは駆血用空気袋１３Ａを加圧するための手段である。エアポンプ２１Ｂは脈波測定用空気袋１３Ｂを加圧するための手段である。これらは、各々、ＣＰＵ４０からの指令を受けたエアポンプ駆動回路２６Ａ，２６Ｂによって駆動されて、測定時に駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力が所定の圧力となるように圧縮気体を送り込む。エアバルブ２２Ａ，２２Ｂは、各々、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力を維持したり、あるいは減圧したりするための手段である。エアバルブ２２Ａ，２２Ｂは、ＣＰＵ４０からの指令を受けたエアバルブ駆動回路２７Ａ，２７Ｂによってその開閉状態が制御される。エアバルブ２２Ａ，２２Ｂの開閉状態が制御されることで、測定時にエアポンプ２１によって高圧状態となった駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力が維持され、そして減圧される。また、測定終了後に、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの圧力が大気圧に復帰する。圧力センサ２３Ａ，２３Ｂは、各々、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力を検出するための手段である。圧力センサ２３Ａ，２３Ｂは、各々、測定時に時々刻々と変化する駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力を検出し、その検出値に応じた信号を増幅器２８Ａ，２８Ｂに対して出力する。増幅器２８Ａ，２８Ｂは、各々、圧力センサ２３Ａ，２３Ｂから出力される信号を増幅し、Ａ／Ｄコンバータ２９Ａ，２９Ｂに出力する。Ａ／Ｄコンバータ２９Ａ，２９Ｂは、各々、増幅器２８Ａ，２８Ｂから出力されたアナログ信号をデジタル化し、ＣＰＵ４０に出力する。

カーラ圧迫用エア系３０は、エアポンプ３１と、エアバルブ３２と、圧力センサ３３とを含む。エアポンプ３１は、カーラ圧迫用空気袋８を加圧するための手段である。エアポンプ３１は、ＣＰＵ４０からの指令を受けたエアポンプ駆動回路３６によって駆動され、測定開始時にカーラ圧迫用空気袋８内の圧力が所定の圧力となるように圧縮気体を送り込む。エアバルブ３２は、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力の維持および減圧を行なうための手段である。エアバルブ３２は、ＣＰＵ４０からの指令を受けたエアバルブ駆動回路３７によってその開閉状態が制御される。エアバルブ３２の開閉状態が制御されることで、測定時にエアポンプ３１によって高圧状態となったカーラ圧迫用空気袋８内の圧力の維持が維持され、測定終了後にカーラ圧迫用空気袋８内の圧力が大気圧に復帰する。圧力センサ３３は、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力を検出するための手段である。圧力センサ３３は、測定開始時にカーラ圧迫用空気袋８内の圧力を検出し、その検出値に応じた信号を増幅器３８に対して出力する。増幅器３８は、圧力センサ３３から出力される信号を増幅し、Ａ／Ｄコンバータ３９に出力する。Ａ／Ｄコンバータ３９は、増幅器３８から出力されたアナログ信号をデジタル化し、ＣＰＵ４０に出力する。

ＣＰＵ４０は、脈波計の基体２に設けられた操作部３に入力された指令に基づいて生体圧迫用エア系２０Ａ，２０Ｂおよびカーラ圧迫用エア系３０を制御する。また、測定結果を表示部４やメモリ部４１に出力する。メモリ部４１は、測定結果を記憶するための手段である。また、ＣＰＵ４０で実行されるプログラムを記憶するための手段でもある。

図７は、第１の実施の形態にかかる脈波計１での測定動作を示すフローチャートである。図７に示される動作は、被験者等が基体２の操作部３に設けられた測定ボタンを押下することにより、開始し、ＣＰＵ４０がメモリ部４１に記憶されるプログラムを読み出して図６に示される各部を制御することによって実現されるものである。

また、図８は、脈波計１での測定動作中の各空気袋内の圧力変化を示す図である。図８（Ａ）はカーラ圧迫用空気袋８内の圧力Ｐ１の時間変化を示し、カーラ１０に対する圧力変化と同等である。図８（Ｂ）は脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力Ｐ２の時間変化を示し、図８（Ｃ）は駆血用空気袋１３Ａ内の圧力Ｐ３の時間変化を示している。図８（Ａ）〜（Ｃ）で時間軸に付してあるＳ３〜Ｓ１９は、後述する脈波計１での測定動作の各動作と一致している。

