JP5619593B2

JP5619593B2 - 動脈血管検査装置

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Publication number: JP5619593B2
Application number: JP2010282445A
Authority: JP
Inventors: 繁廣石塚
Original assignee: A&D Co Ltd
Current assignee: A&D Holon Holdings Co Ltd
Priority date: 2010-12-17
Filing date: 2010-12-17
Publication date: 2014-11-05
Anticipated expiration: 2030-12-17
Also published as: JP2012130362A

Description

本発明は、生体の一部に巻回されたカフを用いて検出される動脈の脈波に基づいて動脈硬化の進行度を解析する技術に関するものである。

生体の動脈硬化の進行度を表すデータの１つとして一般的に動脈血管の壁厚が用いられる。血管の壁厚（血管壁厚）が厚いほど動脈硬化は進行していると判断できるからである。具体的に、非侵襲で上記血管壁厚を計測する場合は、超音波を利用して血管計測を行う超音波血管計測装置が利用される。例えば、特許文献１に示されるような超音波血管計測装置がそれである。

特許文献１に示されるような超音波血管計測装置では、ドプラ効果を利用して超音波のエコー信号に基づき血管壁厚が計測される。

特開２０００−２７１１１７号公報特開２００７−０４４３６３号公報

しかし、前記超音波血管計測装置はそもそも高価な機器であるので、より安価で簡便に血管壁厚を評価したいというニーズがあった。

本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、安価な機器で動脈の血管壁厚を評価できる動脈血管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、（ａ）生体の一部（被圧迫部位）に巻回されたカフ内の圧力であってその生体の脈拍に同期して周期的に変化するカフ脈波に基づいて算出されたその生体の一部における動脈の周期的容積変化を表す容積脈波と、非侵襲的に求められたその生体の動脈内の周期的圧力変化を表す圧脈波とに基づいて、その生体の動脈の血管壁厚を解析する血管壁厚解析手段を備えた動脈血管検査装置であって、（ｂ）予め記憶された関係から前記動脈の脈動情報に基づいて前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波を推定する非圧迫下圧脈波推定手段と、予め記憶された関係から前記非圧迫下圧脈波および前記カフの圧迫圧力に基づいてそのカフにより圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波推定手段と、前記カフの圧迫圧力を変化させる過程で前記カフ脈波の圧力振動成分を抽出し、該圧力振動成分の変化に基づいて前記生体の最高血圧値および最低血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段と、前記生体の動脈における脈波伝播速度を測定する脈波伝播速度測定手段とを、含み、（ｃ）前記血管壁厚解析手段は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈の血管壁厚を示す血管壁厚指標値を算出するものであり、（ｄ）前記圧迫下圧脈波推定手段は、脈波伝播速度の変化と生体の最高血圧値および最低血圧値の変化との予め記憶された関係から、実際の脈波伝播速度の変化に基づいて前記動脈内の最高血圧値および最低血圧値を推定するとともに、予め記憶された関係から該最低血圧値に基づいて平均血圧値を推定し、該最高血圧値および最低血圧値、平均血圧値に基づいて、前記圧迫下圧脈波を一拍毎に推定するものであることにある。

このようにすれば、上記動脈血管検査装置は基本的構成はカフを用いる血圧計であるので、上記血管壁厚指標値に基づいて簡便で安価に動脈の血管壁厚を評価できる。また、圧迫下圧脈波に基づいて前記血管壁厚指標値を正確に得ることが可能である。なお、前記動脈の脈動情報としては、例えば、脈波伝播速度、血流速度、脈動圧力、脈動容積などがある。

ここで、好適には、前記非圧迫下圧脈波推定手段は、前記カフを用いて予め測定された前記生体の基準血圧値を用いて校正された関係から前記生体の脈波伝播速度に基づいて前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の前記非圧迫下圧脈波を推定するものである。このようにすれば、非圧迫下圧脈波を連続的に且つ容易に得ることができる。

また、好適には、（ａ）前記動脈血管検査装置は、前記カフ内の圧迫圧力を変化させる過程で、容積脈波上昇脚の脈波開始点の血管の内腔断面の状態が閉管した状態から定常的に開管した状態に移行する境界の前記カフ内の圧迫圧力を管壁圧力の原点として、前記カフにより圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にしたその貫壁圧力を算出する貫壁圧力算出手段を、含み、（ｂ）前記圧迫下圧脈波推定手段は、前記非圧迫下圧脈波から前記カフ内の圧迫圧力を差し引くことにより前記圧迫下圧脈波を算出するものである。このようにすれば、その圧迫下圧脈波を正確に算出し、その結果として前記血管壁厚指標値を正確に得ることが可能である。

また、好適には、前記カフに一定容積変化を与えたときのそのカフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記カフ脈波と前記カフ感度とに基づいて、前記動脈内の圧力が増加したときにその動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す前記容積脈波を算出する容積脈波算出手段を、前記動脈血管検査装置は含む。このようにすれば、カフ感度を考慮した正確な容積脈波が得られるので、その容積脈波に基づく前記血管壁厚指標値を正確に得ることが可能である。

また、好適には、前記カフは、前記生体の被圧迫部位の軸方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、その一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、その一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の変動する圧力を前記カフ脈波として検出するものである。このようにすれば、被圧迫部位の長手方向すなわち軸方向において連なる上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋から生体の被圧迫部位内の動脈に対して圧迫圧力を均等な圧力分布で加えつつ、正確なカフ脈波が得られる。

また、好適には、前記血管壁厚解析手段は、前記生体の血管壁厚指標値として、前記動脈の血管壁に生じる張力とその血管壁を境にした貫壁圧力との関係でその張力が生じるか否かの境界に対応するその貫壁圧力と、その張力が生じるか否かの境界に対応するその貫壁圧力を前記生体の動脈圧で除した値との何れか一方または両方を算出するものである。このようにすれば、動脈の血管壁厚を評価するために対比可能なデータとして前記血管壁厚指標値を利用できる。ここで、上記血管壁厚指標値は、それが大きいほど血管壁厚が大きいことを示している。

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

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

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

本発明が適用された圧迫帯を備える血圧測定装置の構成を説明するブロック図である。図１の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１および図２に示す圧迫帯内に収容された上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋を、一部を切り欠いて示す図である。図３の上流側膨張袋、検出用膨張袋、下流側膨張袋の構成を説明する断面図であって、図３のＶ−Ｖ視図である。図１の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図５の血圧測定部Ｐ１乃至ＴＰ値計算部Ｐ５を詳しく説明する図である。図２の圧迫帯が巻回された上腕部を皮下組織、動脈、静脈にモデル化し、カフ圧によりその上腕部の容積が変化する過程の概念図と、ＴＰ＝０前後のカフ圧に対する容積脈波の変化を示す図である。図５の圧脈波計算部で得られる圧脈波を示す図である。カフ圧が最高血圧値よりも高い値から低い値まで変化したときの、カフ下の圧脈波と、図５のＴＰ値計算部Ｐ５において算出される貫壁圧力ＴＰとを説明する図である。貫壁圧力ＴＰの変化に対する動脈血管の断面積Ａ（動脈の容積）の変化特性を示す図である。圧力値ｐに対する、２点の特徴点Ｐ１およびＰ２間の断面積比Ａ（Ｐ2）／Ａ（Ｐ1）の変化特性を示す図である。コンプライアンス算出式からの変形式におけるＴＰ−（Ｐb−ａ）mmHgに対するＫ（ｂ／Ａb）の関係を示す図である。貫壁圧力ＴＰをボトム圧力Ｐo（＝ＤＢＰi）と動脈外の圧力Ｐe（＝Ｐcuff）との差と定義したときの、コンプライアンスの算出内容を説明する図である。動脈の弾性特性を、その動脈を構成する弾性繊維（１点鎖線）、弾性繊維＋膠原繊維（２点鎖線）と共に実線にて示す図である。貫壁圧力ＴＰmmHgに対する動脈断面積Ａcm^２との関係を示す図である。被験者や測定部位は異なるが図１０、図１５に示すＰＡ曲線と同様の、貫壁圧力ＴＰ（横軸）に対する動脈断面積Ａ（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線を例示した図であり、そのＰＡ曲線において変化する動脈断面積Ａに対応させてその動脈血管の断面形状を模式的に図示したものである。図１６から導出された「ＴＰ＝０」からの最大血管コンプライアンス時の容積変動に対応した動脈断面積（血管断面積）と、超音波を用いたドプラ法により測定された血管断面積との相関関係を示した図である。図１６の横軸の貫壁圧力と血管壁の周方向に生じる張力との関係を説明するために、モデル化された動脈（血管）の横断面形状を示した図である。図１８の断面で血管周方向張力と外圧と内圧との釣り合いを示した図である。男性の年齢別に実験的に求められた貫壁圧力（横軸）に対する動脈断面積（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線を示した図である。図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図１の電子制御装置の制御作動の要部を説明するタイムチャートである。生体の脈波伝播速度hbＰＷＶおよび局所脈波伝播速度bbＰＷＶの貫壁圧力ＴＰmmHgに対する変化特性を示す図である。容積パルス発生器から一定容積のパルスが加えられたときに発生する圧力パルスが重畳した１拍分のカフ脈波を示す図である。

