JP2018192234A - Inspection apparatus of endothelial function of arterial blood vessel - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体の一部に巻回された圧迫帯の圧力に含まれる容積脈波に基づいて、血管の内皮機能を検査することができる動脈血管の内皮機能検査装置に関するものである。 TECHNICAL FIELD The present invention relates to an arterial blood vessel endothelial function testing apparatus capable of examining the blood vessel endothelial function based on a volume pulse wave included in a pressure of a compression band wound around a part of a living body.
生体の動脈硬化に先立って動脈血管の内皮機能の低下が発現するということが知られており、そのような内皮機能評価に関する装置が種々提案されている。この内皮機能とは、動脈の血管壁を構成する外皮、中皮、および内皮のうちの最内周に位置する内皮に作用する血流のずり応力に基づいてその内皮からＮＯ（一酸化窒素）が産生され、そのＮＯにより平滑筋が弛緩させられることで発生する血管拡張反応を言う。 It is known that a decrease in the endothelial function of arterial blood vessels occurs before arteriosclerosis of a living body, and various devices relating to such endothelial function evaluation have been proposed. The endothelial function is NO (nitrogen monoxide) from the endothelium based on shear stress of blood flow acting on the innermost circumference of the outer skin, the mesothelium, and the endothelium constituting the vascular wall of the artery. Is produced, and the vasodilatory reaction that occurs when the smooth muscles are relaxed by the NO.
たとえば、特許文献１、特許文献２、および特許文献３によって、内皮機能検査装置が提案されている。これらの内皮機能検査装置は、被検者の腕を圧迫帯を用いて圧迫することによりたとえば５分程度の一定の阻血期間で動脈を止血した後、その止血を解除したとき、超音波画像を用いて把握される動脈の断面形状の変化たとえば血管内腔径の止血前の動脈内腔径に対する止血後の内腔径の割合である変化率を測定し、その血管内腔径の最大変化率に基づいて動脈血管の内皮機能を評価している。
For example,
ところで、上記従来の内皮機能検査装置では、血管拡張反応を発生させるために、生体の最高血圧値よりも高い圧力を用いて動脈を一定時間たとえば５分間阻血した後に解放し、阻血後の動脈拡張量を直接或いは間接的に測定することが行われていた。この従来のずり応力付与方式は、圧迫部位の上流側と下流側との血圧差を大きくした上で再開させた血流により動脈血管の内壁を刺激する方法であるが、血圧差を形成するためにある程度の時間が必要であるため、阻血時間を実験的にたとえば５分間と設定されている。 By the way, in the above-mentioned conventional endothelial function test apparatus, in order to generate a vasodilator reaction, the artery is blocked after being blocked for a certain time, for example, 5 minutes, using a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body, and the artery is expanded after ischemia. The amount was measured directly or indirectly. This conventional shear stress application method is a method of stimulating the inner wall of the arterial blood vessel by the blood flow resumed after increasing the blood pressure difference between the upstream side and the downstream side of the compression site. Therefore, the ischemic time is experimentally set to 5 minutes, for example.
しかしながら、上記のように、動脈血管を一定時間たとえば５分間阻血した後に解放することで、動脈の内皮にずり応力を付与する手法は、被測定者に対して与える苦痛が大きく、またその割りには動脈の内皮に対して十分に大きなずり応力を与えることができず、得られる動脈拡張反応が不十分となりがちで、測定精度が得られない場合があった。 However, as described above, the technique of applying shear stress to the endothelium of the artery by releasing the arterial blood vessels after blocking the arterial blood vessels for a certain period of time, for example, 5 minutes, has a great deal of pain to the subject. Cannot apply a sufficiently large shear stress to the endothelium of the artery, and the resulting arterial dilatation reaction tends to be insufficient, and measurement accuracy may not be obtained.
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、十分な大きさのずり応力を短時間で動脈内皮に与えることができる、測定精度高い動脈血管の内皮機能測定装置を提供することにある。 The present invention has been made against the background of the above circumstances, and its object is to provide a sufficient amount of shear stress to the arterial endothelium in a short time, and to provide a high measurement accuracy in the endothelium of arterial blood vessels. It is to provide a function measuring device.
本発明者等は、以上の事情を背景として、種々研究を重ねるうち、前記従来のずり応力付与方式では、阻血期間は圧迫部位の上流側と下流形との間の血圧差を拡大するので、血流再開後の血流量を一時的に大きくする点では有意なものであるが、動脈血管の断面積が大きなままの状態で血流が開始され、また、急速に血流が低下するので、動脈血管の内皮（内壁面）にずり応力を付与することに関して、付与効率が低いものであるとともに、ずり応力の付与時間も短いものであった。このような、阻血期間の長さや血流量の割りには動脈の内皮に対して十分に大きなずり応力を与えることができないということは、得られる動脈拡張反応が不十分或いは不安定となりがちで、測定精度が得られないことの一因であることが判明した。そして、このような状況下においてさらに研究を重ねるうち、最高血圧値よりも低い圧力で圧迫されている動脈血管内に血流を通過させると、血流の通過に伴ってわずかに開く動脈血管の狭い断面を血流が通過するとき、血流がわずかであっても動脈血管の内壁面に対してずり応力が血流によって強く作用させられるとともに、壁が大きく移動する動脈血管内を通過するときに生じる血流の渦によってさらに強くずり応力が強く作用させられることを見いだした。本発明は、このような知見に基づいて為されたものである。 In the above-described conventional shear stress application method, the present inventors have expanded the blood pressure difference between the upstream side and the downstream form of the compression site, while repeating various studies against the background described above. Although it is significant in terms of temporarily increasing the blood flow after resumption of blood flow, blood flow starts with the arterial blood vessel cross-sectional area remaining large, and blood flow rapidly decreases, Regarding application of shear stress to the endothelium (inner wall surface) of arterial blood vessels, the application efficiency was low and the application time of shear stress was also short. The fact that the length of the ischemic period and the amount of blood flow cannot be given a sufficiently large shear stress to the endothelium of the artery means that the resulting arterial dilatation response tends to be insufficient or unstable, It has been found that this is one of the reasons that measurement accuracy cannot be obtained. In this situation, when the blood flow is passed through an arterial blood vessel that is compressed at a pressure lower than the maximum blood pressure value, the narrowed arterial blood vessel that opens slightly with the passage of the blood flow. When the blood flow passes through the cross section, even when the blood flow is small, shear stress is strongly applied to the inner wall surface of the arterial blood vessel, and it occurs when the wall passes through the arterial blood vessel where the wall moves greatly. It was found that shear stress is more strongly applied by the vortex of blood flow. The present invention has been made based on such knowledge.
すなわち、第１発明の要旨とするところは、（ａ）生体の一部を圧迫する生体圧迫装置と、前記生体圧迫装置の圧迫圧を検出する圧力センサと、前記圧迫圧を制御する圧迫圧制御手段とを備え、前記生体圧迫装置による圧迫により前記生体の一部を阻血後に前記生体の一部内の動脈血管を解放して阻血後の前記動脈血管に発生する拡張反応に基づいて前記動脈血管の内皮機能を評価する動脈血管の内皮機能検査装置であって、（ｂ）前記圧迫圧制御手段に制御される前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値よりも低い状態で発生する、前記生体の心拍に同期して前記圧迫圧に発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって前記動脈血管の内皮にずり応力を付与するずり応力付与手段と、（ｃ）前記ずり応力付与手段により前記ずり応力が付与された後に、前記動脈血管の拡張関連値（動脈血管の内腔径）の計測を開始し、前記拡張関連値に基づいて前記動脈血管の内皮機能を評価する評価値（ＦＭＤ指数）を算出する血管拡張反応評価手段とを、含むことにある。 That is, the gist of the first invention is that (a) a living body compression device that compresses a part of a living body, a pressure sensor that detects the compression pressure of the living body compression device, and a compression pressure control that controls the compression pressure. Means for releasing the arterial blood vessel in the part of the living body after the part of the living body is blocked by the compression by the living body compression device, and based on an expansion reaction generated in the arterial blood vessel after the blocking An apparatus for testing endothelial function of arterial blood vessels for evaluating endothelial function, wherein (b) the heartbeat of the living body is generated in a state where the compression pressure controlled by the compression pressure control means is lower than the maximum blood pressure value of the living body. A shear stress applying means for applying a shear stress to the endothelium of the arterial blood vessel by a blood flow for each of a plurality of pulse waves, which is a pressure vibration generated in the compression pressure in synchronization with, and (c) the shear stress applying means by the shear stress applying means With shear stress After that, measurement of the arterial blood vessel expansion-related value (arterial blood vessel lumen diameter) is started, and an evaluation value (FMD index) for evaluating the endothelial function of the arterial blood vessel is calculated based on the expansion-related value. A vasodilator response evaluation means.
第２発明の要旨とするところは、（ｄ）前記ずり応力付与手段は、前記動脈血管内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間経過前に前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させ、（ｅ）前記血管拡張反応評価手段は、前記動脈血管内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間経過前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始することにある。 The gist of the second invention is that (d) the shear stress applying means applies the compression pressure to the compression pressure control means before a predetermined arterial dilation reaction start time elapses from the start of blood flow in the arterial blood vessel. (E) the vasodilation response evaluation means starts measuring a value related to the expansion of the arterial blood vessel before the elapse of a predetermined arterial dilation reaction start time from the start of blood flow in the arterial blood vessel. is there.
第３発明の要旨とするところは、（ｆ）前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧まで昇圧させた後に前記圧迫圧を連続的に降下させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値を下回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the third invention is that (f) the shear stress applying means continuously increases the compression pressure to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body after the compression pressure control means has increased the compression pressure. When a predetermined shear stress application time elapses from the first pulse wave generation time among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure falls below the maximum blood pressure value of the living body The compression pressure control means releases the compression pressure.
第４発明の要旨とするところは、（ｇ）前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧まで昇圧させた後に前記圧迫圧を連続的に降下させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値を下回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the fourth invention is that: (g) the shear stress applying means continuously increases the compression pressure to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body after the compression pressure control means increases the compression pressure. In the process of lowering the pressure, a pulse having a pulse frequency with a shear stress applied in advance from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure falls below the maximum blood pressure value of the living body. When a wave is generated, the compression pressure control means is configured to release the compression pressure.
第５発明の要旨とするところは、（ｈ）前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも低い予め設定された一定圧に維持させた状態で、前記圧迫圧が前記一定圧とされてから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the fifth invention is (h) a state in which the shear stress applying means maintains the compression pressure at a predetermined constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body in the compression pressure control means. Then, when a pre-set shear stress application time has elapsed from the time when the first pulse wave of the plurality of pulse waves generated after the compression pressure is set to the constant pressure, the compression pressure control means The purpose is to release the pressure.
第６発明の要旨とするところは、（ｉ）前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも低い予め設定された一定圧に維持させた状態で、前記圧迫圧が前記一定圧とされてから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the sixth invention is that (i) the shear stress applying means maintains the compression pressure control means at a predetermined constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body. Then, when a pulse wave having a preset shear stress applied pulse number is generated from the time of the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure is set to the constant pressure, the compression pressure The control means is configured to release the compression pressure.
第７発明の要旨とするところは、（ｊ）前記予め設定された一定圧は、前記生体の最高血圧値よりも低く且つ平均血圧値よりも高い圧である。 The gist of the seventh invention is (j) the preset constant pressure is lower than the maximum blood pressure value of the living body and higher than the average blood pressure value.
第８発明の要旨とするところは、（ｋ）前記ずり応力付与手段は、圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最低血圧値よりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最低血圧値を上回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the eighth invention is that (k) the shear stress applying means causes the compression pressure control means to continuously increase the compression pressure from a pressure lower than the lowest blood pressure value of the living body. When a preset shear stress application time has elapsed from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body, the compression pressure control means causes the compression pressure control means to It is to release the pressure.
第９発明の要旨とするところは、（ｌ）前記ずり応力付与手段は、圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最低血圧値よりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最低血圧値を上回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させることにある。 The gist of the ninth invention is that (l) the shear stress applying means is a process in which the compression pressure control means continuously increases the compression pressure from a pressure lower than the lowest blood pressure value of the living body. When a pulse wave having a preset shear stress applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body, the compression pressure control is performed. It is to make the means release the compression pressure.
第１０発明の要旨とするところは、（ｍ）前記圧迫圧制御手段は、前記ずり応力付与手段によるずり応力の付与に先立って、予め設定された一定の阻血区間の間、前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧力として、前記生体の一部内の動脈血管を阻血するものである。 The gist of the tenth invention is that (m) the compression pressure control means applies the compression pressure during a predetermined ischemic interval prior to application of shear stress by the shear stress application means. As a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body, arterial blood vessels in a part of the living body are blocked.