図７を参照して、動作が開始すると、始めに、ＣＰＵ４０において、各部の初期化が行なわれる（ステップＳ１）。次に、ＣＰＵ４０はカーラ圧迫用エア系３０に対して制御信号を出力し、カーラ圧迫用空気袋８を加圧する（ステップＳ３）。ステップＳ３のカーラ圧迫用空気袋８の加圧は、圧力センサ３３からの圧力信号に基づいてカーラ圧迫用空気袋８内の圧力が所定の圧力に達するまで行なわれる。図８（Ａ）の例では、所定の圧力はたとえば２００ｍｍＨｇ程度であるものとする。所定の圧力に達すると、ＣＰＵ４０はその時点でカーラ圧迫用空気袋８の加圧を終了し、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力がその圧力を固定するよう、上記所定の圧力を維持する（ステップＳ５）。図８（Ａ）の例では、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力Ｐ１はステップＳ３において所定の圧力である２００ｍｍＨｇ程度まで増加し、ステップＳ５以降、その圧力で維持されている。

次に、ＣＰＵ４０は生体圧迫用エア系２０Ｂに対して制御信号を出力し、脈波測定用空気袋１３Ｂを加圧する（ステップＳ７）。ステップＳ７の脈波測定用空気袋１３Ｂの加圧もまた、圧力センサ２３Ｂからの圧力信号に基づいて脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力が所定の圧力に達するまで行なわれる。図８（Ｂ）の例では、所定の圧力はたとえば５０〜１５０ｍｍＨｇ程度であるものとする。所定の圧力に達すると、ＣＰＵ４０はその時点で脈波測定用空気袋１３Ｂの加圧を終了し、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力がその圧力を固定するよう、上記所定の圧力を維持する（ステップＳ９）。図８（Ｂ）の例では、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力Ｐ２はステップＳ７において所定の圧力である５０〜１５０ｍｍＨｇ程度まで増加し、ステップＳ９以降、その圧力で維持されている。

次に、ＣＰＵ４０は生体圧迫用エア系２０Ａに対して制御信号を出力し、駆血用空気袋１３Ａを加圧する（ステップＳ１１）。ステップＳ１１の駆血用空気袋１３Ａの加圧もまた、圧力センサ２３Ａからの圧力信号に基づいて駆血用空気袋１３Ａ内の圧力が所定の圧力に達するまで行なわれる。図８（Ｃ）の例では、所定の圧力は加圧中の動脈圧脈波の変化から仮に設定される最高血圧（ＳＹＳ）よりも６０〜８０ｍｍＨｇ程度高圧であるものとする。所定の圧力に達すると、ＣＰＵ４０はその時点で駆血用空気袋１３Ａの加圧を終了し、駆血用空気袋１３Ａ内の圧力がその圧力を固定するよう、上記所定の圧力を維持する（ステップＳ１３）。その状態において、ＣＰＵ４０は圧力センサ２３Ｂからの圧力信号に基づいて、脈波を測定する（ステップＳ１５）。つまり、脈波測定用空気袋１３Ｂの内圧変化に基づいて脈波を測定する。図８（Ｃ）の例では、駆血用空気袋１３Ａ内の圧力Ｐ３はステップＳ１１において仮に設定された最高血圧（ＳＹＳ）よりも６０〜８０ｍｍＨｇ程度高い圧力まで増加し、ステップＳ１３，Ｓ１５で、その圧力で維持されている。その際、図８（Ｂ）に示されるように、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力Ｐ２は維持されている。