以下、本発明の一実施例について図面を参照しつつ詳細に説明する。

図１は、被圧迫部位である生体の肢体たとえば上腕１０に巻き付けられる脈波検出用圧迫帯の一例である上腕用の圧迫帯（カフ）１２を備えた動脈硬化検査機能付血圧測定装置１４（以下、「血圧測定装置１４」という）を示している。この血圧測定装置１４は、生体の上腕１０の動脈１６内の周期的圧力変化を表す圧脈波ＡＰＷ、その上腕１０の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度関連値であるコンプライアンスＫ（血管コンプライアンスＫ）およびスティフネスβ、脈波伝播速度ＰＷＶ、動脈（血管）１６の血管壁厚を示す血管壁厚指標値BV_THを非侵襲的に測定または算出することができるので、圧脈波検出装置、自動血圧測定装置、血管（動脈）柔軟度測定装置、脈波伝播速度測定装置、および、動脈血管検査装置としても機能している。

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

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

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

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

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

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

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

上記主圧力センサＴ０、第１圧力センサＴ１、第２圧力センサＴ２、第３圧力センサＴ３の出力信号は電子制御装置７０に供給される。電子制御装置７０は、ＣＰＵ７３、ＲＡＭ７４、ＲＯＭ７６、および図示しないＩ／Ｏポートなどを含む所謂マイクロコンピュータであって、ＣＰＵ７３はＲＡＭ７４の記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ７６に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し、電動式の空気ポンプ５０、急速排気弁５２、および排気制御弁５４、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、容積パルス発生器６０を制御することにより上腕１０の動脈１６から発生する測定データを採取するとともに、その測定データに基づいてその生体の血圧値ＢＰ、動脈柔軟度（動脈コンプライアンス）Ｋ、脈波伝播速度ＰＷＶを算出し、表示装置７２にその演算結果である測定値、すなわち、生体の最高血圧値ＳＢＰo、最低血圧値ＤＢＰoと共に血管壁厚指標値BV_THを表示させる。

図５は、上記電子制御装置７０の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図を示している。図５において、血圧測定手段（オシロメトリック式血圧測定手段）すなわち血圧測定部Ｐ１は、生体の一部たとえば上腕１０に巻回された圧迫帯（カフ）１２の圧迫圧（圧迫圧力）を変化させる過程で、その圧迫帯１２の検出用膨張袋２４内の圧力であって上記生体の脈拍に同期して周期的に変化するカフ脈波を逐次検出する。そして、血圧測定部Ｐ１は、その一連のカフ脈波の圧力振動成分を抽出し、そのカフ脈波の圧力振動成分の変化に基づいて例えば各々の圧力振動成分間の最大差分値の発生時のカフ圧を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として検出するオシロメトリック法を用いて予め測定し、表示装置７２に表示させる。このとき例えば、血圧測定部Ｐ１は、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６で生体の被圧迫部位（例えば上腕１０）を同じ圧力で圧迫した状態で、検出用膨張袋２４内の変動する圧力を前記カフ脈波として検出する。脈波伝播速度測定手段すなわち脈波伝播速度測定部Ｐ２は、上腕１０の動脈１６における脈波伝播速度、たとえば大動脈起始部から上腕までの脈波伝播速度hbＰＷＶを、上記上腕１０に巻回された圧迫帯（カフ）１２の検出用膨張袋２４により得られたカフ脈波と図示しない心電測定部から得られた心電図Ｒ波との時間差（伝播時間）Ｔと距離Ｌとから一拍毎に連続的に算出し、脈波伝播速度hbＰＷＶ（＝Ｌ／Ｔ）を逐次測定する。

血圧動揺パラメータ測定手段すなわち血圧動揺パラメータ測定部Ｐ３は、図６に詳しく示すように、予め求められた関係から上記実際の脈波伝播速度hbＰＷＶを用いて生体の一拍毎の最高血圧値ＳＢＰiおよび最低血圧値ＤＢＰiを逐次推定する。たとえば、基準血圧測定時に心臓と上腕との間の予め求められた基準脈波伝播速度hbＰＷＶrefに対する逐次求められた実際の脈波伝播速度hbＰＷＶiの変化分（hbＰＷＶi−hbＰＷＶref）を一拍毎に算出し、たとえば基準血圧測定時に生体毎に予め求められた血圧／脈波伝播速度係数Ｓhb（＝ΔＳＢＰ／ΔhbＰＷＶ）およびＤhb（＝ΔＤＢＰ／ΔhbＰＷＶ）をその変化分（hbＰＷＶi−hbＰＷＶref）にそれぞれ乗算することにより最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰiおよび最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰiを一拍毎に算出し、それら最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰiおよび最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰiを上記基準血圧値である最高血圧値ＳＢＰoおよび最低血圧値ＤＢＰoに加算（補正）することにより、一拍毎に生体の推定最高血圧値ＳＢＰiおよび推定最低血圧値ＤＢＰiを逐次算出するとともに、必要に応じてそれら最高血圧値ＳＢＰiおよび最低血圧値ＤＢＰiの一定区間の移動平均値たとえば１０秒間或いは１０拍程度の間の移動平均値を算出し、逐次出力する。それら最高血圧値ＳＢＰiおよび最低血圧値ＤＢＰiは上腕１０の動脈１６内における一拍毎の圧脈波の最高値および最低値に対応している。１拍ごとの平均血圧値ＭＡＰｉを上記最高血圧値ＳＢＰiおよび最低血圧値ＤＢＰiから次式で推定する。なお、次式(1)のＭＡＰoは基準血圧値測定時の平均血圧値である。
ＭＡＰo＝ＤＢＰo＋（ＳＢＰo−ＤＢＰo）／３・・・(1)
ＭＡＰi＝ＤＢＰi＋（ＳＢＰi−ＤＢＰi）／３・・・(2)

圧脈波計算部Ｐ４は、非圧迫下圧脈波推定手段すなわち非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１と、ＴＰ値計算部Ｐ５と、圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２とを含んでいる。非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１は、圧迫帯（カフ）１２を用いて予め測定された生体の基準最高血圧値ＳＢＰoおよび基準最低血圧値ＤＢＰoを用いて校正された関係から、動脈１６の脈動情報である脈波伝播速度hbＰＷＶに基づいて、圧迫帯１２により圧迫されていない部位の動脈１６内の非圧迫下圧脈波を推定する。具体的には、非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１は、前記血圧測定部Ｐ１により測定された基準最高血圧値ＳＢＰoおよび基準最低血圧値ＤＢＰoと前記血圧動揺パラメータ測定部Ｐ３で推定された推定最高血圧ＳＢＰｉ及び推定最低血圧ＤＢＰｉから前記非圧迫下圧脈波の脈圧ＰＰｉ（＝ＳＢＰｉ−ＤＢＰｉ）を算出する。

貫壁圧力算出手段すなわちＴＰ値計算部Ｐ５は、前記カフ１２内の圧迫圧力を変化させる過程で、容積脈波上昇脚の脈波開始点の血管（具体的には動脈１６）の内腔断面の状態が閉管した状態から定常的に開管した状態に移行する境界の前記カフ１２内の圧迫圧力を管壁圧力ＴＰの原点すなわちＴＰ＝０として決定する。上記容積脈波上昇脚の脈波開始点とは、その容積脈波における波形立上がりの開始点であり、その容積脈波は後述するように容積脈波計算部Ｐ７によって算出される。図７に上腕部を皮下組織、動脈、静脈にモデル化し、カフ圧Ｐcuffによりその上腕部の容積が変化する過程の概念図を示す。カフ圧Ｐcuffの増加とともに血管系が圧迫されて容積が減少する。カフ圧Ｐcuffが０から約２０mmHgの上昇で静脈血管がほぼ圧閉される。カフ圧Ｐcuffの更なる上昇で動脈血管が圧迫される。動脈血管が完全に圧閉されたときのカフ圧ＰcuffをＴＰ＝０点と決定する。図７はＴＰ＝０の前後のカフ圧Ｐcuffに対する検出用膨張袋２４で測定された容積脈波を示している。その図７にて二点鎖線L01で囲んで示すように、ＴＰ＝０より高いカフ圧Ｐcuffでは検出用膨張袋２４に現れる容積脈波の拡張期のボトム付近はカフ圧Ｐcuffにより圧閉されてフラット部が現れている。ＴＰ＝０より低いカフ圧Ｐcuffではモデル図（上腕容積モデル）のように動脈血管が常時開くので上腕部容積が増加する。カフ圧Ｐcuffのベースラインは動脈血管系のその増加分圧迫されて上昇する。ＴＰ＝０より高いカフ圧Ｐcuffで容積脈波の振幅はほぼ最大となり、カフ圧Ｐcuffの減少とともに容積脈波の拡張期のボトム付近の上記フラット部は消失し、連続した脈波形を形成しその振幅が減少する。ＴＰ＝０点は上記の変化を検出して正確に決定される。このＴＰ＝０のときのカフ圧Ｐoは、そのＴＰ＝０のときのカフ脈波の下ピーク値（ボトムのピーク値）のカフ圧Ｐcuffに決定される。