第１発明の内皮機能検査装置によれば、生体の一部を圧迫する生体圧迫装置と、前記生体圧迫装置の圧迫圧を検出する圧力センサと、前記圧迫圧を制御する圧迫圧制御手段とを備え、前記生体圧迫装置による圧迫により前記生体の一部を阻血後に前記生体の一部内の動脈血管を解放して阻血後の前記動脈血管に発生する拡張反応に基づいて前記動脈血管の内皮機能を評価する動脈血管の内皮機能検査装置であって、前記圧迫圧制御手段に制御される前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値よりも低い状態で発生する、前記生体の心拍に同期して前記圧迫圧に発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって前記動脈血管の内皮にずり応力を付与するずり応力付与手段と、前記ずり応力付与手段により前記ずり応力が付与された後に、前記動脈血管の拡張関連値（動脈血管の内腔径）の計測を開始し、前記拡張関連値に基づいて前記動脈血管の内皮機能を評価する評価値を算出する血管拡張反応評価手段とが、含まれる。これにより、ずり応力付与手段は、前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値を下回ってから複数の脈波を発生させることから、動脈血管の内腔の断面が脈波一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられることおよび血液の通過で乱流が発生させられるので、動脈血管の内腔（内膜）に高いずり応力が短時間で十分に付与される。したがって、血管拡張反応評価手段による動脈血管の拡張関連値の測定精度が向上するとともに、前記動脈血管の内皮機能を精度よく評価することができる。すなわち、信頼性の高い血管の内皮機能検査が可能となる。 According to the endothelial function testing device of the first invention, there is provided a living body compression device that compresses a part of a living body, a pressure sensor that detects the compression pressure of the living body compression device, and a compression pressure control means that controls the compression pressure. The arterial blood vessel has an endothelium function based on an expansion reaction generated in the arterial blood vessel after ischemia by releasing the arterial blood vessel in the part of the living body after blocking a part of the living body by compression by the living body compression device. An apparatus for testing endothelial function of an arterial blood vessel to be evaluated, wherein the compression is controlled in synchronization with a heartbeat of the living body, which is generated in a state where the compression pressure controlled by the compression pressure control means is lower than a maximum blood pressure value of the living body. A shear stress applying means for applying a shear stress to the endothelium of the arterial blood vessel by a blood flow for each of a plurality of pulse waves which is a pressure vibration generated in the pressure, and after the shear stress is applied by the shear stress applying means, artery Vasodilation response evaluation means for starting measurement of a vascular dilation-related value (luminal diameter of an arterial blood vessel) and calculating an evaluation value for evaluating the endothelial function of the arterial vasculature based on the dilation-related value is included . Thereby, since the shear stress applying means generates a plurality of pulse waves after the compression pressure falls below the maximum blood pressure value of the living body, the section of the lumen of the arterial blood vessel has the maximum blood pressure for each pulse wave and By being opened and closed according to the minimum blood pressure, blood is repeatedly passed in a narrow state where the lumen of the arterial blood vessel is closed, and turbulence is generated by the passage of blood, so High shear stress is sufficiently applied to the lumen (intima) in a short time. Therefore, it is possible to improve the measurement accuracy of the arterial blood vessel expansion-related value by the vasodilation reaction evaluation means and to accurately evaluate the endothelial function of the arterial blood vessel. That is, a highly reliable blood vessel endothelial function test can be performed.
第２発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記動脈血管内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間経過前に前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させ、前記血管拡張反応評価手段は、前記動脈血管内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間経過前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始する。これにより、前記血管拡張反応評価手段は、動脈拡張反応が開始される前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始するので、動脈血管の拡張関連値の測定精度が向上するとともに前記動脈血管の内皮機能を精度よく評価することができる。 According to the endothelial function testing device of the second invention, the shear stress applying means applies the compression pressure to the compression pressure control means before a predetermined arterial dilation reaction start time elapses from the start of blood flow in the arterial blood vessel. The vasodilation response evaluating means starts measurement of the arterial vasodilation related value before the elapse of a preset arterial dilation reaction start time from the start of blood flow in the arterial vasculature. As a result, the vasodilation response evaluation means starts measuring the arterial blood vessel expansion-related value before the arterial blood vessel reaction is started, so that the measurement accuracy of the arterial blood vessel expansion-related value improves and the arterial blood vessel It is possible to accurately evaluate the endothelial function of.
第３発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧まで昇圧させた後に前記圧迫圧を連続的に降下させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値を下回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間内において発生する複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与時間は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing apparatus of the third invention, the shear stress applying means continuously increases the compression pressure to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body after the compression pressure control means increases the compression pressure. In the process of lowering, when a predetermined shear stress application time elapses from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure falls below the maximum blood pressure value of the living body, The compression pressure control means releases the compression pressure. As a result, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is brought into an open state and a closed state according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves generated within a preset shear stress application time. Thus, since blood is repeatedly passed in a narrow state in which the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying time is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第４発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧まで昇圧させた後に前記圧迫圧を連続的に降下させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値を下回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数の複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与脈波数は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing device of the fourth aspect of the invention, the shear stress applying means continuously increases the compression pressure by causing the compression pressure control means to increase the compression pressure to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body. In the process of lowering the pulse pressure, the pulse wave having a preset shear stress applied pulse wave number from the time when the first pulse wave is generated among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure falls below the maximum blood pressure value of the living body. When this occurs, the compression pressure control means releases the compression pressure. Thereby, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is opened and closed according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves having a preset shear stress applying pulse wave number, Since blood is repeatedly passed in a narrow state where the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying pulse wave number is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第５発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも低い予め設定された一定圧に維持させた状態で、前記圧迫圧が前記一定圧とされてから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間内において発生する複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与時間は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing device of the fifth invention, the shear stress applying means maintains the compression pressure at a predetermined constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body in the compression pressure control means. When a predetermined shear stress application time elapses from the time when the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure is set to the constant pressure, the compression pressure control means is configured to apply the compression pressure to the compression pressure control means. Release pressure. As a result, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is brought into an open state and a closed state according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves generated within a preset shear stress application time. Thus, since blood is repeatedly passed in a narrow state in which the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying time is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第６発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも低い予め設定された一定圧に維持させた状態で、前記圧迫圧が前記一定圧とされてから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数の複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与脈波数は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing device of the sixth aspect of the invention, the shear stress applying means causes the compression pressure control means to maintain the compression pressure at a preset constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body. When a pulse wave having a preset shear stress applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the compression pressure is set to the constant pressure, the compression pressure control is performed. Let the means release the compression pressure. Thereby, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is opened and closed according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves having a preset shear stress applying pulse wave number, Since blood is repeatedly passed in a narrow state where the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying pulse wave number is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第７発明の内皮機能検査装置によれば、前記予め設定された一定圧は、前記生体の最高血圧値よりも低く且つ平均血圧値よりも高い圧である。このことから、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることから、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、一層高いずり応力が付与される。 According to the endothelial function testing device of the seventh aspect of the invention, the preset constant pressure is a pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body and higher than the average blood pressure value. From this, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is opened and closed according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure every beat, so that blood repeatedly passes in a narrow state where the lumen of the arterial blood vessel is closed Therefore, a higher shear stress is applied.
第８発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最低血圧値よりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最低血圧値を上回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間が経過すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間内において発生する複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与時間は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing device of the eighth invention, the shear stress applying means causes the compression pressure control means to continuously increase the compression pressure from a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body. When a preset shear stress application time has elapsed from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body, the compression pressure control means causes the compression pressure control means to Release pressure. As a result, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is brought into an open state and a closed state according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves generated within a preset shear stress application time. Thus, since blood is repeatedly passed in a narrow state in which the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying time is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第９発明の内皮機能検査装置によれば、前記ずり応力付与手段は、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を前記生体の最低血圧値よりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、前記圧迫圧が前記生体の最低血圧値を上回ってから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数の脈波が発生すると、前記圧迫圧制御手段に前記圧迫圧を解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数の複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管の内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管の内腔（内膜）に短時間で付与される。ここで、好適には、上記予め設定されたずり応力付与脈波数は、ずり応力に対する前記動脈血管の血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定される。この場合には、生体の動脈血管に対して血管拡張反応の大きさが十分に飽和するずり応力が付与されるので、血管拡張反応評価手段により得られた評価値の汎用性が高められる。 According to the endothelial function testing device of the ninth aspect of the invention, the shear stress applying means causes the compression pressure control means to continuously increase the compression pressure from a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body. When a pulse wave having a preset shear stress applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave among the plurality of pulse waves generated after the pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body, the compression pressure control is performed. Let the means release the compression pressure. Thereby, the cross section of the lumen of the arterial blood vessel is opened and closed according to the maximum blood pressure and the minimum blood pressure for each beat by a plurality of pulse waves having a preset shear stress applying pulse wave number, Since blood is repeatedly passed in a narrow state where the lumen of the arterial blood vessel is closed, a sufficiently large shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel in a short time. Here, preferably, the preset shear stress applying pulse wave number is set to a value at which the magnitude of the vasodilation response of the arterial blood vessel to the shear stress is sufficiently saturated. In this case, shear stress that sufficiently saturates the magnitude of the vasodilation reaction is applied to the arterial blood vessel of the living body, so that the versatility of the evaluation value obtained by the vasodilation reaction evaluation means is enhanced.