次に、ＣＰＵ４０は生体圧迫用エア系２０Ａに対して制御信号を出力し、駆血用空気袋１３Ａを徐々に減圧しながら、圧力センサ２３Ａからの圧力信号に基づいて動脈圧脈波の検出する。そして、動脈圧脈波の検出データに基づいて血圧値（最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ））を算出する（ステップＳ１７）。つまり、駆血用空気袋１３Ａの内圧変化に基づいて血圧値を算出する。図８（Ｃ）の例では、駆血用空気袋１３Ａ内の圧力Ｐ３はステップＳ１７において、仮に設定された最高血圧（ＳＹＳ）よりも６０〜８０ｍｍＨｇ程度高い圧力から徐々に減少しながら血圧値（最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ））を算出している。ここでの減圧調整量は、たとえば４ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度であるものとする。

その後、ＣＰＵ４０は生体圧迫用エア系２０Ａ，２０Ｂおよびカーラ圧迫用エア系３０に対して制御信号を出力し、駆血用空気袋１３Ａ、脈波測定用空気袋１３Ｂ、およびカーラ圧迫用空気袋８内の圧力を大気圧に解放する（ステップＳ１９）。図８（Ａ）〜（Ｃ）の例では、駆血用空気袋１３Ａ、脈波測定用空気袋１３Ｂ、およびカーラ圧迫用空気袋８内の圧力Ｐ１〜Ｐ３は、ステップＳ２１において、大気圧まで急速に減少している。

その後、ＣＰＵ４０は、算出された最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ）や測定された脈波などの測定結果を基体２に設けられた表示部４で表示するための処理を行ない、測定結果を表示する（ステップＳ２１）。また、ＣＰＵ４０は、上記ステップＳ１５で得られた脈波波形より、先述の、動脈硬化度の判定を行なうための指標としての、駆出波と反射波との間の時間差Ｔｒを算出する（ステップＳ２３）。ステップＳ２３での具体的な算出方法について本発明では限定されないが、たとえば、得られた脈波波形の多次微分（たとえば４次微分）を演算するなどして先述の変曲点Ｄを得、得られた脈波波形の立ち上がりから変曲点Ｄまでの時間を読取ることで駆出波と反射波との間の時間差Ｔｒを得ることができる。

なお、上述の測定動作では、駆血用空気袋１３Ａが駆血用と血圧値算出用とに兼用されて駆血用空気袋１３Ａの内圧変化に基づいて血圧値が算出され、脈波測定用空気袋１３Ｂの内圧変化に基づいて脈波を測定されるものとしているが、駆血用空気袋１３Ａは駆血用にのみ用いられて、脈波測定用空気袋１３Ｂの内圧変化に基づいて血圧値が算出されてもよい。

本実施の形態にかかる脈波計１が上述のように振動抑制部材１３Ｃを備えて構成されることで精度のよい脈波を測定することができる。その結果、１箇所の測定部位より動脈硬化度の判定を行なうための指標が得られる。

なお、振動抑制部材１３Ｃは、後述する第２の実施の形態〜第４の実施の形態にかかる脈波計１においても、同様に備えられているものとする。

［変形例］
先述のように、カーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８は、各々、一体として駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの双方を覆うため、駆血用空気袋１３Ａの振動などによってカーラ１０およびカーラ圧迫用空気袋８に振動（ノイズ）が発生することがある。上記ステップＳ１５の脈波測定時に上記ノイズが発生すると、脈波測定の精度に影響する。そこで、変形例として、ＣＰＵ４０は脈波測定時にカーラ圧迫用空気袋８内の圧力にノイズの発生を検出すると、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力を調整し、発生したノイズをキャンセルする。

図９は、脈波計１での、変形例にしたがう、圧力調整処理を含んだ測定動作を示すフローチャートである。また、図１０は、脈波計１での測定動作中のカーラ圧迫用空気袋８内の圧力Ｐ１の時間変化を示す図である。図９の測定動作時において、図１０には示されていないが、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力Ｐ２の時間変化および駆血用空気袋１３Ａ内の圧力Ｐ３の時間変化は、各々、図８（Ｂ），（Ｃ）に示されたものと同様である。