そして、ＴＰ値計算部Ｐ５は、動脈１６内の圧脈波（非圧迫下圧脈波）に対応したＴＰ＝０の圧力Ｐoiを次式（3）から、動脈１６の動脈壁（血管壁）の内外圧力差である貫壁圧力ＴＰiを、動脈１６内の圧脈波（非圧迫下圧脈波）に対応したＴＰ＝０の圧力Ｐoｉと動脈外の圧力Ｐe（＝Ｐcuff：カフ脈波の下ピーク値のカフ圧）とに基づいて次式(4)から１拍ごとに逐次算出する。
Ｐoi＝ＤＢＰi＋(Ｐo−ＤＢＰo)×(ＭＡＰi−ＤＢＰi)／(ＭＡＰo−ＤＢＰo)
・・・(3)
ＴＰi＝Ｐoi−Ｐe＝Ｐoi−Ｐcuff ・・・(4)

圧迫下圧脈波推定手段すなわち圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、予め記憶された関係から前記非圧迫下圧脈波および圧迫帯１２の圧迫圧力（カフ圧）Ｐcuffに基づいて圧迫帯１２により圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する。具体的には、前記非圧迫下圧脈波が示す動脈圧である非圧迫下動脈圧から前記圧迫圧力Ｐcuffを差し引くことにより、圧負荷時のカフ下の圧脈波すなわち前記圧迫下圧脈波を算出する。圧迫下圧脈波の脈圧ΔＰｉはＰoiより低いカフ圧では脈周期に渡って常時血管が開いている状態なのでΔＰiは非圧迫下動脈圧の脈圧ＰＰiとみなせる。心拍に同期して脈動する推定圧脈波の値ＰiがＰoiを下回る区間では(5)式に従って、推定圧脈波の値ＰiがＰoiを上回る区間では(6)式に従って逐次算出する。
ΔＰi＝ＰＰi （ＰＰi＝ＳＢＰi−ＤＢＰi；但しＰcuff≦Ｐoiの場合）
・・・(5)
ΔＰi＝ＰＰi−（Ｐcuff−Ｐoi）（但しＰcuff＞Ｐoiの場合でΔＰi≧０）
・・・(6)

圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２ではカフ下の圧脈波の伝播における減衰はないものとした。Ｐoi以下のカフ圧下では血管が開かれていて定常流が流れている状態なので、カフ下の伝播における脈波の粘性による減衰は無視できる。一方、Ｐoiを越えるカフ圧領域においては圧脈波の減衰が起こるがこの領域の脈波データは本特許の解析に使用しなくても差し支えないので考慮から外した。

図５に戻って、容積脈波測定手段すなわち容積脈波測定部Ｐ６は、圧迫帯１２が最低血圧値よりも低い予め設定された圧力で圧迫する状態で第２圧力センサＴ２により検出された検出用膨張袋２４からの前記カフ脈波を測定する。このカフ脈波は図８に示すようにカフ圧Ｐcuffが心拍に同期して脈動している。圧迫帯１２が最低血圧値よりも低い予め設定された圧力で圧迫する状態で第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号を、数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理を行うことにより、圧迫帯１２下の動脈１６の周期的容積変化を表す容積脈波の算出の基となるカフ脈波（mmHg）の圧力振動成分を弁別し、図８に示すように逐次出力する。

容積脈波算出手段すなわち容積脈波計算部Ｐ７は、上記圧迫帯１２の検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の割合を示すカフ感度すなわちカフコンプライアンスＳeを算出し、その検出用膨張袋（カフ）２４からの前記カフ脈波とその算出したカフ感度とに基づいて、動脈内の圧が増加したときにその動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す容積脈波を算出する。すなわち、そのカフコンプライアンスＳeを用いて上記カフ脈波（mmHg）を容積脈波（cm^３＝cc）に変換する。たとえば、検出用膨張袋２４による圧迫圧力下すなわち各第１圧力Ｐ1、第２圧力Ｐ2、第３圧力Ｐ3、第４圧力Ｐ4下において容積パルス発生器６０から一定容積Ｃ（cc）のパルスを加えたときに発生する圧力パルスＰpを重畳したカフ脈波信号における圧力上昇値ΔＰcuff（mmHg）を検出して、次式(7)に示す式からカフコンプライアンスＳeを算出し、そのカフコンプライアンスＳeをカフ脈波の縦軸に乗算することにより、単位が容積である容積脈波に変換する。すなわち、図８の縦軸を容積軸に変換することができる。

Ｓe＝Ｃ／ΔＰcuff ・・・(7)

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

ここで、図９に示すように、圧迫帯１２の圧迫圧力（カフ圧）Ｐcuffが生体の最高血圧値ＳＢＰよりも大きい止血状態から最低血圧値ＤＢＰより低い圧まで低下させられる過程で、圧迫帯１２の中央部の検出用膨張袋２４の直下では、貫壁圧力（トランスミューラルプレッシャ）ＴＰが零、すなわちカフ圧がＰoであるときに１拍当たりに増加（変動）する動脈の容積値Ｖに対応する断面積Ａ（＝Ｖ／Ｌ、Ｌは圧迫帯１２により圧迫される動脈の有効長さである設定値）は零（Ａ＝０）であると考えられる。カフ脈波（容積脈波）の最大脈波点はカフ圧がＰoであるときであり、カフ圧Ｐcuffが最大脈波点のカフ圧Ｐoより低い領域では、圧脈波の大きさは（ＳＢＰ−ＤＢＰ）mmHgに等しい。最大振幅点近傍で最大振幅点よりも高いカフ圧Ｐcuffでの圧脈波の大きさはΔＰ（＝（ＳＢＰ−ＤＢＰ）−（Ｐcuff−Ｐo））である。上記血管モデル設定部Ｐ８におけるモデルでは、最大振幅点よりも高いカフ圧での一拍毎の容積変動値（ＴＰi，Ａi）は（ΔＰi，ΔＡi）で与えられる。

血管コンプライアンス解析手段すなわち血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管たとえば上腕動脈１６の柔軟性（コンプライアンスＫ）を算出し、それを表示装置７２に表示させる。具体的には、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、血管モデル設定部Ｐ８により導入された前記チューブモデルに従い、予め記憶されたコンプライアンスモデル式(8)から、実際の貫壁圧力ＴＰ（mmHg）、貫壁圧力ＴＰが血管壁に対して張力として作用する圧力であるバックリング点Ｐb（mmHg）、バックリング点の断面積Ａb（mm^２）、動脈のエラスタンス定数（スケーリングパラメータ）ａ、動脈のエラスタンス定数ｂに基づいて、動脈１６のコンプライアンスＫすなわち貫壁圧力ＴＰの変化に対する断面積変化を示す値（ｄＡ／ｄＴＰ）を算出し、表示装置７２に表示させる。また、有限の脈圧ΔＰに対する断面積の変化量ΔＡを求め、実行コンプライアンスＫｐ（＝ΔＡ／ΔＰ）を算出し、表示装置７２に表示させる。(8)式において、バックリング点Ｐb以上のＴＰ（ＴＰ≧１５mmHg）領域でこのコンプライアンスモデル式が成立する。

Ｋ＝ｄＡ／ｄＴＰ＝Ａb[１／（ａ・ｂ）]・[ａ／（ＴＰ−Ｐb＋ａ）]
＝Ａb／[ｂ（ＴＰ−Ｐb＋ａ）] ・・・(8)

図１０は、上腕１０の動脈１６の貫壁圧力ＴＰに対する血管断面積Ａの実験的に求められる対数モデルを示しており、それに基づいて一般式(9)が実験的に得られる。ＴＰ≧Ｐbは解析適である。血管のコンプライアンスＫはＴＰの単位圧力変化当たりの血管の断面積Ａを単位長さ当たりの容積変化（ｄＡ／ｄＴＰ）で得られるものであるから、上記コンプライアンスモデル式(8)は、貫壁圧力ＴＰに対する血管断面積Ａの特性を示す一般式(9)を圧力微分することにより求められたものである。

Ａ＝Ａb｛（１／ｂ）・ｌｎ[（（ＴＰ−Ｐb）／ａ）＋１]＋１｝・・・(9)

上記コンプライアンスモデル式(8)は、１／Ｐの曲線であって分母はｘ軸の座標変換すなわち平行移動を示しており、ＴＰ＝Ｐb且つａ＝０で発散するので、その動脈のエラスタンス定数（スケーリングパラメータ）ａは正の値であって実験的に予め決定される。バックリング点Ｐbも明確に決定できないので、（Ｐb−ａ）を予め実験的に整合させる。Ａb／ｂは上記１／Ｐ曲線すなわちコンプライアンスＫの大きさを直接規定するものである。ＴＰ＞Ｐbの範囲内の２点Ｐ1、Ｐ2におけるコンプライアンスの比はＡb／ｂによりそれぞれ独立に決定され、それは（Ｐb−ａ）の動作点のシフトにより決定される。貫壁圧力ＴＰがＰ1であるときの圧脈波振幅（脈圧）ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1）とし、貫壁圧力ＴＰがＰ2であるときの圧脈波振幅（脈圧）ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ2）とすると、ΔＡ（Ｐ1）およびΔＡ（Ｐ2）は(10)式および(11)式により表わされる。そして、２点Ｐ1、Ｐ2間の圧力変化に対する容積変化比ΔＡ（Ｐ2）／ΔＡ（Ｐ1）は(12)式により表わされる。図１１は、脈圧ＰＰが４０mmHgであるときの圧力ｐmmHgに対する容積変化比ΔＡ（Ｐ2）／ΔＡ（Ｐ1）を示す特性曲線を、Ｐ1とＰ2との差（Ｐ2−Ｐ1）が５mmHgであるときは白丸印で、１０mmHgであるときは菱形印で、２０mmHgであるときは黒丸印でそれぞれ示している。また、図１１には、実験的にＰ1からシフトさせられた（Ｐb−ａ）が示されている。図１２は、(8)式から変形された、（ＴＰ−Ｐb＋ａ）mmHgに対するＫ（ｂ／Ａb）の変化を示す特性曲線を示している。また、図１３は、貫壁圧力ＴＰをボトム圧力Ｐo（＝ＤＢＰi）と動脈外の圧力Ｐe（＝Ｐcuff）との差と定義したときの、コンプライアンスＫの算出内容を図示したものである。