第１０発明の内皮機能検査装置によれば、前記圧迫圧制御手段は、前記ずり応力付与手段によるずり応力の付与に先立って、予め設定された一定の阻血区間の間、前記圧迫圧を前記生体の最高血圧値よりも高い圧力として前記生体の一部内の動脈血管を阻血するものである。これにより、前記生体圧迫装置に押圧される生体の一部内の動脈血管が十分に阻血されるとともに前記生体圧迫装置の上流側と下流側との間の血圧差が大きくされた状態で血流が再開されるので、ずり応力付与手段によりずり応力が付与されるに際して、動脈血管内を通過する血液の流量および流速が一層高められてその動脈血管の内腔（内膜）に高いずり応力が付与される。 According to the endothelial function testing device of the tenth aspect of the invention, the compression pressure control means applies the compression pressure to the living body during a predetermined constant ischemic section prior to application of the shear stress by the shear stress application means. The arterial blood vessels in a part of the living body are blocked by a pressure higher than the maximum blood pressure value. As a result, arterial blood vessels in a part of the living body pressed by the living body compression apparatus are sufficiently blocked and blood flow is increased in a state where the blood pressure difference between the upstream side and the downstream side of the living body compression apparatus is increased. When the shear stress is applied by the shear stress applying means, the flow rate and flow rate of the blood passing through the arterial blood vessel are further increased, and a high shear stress is applied to the lumen (intima) of the arterial blood vessel. The
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
（実施例１）
図１は、動脈血管２９ａの内皮機能検査装置１０を示している。内皮機能検査装置１０は、基台１２上に固定され、超音波プローブ１４を収容する密閉容器１６と、密閉容器１６に設けられた生体圧迫装置１８と、基台１２上に固定された表示装置２０と、基台１２の下に配置された電子制御装置２２とを備えている。
Example 1
FIG. 1 shows an endothelial
図４に示されるように、密閉容器１６は、側方に開口する開口２４を有し、音響インピーダンスが生体と類似していて超音波透過効率の高い材質たとえばシリコン樹脂、ウレタン樹脂等の有機材料から構成されて超音波透過可能な超音波透過板材２６により開口２４が液密に閉じられている。これにより、音響インピーダンスが生体と類似していて伝搬損失の少ない液体状の超音波媒質たとえばオイル２８が密閉容器１６の内部に充填されている。
As shown in FIG. 4, the sealed
生体圧迫装置１８は、基台１２上に固定され、生体の一部である右上腕２９を載置する上腕載台３０と、基台１２上から水平方向に突設されたブラケット３２上に固定され、生体の右手掌を載置する手掌載置台３６と、可撓性ベルト３８から構成され、密閉容器１６の開口２４の上側開口縁および下側開口縁に可撓性ベルト３８の両端部がそれぞれ取り付けられ圧迫帯４０と、圧迫帯４０の内側に装着され、膨張することにより圧迫帯４０の張力を高める膨張袋４２とを備えている。超音波透過板材２６は、生体の右上腕２９を圧迫するための生体圧迫装置１８の一部を構成している。生体圧迫装置１８では、生体の右上腕２９が圧迫帯４０により巻回された状態で膨張袋４２が圧縮空気の供給によって膨張させられると、圧迫帯４０の張力が高められると同時に、生体の右上腕２９が超音波透過板材２６に押しつけられ、生体の右上腕２９が超音波透過板材２６によって圧迫されるようになっている。
The living
超音波プローブ１４は、生体の右上腕２９内の動脈血管２９ａ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、図２に示すように、互いに平行な１対の第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、それらの長手方向と直交する方向に長手状を成し、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、１平面上すなわち平坦な探触面４４に有するＨ型の超音波プローブである。図４に示されるように、超音波プローブ１４は、ベース部材４６に固定された多軸位置決め装置４８に固定されている。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、及び長軸用音波アレイ探触子Ｃは、例えば後述する図２に示すように、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）ａ１〜ａｎ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。
The
図２は、超音波プローブ１４に互いに平行に設けられた第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の長手方向の中央部間にそれらと直交して位置するように設けられた長軸用超音波アレイ探触子Ｃとを示す斜視図である。多軸位置決め装置４８は、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、動脈血管２９ａ又はその付近を通る方向をｚ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ｚ軸と直交する方向をｘ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ｘ軸方向およびｚ軸と直交する方向をｙ軸とするとき、超音波プローブ１４は、多軸位置決め装置４８によって、ｚ軸方向に並進可能、且つ、ｘ軸およびｙ軸まわりに回動可能とされている。
FIG. 2 shows a first short-axis ultrasonic array probe A and a second short-axis ultrasonic array probe B provided in parallel with each other on the
図３は、内皮機能検査装置１０の測定対象である動脈血管２９ａの多層膜構成を概略的に示す拡大図である。この図３に示す動脈血管２９ａは、内膜（内皮）Ｌ１、中膜（中皮）Ｌ２、及び外膜（外皮）Ｌ３の３層構造を備えている。超音波の反射は、一般に音響インピーダンスの異なる部分で発生することから、超音波を用いた動脈血管２９ａの状態測定において、実際は血管内腔の血液と内膜Ｌ１の境界面、及び中膜Ｌ２と外膜Ｌ３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。
FIG. 3 is an enlarged view schematically showing a multilayer film configuration of the
電子制御装置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である。電子制御装置２２は、超音波駆動制御回路５０および位置決めモータ駆動回路５２を、備えている。血管評価装置１０による血管状態の測定においては、電子制御装置２２によって超音波駆動制御回路５０から駆動信号が供給されると、超音波プローブ１４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、及び長軸用超音波アレイ探触子Ｃからよく知られたビームフォーミング駆動によりビーム状の超音波が順次放射される。そして、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、及び長軸用超音波アレイ探触子Ｃにより超音波の反射信号が検知され、電子制御装置２２へ入力させる。電子制御装置２２へ入力された反射波信号は、検波処理手段８２により検波され、超音波信号処理手段８４により画像合成可能な情報として処理される。これにより、皮膚下の超音波二次元断面画像が発生させられ、モニタ画面表示装置或いは画像表示装置として機能する表示装置２０に表示される。
The
多軸位置決め装置４８は、ｚ軸回動モータにより超音波プローブ１４のｚ軸まわりの回動位置を位置決めするｚ軸回動機構と、ｚ軸並進モータにより超音波プローブ１４のｚ軸方向に位置決めするｚ軸並進機構と、ｙ軸回動モータにより超音波プローブ１４のｙ軸まわりの回動位置を位置決めするｙ軸回動機構とを備えている。位置決めモータ駆動回路５２は、ｚ軸回動モータ、ｚ軸並進モータ、およびｙ軸回動モータを、電子制御装置２２からの指令にしたがって制御する。
The
図４に示すように、電子制御装置２２は、位置決めモータ駆動制御手段７８、超音波駆動制御手段８０、検波処理手段８２、超音波信号処理手段８４、圧迫圧制御手段８６、ずり応力付与手段８８、血管拡張反応評価手段９０、及び表示制御手段９２を備えている。これらの制御機能は、電子制御装置２２に機能的に備えられたものであるが、それらの制御機能のうち一部乃至全部が電子制御装置２２とは別体の電子制御装置の制御手段として構成され、相互に情報の通信を行うことにより以下に詳述する制御を行うものであってもよい。
As shown in FIG. 4, the
電子制御装置２２は、超音波プローブ１４から動脈血管２９ａに対して出力される超音波の反射信号に基づいて、血管２９ａの超音波断面画像から血管断面画像を抽出し、その血管断面画像からその長手方向に直交する断面を示す超音波短軸画像を生成し、その超音波短軸画像から内径、内膜厚、プラーク等を測定し、さらにはＦＭＤ（Flow−Mediated Dilation：血流依存性血管拡張反応）の評価を行う。このＦＭＤの評価に際して、表示装置２０は、動脈血管２９ａにおける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。ＦＭＤの評価及び動脈血管２９ａの超音波画像の生成等に際しては、超音波プローブ１２は、測定対象である動脈血管２９ａ上の皮膚に対して繰り返し走査される。
The
電子制御装置２２による動脈２０の血管状態の測定においては、超音波プローブ１４は、前記生体における上腕２９の皮膚の上からその皮膚直下に位置する動脈血管２９ａを変形させない程度に且つ静脈圧よりは高い押圧状態で支持される。この状態で、位置決めモータ駆動制御手段７８は、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａにより受信された超音波反射信号から超音波信号処理手段８４により生成された動脈血管２９ａの第１短軸断面画像の位置、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂにより受信された超音波反射信号から超音波信号処理手段８４により生成された動脈血管２９ａの第２短軸断面画像の位置、長軸用超音波アレイ探触子Ｃにより受信された超音波反射信号から超音波信号処理手段８４により生成された動脈血管２９ａの長軸断面画像の位置に基づいて、動脈血管２９ａが第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の長手方向の中央部下に位置し、且つ長軸用超音波アレイ探触子Ｃと動脈血管２９ａとが平行となるように、超音波プローブ１４を自動的に位置決めする。
In the measurement of the vascular state of the
超音波信号処理手段８４は、動脈血管２９ａと他の組織との伝播速度差によりそれらの境界から反射される超音波反射信号間の時間差処理等を行って、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａ直下の超音波二次元画像である第１短軸断面画像、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂ直下の超音波二次元画像である第２短軸断面画像、及び長軸用超音波アレイ探触子Ｃ直下の超音波二次元画像である長軸断面画像から成る画像データを所定の周期で繰り返し生成するとともに、その画像データを順次記憶する。
The ultrasonic signal processing means 84 performs a time difference process between ultrasonic reflected signals reflected from the boundary due to a difference in propagation velocity between the
膨張することにより圧迫帯４０の張力を高める膨張袋４２は、図１に示すように、電子制御装置２２に備えられた圧迫圧制御手段８６により空気ポンプ５８及び圧力制御弁６０等が制御されることにより実行される。例えば、電子制御装置２２からの指令に従って、空気ポンプ５８からの元圧が圧力制御弁６０で制御され、上腕２９に巻回された圧迫帯４０の膨張袋４２に供給される。具体的には、超音波画像を得るための比較的低い２０乃至４０ｍｍＨｇ程度の所定圧に、またずり応力を付与するためのその所定圧よりも高い圧たとえば生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低く且つ最低血圧値ＰＤＩＡ好適には平均血圧値ＰＭＥＡＮよりも高い圧迫圧ＰＣに、膨張袋４２内の圧力（カフ圧）が昇圧させられることで、上腕２９内の動脈血管２９ａが圧迫される。本実施例では、圧迫帯４０の一部が超音波透過板材２６により構成されており、超音波プローブ１４によりその超音波透過板材２６を通して上腕２９内の動脈血管２９ａの圧迫部位に対して超音波信号の授受が行われるので、動脈血管２９ａの被圧迫部位の断面画像が得られるようになっている。
As shown in FIG. 1, the
ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に制御される圧迫帯４０による生体の上腕２９に対する圧迫圧ＰＣがその生体の最高血圧値ＰＳＹＳ（ｍｍＨｇ）よりも低い状態で動脈血管２９ａを心拍に同期して開閉させることにより得られる、生体の心拍に同期して圧迫圧ＰＣに発生する圧力振動である複数の脈波Ｍ毎の血流増加によって、動脈血管２９ａの内皮にずり応力を付与した後、血管拡張反応評価手段９０による動脈血管２９ａの拡張関連値（たとえば動脈血管の内腔径ｄ１）の計測に先立って圧迫圧制御手段８６に上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを解放させる。ずり応力付与手段８８は、たとえば後述の図１５のタイムチャートにおける時点ｔ０から時点ｔ１までのずり応力付与可能期間に、上記ずり応力の付与を実行する。ずり応力付与手段８８は、好適には、以下の図５から図１０に説明する６つのずり応力付与方式のいずれか１つを用いてずり応力の付与を実行する。なお、脈波Ｍは生体の最高血圧値ＰＳＹＳ（ｍｍＨｇ）よりも高い状態でも発生するが、それは動脈血管２９ａが閉じられた状態で発生して血流の増加を伴わず、ずり応力の付与にほとんど寄与しないものであるので、たとえば図５から図１０の構成例では、生体の最高血圧値ＰＳＹＳ（ｍｍＨｇ）よりも低い状態で発生してずり応力の付与に寄与する脈波Ｍが示されている。
The shear
図５は、圧迫圧制御手段８６に図１１に示すように圧迫圧ＰＣを連続的に徐速降圧させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の構成例を示している。図５のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／徐速降圧指令手段８８ａと血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂと圧迫圧解放指令手段８８ｃとを、備えている。急速昇圧／徐速降圧指令手段８８ａは、図１１のｔ０時点で圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを予め測定された生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりもたとえば５０ｍｍＨｇ程度の余裕値だけ高く設定された昇圧目標値ＰＴまで急速昇圧させた後、たとえば５ｍｍＨｇ／秒または５ｍｍＨｇ／拍程度に設定された一定の降圧速度で連続的に徐速降圧させるように、圧迫圧制御手段８６に指令する。血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂは、上記圧迫圧ＰＣの徐速降圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った最初の脈波の発生時点すなわち圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣにより止血されている動脈血管２９ａに最初の血流が発生した時点を、超音波断面画像、最初のコロトコフ音の発生、オシロメトリック血圧判定アルゴリズムにより判定する。次いで、血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂは、上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｃは、血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂにより上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令を出力する。図１１のｔ１時点はこの状態を示している。図１１のＰ１は脈圧（最高血圧値ＰＳＹＳと最低血圧値ＰＤＩＡとの差圧）を示し、Ｔ１はずり応力付与可能期間を示している。このずり応力付与可能期間Ｔ１は後述の動脈拡張反応開始時間ＴＡＳよりも短く設定される。
FIG. 5 shows a shear
図６は、圧迫圧制御手段８６に図１１に示すように圧迫圧ＰＣを連続的に徐速降圧させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の他の構成例を示している。図６のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／徐速降圧指令手段８８ａと血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄと圧迫圧解放指令手段８８ｃとを、備えている。この図６のずり応力付与手段８８は、図５のずり応力付与手段８８と比較して、血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂに替えて血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄが備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄは、上記圧迫圧ＰＣの徐速降圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った最初の脈波の発生時点すなわち圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣにより止血されている動脈血管２９ａに最初の血流が発生した時点を、超音波断面画像、最初のコロトコフ音の発生、オシロメトリック血圧判定アルゴリズムにより判定する。次いで、血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄは、上記最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至十数拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｃは、血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄにより上記最初の血流が発生した時点からの脈波数ＮＭが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令を出力する。図１１のｔ１時点はこの状態を示している。
FIG. 6 shows a shear