図９を参照して、変形例に従う測定動作は、図７に示された測定動作にさらにステップＳ３１，Ｓ３３，Ｓ３７の動作が加わったものである。詳しくは、図９を参照して、ＣＰＵ４０は、上記ステップＳ１３で駆血用空気袋１３Ａの加圧を終了してその圧力を固定した後、圧力センサ３３からの圧力信号に基づいてカーラ圧迫用空気袋８内の圧力を測定する（ステップＳ３１）。得られたカーラ圧迫用空気袋８内の圧力を、ステップＳ５で固定するよう制御しているカーラ圧迫用空気袋８の圧力と比較することで、ＣＰＵ４０は、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力の変化を検出する（ステップＳ３３）。その結果、圧力変化が生じていることが検出されると（ステップＳ３３でＹＥＳ）、ＣＰＵ４０はカーラ圧迫用エア系３０に対して制御信号を出力し、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力を調整する（ステップＳ３５）。ここでの調整方法は特定の方法には限定されないが、好ましくは、発生したノイズをキャンセルする調整が行なわれる。具体的な方法としては、上記ステップＳ３３で比較することで発生したノイズの大きさ、つまり固定するよう制御しているカーラ圧迫用空気袋８の圧力からの差を得て、同じ圧力差だけそのノイズを打ち消す方向に加圧または減圧するよう制御する。その後、ＣＰＵ４０は脈波測定を行なう（ステップＳ１５）。上記ステップＳ３１，Ｓ３３の動作は、ステップＳ１５の脈波測定が完了するまで行なわれる（ステップＳ３７でＹＥＳ）。

本実施の形態にかかる脈波計１が振動抑制部材１３Ｃが備えられる構成に加えて、変形例にしたがう、圧力調整処理を含んだ測定動作が行なわれることで、脈波計１でより精度のよい脈波を測定することができる。

［第２の実施の形態］
図１１は、第２の実施の形態にかかる脈波計１の機能ブロックを示す図である。第２の実施の形態にかかる脈波計１は、図５に示された第１の実施の形態にかかる脈波計１の構成と比較して、エアポンプ２１Ｂ、エアバルブ２２Ｂ、エアポンプ駆動回路２６Ｂ、およびエアバルブ駆動回路２７Ｂが含まれず、それらに替えて、オリフィス５０を含んで構成される。

第２の実施の形態にかかる脈波計１では、脈波測定用空気袋１３Ｂからのエアチューブはオリフィス５０を介してカーラ圧迫用空気袋８からのエアチューブに接続される。オリフィス５０は、カーラ圧迫用空気袋８と脈波測定用空気袋１３Ｂとの間の空気の流れを、所定量とする。上記所定量は、予め、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力がカーラ圧迫用空気袋８内の圧力となるような量と規定されていることが好ましい。または、オリフィス５０での空気の流れ量が可変であり、図１１に示されるようにオリフィス調整部５１がさらに含まれ、オリフィス調整部５１がＣＰＵ４０からの制御信号にしたがってオリフィス５０での上述の空気の流れ量を調整するようにしてもよい。本発明においてオリフィス５０の構成は特定の構成には限定されないが、たとえば、カーラ圧迫用空気袋８と脈波測定用空気袋１３Ｂとの間の流路と、流路を妨げる弁とを含み、弁の開き具合を可変とする構成が挙げられる。その場合、オリフィス調整部５１はＣＰＵ４０からの制御信号にしたがってその弁の開き具合を調整し、カーラ圧迫用空気袋８と脈波測定用空気袋１３Ｂとの間の空気の流れ量を脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力がカーラ圧迫用空気袋８内の圧力となるように調整する。ＣＰＵ４０は、圧力センサ２３Ｂからの圧力信号と圧力センサ３３からの圧力信号とに基づいて脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力とカーラ圧迫用空気袋８内の圧力とを監視し、これらが同じになるよう上述の流れ量を決定して制御信号をオリフィス調整部５１に対して出力する。

また、オリフィス５０内の流体である空気を所定の周波数で共振させるなどによって、カーラ圧迫用空気袋８から脈波測定用空気袋１３Ｂへの、所定の周波数成分の振動の伝播を抑制（好ましくは遮断）する。上記所定の周波数を脈波のもつ周波数とすることで、オリフィス５０は、カーラ圧迫用空気袋８から脈波測定用空気袋１３Ｂへの脈波のもつ周波数成分の振動の伝播を抑制（好ましくは遮断）する。