ΔＡ（Ｐ1）＝（Ａb／ｂ）・ｌｎ[１＋（ＰＰ／（Ｐ1−Ｐb＋ａ））]
・・・(10)
ΔＡ（Ｐ2）＝（Ａb／ｂ）・ｌｎ[１＋（ＰＰ／（Ｐ2−Ｐb＋ａ））]
・・・(11)
ΔＡ（Ｐ1）／ΔＡ（Ｐ2）＝ｌｎ[１＋（ＰＰ／（Ｐ2−Ｐb＋ａ））]
／ｌｎ[１＋（ＰＰ／（Ｐ1−Ｐb＋ａ））]
・・・(12)

これにより、ＴＰ＞Ｐbの範囲内の２点の圧力値Ｐ1およびＰ2における圧脈波振幅（脈圧）ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1）およびΔＡ（Ｐ2）が(10)式および(11)式から測定されると、コンプライアンスＫ（Ｐ1）およびＫ（Ｐ2）がそれぞれ決定される。すなわち、（Ｐb−ａ）が求められ、(10)式または(11)式に代入されると、（Ａb／ｂ）が求められ、それら（Ｐb−ａ）および（Ａb／ｂ）から(8)式からコンプライアンスＫ（＝ｄＡ／ｄＴＰ）が算出され、表示装置７２に表示される。Ｋは(9)式の微分値に相当するが、(9)式の非線形性の程度を含んだ、より実効的なコンプライアンスとして、(10)式から有限の脈圧ΔＰに対する断面積の変化量ΔＡを求め、実効コンプライアンスＫp（=ΔＡ／ΔＰ）を算出し、同じく表示装置７２に表示する。因みに、動脈（血管）１６の弾性特性は例えば図１４で実線として示されるようになっており、血管の弾性繊維が主体の領域の弾性特性を示す貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgにおけるコンプライアンスＫ（３０）は、(8)式に基づく(13)式により表される。ＴＰ=３０mmHgにおけるΔＰ=４０mmHgに対する実効コンプライアンスＫp（３０）は(14)式により表される。

Ｋ（３０）＝Ａb／[ｂ×（３０−（Ｐb−ａ））] ・・・(13)
Ｋｐ（３０）＝（Ａb／ｂ）・ｌｎ［１＋（４０／（３０−Ｐｂ＋ａ））／４０］
・・・(14)

前述のように、血管のコンプライアンスＫは管壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの血管の容積変化に対応する断面積Ａを、単位長さ当たりの容積変化量（ｄＡ／ｄＴＰ）で示すものであるから、その単位はcc／mmHgであるが、それを正規化して、管壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの単位長さ当たりの容積変化率（１／Ａ）（ｄＡ／ｄＴＰ）で示すことができる。前記コンプライアンスＫおよび実効コンプライアンスＫｐが正規化されたパラメータは、動脈の伸展性（伸展率）ＥおよびＥｐと定義される。血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、この動脈の伸展性（伸展率）Ｅ（1/mmHg）およびＥｐ（１／mmHg）たとえばＥ（３０）、Ｅ（ＤＢＰ）およびＥｐ（３０）を、予め記憶された式(15.A)および(15.B)から上記コンプライアンスＫ（cc/mmHg）およびＫｐ（cc/mmHg）に基づいてカフ圧の特徴点毎に算出し、表示装置７２から出力させる。なお、(15)式において、Ａは特徴点毎の１拍当たりの動脈容積変化量（cc）であり、前記容積脈波の１周期の面積により算出されるが、断面積Ａであってもよい。

Ｅ＝（１／Ａ）Ｋ＝（１／Ａ）（ｄＡ／ｄＴＰ）・・・(15.A)
Ｅp＝（１／Ａ）Ｋp＝（１／Ａ）（ΔＡ／ΔＰ）・・・(15.B)

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

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

ＰＡ曲線解析手段すなわちＰＡ曲線解析部Ｐ１１は、図１５に示す、トランスミューラルプレッシャＴＰ（mmHg）（横軸）に対する動脈断面積Ａcm^２（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線（ＰＡカーブ）を求めて表示するとともに、圧脈波ΔＰ（ｔ）の波形、容積脈波ΔＶ（ｔ）の波形を時間軸上に表示し、求められたスティフネスβおよび血管の弾性繊維が主体の領域の弾性特性を示す貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgにおけるスティフネスβ（３０）を表示する。このスティフネスβおよびβ（３０）は次式(16.A)および(16.B)により定義されるように動脈柔軟度に関連するパラメータであり、たとえば上記ＰＡ曲線におけるの傾きに基づいて算出される。なお、式(16)において、Ｄsは最高血圧時の動脈径（mm）であり、Ｄdは最低血圧時の動脈径（mm）であって前記容積脈波に基づいて算出されるが、それらは前記容積脈波に基づいて算出される要請最高血圧時および最低血圧時の動脈内腔の断面積（mm）であってもよい。

β＝ｌｎ（ＳＢＰ／ＤＢＰ）・Ｄ／ΔＤ
＝ｌｎ［（ＤＢＰ＋ＰＰ）／ＤＢＰ］・Ｄd／（Ｄs−Ｄd）・・・(16.A)
β（３０）＝ｌｎ[（３０＋ＰＰ）／３０]
・Ｄ（３０）／[Ｄ（３０＋ＰＰ）−Ｄ（３０）] ・・・(16.B)

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

ところで、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、前述したように、コンプライアンスＫを算出する過程において（Ｐb−ａ）を算出するが、この（Ｐb−ａ）は、前記生体の動脈１６の血管壁厚を示す指標値となり得る。この点について、次に説明する。

図１６は、被験者や測定部位は異なるが図１０、図１５に示すＰＡ曲線と同様の、貫壁圧力ＴＰ（横軸）に対する動脈断面積Ａ（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線を例示した図である。そして、図１６内の右側には、その縦軸の動脈断面積Ａに対応させてその動脈血管の断面形状を示す模式図を図示している。その断面形状では、（ａ）の状態が動脈断面積Ａが最大であって（ａ）から（ｄ）の状態に向かうに従いその動脈断面積Ａは小さくなり、（ｄ）の状態は「ＴＰ＝０」での圧閉状態（Ａ＝０mm^２）を示しており、（ｃ）の状態は血管壁に周方向の正の張力Ｔcが生じていない血管断面の不安定な状態を示している。なお、上記動脈断面積Ａは厳密に言えば血管内腔の断面積である。

図１７は、図１６から導出された「ＴＰ＝０」からの最大血管コンプライアンス時の容積変動ΔＶ_Ｘに対応した動脈断面積（血管断面積）Ａと、カフ圧ゼロで超音波を用いたドプラ法により測定された血管断面積Ａdiaとの相関関係を示した図である。図１７の横軸に示す血管断面積Ａは、詳細に説明すれば、図１６において貫壁圧力ＴＰが零とされた状態からコンプライアンスＫが最大値となる血圧（血管内圧）の上昇ΔＰ_Ｘが生じたときの容積変動ΔＶ_Ｘに対応した血管断面積Ａである。なお、容積変動ΔＶ_Ｘは、単位血管長で見れば断面積変動であり、「ＴＰ＝０」では圧閉状態（Ａ＝０mm^２）であるので、血管断面積Ａに対応する。

図１７に示すように、超音波を用いて観測された血管断面積Ａdiaと図１６に示される血管断面積Ａとの間には相関関係が認められる。

図１６に戻り、そのＰＡ曲線によれば、貫壁圧力ＴＰを０から大きくしていくと貫壁圧力ＴＰが境界貫壁圧力Ｐbaに到達したところから動脈断面積Ａは急速に大きくなる。このようになる理由として、動脈１６の断面形状は、貫壁圧力ＴＰが境界貫壁圧力Ｐbaよりも低い場合には、血管壁内外圧差Pdの血管壁に対し外向きに働く力に対応した血管壁の周方向の張力Ｔcが生じていない状態すなわち（ｃ）または（ｄ）の状態である一方で、貫壁圧力ＴＰが境界貫壁圧力Ｐbaよりも高い場合には、上記血管壁内外圧差Pdの血管壁に対し外向きに働く力により正方向の上記周方向張力Ｔcが生じた状態すなわち（ａ）または（ｂ）の状態であるからだと考えられる。