図７は、圧迫圧制御手段８６に図１２に示すように圧迫圧ＰＣを一定の維持圧ＰＨに維持させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の構成例を示している。図７のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／一定圧迫圧維持指令手段８８ｅと一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆと圧迫圧解放指令手段８８ｇとを、備えている。急速昇圧／一定圧迫圧維持指令手段８８ｅは、図１２のｔ０時点で圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳと平均血圧ＰＭＥＡＮとの間に設定された維持圧ＰＨまで急速昇圧させた後、その維持圧ＰＨを維持するように、圧迫圧制御手段８６に指令する。一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆは、上記一定の圧迫圧ＰＨに維持されている状態で、最初の脈波の発生時点すなわち動脈血管２９ａに最初の血流（脈動）が発生した時点を、超音波断面画像、一定の圧迫圧ＰＨで最初のコロトコフ音の発生などに基づいて判定する。次いで、一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆは、一定圧迫圧下で最初の脈波（血流）が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｇは、一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆにより上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令を出力する。図１２のｔ１時点はこの状態を示している。図１２のＰ１は脈圧（最高血圧値ＰＳＹＳと最低血圧値ＰＤＩＡとの差圧）を示し、Ｔ１はずり応力付与可能期間を示している。このずり応力付与可能期間Ｔ１は後述の動脈拡張反応開始時間ＴＡＳよりも短く設定される。
7, when imparting a constant shear stress by to maintain the compression pressure PC as shown in FIG. 12 to pressure changing means 86 to a constant maintenance pressure P H to the endothelium of
図８は、圧迫圧制御手段８６に図１２に示すように圧迫圧ＰＣを一定の圧迫圧ＰＨに維持させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の他の構成例を示している。図８のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／一定圧迫圧維持指令手段８８ｅと一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｈと圧迫圧解放指令手段８８ｇとを、備えている。この図８のずり応力付与手段８８は、図７のずり応力付与手段８８と比較して、一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｈに替えて一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｆが備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｈは、一定の圧迫圧ＰＨに維持されている状態で、最初の脈波の発生時点すなわち動脈血管２９ａに最初の血流（脈動）が発生した時点を、超音波断面画像、一定の圧迫圧ＰＨで最初のコロトコフ音の発生などに基づいて判定する。次いで、一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｈは、上記最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至十数拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｇは、血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄにより上記最初の血流が発生した時点からの脈波数ＮＭが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令を出力する。図１２のｔ１時点はこの状態を示している。
8, when imparting a constant shear stress by to maintain the compression pressure PC as shown in FIG. 12 to pressure changing means 86 to a constant compression pressure P H to the endothelium of
図９は、圧迫圧制御手段８６に図１３に示すように圧迫圧ＰＣを連続的に徐速昇圧させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の構成例を示している。図９のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／徐速昇圧指令手段８８ｉと徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊと圧迫圧解放指令手段８８ｋとを、備えている。急速昇圧／徐速昇圧指令手段８８ｉは、図１３のｔ０時点で圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを予め測定された生体の最低血圧値ＰＤＩＡ以上好適には平均血圧ＰＭＥＡＮまで急速昇圧させた後、予め設定されたたとえば５ｍｍＨｇ／秒または５ｍｍＨｇ／拍程度に設定された一定の昇圧速度で連続的に徐速昇圧させるように、圧迫圧制御手段８６に指令する。徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊは、上記圧迫圧ＰＣの徐速昇圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが徐速昇圧開始以後の生体の最初の脈波の発生時点すなわち徐速昇圧開始以後の最初の血流（脈動）が発生した時点を、超音波断面画像、最初のコロトコフ音の発生などに基づいて判定する。次いで、徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊは、上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｋは、徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊにより上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令を出力する。図１３のｔ１時点はこの状態を示している。図１３のＰ１は脈圧（最高血圧値ＰＳＹＳと最低血圧値ＰＤＩＡとの差圧）を示し、Ｔ１はずり応力付与可能期間を示している。このずり応力付与可能期間Ｔ１は後述の動脈拡張反応開始時間ＴＡＳよりも短く設定される。
FIG. 9 shows a shear
図１０は、圧迫圧制御手段８６に図１３に示すように圧迫圧ＰＣを連続的に徐速昇圧させることで一定のずり応力を動脈血管２９ａの内皮に付与するときの、ずり応力付与手段８８の他の構成例を示している。図１０のずり応力付与手段８８は、急速昇圧／徐速昇圧指令手段８８ｉと徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌと圧迫圧解放指令手段８８ｋとを、備えている。この図１０のずり応力付与手段８８は、図９のずり応力付与手段８８と比較して、徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｌに替えて徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌが備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌは、上記圧迫圧ＰＣの徐速昇圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最低血圧値ＰＤＩＡ好適には平均血圧ＰＭＥＡＮを上回った最初の脈波の発生時点すなわち徐速昇圧状態で動脈血管２９ａに最初の血流（脈動）が発生した時点を、超音波断面画像、最初のコロトコフ音の発生、オシロメトリック血圧判定アルゴリズム等に基づいて判定する。次いで、徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌは、上記最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至十数拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かを判定する。圧迫圧解放指令手段８８ｋは、徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌにより上記最初の血流が発生した時点からの脈波数ＮＭが上記予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したことが判定されると、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを解放させる指令を出力する。図１３のｔ１時点はこの状態を示している。
FIG. 10 shows a shear
図１４は、図４の血管拡張反応評価手段９０の構成例を詳しく説明する図であり、図１５はその作動を説明するタイムチャートである。血管拡張反応評価手段９０は、ずり応力付与手段８８により圧迫圧制御手段８６により圧迫圧ＰＣが解放された後に、動脈血管２９ａの拡張関連値（たとえば動脈血管の内腔径ｄ１）の計測を開始し、拡張関連値に基づいて動脈血管２９の内皮機能を評価する評価値たとえば拡張率を算出し、表示器２０に表示させる。
FIG. 14 is a diagram for explaining in detail the configuration example of the vasodilation response evaluation means 90 of FIG. 4, and FIG. 15 is a time chart for explaining the operation thereof. The vasodilation response evaluation means 90 starts measuring the expansion-related value of the
血管拡張反応評価手段９０は、図１４に示すように、動脈血管判定手段１００、血管拡張率測定制御手段１０２、血管硬さ測定制御手段１０４を、備えている。血管形状算出手段１００は、前記のように超音波信号処理手段８４により生成された動脈血管２９ａの断面画像から、その動脈血管２９ａの外径、壁圧、或いは内皮Ｌ１の直径である内皮径（内腔径）ｄ１等を算出する。
As shown in FIG. 14, the vasodilation response evaluation means 90 includes an arterial blood vessel determination means 100, a vascular dilation rate measurement control means 102, and a vascular hardness measurement control means 104. From the cross-sectional image of the
動脈血管判定手段１００は、圧迫圧制御手段８６により静脈圧よりも高く且つ最低血圧値ＰＤＩＡよりも低い圧で上腕２９を圧迫させたとき、超音波断面画像中に存在する複数個の管状臓器を示す画像のうちで潰れない管状臓器を、動脈血管２９ａとして判定し、超音波断面画像中で特定する処理を行う。これにより特定された動脈血管２９ａについて、後述のように、動脈血管２９ａの径、動脈血管２９ａの内皮Ｌ１の直径である内皮径（内腔径）ｄ１、虚血反応性充血後のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）を表す動脈血管２９ａの血管内腔径の拡張率（変化率）Ｒ（％）、生体の最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡ、動脈血管２９ａの硬さを表すスティフネスパラメータβ等の測定が行われる。
The arterial blood vessel determination means 100 has a plurality of tubular organs present in the ultrasonic cross-sectional image when the
血管拡張率測定制御手段１０２は、上腕２９に巻回された圧迫帯４０により動脈血管２９ａの内皮Ｌ１に対して血流を利用したずり応力の付与がずり応力付与手段８８により実行された後に、血流依存性血管拡張反応により一時的に拡大する内皮径（内腔径）ｄ１等を逐次算出し、ずり応力付与後の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×（ｄＭＡＸ−ｄａ）／ｄａ］を算出する。この式における「ｄａ」は、安静時の血管内腔径（ベース径、安静径）を示している。血管拡張反応評価部９０は、ずり応力付与後の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の測定装置としても機能している。
The vascular dilatation rate
血管拡張率測定制御手段１０２による動脈血管２９ａの拡張率（変化率）Ｒ（％）の測定では、生体１４における測定部位例えば上腕２９が生体圧迫装置１８の圧迫帯４０によりにより圧迫されて動脈血管２９ａの内皮Ｌ１に対して血流を利用したずり応力の付与がずり応力付与手段８８により行われることで、血管壁の内皮Ｌ１へのずり応力増加に伴う内皮からの一酸化窒素（ＮＯ）の産生が起こり、その一酸化窒素に依存する平滑筋の弛緩状況が内皮径（内腔径）ｄ１を調べることで動脈血管２９ａの内皮機能の判定が行われる。
In the measurement of the expansion rate (change rate) R (%) of the
図１５は、血管拡張率測定制御手段１０２による動脈血管２９ａのＦＭＤ評価における、阻血（阻血）開放後の血管内腔径ｄ１の変化を例示したタイムチャートである。この図９においては、時点ｔ０までが安静期間、時点ｔ０から時点ｔ１までがずり応力付与可能期間、時点ｔ１以降がずり応力付与後の血流依存性血管拡張反応の測定期間を表しており、時点ｔ２から血管内腔径ｄ１が拡張し始め、時点ｔ３で血管内腔径ｄ１がその最大値ｄＭＡＸに達していることが示されている。従って、電子制御装置２２が算出する血管内腔径ｄ１の拡張率Ｒは、時点ｔ３で最大になる。
FIG. 15 is a time chart illustrating the change in the vascular lumen diameter d1 after release of ischemia (ischemia) in the FMD evaluation of the
ここで、上記のような動脈血管２９ａのＦＭＤ評価に際しては、従来では、血管拡張反応を発生させるために、動脈血管２９ａの超音波断面画像を計測する部位よりも上流側位置がカフ等を用いて所定時間たとえば５分間阻血された後に解放することで血流を再開させてずり応力の付与が行われていた。しかし、本実施例の血管拡張率測定制御手段１０２は、動脈血管２９ａの断面画像において、１脈波周期内の所定タイミングたとえば最低血圧値ＰＤＩＡのタイミングで動脈血管２９ａの圧平（平坦に閉じられた）が生じるように膨張袋４２による動脈血管２９ａへの圧迫圧ＰＣが制御されることで、ずり応力の付与が最大十数秒以下の短期間すなわち所定時間Ｔ１以内で行うようになっている。この圧迫圧ＰＣは、圧平状態或いはそれに近い略閉状態（狭い状態）の動脈血管２９ａに血流を通過させることによるずり応力の付与と、圧平を伴う拍動による壁の大きな移動による血流の乱流の発生によるずり応力の付与とが脈波周期毎に繰り返されることによって効率的にずり応力を内皮Ｌ１に付与できるずり応力付与圧と称されるべきものである。また、圧迫圧ＰＣは、たとえば数拍乃至数十拍或いは数秒乃至数十秒の所定時間Ｔ１以内で、１脈波周期内で動脈血管２９ａが圧平された（平坦に閉じられた）状態或いはそれに近い略閉状態（狭い状態）となる区間を有する拍動となるように所定の圧力範囲Ｐ１内に制御されればよい。上記圧迫圧ＰＣは、たとえば図１１から図１３に例示されているが、それら以外のパターンで圧迫圧ＰＣが制御されてもよい。
Here, in the FMD evaluation of the
動脈血管２０ａの内皮Ｌ１に対するずり応力による刺激時点から動脈血管２０ａの血管拡張反応が開始されるまでには、１８秒から２０秒程度の動脈拡張反応開始時間（遅れ時間）ＴＡＳがあるので、血流依存性血管拡張反応を計測するための血管拡張反応評価手段９０即ち血管拡張率測定制御手段１０２による内皮径（内腔径）ｄ１の測定は、その動脈拡張反応開始時間ＴＡＳが経過する前に開始されることが望まれる。本実施例では、ずり応力付与手段８８は、動脈血管２０ａ内の血流開始時点（最初の脈波発生によるずり応力付与開始時点）から予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳが経過する前に圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させるように、血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴや血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴが設定されている。これにより、血管拡張反応評価手段９０は、動脈血管２０ａ内の血流開始時点（最初の脈波発生によるずり応力付与開始時点）から予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳが経過する前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始するようになっているので、測定精度が高められている。
There is an arterial dilation reaction start time (delay time) T AS of about 18 seconds to 20 seconds from the time of stimulation due to shear stress on the endothelium L1 of the arterial blood vessel 20a to the start of the vasodilation reaction of the arterial blood vessel 20a. measurements of blood flow mediated dilation endothelium diameter by vasodilation evaluation means 90 i.e. vasodilatation measuring control means 102 for measuring the (lumen diameter) d1, the arterial expansion reaction starting time T AS has elapsed It is desirable to start before. In this embodiment, the shear
また、動脈血管２０ａの内皮Ｌ１に対するずり応力による刺激量に対して血管拡張反応の大きさが飽和する現象があるので、不要な大きさのずり応力の付与は刺激時間或いは刺激脈波数の無駄となる。前記血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬ或いは前記血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴは、予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを超えない範囲で、前記予め実験的に求められた刺激の飽和時間ＴＨ或いは刺激の飽和脈波数ＮＨを十分に超える値すなわち十分に飽和する値に設定される。これにより、十分な大きさのずり応力が短時間で且つ予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを超えない範囲で付与される。 In addition, since there is a phenomenon in which the magnitude of the vasodilator response is saturated with respect to the amount of stimulation due to the shear stress on the endothelium L1 of the arterial blood vessel 20a, application of an unnecessary magnitude of shear stress is a waste of stimulation time or stimulation pulse wave number. Become. The shear stress application time t EL after the start of blood flow or the pulse stress number N MT after the start of blood flow is experimentally determined in advance within a range not exceeding the preset arterial dilation reaction start time T AS. well beyond the value of the saturation time of the stimulus T H or stimulation of saturated pulse rate N H was that is set to a value sufficiently saturated. As a result, a sufficiently large shear stress is applied in a short time and within a range not exceeding the preset arterial dilatation reaction start time T AS .