第２の実施の形態にかかる脈波計１では、図７に示された測定動作の上記ステップＳ３でカーラ圧迫用エア系３０によってカーラ圧迫用空気袋８が加圧されると、オリフィス５０を介して、脈波測定用空気袋１３Ｂもカーラ圧迫用空気袋８内の圧力とを同じとなるように加圧される。そして、上記ステップＳ５でカーラ圧迫用空気袋８内の圧力が所定の圧力に維持されると、脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力もカーラ圧迫用空気袋８内の圧力と同じ上記所定の圧力に維持される。そのため、第２の実施の形態にかかる脈波計１では、図７に示された測定動作のうち上記ステップＳ７，Ｓ９が行なわれない。さらに、その際、オリフィス５０が先述のように機能するため、カーラ圧迫用空気袋８から脈波測定用空気袋１３Ｂへの振動の伝播が抑制（好ましくは遮断）される。

第２の実施の形態にかかる脈波計１がこのように構成されることで、エアポンプとエアバルブとをカーラ圧迫用エア系３０と生体圧迫用エア系２０Ｂとで共通とすることができる。そのため、カーラ圧迫用空気袋８から脈波測定用空気袋１３Ｂへの振動の伝播を抑制しつつ、第１の実施の形態にかかる脈波計よりも部品点数を少なくすることができる。

なお、後述する第３の実施の形態および第４の実施の形態においても、第２の実施の形態と同様に、脈波測定用空気袋１３Ｂからのエアチューブはオリフィス５０を介してカーラ圧迫用空気袋８からのエアチューブに接続される構成としてもよい。そのようにすることで、同様に、カーラ圧迫用空気袋８から脈波測定用空気袋１３Ｂへの振動の伝播を抑制しつつ、部品点数を少なくすることができる。

［第３の実施の形態］
第１の実施の形態および第２の実施の形態にかかる脈波計１は、カーラ圧迫用空気袋８が、一体として駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの双方を覆うカーラ１０の外周側に位置し、カーラ１０の外周面を内側に向かって押圧することでカーラ１０を介して駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを生体に対して押付けるものとしている。しかしながら、カーラ１０を介して駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを生体に対して押付けるための圧迫機構は流体袋である空気袋によるものに限定されず、カーラ１０の外周面を、均等に内側に向かって押圧することができる他の部材で構成されてもよい。一例として、第３の実施の形態にかかる脈波計１は、人工筋肉を利用するものとする。

図１２は、第３の実施の形態にかかる脈波計１の機能ブロックを示す図である。第３の実施の形態にかかる脈波計１は、カーラ圧迫用空気袋８に替えてカーラ圧迫用人工筋肉８１を備え、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力を制御するカーラ圧迫用エア系３０などの各構成に替えて人工筋肉制御回路８３を備える。カーラ圧迫用人工筋肉８１はイオン導電性高分子ゲルなどの素材で構成され、アクチュエータの一種である。ＣＰＵ４０からの制御信号に基づいて人工筋肉制御回路８３はカーラ圧迫用人工筋肉８１を動作させるための信号を生成してカーラ圧迫用人工筋肉８１に対して出力する。カーラ圧迫用人工筋肉８１は人工筋肉制御回路８３からの信号に基づく電気的エネルギーにより動力を発生し、カーラ１０の外周面を内側に向かって押圧する。

図１３は、第３の実施の形態にかかる脈波計１での測定動作を示すフローチャートである。図１３に示される測定動作は、図７に示される測定動作のうち、上記ステップＳ３，Ｓ５でのカーラ圧迫用空気袋８を加圧して所定の圧力に維持するための動作に替えて、ステップＳ５３の動作が行なわれる。ステップＳ５３でＣＰＵ４０は、人工筋肉制御回路８３に対して制御信号を出力し、所定の押力でカーラ１０が駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを生体に対して押付けるようカーラ圧迫用人工筋肉８１を駆動し、カーラ１０を固定する。また、上記ステップＳ１９での動作に替えて、ステップＳ５５で、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂ内の圧力を大気圧に解放すると共に、カーラ１０の固定を解放する。