そこで、動脈（血管）１６を壁厚が一定で円筒状のチューブであるとモデル化し、図１８及び図１９を用いて血管壁内外圧差Pdと血管壁の周方向に生じる張力（血管周方向張力）Ｔcとの関係について説明する。

図１８は、上記モデル化された動脈（血管）１６の横断面形状を示した図であり、図１９は、図１８の断面で血管周方向張力Ｔcと外圧Ｐoutと内圧Ｐinとの釣り合いを示した図である。上記外圧Ｐoutは生体内で言えば動脈外の圧力Ｐeに相当し、上記内圧Ｐinは血圧値ＢＰに相当する。

図１９に示すように、血管内半径を「r1'」、血管外半径を「r2'」とすると、力の釣り合いから下記式(17)が導かれる。そして、血管壁厚ｈは下記式(18)で表されるので、下記式(17)は下記式(19)のように血管壁厚ｈを含む式に書き換えることができる。下記式（21）で血管壁厚ｈが無視できるとすると、その式（21）はよく知られているラプラスの式となる。更に、図１９では血管壁内外圧差Pdは下記式(20)で表されるので、下記式(19)は下記式(21)のように血管壁内外圧差Pdを含む式に書き換えることができる。

２×Ｔc＋２×r2'×Ｐout＝２×r1'×Ｐin ・・・(17)
ｈ＝r2'−r1' ・・・(18)
Ｔc＝（Ｐin−Ｐout）×r2'−Ｐin×ｈ・・・(19)
Pd＝Ｐin−Ｐout ・・・(20)
Ｔc＝r2'×(Pd−Ｐin×ｈ／r2') ・・・(21)

上記式(21)から、例えば、「r2'＝４mm、ｈ＝０．５mm」の血管では、下記式(22)の関係が成立した場合に「Ｔc＞０」となり血管壁内外圧差Pdによる血管壁を拡張させる力に対応して血管周方向張力Ｔcが生じたと言える。そして、その血管では例えば「Ｐin＝１００mmHg」であるとすれば、下記式(22)から「ＴＰ＞１２mmHg」でその正の血管周方向張力Ｔcを生じさせた。

Pd＞Ｐin／８・・・(22)

このように、血管壁内外圧差Pdが正の値になっても直ちに血管壁を拡張させる力が生じるものではなく、このことは、図１６の貫壁圧力ＴＰと動脈１６の断面形状（ａ）〜（ｄ）との関係で示される、境界貫壁圧力Ｐbaを境にそれよりも大きい貫壁圧力ＴＰでは血管周方向張力Ｔcが生じると言うことと整合する。このように説明した点から、図１６の境界貫壁圧力Ｐbaは、動脈１６の血管壁に生じる血管周方向張力Ｔcと貫壁圧力ＴＰとの間の関係で、その血管周方向張力Ｔcが生じるか否かの境界に対応する貫壁圧力ＴＰであると言える。そして、図１６に示されるように、その境界貫壁圧力Ｐbaは、貫壁圧力ＴＰに対する動脈断面積Ａの変化が最も大きくなる点すなわち（ｄＡ／ｄＴＰ）が最大となる点の貫壁圧力ＴＰであり、前記動脈１６のコンプライアンスＫは前記式(8)に示すように（ｄＡ／ｄＴＰ）であるので、その式(8)から、境界貫壁圧力Ｐbaは、血管コンプライアンス計算部Ｐ９がコンプライアンスＫを求める過程で算出する前記（Ｐb−ａ）である。

また、上述したように、境界貫壁圧力Ｐbaは血管周方向張力Ｔcが生じるか否かの境界に対応する貫壁圧力ＴＰであるので前記式(21)において「Pd＝Ｐba、Ｔc＝０」とすると、下記式(23)導かれる。その式(23)から判るように、血管壁厚ｈは境界貫壁圧力Ｐbaに比例するので、境界貫壁圧力Ｐbaは、動脈１６の血管壁厚ｈを示す血管壁厚指標値BV_THとして利用できる。従って、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づき動脈１６のコンプライアンスＫを算出する過程で、前記生体の血管壁厚指標値BV_THとして、（Ｐb−ａ）すなわち境界貫壁圧力Ｐbaを算出するので、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて上記血管壁厚指標値BV_THを算出する血管壁厚解析手段として機能している。換言すれば、その血管壁厚指標値BV_THを算出する血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、非侵襲的に求められた前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記動脈１６の血管壁厚を解析するものである。ここで、上記血管壁厚指標値BV_THを正規化するため、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、血管壁厚指標値BV_THとして、境界貫壁圧力Ｐbaを上記生体の血圧値ＢＰである動脈圧で除した値を算出してもよい。すなわち、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、血管壁厚指標値BV_THとして、境界貫壁圧力Ｐbaと、境界貫壁圧力Ｐbaを上記生体の血圧値ＢＰ（動脈圧）で除した値との何れか一方または両方を算出するものであってもよい。上記血圧値ＢＰは、血管壁厚指標値BV_THの相互比較のために特定されていれば特に限定は無く、例えば、最高血圧値ＳＢＰoや最低血圧値ＤＢＰoなどである。下記式(23)において血管外半径r2'としては、例えば、年齢、性別、計測部位などに応じて予め実験的に求められた設定値が与えられてもよい。

ｈ＝Ｐba×r2'／Ｐin ・・・(23)

また、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、算出した血管壁厚指標値BV_THを表示装置７２に表示させる。

図２０は、男性の年齢別に実験的に求められた貫壁圧力ＴＰ（横軸）に対する動脈断面積Ａ（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線を示した図である。図２０において、実線Age28は２８歳男性のＰＡ曲線、破線Age32は３２歳男性のＰＡ曲線、二点鎖線Age35は３５歳男性のＰＡ曲線、一点鎖線Age41は４１歳男性のＰＡ曲線、破線Age47は４７歳男性のＰＡ曲線、実線Age58は５８歳男性のＰＡ曲線を示している。一般に４０歳以上では血管壁のうち内膜と中膜とが肥厚して血管壁が厚くなり動脈硬化が進行することがよく知られているところ、図２０において、４０歳以上のＰＡ曲線（一点鎖線Age41、破線Age47、実線Age58）では、４０歳未満のＰＡ曲線（実線Age28、破線Age32、二点鎖線Age35）と比較して、境界貫壁圧力Ｐbaが大きくなっている。この点からも境界貫壁圧力Ｐbaは、前記生体の動脈１６の血管壁厚を示す血管壁厚指標値BV_THとなり得ることが判る。

図２１および図２２は、上記電子制御装置７０の制御作動の要部を説明するフローチャートおよびタイムチャートをそれぞれ示している。図２１において、図示しない電源スイッチが投入されると、図２２のｔ0に示す初期状態とされる。この状態では、オペレータにより入力された患者データたとえば性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等が記憶されるとともに、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３、および急速排気弁５２は常開弁であるため非作動状態すなわち開（オープン）状態とされ、排気制御弁５４は常閉弁であるため非作動状態すなわち閉状態とされ、容積パルス発生器６０および空気ポンプ５０は非作動状態とされている。次いで、図示しない起動操作装置が操作されて血圧測定装置１４の測定動作が開始されると、先ず、図２２の時刻ｔ1乃至ｔ3に示す図２１のステップＳ１（以下、ステップを省略する）の第１血圧測定ルーチンが実行される。このＳ１は前記血圧測定部Ｐ１すなわち第１血圧測定手段或いは第１血圧測定工程に対応している。

上記第１血圧測定ルーチンでは、先ず、図２２の時刻ｔ1において、空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが生体の最高血圧値よりも十分に高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmaxに到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧が一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、徐速排気が開始される。図２２の時刻ｔ2はこの状態を示す。この徐速排気過程において第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号から、ローパスフィルタ処理が為されることにより圧迫帯１２による圧迫圧（静圧）を示すカフ圧力信号が弁別されるとともに、数Ｈｚ乃至数十Ｈｚの波長帯の信号を弁別するバンドパスフィルタ処理されることにより脈波信号が弁別される。次いで、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ（mmHg）、平均血圧値ＭＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ（mmHg）として決定し、その最低血圧値ＤＢＰが決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図２１のＳ１が終了させられる。図２２の時刻ｔ3はこの状態を示す。