図１４に戻って、血管硬さ測定制御手段１０４は、まず、超音波信号処理部８４により生成された超音波断面画像内に示される生体の動脈血管２９ａの形状と、圧迫圧制御手段８６による圧迫圧ＰＣとから生体の最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡを決定する。すなわち、血管硬さ測定制御手段１０４は、生体の最高血圧値ＰＳＹＳより高く設定された昇圧値まで圧迫圧ＰＣを上昇させた後、所定の減圧速度たとえば３〜６ｍｍＨｇ／ｓｅｃで圧迫圧ＰＣを減少させる過程で、超音波断面画像内に示される生体の動脈血管２９ａの断面が１脈波周期内で開かれた脈波の発生時点の圧迫圧ＰＣを最高血圧値ＰＳＹＳとして決定するとともに、動脈血管２９ａの断面が１脈波周期内で閉じられなくなった時点の圧迫圧ＰＣを最低血圧値ＰＤＩＡとして決定し、最高血圧値ＰＳＹＳの決定時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｓおよび最低血圧値ＰＤＩＡ決定時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｄを、最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡと共に記憶する。
Returning to FIG. 14, the blood vessel hardness measurement control means 104 first uses the shape of the living
次いで、血管硬さ測定制御手段１０４は、動脈血管２９ａの硬さを表すスティフネスパラメータβを求める予め記憶された次式（スティフネスパラメータ算出式）から、最高血圧値ＰＳＹＳの決定時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｓ、最低血圧値ＰＤＩＡ決定時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｄ、最高血圧値ＰＳＹＳ、および最低血圧値ＰＤＩＡに基づいて、スティフネスパラメータβを算出する。
β＝（ｌｎＰＳＹＳ−ｌｎＰＤＩＡ）／（（Ｄｓ−Ｄｄ）／Ｄ０）
Next, the blood vessel hardness measurement control means 104 determines the
β = (lnP SYS −lnP DIA ) / ((Ds−Dd) / D0)
上式スティフネスパラメータ算出式のＤ０は、本来は無印加時の血管径であるべきであるが臨床的には計測ができないため、臨床指標として使われる場合には、血管壁厚を含む血管径（＝Ｄｄ＋２ＩＭＴ）が用いられる。このＩＭＴは、たとえば内膜および中膜の複合体の厚みである。 D0 in the above equation for calculating the stiffness parameter should be the blood vessel diameter at the time of no application, but cannot be measured clinically. Therefore, when used as a clinical index, the blood vessel diameter including the blood vessel wall thickness ( = Dd + 2IMT) is used. This IMT is, for example, the thickness of the complex of the inner membrane and the inner membrane.
一般に、血管径Ｄを表す軸と血圧Ｐを表す軸との二次元座標では血圧Ｐの増加に対して血管径Ｄの増加が飽和する非線形の関係であるが、その二次元座標において血圧Ｐを表す軸を血圧の対数値ｌｎＰを表す軸に置換した片対数グラフにて表すと、線形な関係で表すことができる。この線形な関係において、血管径Ｄの変化率ΔＤと血圧Ｐの変化量ΔＰで成り立つ弾性率Ｅｐの式（Ｅｐ＝ΔＰ／２（ΔＤ／Ｄ））において、ΔＰの代わりに（ｌｎＰＳＹＳ−ｌｎＰＤＩＡ）を用いた関係において、弾性率Ｅｐに替わる指標としたのが、スティフネスパラメータβである。前記スティフネスパラメータ算出式は、上記の関係から導かれたものである。 In general, the two-dimensional coordinates of the axis representing the blood vessel diameter D and the axis representing the blood pressure P have a non-linear relationship in which the increase in the blood vessel diameter D is saturated with respect to the increase in the blood pressure P. If the semi-logarithmic graph in which the axis to be represented is replaced with the axis representing the logarithm value lnP of the blood pressure can be represented by a linear relationship. In this linear relationship, in the equation (Ep = ΔP / 2 (ΔD / D)) of the elastic modulus Ep, which is composed of the change rate ΔD of the blood vessel diameter D and the change amount ΔP of the blood pressure P, instead of ΔP, (lnP SYS −InP In the relationship using DIA ), the stiffness parameter β is used as an index instead of the elastic modulus Ep. The stiffness parameter calculation formula is derived from the above relationship.
表示制御手段９２は、血管拡張反応評価部９０において算出された動脈血管２９ａの径、内皮７０の直径である内皮径（内腔径）ｄ１、虚血反応性充血後のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）を表す動脈血管２９ａの血管内腔径の拡張率（変化率）Ｒ（％）、生体の最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡ、動脈血管２９ａの硬さを表すスティフネスパラメータβ等を、画像表示装置２０に表示させる。
The display control means 92 includes a diameter of the
図１６、図１７および図２４は、電子制御装置２２の制御作動の要部を説明するフローチャートであり、図１６は血管拡張反応評価部９０に対応する動脈判定ルーチン、図１７は血管拡張反応評価部９０に対応するＦＭＤ測定ルーチン、図２４は血管拡張反応評価部９０に対応する動脈硬さ測定ルーチンを、それぞれ示している。上記動脈判定ルーチン、ＦＭＤ測定ルーチン、動脈硬さ測定ルーチンは、内皮機能検査装置１０の起動操作に連動して実行されてもよいが、個別の起動操作に応答して実行されてもよい。
16, 17, and 24 are flowcharts for explaining a main part of the control operation of the
動脈血管判定部１００に対応する図１６の動脈判定ルーチンにおいて、ステップＳ１（以下、ステップを省略する）では、圧迫圧制御手段８６により静脈圧よりも高く且つ最低血圧値ＰＤＩＡよりも低い圧で上腕２９が圧迫される。次いで、Ｓ２では、超音波断面画像中に存在する複数個の管状臓器を示す画像のうちで潰れる管状臓器があるか否かが判断される。Ｓ２の判断が肯定される場合は、Ｓ３において、つぶれのある管状臓器を除き、つぶれのない管状臓器を動脈血管２９ａとして判定し、超音波断面画像中で特定する処理を行う。また、Ｓ２の判断が否定される場合は、Ｓ４において、つぶれのない管状臓器を動脈血管２９ａとして判定し、超音波断面画像中で特定する処理を行う。これにより特定された動脈血管２９ａについて、動脈血管２９ａの径、動脈血管２９ａの内皮Ｌ１の直径である内皮径（内腔径）ｄ１、虚血反応性充血後のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）を表す動脈血管２９ａの血管内腔径の拡張率（変化率）Ｒ（％）、生体の最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡ、動脈血管２９ａの硬さを表すスティフネスパラメータβ等の測定が行われる。
In the arterial determination routine of FIG. 16 corresponding to the arterial blood
血管拡張反応評価部９０に対応する図１７のＦＭＤ測定ルーチンにおいて、Ｓ１１では、超音波信号処理部８４により得られた超音波断面画像中の動脈として特定された画像から、たとえばテンプレートなどを用いて動脈血管２９ａの断面画像が抽出される。
In the FMD measurement routine of FIG. 17 corresponding to the
Ｓ１２では、上記Ｓ１１で抽出された動脈血管２９ａの横断面画像から、動脈２９の径たとえば内皮Ｌ１の内径である内皮径（内腔径）ｄ１が測定される。そして、Ｓ１３では、Ｓ１２で測定された内皮径（内腔径）ｄ１が安静時の内腔径ｄａとして記憶される。図１５の時点ｔ０はこの状態を示している。
In S12, the diameter of the
次いで、ずり応力付与手段８８に対応するＳ１４では、閉状態の動脈血管２９ａを通過する血流によって、および動脈血管２９ａの開閉の繰り返しに伴う血液の乱流の発生によって、効率的にずり応力を内皮Ｌ１に付与できるずり応力付与圧となるように、生体圧迫装置１８による圧迫により上腕２９が圧迫されて、上腕２９内の動脈血管２９ａに対して血流に基づくずり応力の付与が実行開始される。図６の時点ｔ０はこの状態を示している。このずり応力の付与は、たとえば数拍乃至数十拍或いは数秒乃至数十秒の所定時間Ｔ１で、１脈波周期内で動脈血管２９ａが圧平された（平坦に閉じられた）区間を有する拍動となるように、生体圧迫装置１８による圧迫圧ＰＣが、所定の圧力範囲Ｐ１内に制御される。たとえば前述のように、図１２に示されるようにその所定の圧力範囲Ｐ１内に設定された一定値に上記所定時間Ｔ１内の圧迫圧ＰＨに維持された状態で、図７或いは図８に示す機能を用いて十分な大きさのずり応力が短時間で且つ予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを超えない範囲でずり応力が付与されてもよいが、たとえば図１１或いは図１３に示されるように、たとえば５〜６ｍｍＨｇ／ｓｅｃ程度での上昇過程或いは減少過程でその所定の圧力範囲Ｐ１を上記所定時間Ｔ１内で通過させるように圧迫圧ＰＣが制御される過程で、図５或いは図６、図９或いは図１０に示されるずり応力付与機能を用いて十分な大きさのずり応力が短時間で且つ予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを超えない範囲でずり応力が付与されてもよい。
Next, in S14 corresponding to the shear
図１８、図１９、図２０、図２１、図２２、図２３は、Ｓ１４のサブルーチンに相当する各ずり応力付与制御例をそれぞれ示している。 18, FIG. 19, FIG. 20, FIG. 21, FIG. 22 and FIG. 23 show examples of shear stress application control corresponding to the subroutine of S14.