このように、カーラ１０を介して駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを生体に対して押付けるための圧迫機構が空気袋以外で構成される場合であっても本発明にかかる動脈硬化度判定装置を搭載した脈波計を実現し得る。

［第４の実施の形態］
第１の実施の形態〜第３の実施の形態にかかる脈波計１では、先述のように、脈波測定用空気袋１３Ｂの内圧変化に基づいて脈波が測定され、駆血用空気袋１３Ａの内圧変化に基づいて血圧が算出される。したがって、駆血用空気袋１３Ａは、血圧測定に必要な動脈長さを確保するための動脈方向のサイズ（たとえば１２ｃｍ程度）が必要となっている。その結果、カーラ圧迫用空気袋８の動脈方向のサイズは、少なくとも、上述の駆血用空気袋１３Ａのサイズと、脈波測定用空気袋１３Ｂの脈波測定に必要な動脈長さを確保するための動脈方向のサイズとを合計したサイズ分必要となる。

ここで、先述のように、カーラ圧迫用空気袋８は駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの外周側に位置しており、カーラ圧迫用空気袋８と駆血用空気袋１３Ａとの間には脈波測定用空気袋１３Ｂとの間に存在する振動抑制部材１３Ｃが備えられていないため、カーラ圧迫用空気袋８には駆血用空気袋１３Ａの内圧変化が伝播される。そこで、脈波計１を、駆血用空気袋１３Ａの内圧変化に替えて、カーラ圧迫用空気袋８の内圧変化に基づいて血圧を算出する構成としてもよい。

図１４は、第４の実施の形態にかかる脈波計１の機能ブロックを示す図である。第４の実施の形態にかかる脈波計１は、カーラ圧迫用空気袋８に替えて血圧測定用空気袋８５を備え、カーラ圧迫用空気袋８内の圧力を制御するためのカーラ圧迫用エア系３０などの各構成は、血圧測定用空気袋８５内の圧力を制御するために用いられるものとする。なお、第４の実施の形態にかかる脈波計１にはカーラ１０が含まれず、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂの外周側に位置する血圧測定用空気袋８５が膨張することによって、駆血用空気袋１３Ａと（振動抑制部材１３Ｃを介して）脈波測定用空気袋１３Ｂとを押圧し、生体に対して押付けるものとする。

さらに、駆血用空気袋１３Ａとカーラ圧迫用空気袋８とを一体とし、駆血用空気袋１３Ａが生体および（振動抑制部材１３Ｃを介して）脈波測定用空気袋１３Ｂとを押圧する構成としてもよい。

カーラ圧迫用空気袋８に替えて血圧測定用空気袋８５を備えた構成、および駆血用空気袋１３Ａとカーラ圧迫用空気袋８とを一体とした構成をまとめて、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを圧迫するための圧迫部材を駆血用空気袋１３Ａと兼用する構成、と称することができる。

第４の実施の形態にかかる脈波計１を、駆血用空気袋１３Ａおよび脈波測定用空気袋１３Ｂを圧迫するための圧迫部材を駆血用空気袋１３Ａと兼用する構成とすることで、上記圧迫部材の動脈方向のサイズを、血圧測定に必要な動脈長さを確保するための動脈方向のサイズ、つまり、駆血用空気袋１３Ａの動脈方向のサイズとすることができる。したがって、測定部５のサイズを小さくすることができ、装置全体として小型化を図ることができる。

なお、脈波計１での測定動作を、図７に示された動作に替えて図１５に示されるようにすることもできる。ここでは、図１５のフローチャートに示される測定動作は第４の実施の形態にかかる脈波計１での測定動作を示すものとしているが、第４の実施の形態に限定されず、第１の実施の形態〜第３の実施の形態にかかる脈波計１のいずれで行なわれてもよい。