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

次いで、図２１のＳ２の脈波伝播速度測定ルーチンが図２２の時刻ｔ4乃至ｔ６に示す区間において実行される。このＳ２は前記脈波伝播速度測定部Ｐ２或いは脈波伝播速度測定工程に対応している。先ず、急速排気弁５２および排気制御弁５４が閉じられるとともに空気ポンプ５０が起動される。次いで、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が予め最低血圧値ＤＢＰよりも低い値たとえば６０mmHgに設定された脈波検出圧Ｐpwvに到達すると、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２、第３開閉弁Ｅ３が閉じられ、上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６は互いに独立して脈波検出圧に維持される。図２２のｔ5時点はこの状態を示す。この状態において、第１圧力センサＴ１および第３圧力センサＴ３から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６により検出された脈波を示す脈波信号が弁別され、それらの脈波信号の位相差（脈波伝播時間）Δｔ1（sec）とたとえば９０ｍｍ程度の上流側膨張袋２２および下流側膨張袋２６の中心間距離Ｌ1（m）とに基づいて局所脈波伝播速度bbＰＷＶ（m／sec）が式(24)から算出される。このような局所脈波伝播速度bbＰＷＶの算出は、脈波の発生毎に時刻ｔ６に到達するまで繰り返し実行され、到達するとそれまでに求めた局所脈波伝播速度bbＰＷＶの平均値が算出される。また、図示しない心音マイクロホンにより検出された心音またはＥＣＧのＲ波の発生時刻と検出用膨張袋２４により検出されたカフ脈波の立ち上がり時刻との時間差Δｔ2（sec）と両者間の距離Ｌ2（m）とに基づいて脈波伝播速度hbＰＷＶ（m／sec）が式(25)から算出される。

bbＰＷＶ＝Ｌ1／Δｔ1 ・・・(24)
hbＰＷＶ＝Ｌ2／Δｔ2 ・・・(25)

図２３は、動脈１６の管壁の圧力差（＝脈動する動脈内圧すなわち圧脈波の最低圧力（ボトム圧力）Ｐo−動脈外圧すなわち圧迫帯による圧迫圧Ｐｅ）であるトランスミューラルプレッシャＴＰ（mmHg）に対する上記脈波伝播速度bbＰＷＶの変化を、同一生体から同時期に測定した従来の図示しない心音マイクロホンにより検出された心音またはＥＣＧのＲ波から上流側膨張袋２２までの脈波伝播速度hbＰＷＶと対比して示している。図２３から明らかなように、脈波伝播速度hbＰＷＶはトランスミューラルプレッシャＴＰに拘わらず略一定値を示している。これに対し上記脈波伝播速度bbＰＷＶは、トランスミューラルプレッシャＴＰが負の値から１０乃至２０（mmHg）付近すなわち圧迫帯１２による圧迫圧が最低血圧値ＤＢＰ付近に至るまでは略一定値を示すが、それよりも更に増加するほど比例的に増加する特徴がある。上記局所脈波伝播速度bbＰＷＶは、所定の圧力値たとえばＴＰ＝５０（mmHg）又はその付近における値或いは増加率を測定することにより、個人毎に比較可能な、動脈１６の硬化状態を評価するための循環器パラメータとして求められる。

次に、図２１において、Ｓ３の第２血圧測定／動脈コンプライアンスデータ検出ルーチンが図２２の時刻ｔ7乃至ｔ9に示す区間において実行される。このＳ３は前記血圧測定部Ｐ１、第２血圧算出手段、或いは第２血圧算出工程および動脈コンプライアンスデータ検出工程に対応している。このＳ３では、第１血圧測定ルーチンと同様に、先ず、時刻ｔ７において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが第１血圧測定ルーチンによる前回の測定値である生体の最高血圧値ＳＢＰよりも所定値高い値に予め設定された昇圧目標圧力Ｐmaxに到達すると、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが一定の速度で下降するように排気制御弁５４が作動させられ、単位時間当たり或いは単位脈波当たりの一定速度の徐速排気が開始される。図２２の時刻ｔ8はこの状態を示す。この徐速排気過程においては、第２圧力センサＴ２から出力される圧力信号がバンドパスフィルタ処理されることにより、検出用膨張袋２４により検出された脈波を示す脈波信号が繰り返し弁別される。次いで、第１血圧測定ルーチンと同様にして、脈波信号の発生毎に実行されるオシロメトリック式血圧値決定アルゴリズムにしたがって、順次発生する脈波信号の振幅或いはその変化に基づいて最高血圧値ＳＢＰ（mmHg）、平均血圧値ＭＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ（mmHg）として決定し、その最低血圧値ＤＢＰが決定されると同時に急速排気弁５２が開放され、それに応答して排気制御弁５４がその最大開口となるまで開かれて、図２１のＳ３の第２血圧測定ルーチンが終了させられる。このＳ３で測定された血圧値は基準血圧値ＳＢＰoおよびＤＢＰoとされる。図２２の時刻ｔ9はこの状態を示す。そして、最高血圧値ＳＢＰoと最低血圧値ＤＢＰoとの圧力差である脈圧ＰＰ（＝最高血圧値ＳＢＰo−最低血圧値ＤＢＰo）が算出される。後述の血管コンプライアンスＫの演算には、この第２血圧測定ルーチンから得られた最高血圧値ＳＢＰoおよび最低血圧値ＤＢＰoに基づく脈圧ＰＰ（mmHg）が用いられる。

次に、図２１のＳ４のカフコンプライアンス算出ルーチンが図２２の時刻ｔ10乃至ｔ18において実行される。このＳ４は圧脈波計算部Ｐ４に対応している。このＳ４では、先ず、時刻ｔ10において空気ポンプ５０が起動され、その空気ポンプ５０から圧送される圧縮空気により連通状態の上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が共に急速に上昇されて圧迫帯１２全体による上腕１０の圧迫が開始される。主圧力センサＴ０により検出される圧力すなわち圧迫帯１２による圧迫圧Ｐｅが予め設定された第１圧力Ｐ1に到達すると（時刻ｔ11）、上記空気ポンプ５０の作動が停止され、それに応答して、第１開閉弁Ｅ１、第２開閉弁Ｅ２および第３開閉弁Ｅ３が閉じられて上流側膨張袋２２、検出用膨張袋２４、および下流側膨張袋２６の圧力が上記第1圧力Ｐ1に時刻ｔ12まで維持される。この時刻ｔ11乃至ｔ12の間の第１圧力維持区間では、脈波の発生に同期してその脈波の裾に相当するタイミングで容積パルス発生器６０からたとえば０．２ｃｃ程度の一定容積Ｃの空気が５０ms乃至１００msの幅でパルス的に検出用膨張袋２４内に注入され、第２圧力センサＴ２から出力された信号にバンドパスフィルタ処理が施されることによりたとえば図２４に示すような上記容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰpが重畳した脈波信号が得られ、それが記憶される。この場合、上記圧力維持区間内において１０個程度の複数の図８に示す脈波信号が複数採取され、それらの脈波信号が記憶されてもよいし、それらの平均値の脈波信号が記憶されてもよい。そして、時刻ｔ12に到達して上記第１圧力維持区間が終了する。

上記の容積パルス発生器６０から検出用膨張袋２４内に注入される容積パルスは、そのときの検出用膨張袋２４の圧力変化に拘わらず予め設定された一定容積Ｃの空気であり、動脈１６が心拍に同期して膨張して検出用膨張袋２４に繰り返し与える容積増加分に対応する値に予め設定されたものである。また、図８に示す脈波信号は圧力値であり、Ｓ１で求められた最高血圧値ＳＢＰ（mmHg）を脈波信号の上ピーク値に対応させ、最低血圧値ＤＢＰ（mmHg）を脈波信号の下ピーク値に対応させることにより、図８の縦軸は生体の血圧値に変換される。

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

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

そして、上記第１圧力Ｐ1、第２圧力Ｐ2、第３圧力Ｐ3、第４圧力Ｐ4毎に第２圧力センサＴ２により検出され且つ記憶された各脈波信号について、動脈１６の脈動に由来して発生する検出用膨張袋２４内の圧力変化幅すなわち脈波の振幅値ΔＰ（mmHg）すなわちΔＰ1、ΔＰ2、ΔＰ3、ΔＰ4がそれぞれ算出され記憶される。また、上記各脈波信号において容積パルス発生器６０から加えられた容積パルスに対応する圧力パルスＰpすなわちＰp1、Ｐp2、Ｐp3、Ｐp4がそれぞれ算出されて、検出用膨張袋２４のカフコンプライアンスＳe（mmHg／cc）すなわちＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4が式(7)からそれぞれ算出され、記憶される。このカフコンプライアンスＳeは、検出用膨張袋２４の容積変化に対する圧力変化の割合を示す感度を表している。このようにしてカフコンプライアンスＳeが求められると、検出用膨張袋２４から第２圧力センサＴ２により検出された脈波の縦軸すなわち振幅を容積に変換することができる。すなわち、図８の縦軸を容積軸に変換することができる。

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

次いで図２１のＳ５では、動脈コンプライアンス算出ルーチンが実行される。このＳ５は、Ｓ３およびＳ４と共に、血管コンプライアンス算出部Ｐ９、動脈コンプライアンス算出手段或いは動脈コンプライアンス測定工程を構成している。この図２１のＳ５では、たとえば、先ず、Ｓ３において記憶された生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰに基づいて生体の脈圧ＰＰ（＝ＳＢＰ−ＤＢＰ）mmHgが算出される。次いで、カフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4を用いてカフ脈波の縦軸を補正することにより、単位が容積である容積脈波に変換する。また、基準血圧値ＳＢＰoおよびＤＢＰoの測定時に心臓と上腕との間の予め求められた基準脈波伝播速度hbＰＷＶrefに対する逐次求められた実際の脈波伝播速度hbＰＷＶiの変化分（hbＰＷＶref−hbＰＷＶi）を一拍毎に算出し、たとえば基準血圧測定時に生体毎に予め求められた血圧／脈波伝播速度係数Ｓhb（＝ΔＳＢＰ／ΔhbＰＷＶ）およびＤhb（＝ΔＤＢＰ／ΔhbＰＷＶ）をその変化分（hbＰＷＶref−hbＰＷＶi）にそれぞれ乗算することにより最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰiおよび最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰiを一拍毎に算出し、それら最高血圧値の血圧変動分ΔＳＢＰiおよび最低血圧値の血圧変動分ΔＤＢＰiを上記基準血圧値である最高血圧値ＳＢＰoおよび最低血圧値ＤＢＰoに加算（補正）することにより、一拍毎に生体の推定最高血圧値ＳＢＰiおよび推定最低血圧値ＤＢＰiを逐次算出する。この推定最高血圧値ＳＢＰiおよび推定最低血圧値ＤＢＰiには、基準血圧測定時以後の血圧動揺が反映されている。