図１８において、急速昇圧／徐速降圧指令手段８８ａに対応するＳ１４−１では、図１１のｔ０時点で圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを予め測定された生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりもたとえば５０ｍｍＨｇ程度に高く設定された昇圧目標値ＰＴまで急速昇圧させた後、たとえば５ｍｍＨｇ／秒または５ｍｍＨｇ／拍程度に設定された一定の降圧速度で連続的に徐速降圧させる圧迫圧制御手段８６に図１１に示すように圧迫圧ＰＣを連続的に徐速降圧させるように、圧迫圧制御手段８６に指令が出される。血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂに対応するＳ１４−２では、上記圧迫圧ＰＣの徐速降圧状態で、圧迫帯４０の動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った最初の脈波の発生時点すなわち圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣにより止血されている動脈血管２９ａに最初の血流が発生した時点が判定され、次いで、上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したか否かが判定される。このＳ１４−２の判定が否定される場合は、そのＳ１４−２の判定が繰り替えされる。しかし、Ｓ１４−２の判定が肯定された場合は、圧迫圧解放指令手段８８ｃに対応するＳ１４−３において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、少なくとも上記徐速降圧よりも早い速度で上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１１のｔ１時点はこの状態を示している。
18, in S14-1 corresponding to the rapid pressure increase / gradual pressure decrease command means 88a, the compression pressure PC of the
図１９では、図１８と比較して、血流開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｂに対応するＳ１４−２に替えて血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄに対応するＳ１４−４が備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。血流開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｄに対応するＳ１４−４では、上記圧迫圧ＰＣの徐速降圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った最初の脈波の発生時点すなわち圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣにより止血されている動脈血管２９ａに最初の血流が発生した時点が判定され、その最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至１６拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かが判定される。このＳ１４−４の判定が否定されるうちはそのＳ１４−４の判定が繰り返される。しかし、Ｓ１４−４の判定が肯定されると、圧迫圧解放指令手段８８ｃに対応するＳ１４−３において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１１のｔ１時点はこの状態を示している。
In FIG. 19, as compared with FIG. 18, S14− corresponding to the post-starting shear stress application pulse wave number
図２０において、急速昇圧／一定圧迫圧維持指令手段８８ｅに対応するＳ１４−５では、図１２のｔ０時点で圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳと平均血圧ＰＭＥＡＮとの間に設定された維持圧ＰＨまで急速昇圧させた後、その維持圧ＰＨを維持するように、圧迫圧制御手段８６に指令が出される。一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆに対応するＳ１４−６では、動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣが一定の圧迫圧ＰＨに維持されている状態で、最初の脈波の発生時点すなわち動脈血管２９ａに最初の血流（脈動）が発生した時点が判定され、次いで、その一定圧迫圧下で最初の脈波（血流）が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したか否かが判定される。このＳ１４−６の判定が否定される場合は、そのＳ１４−６の判定が繰り替えされる。しかし、Ｓ１４−６の判定が肯定された場合は、圧迫圧解放指令手段８８ｇに対応するＳ１４−７において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、Ｓ１４−３と同様に、上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１２のｔ１時点はこの状態を示している。
In FIG. 20, in S14-5 corresponding to the rapid pressure increase / constant pressure maintenance command means 88e, the compression pressure PC of the
図２１では、図２０と比較して、一定圧迫圧下ずり応力付与時間経過判定手段８８ｆに対応するＳ１４−６に替えて一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｈに対応するＳ１４−８が備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。一定圧迫圧下ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｈに対応するＳ１４−８では、上記圧迫圧ＰＣを一定圧ＰＨに維持されている態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った最初の脈波の発生時点すなわち圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣにより止血されている動脈血管２９ａに最初の血流が発生した時点が判定され、その最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至１６拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かが判定される。このＳ１４−８の判定が否定されるうちはそのＳ１４−８の判定が繰り返される。しかし、Ｓ１４−８の判定が肯定されると、圧迫圧解放指令手段８８ｃに対応するＳ１４−７において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、Ｓ１４−３と同様に、上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１２のｔ１時点はこの状態を示している。
In FIG. 21, compared to FIG. 20, S14-8 corresponding to the constant compression pressure reduction stress application pulse wave number
図２２では、急速昇圧／徐速昇圧指令手段８８ｉに対応するＳ１４−９では、図１３のｔ０時点で圧迫帯４０による動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣを予め測定された生体の最低血圧値ＰＤＩＡ好適には平均血圧ＰＭＥＡＮまで急速昇圧させた後、予め設定されたたとえば５ｍｍＨｇ／秒または５ｍｍＨｇ／拍程度に設定された一定の昇圧速度で連続的に徐速昇圧させるように、圧迫圧制御手段８６に指令が出される。徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊに対応するＳ１４−１０では、動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣの徐速昇圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが徐速昇圧開始以後の生体の最初の脈波の発生時点すなわち徐速昇圧開始以後の最初の血流（脈動）が発生した時点を、超音波断面画像、最初のコロトコフ音の発生などに基づいて判定し、次いで、上記最初の血流が発生した時点からの経過時間ｔＥＬが、たとえば６乃至十数秒程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与時間ｔＥＬＴ以上経過したか否かを判定する。このＳ１４−１０の判定が否定される場合は、そのＳ１４−１０の判定が繰り替えされる。しかし、Ｓ１４−１０の判定が肯定された場合は、圧迫圧解放指令手段８８ｋに対応するＳ１４−１１において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、Ｓ１４−３と同様に、少なくとも上記徐速昇圧よりも早い降圧速度で上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１３のｔ１時点はこの状態を示している。
In FIG. 22, in S14-9 corresponding to the rapid pressure increase / gradual pressure increase command means 88i, the minimum blood pressure value P DIA of the living body in which the compression pressure PC against the
図２３では、図２２と比較して、徐速昇圧開始後ずり応力付与時間経過判定手段８８ｊに対応するＳ１４−１０に替えて徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌに対応するＳ１４−１２が備えられている点で相違する。以下に、その相違点を説明する。徐速昇圧開始後ずり応力付与脈波数到達判定手段８８ｌに対応するＳ１４−１２では、上記動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣの徐速昇圧状態で、圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣが生体の最低血圧値ＰＤＩＡ好適には平均血圧ＰＭＥＡＮを上回った最初の脈波の発生時点すなわち徐速昇圧状態で動脈血管２９ａに最初の血流（脈動）が発生した時点が、判定され、次いで、上記最初の血流が発生した時点以後に発生した脈波数ＮＭが、たとえば６拍乃至十数拍程度の範囲内に予め設定された血流開始後ずり応力付与脈波数ＮＭＴに到達したか否かが、判定される。このＳ１４−１２の判定が否定されるうちはそのＳ１４−１２の判定が繰り返される。しかし、Ｓ１４−１２の判定が肯定されると、圧迫圧解放指令手段８８ｋに対応するＳ１４−１１において、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣを大気に解放させる指令が出力され、Ｓ１４−３と同様に、上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣが急速解放される。図１３のｔ１時点はこの状態を示している。
In FIG. 23, compared with FIG. 22, instead of S14-10 corresponding to the shear stress application time
図１７に戻って、Ｓ１４に続くＳ１５では、上記ずり応力の付与開始から所定時間Ｔ１が経過したか否かが判断される。このＳ１５の判断が否定されるうちはＳ１４以下が繰り返し実行されるが、Ｓ１５の判断が肯定されると、Ｓ１６において、Ｓ１１と同様の動脈血管断面検出制御ルーチンが実行される。上記のように、繰り返し開閉される動脈血管２９ａ内の血流に繰り返し乱流が発生して測定部位の血管２９ａの内皮Ｌ１に繰り返しずり応力が付与される。これにより、動脈血管２９ａの内皮Ｌ１からの一酸化窒素（ＮＯ）の産生が起こり、その一酸化窒素に依存する平滑筋の弛緩によって動脈血管２９ａの内皮径の一時的増加現象が発生する。
Returning to FIG. 17, in S15 following S14, it is determined whether or not a predetermined time T1 has elapsed from the start of application of the shear stress. While the determination at S15 is negative, S14 and subsequent steps are repeatedly executed. When the determination at S15 is positive, an arterial blood vessel cross-section detection control routine similar to S11 is executed at S16. As described above, turbulent flow is repeatedly generated in the blood flow in the
この状態において、Ｓ１６では、Ｓ１１と同様の動脈血管断面検出制御ルーチンが、所定の周期で繰り返される超音波プローブ１２の走査毎に実行される。そして、Ｓ１７では、Ｓ１２と同様に、Ｓ１６で生成された動脈血管２９ａの横断面画像から、動脈血管２９ａの径たとえば内皮Ｌ１の直径である内皮径（内腔径）ｄ１が、上記走査毎に測定され、順次測定された内皮径（内腔径）ｄ１が止血解放後の内腔径ｄ１として逐次記憶される。図６の時点ｔ１以降はこの状態を示している。この止血解放後の内腔径ｄ１の測定は、Ｓ１８において止血解放後の動脈血管２９ａの内腔径ｄが、図６の時点ｔ３に示すように最大値ｄＭＡＸに到達すると判断されるまで、Ｓ１６以下が繰り返し測定される。
In this state, in S16, the same arterial blood vessel cross-section detection control routine as in S11 is executed for each scan of the
しかし、Ｓ１８において、ずり応力付与後の動脈血管２９ａの内腔径ｄが最大値ｄＭＡＸに到達したと判断されると、Ｓ１９において、Ｓ１８において判定された最大値ｄＭＡＸとＳ１３において求められた安静時の動脈血管２９ａの内皮Ｌ１の直径である内腔径ｄａとに基づいて、動脈血管２９ａの内皮機能を評価するための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×（ｄＭＡＸ−ｄａ）／ｄａ］が算出され、表示制御手段９２によって、表示装置２０に表示される。
However, in S18, the lumen diameter d of the
血管硬さ測定制御手段１０４に対応する図２４の動脈硬さ測定ルーチンにおいて、Ｓ２０では、生体圧迫装置１８により生体の最高血圧よりも高い圧力まで上腕２９に対する圧迫圧ＰＣが高められた後、その圧迫圧ＰＣが所定の速度たとえば３〜６ｍｍＨｇ／ｓｅｃで圧迫圧ＰＣを減少させる過程で、超音波断面画像内に示される生体の動脈血管２９ａの断面が１脈波周期内で開かれた最初の脈波の発生時点の圧迫圧ＰＣが最高血圧値ＰＳＹＳとして決定されるとともに、動脈血管２９ａの断面が１脈波周期内で閉じられなくなったときの脈波の発生時点の圧迫圧ＰＣが最低血圧値ＰＤＩＡとして決定された後、圧迫圧ＰＣが解放される。次いで、Ｓ２１では、上記最高血圧値ＰＳＹＳが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｓおよび最低血圧値ＰＤＩＡが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｄが、超音波断面画像内に示される生体の動脈血管２９ａの断面が測定される。次に、Ｓ２２において、血圧測定が完了したか否かが判断される。このＳ２２の判断が否定されるうちは、Ｓ２０以下が繰り返し実行されるが、肯定される場合は、Ｓ２３において、最高血圧値ＰＳＹＳが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｓおよび最低血圧値ＰＤＩＡが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｄが、最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡと共に記憶される。
In the arterial stiffness measurement routine of FIG. 24 corresponding to the vascular stiffness measurement control means 104, after the compression pressure PC for the
次に、Ｓ２４では、前述のスティフネスパラメータ算出式から、前述のＳ２３において記憶された、最高血圧値ＰＳＹＳが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｓおよび最低血圧値ＰＤＩＡが決定された時点の動脈血管２９ａの血管径Ｄｄと、最高血圧値ＰＳＹＳおよび最低血圧値ＰＤＩＡとに基づいて、動脈血管２９ａの硬さに対応するスティフネスパラメータβが、算出される。そして、Ｓ２５では、そのスティフネスパラメータβが、表示装置２０に表示される。
Next, in S24, the blood vessel diameter Ds and the minimum blood pressure value P DIA of the
上述のように、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、圧迫帯４０を用いて上腕２９ａに対する圧迫圧ＰＣを制御する圧迫圧制御手段８６と、圧迫圧制御手段８６に制御される圧迫帯４０による圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低い状態で発生する、生体の心拍に同期して圧迫圧ＰＣに発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって動脈血管２９ａの内皮にずり応力を付与した後、圧迫圧制御手段８８に圧迫圧力を解放させるずり応力付与手段８８と、圧迫圧制御手段８６により圧迫圧力が解放された後に、動脈血管２９ａの拡張関連値（動脈血管の内腔径ｄ１）の計測を開始し、各拡張関連値に基づいて動脈血管２９ａの内皮機能を評価する評価値を算出する血管拡張反応評価手段９０とが、含まれる。これにより、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧ＰＣが前記生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回ってから複数の脈波を発生させることから、動脈血管２９ａの内腔の断面が脈波一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられることおよび血液の通過で乱流が発生させられるので、動脈血管２９ａの内腔（内膜）に高いずり応力が短時間で付与される。したがって、血管拡張反応評価手段９０による動脈血管の拡張関連値の測定精度が向上するとともに、動脈血管２９ａの内皮機能を精度よく評価することができる。すなわち、信頼性の高い血管の内皮機能検査が可能となる。