図１５を参照して、図１５のフローチャートに示される測定動作は、図７に示される測定動作の上記ステップＳ１での初期化が行なわれた後に、ステップＳ７１で操作部３において、脈波を測定するモードであるか、血圧のみを測定するモードであるかの選択を受け付け、その後の動作を分岐する。ステップＳ７１で脈波を測定するモードであるとの選択を受け付けた場合には（ステップＳ７１でＹＥＳ）、続くステップＳ７３，Ｓ７５でＣＰＵ４０は、血圧測定用空気袋８５内の圧力を上記ステップＳ３，Ｓ５でのカーラ圧迫用空気袋８内の圧力調整と同様に調整する動作を行なう。そして、以降は、図７に示される測定動作と同様の動作が行なわれる。

ステップＳ７１で血圧のみを測定するモードであるとの選択を受け付けた場合には（ステップＳ７１でＮＯ）、続くステップＳ８１でＣＰＵ４０は上記ステップＳ７３と同様に血圧測定用空気袋８５を加圧して、その後徐々に減圧しながら、圧力センサ３３からの圧力信号に基づいて動脈圧脈波を検出する。そして、動脈圧脈波の検出データに基づいて血圧値（最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ））を算出する（ステップＳ８３）。つまり、駆血用空気袋１３Ａの内圧変化が伝播した血圧測定用空気袋８５の内圧変化に基づいて脈波を測定する。その後、ＣＰＵ４０は血圧測定用空気袋８５内の圧力を大気圧に解放し（ステップＳ８５）、算出された最高血圧（ＳＹＳ）および最低血圧（ＤＩＡ）を基体２に設けられた表示部４で表示するための処理を行なって、測定結果を表示する（ステップＳ８７）。

脈波計１において上述の測定動作が行なわれることで、脈波計１を、脈波を測定して動脈硬化度の判定を行なうための指標を得るために用いるのみならず、血圧計としても用いることができ、血圧測定のみを行ないたい場合には、簡単な動作で素早く血圧値を得ることができる。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

実施の形態にかかる脈波計の外観の具体例を示す斜視図である。 実施の形態にかかる脈波計を用いて脈波を測定する際の、測定姿勢を示す模式断面図である。 駆出波と反射波との間の時間差ＴｒとＰＷＶとの相関の具体例を示す図である。 測定される脈波波形と、駆出波と、反射波との関係を説明する図である。 実施の形態にかかる脈波計の、測定部５の内部構造を説明するための断面の概略図である。 第１の実施の形態にかかる脈波計の機能ブロックを示す図である。 第１の実施の形態にかかる脈波計での測定動作を示すフローチャートである。 脈波計での測定動作中の各空気袋内の圧力変化を示す図である。 第１の実施の形態にかかる脈波計での、変形例にしたがう、圧力調整処理を含んだ測定動作を示すフローチャートである。 脈波計での測定動作中のカーラ圧迫用空気袋内の圧力の時間変化を示す図である。 第２の実施の形態にかかる脈波計の機能ブロックを示す図である。 第３の実施の形態にかかる脈波計の機能ブロックを示す図である。 第３の実施の形態にかかる脈波計での測定動作を示すフローチャートである。 第４の実施の形態にかかる脈波計の機能ブロックを示す図である。 脈波計での測定動作の他の具体例を示すフローチャートである。

符号の説明

１ 脈波計、２ 基体、３ 操作部、４ 表示部、５ 測定部、６ ハウジング、７ カバー、８ カーラ圧迫用空気袋、１０ カーラ、１３Ａ 駆血用空気袋、１３Ｂ 脈波測定用空気袋、１３Ｃ 振動抑制部材、２０Ａ，２０Ｂ 生体圧迫用エア系、２１Ａ，２１Ｂ エアポンプ、２２Ａ，２２Ｂ エアバルブ、２３Ａ，２３Ｂ 圧力センサ、２６Ａ，２６Ｂ エアポンプ駆動回路、２７Ａ，２７Ｂ エアバルブ駆動回路、２８Ａ，２８Ｂ 増幅器、２９Ａ，２９Ｂ Ａ／Ｄコンバータ、３０ カーラ圧迫用エア系、３１ エアポンプ、３２ エアバルブ、３３ 圧力センサ、３６ エアポンプ駆動回路、３７ エアバルブ駆動回路、３８ 増幅器、３９ Ａ／Ｄコンバータ、４０ ＣＰＵ、４１ メモリ部、５０ オリフィス、５１ オリフィス調整部、８１ カーラ圧迫用人工筋肉、８３ 人工筋肉制御回路、８５ 血圧測定用空気袋、１００ 上腕。