このＳ５では、上記圧力値Ｐ1、Ｐ2、Ｐ3、Ｐ4における圧脈波振幅（脈圧）ＰＰに対する動脈の容積変化をΔＡ（Ｐ1）、ΔＡ（Ｐ2）、ΔＡ（Ｐ3）、ΔＡ（Ｐ4）が(10)式および(11)式から測定されると、コンプライアンスＫ（Ｐ1）、Ｋ（Ｐ2）、Ｋ（Ｐ3）、Ｋ（Ｐ4）がそれぞれ決定される。すなわち、（Ｐb−ａ）が求められ、(10)式または(11)式に代入されると、（Ａb／ｂ）が求められ、それら（Ｐb−ａ）および（Ａb／ｂ）から(8)式からコンプライアンスＫ（＝ｄＡ／ｄＴＰ）および実効コンプライアンスＫｐ（＝ΔＡ／ΔＰ）が算出され、表示装置７２に表示される。因みに、貫壁圧力の特徴点ＴＰ=３０mmHgおよび最低血圧点ＤＢＰmmHg毎におけるコンプライアンスＫ1、Ｋ2、Ｋ3、Ｋ４は、(8)式に基づく(13)式、および圧脈波ΔＰ=４０mmHgに対する実効コンプライアンスＫp1、Ｋp2、Ｋp3、Ｋp4は(14)式と同様に以下の式により表わされる。また、上記コンプライアンスＫの算出過程で求められる上記（Ｐb−ａ）すなわち前記境界貫壁圧力Ｐbaは前記血管壁厚指標値BV_THである。

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

また、血管のコンプライアンスＫおよび実効コンプライアンスＫｐは貫壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの血管の容積変化に対応する断面積Ａを、単位長さ当たりの容積変化量（ｄＡ／ｄＴＰ）および（１／Ａ）（ΔＡ／ΔＰ）で示すことができるものであるから、その単位はcc／mmHgであるが、それを正規化して、貫壁圧力ＴＰの単位圧力変化当たりの単位長さ当たりの容積変化率（１／Ａ）（ｄＡ／ｄＴＰ）で示すことができるので、コンプライアンスＫが正規化されたパラメータである動脈の伸展性（伸展率）Ｅ（1/mmHg）たとえばＥ（Ｐ1）、Ｅ（Ｐ2）、Ｅ（Ｐ3）、Ｅ（Ｐ4）、Ｅｐ（Ｐ1）、Ｅｐ（Ｐ2）、Ｅｐ（Ｐ3）、Ｅｐ（Ｐ4）を、予め記憶された式(15.A)および(15.B)から上記コンプライアンスＫ（cc/mmHg）および実効コンプライアンスＫｐ（cc/mmHg）に基づいてカフ圧の特徴点毎に算出し、Ｓ７において表示装置７２に表示させる。

次いで図２１のＳ６では、ＴＰ=０mmHgにおける血管の圧閉状態を起点として、バックリング点より大きい脈圧（ΔＰ≧１５mmHg）では、無負荷時の血管の自然長における血管径に相当した断面積への変移を含むので、最大の実効コンプライアンス値をとる。ＴＰ＝０mmHgにおける圧脈波ΔＰ（＝ＳＢＰ−ＤＢＰ）に対応した実効コンプライアンス（ΔＡ／ΔＰ）を最大の実効コンプライアンスＡＭとして算出し表示装置７２に表示させる。

また、図２１のＳ６では、図１５に示す、トランスミューラルプレッシャＴＰ（mmHg）（横軸）に対する動脈断面積Ａcm^２（縦軸）の変化特性を示すＰＡ曲線（ＰＡカーブ）を求めて表示するとともに、圧脈波ΔＰ（ｔ）の波形、容積脈波ΔＶ（ｔ）の波形を時間軸上に表示し、求められたスティフネスβおよびスティフネスβ（３０）を表示する。このスティフネスβおよびスティフネスβ（３０）は、式(16.A)および式(16.B)により定義されるように動脈柔軟度に関連するパラメータであり、たとえば上記ＰＡ曲線におけるの傾きに基づいて算出される。また、上記算出されたパラメータの経事的変化、移動平均値などの統計値を生体毎に算出される。この統計値は、診断や薬効の評価等のために表示させる。上記Ｓ６は、ＰＡ曲線解析部Ｐ１１、統計演算部Ｐ１２に対応している。

そして、図２１のＳ７は図５の表示制御部（表示制御手段）Ｐ１３に対応しており、そのＳ７では、表示制御ルーチンが実行される。このＳ７は、Ｓ２において測定された上腕の動脈１６内の脈波伝播速度bbＰＷＶまたはその変化率、Ｓ３において測定された生体の最高血圧値ＳＢＰoおよび最低血圧値ＤＢＰo、Ｓ４において測定されたカフコンプライアンスＳe1、Ｓe2、Ｓe3、Ｓe4、Ｓ５において算出された動脈コンプライアンスＫ1、Ｋ2、Ｋ3、Ｋ4が、患者の性別、年齢、姓名、患者ＩＤ等の患者データと共に表示装置７２にそれぞれ表示される。これにより、表示装置７２に表示された上記脈波伝播速度bbＰＷＶ、最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰ、動脈コンプライアンスＫ1、Ｋ2、Ｋ3、Ｋ4に基づいて患者の循環器の健康状態が客観的に示される。また、Ｓ５において算出された前記（Ｐb−ａ）すなわち前記境界貫壁圧力Ｐbaが前記血管壁厚指標値BV_THとして、上記患者データと共に表示装置７２に表示される。また、表示装置７２に表示させるコンプライアンスＫは、上記特徴点毎の値が数字表示されるだけでなく、トランスミューラルプレッシャＴＰ（横軸）に対するコンプライアンスＫ（縦軸）の変化特性を示すＫカーブ（K-Curve）、そのコンプライアンスＫの関連値であるＫカーブの傾きＡb／ｂ（縦軸）のトランスミューラルプレッシャＴＰ（横対数軸）に対する変化特性を示すＡb／ｂカーブなどをそれぞれグラフ表示する。

上述のように、本実施例の血圧測定装置（動脈血管検査装置）１４によれば、予め記憶された関係から動脈１６の脈動情報（具体的には脈波伝播速度hbＰＷＶ）に基づいて圧迫帯（カフ）１２により圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波を推定する非圧迫下圧脈波計算部（非圧迫下圧脈波推定手段）Ｐ４−１と、予め記憶された関係から前記非圧迫下圧脈波および圧迫帯１２の圧迫圧力に基づいて圧迫帯１２により圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波計算部（圧迫下圧脈波推定手段）Ｐ４−２とを、含み、血管コンプライアンス計算部（血管コンプライアンス解析手段）Ｐ９は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈血管たとえば上腕動脈１６の柔軟性（コンプライアンスＫ）を算出するものであることから、圧迫帯１２による圧迫状態のカフ下の動脈内の血圧値を示す圧迫下圧脈波が用いられて、カフ圧迫下の動脈の貫壁圧力が正確に得られるので、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスＫが得られる。また、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は前記血管壁厚解析手段として機能し、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて、前記生体の動脈血管たとえば上腕動脈１６の血管壁厚を示す前記血管壁厚指標値BV_THとして境界貫壁圧力Ｐbaを算出するので、血圧測定装置１４の基本的構成は圧迫帯１２を用いる血圧計ど同様のものであり、上記血管壁厚指標値BV_THに基づいて簡便で安価に動脈１６の血管壁厚を評価できる。例えば、超音波を利用したドプラ法による血管壁厚の測定と比較して、安価な装置を利用して簡便に血管壁厚を評価できる。なお、本実施例では前記動脈１６の脈動情報として脈波伝播速度hbＰＷＶが採用されているが、それ以外に、血流速度、脈動圧力、脈動容積などが考え得る。

また、本実施例の血圧測定装置１４によれば、圧脈波計算部Ｐ４内の非圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−１は、圧迫帯（カフ）１２を用いて予め測定された生体の基準最高血圧値ＳＢＰoおよび基準最低血圧値ＤＢＰoを用いて校正された関係からその生体動脈の脈波伝播速度hbＰＷＶに基づいて圧迫帯１２により圧迫されていない部位の動脈１６内の前記非圧迫下圧脈波を推定するものであることから、その非圧迫下圧脈波を連続的に且つ容易に得ることができる。