As described above, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、動脈血管２９ａ内の血流開始時点からの経過時間が予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを経過する前に圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させ、血管拡張反応評価手段９０は、動脈血管２９ａ内の血流開始時点からの経過時間が予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを経過する前に動脈血管２９ａの拡張関連値の計測を開始する。これにより、血管拡張反応評価手段９０は、動脈拡張反応が開始される前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始するので、動脈血管２９ａの拡張関連値の測定精度が向上するとともに動脈血管２９ａの内皮機能を精度よく評価することができる。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも高い圧まで昇圧させた後に上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを連続的に降下させる過程で、圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回ってから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴを経過すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴ内において発生する複数の脈波により、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも高い圧まで昇圧させた後に上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを連続的に降下させる過程で、圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回ってから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの脈波が発生すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの複数の脈波により、動脈血管の内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低い予め設定された一定圧ＰＨに維持させた状態で、圧迫圧ＰＣが一定圧ＰＨとされてから発生する前記複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴが経過すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴ内において発生する複数の脈波により、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
In addition, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低い予め設定された一定圧ＰＨに維持させた状態で、圧迫圧ＰＣが一定圧ＰＨとされてから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの脈波が発生すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの複数の脈波により、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
In addition, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、予め設定された一定圧ＰＨは、生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低く且つ平均血圧値ＰＭＥＡＮよりも高い圧である。このことから、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることから、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、一層高いずり応力が付与される。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最低血圧値ＰＤＩＡよりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、圧迫圧ＰＣが生体の最低血圧値ＰＤＩＡを上回ってから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴが経過すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴ内において発生する複数の脈波により、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、ずり応力付与手段８８は、圧迫圧制御手段８６に圧迫帯４０の圧迫圧ＰＣを生体の最低血圧値ＰＤＩＡよりも低い圧から連続的に上昇させる過程で、圧迫圧ＰＣが生体の最低血圧値ＰＤＩＡを上回ってから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの脈波が発生すると、圧迫圧制御手段８６に圧迫圧ＰＣを解放させる。これにより、予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの複数の脈波により、動脈血管２９ａの内腔の断面が一拍毎の最高血圧および最低血圧に応じて開状態および閉状態とされることで、動脈血管２９ａの内腔が閉じた狭い状態で血液が繰り返し通過させられるので、十分な大きさのずり応力が動脈血管２９ａの内腔（内膜）に短時間で付与される。また、上記予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴは、ずり応力に対する動脈血管２０ａの血管拡張反応の大きさが十分に飽和する値に設定されるので、血管拡張反応評価手段９０により得られた評価値の汎用性が高められる。
Further, according to the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０は、上腕２９の一部に巻回されてその上腕２９の一部を締めつけるための環状の圧迫帯１８とその圧迫帯４０の一部において上腕２９の一部に密着可能に設けられた超音波透過板材２６とその圧迫帯１８の張力を調節して超音波透過板材２６の上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを変化させることが可能な膨張袋（アクチュエータ）４２とを有する生体圧迫装置１８と、超音波透過板材２６によって閉じられた開口２４を有し、オイル２８が充填された密閉容器１６と、密閉容器１６内に収容され、超音波透過板材２６を通して上腕動脈２９ａとの間で超音波を授受する超音波プローブ１４と、超音波プローブ１４に受信された超音波信号に基づいて超音波断面画像を生成する超音波信号処理部８４とを、含む超音波断面画像測定装置を備えており、この超超音波断面画像測定装置によれば、生体圧迫装置１８により圧迫されている上腕２９内の断面画像が正確に得られる。すなわち、環状の圧迫帯１８により上腕２０の一部が固定されるので体動の影響が回避されるとともに、生体圧迫装置１８の超音波透過板材２６による上腕２９の圧迫部位と超音波プローブ１４により超音波透過板材２６を通して得られる上腕２９内の断面画像の位置とが一致するので、生体圧迫装置１８による圧迫圧ＰＣに対する上腕２９内の断面画像の形状が、正確に得られる。
In addition, the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０では、電子制御装置２２は、超音波断面画像に基づいて生体圧迫装置１８による上腕２９の一部に対する圧迫圧ＰＣを変化させるものであることから、超音波断面画像中の上腕２９内の動脈血管２９ａを所望の形状とするように圧迫圧ＰＣを変化させることができる。たとえば、電子制御装置２２は、動脈血管２９ａの断面形状に基づいてその動脈血管２９ａを圧平状態すなわち平坦形状に潰された状態を判定し、１拍の脈拍周期の一部または全部が圧平状態となるように、生体圧迫装置１８による上腕２９の一部に対する圧迫圧ＰＣを変化させることができる。
In the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０では、電子制御装置２２により、上腕２０内の動脈血管２９ａの血管拡張反応の測定に際して、超音波断面画像に基づいて上腕２０内の動脈血管２９ａの１脈波周期の一部において上腕動脈２９ａが圧平状態とされる脈拍が所定数持続するように、生体圧迫装置１８による上腕２９に対する圧迫圧ＰＣが制御される。これにより、上腕動脈２９ａ内において乱流が脈拍に同期して繰り返し発生させられるので、上腕動脈２９ａの内皮Ｌ１に対するずり応力の付与が効率よく行われる。たとえば、上腕動脈２９ａに対して５分間の阻血した後に解放することによってずり応力が付与される従来のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）測定に比較して、短時間でずり応力の付与が行われる。これにより、ＦＭＤ測定を短時間で行うことが可能となる。
Further, in the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０では、電子制御装置２２により最高血圧値ＰＳＹＳ以下の超音波断面画像に基づいて認識されるが、１脈波周期内において上腕動脈２９ａが圧平された状態で血流を再開させる脈拍が、たとえば所定数或いは所定時間持続するように、生体圧迫装置１８による上腕２９に対する圧迫圧ＰＣを制御することで上腕動脈２９ａにずり応力が与えられた後、生体圧迫装置１８による圧迫が解放され、超音波断面画像に基づいて上腕動脈２９ａの拡径割合（内腔径の拡張率Ｒ）が算出されることから、ＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）測定が、短時間で実行される。
Further, the endothelial
また、本実施例の内皮機能検査装置１０では、電子制御装置２２により、超音波断面画像に基づく上腕２９内の上腕動脈２９ａの形状変化と生体圧迫装置１８による圧迫圧ＰＣの変化との割合から上腕動脈２９ａの血管の固さ（スティフネス）を示す指標が算出され、出力されることから、上腕動脈２９ａの血管の固さに基づいた診断が可能となる。たとえば、上腕動脈２９ａにずり応力が与えられた後のその動脈の拡径割合（内腔径の拡張率Ｒ）と併せることにより、動脈硬化に対する一層正確な診断が可能となる。
Further, in the endothelial
（実施例２）
図２５は、本発明の他の実施例であって、電子制御装置２２の内皮機能検査作動を説明するタイムチャートである。本実施例では、たとえば図１５のタイムチャートにおける時点ｔ０から時点ｔ１までのずり応力付与期間に先立って、生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも高い圧力Ｐ３で動脈血管２０ａ内を十分に阻血する一定の阻血区間Ｔｋｂが設けられている。なお、図２５において、ｔ−３からｔ−２の区間は超音波画像から動脈を認識するものであり、圧迫圧ＰＣが４０ｍｍＨｇ程度の圧Ｐ１に設定されている。また、ｔ−２からｔ−１の区間安静計測区間およびｔ２〜ｔ３のずり応力付与後の計測区間は超音波画像を得るために、圧迫圧ＰＣが２０ｍｍＨｇ程度の圧Ｐ２に設定されている。
(Example 2)
FIG. 25 is another embodiment of the present invention, and is a time chart for explaining the endothelial function test operation of the
本実施例の内皮機能検査装置１０によれば、圧迫圧制御手段８６は、ずり応力付与手段８８によるずり応力の付与に先立って、時点ｔ０から時点ｔ１までのずり応力付与期間よりも短く予め設定された一定の阻血区間Ｔｋｂの間、上腕２９内の動脈血管２９ａに対する圧迫圧ＰＣを生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも高い圧力Ｐ３として動脈血管２０ａ内を十分に阻血するようにしている点、および、圧迫圧ＰＣが予め設定された解放圧ＰＬに到達すると圧迫圧ＰＣを大気に解放する点で、実施例１と比較して主に相違している。上記阻血区間Ｔｋｂは、図１９の時点ｔ−１から時点ｔ０までの約１０秒程度の区間である。また、ずり応力付与期間の開始時点ｔ０から計測開始時点ｔ２までの区間は、約１７秒程度に設定されており、動脈血管２９ａ内の血流開始時点からの経過時間が予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳを経過する前に、血管拡張反応評価手段９０による動脈血管２９ａの拡張関連値の計測が開始されるように制御プログラムが設定されている。
According to the endothelial
上記予め設定された一定の阻血区間Ｔｋｂは、圧迫帯４０による圧迫部位の下流側の血液が毛細血管を通して静脈に流れて低下することで、上記圧迫帯４０の上流側と下流側との間の血圧差を大きくして血流再開時の流速を高めることを意図しているものである。好適には、時間効率を考慮して好適には上記血圧差の飽和値時間に対して時定数たとえば６６％程度以下に実験的に定められた値である。さらに、好適には、上記予め設定された一定の阻血区間は、前記ずり応力付与期間或いは前記上記予め設定されたずり応力付与脈波数への到達時間よりも短く設定される。
The predetermined constant ischemic section Tkb is formed between the upstream side and the downstream side of the
本実施例によれば、圧迫帯４０に押圧される上腕２９内の動脈血管２９ａがずり応力の付与に先立って十分に阻血されるので、ずり応力付与手段８８によりずり応力が付与されるに際して、圧迫帯４０の上流側と下流側との血圧差が大きくされるので、動脈血管２９ａ内を通過する血液の流速が一層高められてその動脈血管２９ａの内腔（内膜）に高いずり応力が付与される。
According to the present embodiment, since the
（実施例３）
図２６は、本発明の他の実施例の生体圧迫装置を説明する斜視図である。前述の実施例の圧迫帯４０は、密閉容器１６の開口２４を塞ぐ超音波透過板材２６と、その密閉容器１６の開口２４の上側開口縁および下側開口縁に可撓性ベルト３８とから構成されていたが、本実施例の圧迫帯１１０は、互いに平行な一対のロッド１１２とそれら一対のロッド１１２の両端部を一体的に連結する連結部材１１４とから成る矩形の枠部材１１６と、膨張袋１１８を内部に備えて枠部材１１６の一対のロッド１１２に巻き付けられた状態でそれぞれ両端部が装着された長手袋状の可撓性ベルト１２０とから構成されている。可撓性ベルト１２０の一方の端部は、一方のロッド１１２から折り返されて、図示しないファスナにより可撓性ベルト１２０の外周面に着脱可能に固定されている。本実施例の圧迫帯１１０を用いる場合には、超音波プローブ１４と同様の、互いに平行に設けられた第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の長手方向の中央部間にそれらと直交して位置するように設けられた長軸用超音波アレイ探触子Ｃとを有するがオペレータの手により支持される型式の超音波プローブ１２２が、枠部材１１６により上腕２９の圧迫部位に形成された窓口を通して、上腕２９の動脈血管２９ａの直上部位に直接押圧される。
Example 3
FIG. 26 is a perspective view for explaining a living body compression apparatus according to another embodiment of the present invention. The
本実施例の圧迫帯１１０および超音波プローブ１２２によれば、前述の実施例１と同様に、膨張袋１１８の圧力制御が行なわれるとともに超音波プローブ１２２の出力信号が処理されることで、前述の実施例１と同様の効果が得られる。
According to the
（実施例４）
図２７は、本発明の他の実施例の生体圧迫装置１２４を説明する断面図である。図２７において、生体圧迫装置１２４は、円筒状の圧迫容器１２６と、圧迫容器１２６の両端に設けられた可撓性環状膜１２８ａおよび１２８ｂと１３０ａおよび１３０ｂとを備えている。可撓性環状膜１２８ａおよび１２８ｂと１３０ａおよび１３０ｂにより、圧迫容器１２６内に通された上腕２９と圧迫容器１２６との間が封止されるようになっている。圧迫容器１２６に接続された図示しないポンプにより圧迫容器１２６内の気圧が高められ、図示しない圧力制御弁によってその気圧が調節されることにより、上腕２９および上腕２９内の動脈血管２９ａが圧迫されて血流が阻止されるようになっている。圧迫容器１２６の上部には、上方へ突き出す円筒状の柱状壁１３２が設けられており、柱状壁１３２に収容される状態で、超音波プローブ１３４が上腕２９の皮膚に接触するように装着されている。超音波プローブ１３４は、多軸駆動装置１３４ｅを介して圧迫容器１２６内に装着された超音波アレイ接触子１３４ｆを備えている。超音波プローブ１３４は、前述の超音波プローブ１４、１２２と同様に機能する。
(Example 4)
FIG. 27 is a cross-sectional view illustrating a
本実施例の生体圧迫装置１２４および超音波プローブ１３４によれば、前述の実施例１と同様に、圧迫容器１２６内の圧力制御が行なわれるとともに超音波プローブ１３４の出力信号が処理されることで、前述の実施例１と同様の効果が得られる。
According to the living
（実施例５）
図２８は、本発明の他の実施例の密閉容器１４４および生体圧迫装置１４８を説明する断面図である。本実施例の密閉容器１４４および生体圧迫装置１４８は、図４の実施例に比較して、超音波透過板材２６が可撓性超音波透過板材１４６に替えられている点で相違し、その他は同様に構成されている。本実施例では、図２８の可撓性超音波透過板材１４６は、たとえばポリエチレンジェルパッドから構成されており、可撓性を有している。本実施例においても、可撓性超音波透過板材１４６は、生体の右上腕２９を圧迫するための生体圧迫装置１４８の一部を構成している。生体圧迫装置１４８では、生体の右上腕２９が圧迫帯４０により巻回された状態で膨張袋４２が圧縮空気の供給によって膨張させられると、圧迫帯４０の張力が高められると同時に、生体の右上腕２９が可撓性超音波透過板材１４６に押しつけられ、生体の右上腕２９が可撓性超音波透過板材１４６によって圧迫されるようになっている。本実施例によれば、虚像や歪みのない鮮明な超音波画像がえられる。
(Example 5)
FIG. 28 is a cross-sectional view illustrating a sealed
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適用される。 As mentioned above, although one Example of this invention was described based on drawing, this invention is applied also in another aspect.