Claims (7)

1. 測定部位の中枢側に巻付けられる第１流体袋、および末梢側に巻付けられる第２流体袋と、
   前記第１流体袋および前記第２流体袋双方の外周側であって、前記測定部位の反対側に位置し、前記第１流体袋および前記第２流体袋双方を一体的に覆う圧迫部材と、
   前記第１流体袋の内圧を測定する第１センサと、
   前記圧迫部材の押圧力を調整する調整手段と、
   前記第１流体袋の内圧変化に基づいて、前記測定部位の脈波を検出する検出手段と、
   前記脈波を解析して、動脈硬化度を判定するための指標を算出する算出手段とを備え、
   前記調整手段は、前記圧迫部材で押圧させることで前記第１流体袋および前記第２流体袋双方を前記測定部位に向かって圧迫し、前記第１流体袋および前記第２流体袋を前記測定部位に一定の押圧力で押付け、
   前記検出手段は、前記測定部位に前記一定の押圧力で押付けられた状態の前記第１流体袋の内圧変化に基づいて前記測定部位の脈波を検出し、
   前記圧迫部材は第３流体袋であり、
   前記調整手段は、前記圧迫部材である前記第３流体袋の振動に応じて前記第３流体袋の内圧を調整し、前記振動を打ち消すための制御を行なう、動脈硬化度判定装置。
2. 前記検出手段は、前記第２流体袋が前記測定部位に押付けられ駆血した状態における、前記第１流体袋の内圧変化に基づいて前記測定部位の脈波を検出する、請求項１に記載の動脈硬化度判定装置。
3. 前記第１流体袋と前記圧迫部材との間に、前記圧迫部材の振動の前記第１流体袋への伝播を抑制する抑制部材をさらに備える、請求項１または２に記載の動脈硬化度判定装置。
4. 前記第１流体袋と前記圧迫部材である前記第３流体袋とはオリフィスを介して接続されて、
   前記オリフィスは、前記第３流体袋の振動の前記第１流体袋への伝播を抑制する、請求項１〜３のいずれかに記載の動脈硬化度判定装置。
5. 前記オリフィスを介した前記第１流体袋と前記第３流体袋との間の流体の流れ量を調整する調整手段をさらに備え、
   前記調整手段は、前記第１流体袋内の圧力を一定とするよう前記流れ量を調整する、請求項４に記載の動脈硬化度判定装置。
6. 前記第２流体袋の内圧を測定する第２センサと、
   前記第２流体袋の内圧変化に基づいて血圧値を算出する算出手段とをさらに備える、請求項１〜５のいずれかに記載の動脈硬化度判定装置。
7. 測定部位の中枢側に巻付けられる第１流体袋、および末梢側に巻付けられる第２流体袋と、
   前記第１流体袋および前記第２流体袋双方の外周側であって、前記測定部位の反対側に位置し、前記第１流体袋および前記第２流体袋双方を一体的に覆う圧迫部材と、
   前記第１流体袋の内圧を測定する第１センサと、
   前記圧迫部材の押圧力を調整する調整手段と、
   前記第１流体袋の内圧変化に基づいて、前記測定部位の脈波を検出する検出手段と、
   前記脈波を解析して、動脈硬化度を判定するための指標を算出する算出手段とを備え、
   前記調整手段は、前記圧迫部材で押圧させることで前記第１流体袋および前記第２流体袋双方を前記測定部位に向かって圧迫し、前記第１流体袋および前記第２流体袋を前記測定部位に一定の押圧力で押付け、
   前記検出手段は、前記測定部位に前記一定の押圧力で押付けられた状態の前記第１流体袋の内圧変化に基づいて前記測定部位の脈波を検出し、
   前記圧迫部材は、電気的な信号により動力が発生する人工筋肉部材であり、
   前記調整手段は、前記圧迫部材である前記人工筋肉部材に対して前記電気的な信号を出力して押圧力を調整する、動脈硬化度判定装置。

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