また、本実施例の血圧測定装置１４によれば、前記カフ１２内の圧迫圧力を変化させる過程で、容積脈波上昇脚の脈波開始点の血管（具体的には動脈１６）の内腔断面の状態が閉管した状態から定常的に開管した状態に移行する境界の前記カフ１２内の圧迫圧力を管壁圧力ＴＰの原点（ＴＰ＝０）として、前記カフ１２により圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした貫壁圧力ＴＰを算出するＴＰ値計算部（貫壁圧力算出手段）Ｐ５を、含み、前記圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、前記非圧迫下圧脈波から前記カフ１２内の圧迫圧力を差し引くことにより前記圧迫下圧脈波を算出するものである。従って、その圧迫下圧脈波が正確に算出されて正確な血管コンプライアンスＫが得られ、また、その血管コンプライアンスＫが正確に得られるのであるから、その血管コンプライアンスＫの算出過程で得られる血管壁厚指標値BV_THとしての（Ｐb−ａ）すなわち境界貫壁圧力Ｐbaも正確に得ることが可能である。

また、本実施例の血圧測定装置１４によれば、圧迫帯（カフ）１２の検出用膨張袋２４に一定容積変化を与えたときのその検出用膨張袋２４にその内側の圧力の変化を示すカフ感度すなわちカフコンプライアンスＳeを算出し、その検出用膨張袋２４から検出される前記カフ脈波と上記カフ感度とに基づいて、動脈内の圧が増加したときにその動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す容積脈波を算出する容積脈波計算部（容積脈波算出手段）Ｐ７を、含むことから、前記カフ感度を考慮した正確な容積脈波が得られるので、カフ１２下の動脈１６の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、血管コンプライアンスＫおよび前記血管壁厚指標値BV_THが正確に得られる。

また、本実施例の血圧測定装置１４によれば、圧迫帯（カフ）１２の検出用膨張袋２４による圧迫圧を変化させる過程で前記カフ脈波の圧力振動成分を抽出し、そのカフ脈波の圧力振動成分の変化に基づいて生体の最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを決定する血圧測定部（オシロメトリック式血圧測定手段）Ｐ１と、上腕１０の動脈１６における脈波伝播速度を測定する脈波伝播速度測定部（脈波伝播速度測定手段）Ｐ２とを、含み、圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、脈波伝播速度hbＰＷＶの変化と生体の最高血圧値および最低血圧値の変化との予め記憶された関係から、実際の脈波伝播速度hbＰＷＶの変化に基づいて動脈内の最高血圧値ＳＢＰiおよび最低血圧値ＤＢＰiを逐次推定するとともに、推定された動脈内の推定圧脈波の最低血圧（ボトム圧）値、平均血圧値、最高血圧（上ピーク圧）値を、基準推定最低血圧値ＤＢＰref、基準推定平均血圧値ＭＡＰref、基準推定最高血圧値ＳＢＰrefとして記憶する。また、圧迫下圧脈波計算部Ｐ４−２は、逐次得られるカフ脈波を前記校正線で校正した推定圧脈波の推定最高血圧値ＳＢＰiおよび推定最低血圧値ＤＢＰiを逐次出力するとともに、予め記憶された算出式(1)から基準推定最低血圧値ＤＢＰref、基準推定平均血圧値ＭＡＰref、および一拍毎に求められた生体の推定最低血圧値ＤＢＰiに基づいて、推定平均血圧値ＭＡＰiを一拍毎に算出する。これにより、カフ下の動脈の圧力変化に対する容積変化の関係を反映したものとなり、正確な血管コンプライアンスが連続的にたとえば一拍毎に得られる。また、前記血管壁厚指標値BV_THを正確に得ることが可能である。

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

また、本実施例の血圧測定装置１４によれば、血管コンプライアンス計算部Ｐ９は、血管壁厚指標値BV_THとして、境界貫壁圧力Ｐbaと、境界貫壁圧力Ｐbaを上記生体の血圧値ＢＰ（動脈圧）で除した値との何れか一方または両方を算出するものであってもよく、そのようにしたとすれば、動脈１６の血管壁厚を評価するために、例えば動脈硬化の進行度を判断するために、対比可能なデータとして前記血管壁厚指標値（管壁厚パラメータ）BV_THを利用できる。ここで、前記式(23)から判るように、上記血管壁厚指標値BV_THは、それが大きいほど血管壁厚が大きいことを示している。

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

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

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

また、前述の実施例において、図２１のＳ１の第１血圧測定ルーチン、Ｓ３の第２血圧測定ルーチンでは、脈波の振幅の変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最高血圧値ＳＢＰおよび最低血圧値ＤＢＰを決定していたが、脈波の積分値の変化、すなわち脈波のグラフが時間軸上に形成する面の面積変化に基づきオシロメトリック法を用いて、最低血圧値ＤＢＰ、最高血圧値ＳＢＰを決定してもよいし、マイクロホンにより検知されるコロトコフ音の発生および消滅に基づいて最低血圧値ＤＢＰ、最高血圧値ＳＢＰを決定してもよい。

前述の実施例において、図２１のＳ１の第１血圧測定ルーチンは必ずしも設けられていなくてもよい。

また、前述の本実施例において、図１の上腕１０は、例えば人体の上腕である。

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

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

Claims

生体の一部に巻回されたカフ内の圧力であって該生体の脈拍に同期して周期的に変化するカフ脈波に基づいて算出された該生体の一部における動脈の周期的容積変化を表す容積脈波と、非侵襲的に求められた該生体の動脈内の周期的圧力変化を表す圧脈波とに基づいて、該生体の動脈の血管壁厚を解析する血管壁厚解析手段を備えた動脈血管検査装置であって、
予め記憶された関係から前記動脈の脈動情報に基づいて前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の非圧迫下圧脈波を推定する非圧迫下圧脈波推定手段と、
予め記憶された関係から前記非圧迫下圧脈波および前記カフの圧迫圧力に基づいて該カフにより圧迫されている部位の動脈内の圧迫下圧脈波を推定する圧迫下圧脈波推定手段と、
前記カフの圧迫圧力を変化させる過程で前記カフ脈波の圧力振動成分を抽出し、該圧力振動成分の変化に基づいて前記生体の最高血圧値および最低血圧値を決定するオシロメトリック式血圧測定手段と、
前記生体の動脈における脈波伝播速度を測定する脈波伝播速度測定手段とを、含み、
前記血管壁厚解析手段は、前記容積脈波と前記圧迫下圧脈波とに基づいて前記生体の動脈の血管壁厚を示す血管壁厚指標値を算出するものであり、
前記圧迫下圧脈波推定手段は、脈波伝播速度の変化と生体の最高血圧値および最低血圧値の変化との予め記憶された関係から、実際の脈波伝播速度の変化に基づいて前記動脈内の最高血圧値および最低血圧値を推定するとともに、予め記憶された関係から該最低血圧値に基づいて平均血圧値を推定し、該最高血圧値および最低血圧値、平均血圧値に基づいて、前記圧迫下圧脈波を一拍毎に推定するものであることを特徴とする動脈血管検査装置。
前記非圧迫下圧脈波推定手段は、前記カフを用いて予め測定された前記生体の基準血圧値を用いて校正された関係から前記生体の脈波伝播速度に基づいて前記カフにより圧迫されていない部位の動脈内の前記非圧迫下圧脈波を推定するものである請求項１の動脈血管検査装置。
前記カフ内の圧迫圧力を変化させる過程で、容積脈波上昇脚の脈波開始点の血管の内腔断面の状態が閉管した状態から定常的に開管した状態に移行する境界の前記カフ内の圧迫圧力を管壁圧力の原点として、前記カフにより圧迫されている部位の動脈の血管壁を境にした該貫壁圧力を算出する貫壁圧力算出手段を、含み、
前記圧迫下圧脈波推定手段は、前記非圧迫下圧脈波から前記カフ内の圧迫圧力を差し引くことにより前記圧迫下圧脈波を算出するものであることを特徴とする請求項１または２の動脈血管検査装置。
前記カフに一定容積変化を与えたときの該カフ内の圧力の変化を示すカフ感度を算出し、前記カフ脈波と前記カフ感度とに基づいて、前記動脈内の圧力が増加したときに該動脈の単位長さ当たりに増加する動脈の容積を表す前記容積脈波を算出する容積脈波算出手段を、含むことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１の動脈血管検査装置。
前記カフは、前記生体の被圧迫部位の軸方向に所定の間隔を隔てて位置する可撓性シートから成る一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋と、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋の間に配置され、該一対の上流側膨張袋および下流側膨張袋とは独立した気室を有する検出用膨張袋とを、含み、前記上流側膨張袋、検出用膨張袋、および下流側膨張袋で前記生体の被圧迫部位を同じ圧力で圧迫した状態で、前記検出用膨張袋内の変動する圧力を前記カフ脈波として検出するものであることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１の動脈血管検査装置。
前記血管壁厚解析手段は、前記生体の血管壁厚指標値として、前記動脈の血管壁に生じる張力と該血管壁を境にした貫壁圧力との関係で該張力が生じるか否かの境界に対応する該貫壁圧力と、該張力が生じるか否かの境界に対応する該貫壁圧力を前記生体の動脈圧で除した値との何れか一方または両方を算出するものであることを特徴とする請求項１乃至５いずれか１の動脈血管検査装置。