たとえば、前述の実施例において、拡張関連値として、動脈血管２９ａの内腔径ｄ１が用いられていたが、動脈血管２９ａの外径や動脈血管内の血流量等が用いられても差し支えない。要するに、動脈血管２９ａの拡張に関連して変化するパラメータであればよい。
For example, in the above-described embodiment, the lumen diameter d1 of the
また、前述の実施例では、生体圧迫装置１８は上腕２９の一部に対して圧迫を加えるものであったが、生体の前腕や、生体の大腿部のような下肢等の生体の一部であれば、いずれの部位であってもよい。
In the above-described embodiment, the living
また、前述の実施例では、圧迫帯４０に圧迫圧ＰＣを発生させるために、圧縮流体である空気が供給されていたが、それに替えて、非圧縮流体たとえば水、油が用いられても差し支えない。
In the above-described embodiment, air that is a compressed fluid is supplied in order to generate the compression pressure PC in the
また、前述の実施例において、圧迫帯４０は、密閉容器１６の開口２４の上側開口縁および下側開口縁に両端部がそれぞれ取り付けられ、且つ膨張袋４２が内側に装着された可撓性ベルト３８を有し、超音波透過板材２６との間で上腕２９に圧迫圧ＰＣを与えるように構成されていたが、上腕２９の全周に巻回される形式のものであってもよい。この場合の超音波プローブ１４は、圧迫帯４０の上流側または下流側において動脈血管２９ａの直上部位を直接押圧する位置に、設けられる。
Further, in the above-described embodiment, the
また、前述の実施例では、超音波断面画像から得られた動脈血管２９ａの内腔径ｄ１のずり応力付与前後の変化率に基づいて動脈血管２９ａの拡張反応が評価されていたが、動脈血管２９ａの内腔径に関係する脈波振幅の変化に基づいて動脈血管２９ａの拡張反応が評価されてもよい。
In the above-described embodiment, the expansion reaction of the
また、前述の実施例では、動脈血管２９ａ内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間ＴＡＳが経過する前に、ずり応力の付与が終了し且つ動脈血管２９ａの拡張関連値の計測を開始するように構成されていたが、上記動脈血管２９ａ内の血流開始時点に替えて、徐速降圧の開始時点や圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳを下回った時点が用いられてもよい。このようにしても、圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低い状態で発生する、生体の心拍に同期して圧迫圧ＰＣに発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって動脈血管２０ａの内皮にずり応力が付与されるので、一応の効果が得られる。
In the illustrated embodiment, before the elapse of the arterial extension reaction initiation time T AS which is set in advance from the bloodstream beginning of the
また、前述の実施例では、たとえば最高血圧値ＰＳＹＳを下回ってから発生する複数の脈波のうちの最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与時間ｔＥＬＴが経過すること、或いは、最初の脈波の発生時点から予め設定されたずり応力付与脈波数ＮＭＴの脈波が発生することに基づいて、圧迫圧制御手段８６にずり応力の付与を終了させる急速降圧を開始するように構成されていたが、それに替えて、圧迫圧ＰＣが生体の最低血圧ＰＤＩＡを下回った時点や、最低血圧ＰＤＩＡよりも低いたとえば４０ｍｍＨｇ程度の値を圧迫圧ＰＣが下まわった点で急速降圧を開始するようにしてもよい。このようにしても、圧迫圧ＰＣが生体の最高血圧値ＰＳＹＳよりも低い状態で発生する、生体の心拍に同期して圧迫圧ＰＣに発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって動脈血管２０ａの内皮にずり応力が付与されるので、一応の効果が得られる。 Further, in the above-described embodiment, for example, a preset shear stress application time t ELT elapses from the time of occurrence of the first pulse wave among a plurality of pulse waves generated after being below the systolic blood pressure value P SYS , Alternatively, based on the fact that a pulse wave having a preset shear stress applying pulse wave number N MT is generated from the time when the first pulse wave is generated, the pressure reduction control means 86 starts the rapid pressure reduction for terminating the application of the shear stress. had been configured, instead of that, the compression pressure PC and the time falls below the diastolic blood pressure P DIA of biological, in that the pressing pressure PC low example value of about 40mmHg than diastolic blood pressure P DIA falls below You may make it start rapid pressure | voltage fall. Even in this case, the blood flow for each of a plurality of pulse waves, which is a pressure oscillation generated in the compression pressure PC in synchronization with the heartbeat of the living body, generated in a state where the compression pressure PC is lower than the maximum blood pressure value PSYS of the living body. As a result, shear stress is applied to the endothelium of the arterial blood vessel 20a, so that a temporary effect can be obtained.
また、前述の超音波プローブ１４は、互いに平行な２列の第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、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とを一平面に有して成るＨ型のハイブリッド型の超音波プローブであったが、一平面内において長手方向が交差する少なくとも一対の超音波アレイ探触子を有するものであればよい。上記一対の超音波アレイ探触子の交差角は、直角が好ましいが、やや計算が複雑となることが許容される場合には、必ずしも直角でなくてもよい。
The above-described
また、前述の実施例の圧迫帯４０には膨張袋４２がアクチュエータとして備えられていたが、それに替えて、エヤーシリンダやモータなどのアクチュエータが備えられていてもよい。
Further, although the
以上、本発明の好適な実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、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。 The preferred embodiments of the present invention have been described in detail with reference to the drawings. However, the present invention is not limited to these embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention. Is.
１０：内皮機能検査装置
１２：基台
１４、１２２：超音波プローブ
１６、１４４：密閉容器
１８、１２４、１４８：生体圧迫装置
２０：表示装置
２２：電子制御装置（制御装置）
２４：開口
２６：超音波透過板材（生体圧迫装置）
２９：上腕（生体）
２９ａ：動脈血管
３８、１２０：可撓性ベルト
４０、１１０：圧迫帯（生体圧迫装置）
４２、１１８：膨張袋
６２：カフ
６４：圧力センサ
８６：圧迫圧制御手段
８８：ずり応力付与手段
９０：血管拡張反応評価手段
９２：表示制御手段
１０２：血管拡張率測定手段
１２８ａ、１２８ｂ：可撓性環状膜（生体圧迫装置）
１３０ａ、１３０ｂ：可撓性環状膜（生体圧迫装置）
１４６：可撓性超音波透過板材（生体圧迫装置）
ＰＣ：圧迫圧
Ｔｋｂ：阻血区間
ＴＡＳ：動脈拡張反応開始時間
10: Endothelial function testing device 12:
24: Opening 26: Ultrasonic transmitting plate material (biological compression device)
29: Upper arm (living body)
29a:
42, 118: Expansion bag 62: Cuff 64: Pressure sensor 86: Compression pressure control means 88: Shear stress applying means 90: Vasodilation response evaluation means 92: Display control means 102: Vasodilation rate measurement means 128a, 128b: Flexible Cyclic membrane (biological compression device)
130a, 130b: flexible annular membrane (biological compression device)
146: Flexible ultrasonic transmission plate (biological compression device)
PC: compression pressure Tkb: ischemic interval T AS : arterial dilatation start time
Claims (10)
前記圧迫圧制御手段に制御される前記圧迫圧が前記生体の最高血圧値よりも低い状態で発生する、前記生体の心拍に同期して前記圧迫圧に発生する圧力振動である複数の脈波毎の血流によって前記動脈血管の内皮にずり応力を付与するずり応力付与手段と、
前記ずり応力付与手段により前記ずり応力が付与された後に、前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始し、前記拡張関連値に基づいて前記動脈血管の内皮機能を評価する評価値を算出する血管拡張反応評価手段とを、含む
ことを特徴とする動脈血管の内皮機能検査装置。 A living body compression device that compresses a part of the living body; a pressure sensor that detects the compression pressure of the living body compression device; and a compression pressure control unit that controls the compression pressure. An apparatus for testing endothelial function of an arterial blood vessel that evaluates the endothelial function of the arterial blood vessel based on an expansion reaction generated in the arterial blood vessel after ischemia by releasing the arterial blood vessel in a part of the living body after ischemic part ,
For each of a plurality of pulse waves, which are pressure oscillations generated in the compression pressure in synchronization with the heartbeat of the living body, generated in a state where the compression pressure controlled by the compression pressure control means is lower than the maximum blood pressure value of the living body Shear stress applying means for applying shear stress to the endothelium of the arterial blood vessel by the blood flow of
After the shear stress is applied by the shear stress applying means, measurement of the arterial blood vessel expansion-related value is started, and a blood vessel that calculates an evaluation value for evaluating the endothelial function of the arterial blood vessel based on the expansion-related value An apparatus for testing endothelial function of arterial blood vessels, comprising: an expansion response evaluation means.
前記血管拡張反応評価手段は、前記動脈血管内の血流開始時点から予め設定された動脈拡張反応開始時間経過前に前記動脈血管の拡張関連値の計測を開始するものである
ことを特徴とする請求項１に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The shear stress applying means is for causing the compression pressure control means to release the compression pressure before the arterial dilation reaction start time elapses from the start of blood flow in the arterial blood vessel,
The vasodilator response evaluation means starts measuring a value related to expansion of the arterial blood vessel before the elapse of a preset arterial vasculature response time from the start of blood flow in the arterial blood vessel. Item 2. The apparatus for testing endothelial function of arterial blood vessels according to Item 1.
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The shear stress applying means is a process in which the compression pressure is continuously reduced after the compression pressure is increased to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body. When a preset shear stress applying time has elapsed from the time when the first pulse wave of the plurality of pulse waves generated after the blood pressure falls below the maximum blood pressure value, the compression pressure control means releases the compression pressure. The apparatus for testing endothelial function of arterial blood vessels according to claim 1 or 2, wherein
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The shear stress applying means is a process in which the compression pressure is continuously reduced after the compression pressure is increased to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body. When a pulse wave with a preset shear stress-applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave is generated among the plurality of pulse waves generated after the blood pressure falls below the maximum blood pressure value, the compression pressure control means applies the compression The apparatus for testing endothelial function of arterial blood vessels according to claim 1 or 2, wherein pressure is released.
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The shear stress applying means is a state in which the compression pressure is set to the constant pressure in a state where the compression pressure control means maintains the compression pressure at a predetermined constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body. When the preset shear stress application time has elapsed from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves to be generated, the compression pressure control means is configured to release the compression pressure. The endothelial function test apparatus for arterial blood vessels according to claim 1 or 2.
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The shear stress applying means is a state in which the compression pressure is set to the constant pressure in a state where the compression pressure control means maintains the compression pressure at a predetermined constant pressure lower than the maximum blood pressure value of the living body. When a pulse wave having a preset shear stress-applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave of the plurality of generated pulse waves is generated, the compression pressure control means releases the compression pressure. The endothelial function test apparatus for arterial blood vessels according to claim 1 or 2.
ことを特徴とする請求項５または６に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The endothelial function test apparatus for arterial blood vessels according to claim 5 or 6, wherein the preset constant pressure is a pressure lower than a maximum blood pressure value of the living body and higher than an average blood pressure value.
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 In the process of continuously increasing the compression pressure from a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body to the compression pressure control means, the shear stress applying means is configured so that the compression pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body. When the preset shear stress application time has elapsed from the time of occurrence of the first pulse wave among the plurality of pulse waves to be generated, the compression pressure control means is configured to release the compression pressure. The endothelial function test apparatus for arterial blood vessels according to claim 1 or 2.
ことを特徴とする請求項１または２に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 In the process of continuously increasing the compression pressure from a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body to the compression pressure control means, the shear stress applying means is configured so that the compression pressure exceeds the minimum blood pressure value of the living body. When a pulse wave having a preset shear stress-applied pulse number is generated from the time when the first pulse wave of the plurality of generated pulse waves is generated, the compression pressure control means releases the compression pressure. The endothelial function test apparatus for arterial blood vessels according to claim 1 or 2.
ことを特徴とする請求項１から９のいずれか１に記載の動脈血管の内皮機能検査装置。 The compression pressure control means sets the compression pressure to a pressure higher than the maximum blood pressure value of the living body during a predetermined ischemic interval prior to the application of the shear stress by the shear stress applying means. The arterial blood vessel endothelial function testing device according to any one of claims 1 to 9, wherein the arterial blood vessel is blocked in a part of the blood vessel.
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