JP5619593B2 - Arterial blood vessel inspection device - Google Patents

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。   The present invention relates to a technique for analyzing the degree of progression of arteriosclerosis based on a pulse wave of an artery detected using a cuff wound around a part of a living body.

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。   In general, the wall thickness of an arterial blood vessel is used as one of data representing the progress of arteriosclerosis in a living body. This is because it can be determined that the arteriosclerosis is progressing as the blood vessel wall thickness (blood vessel wall thickness) increases. Specifically, when the blood vessel wall thickness is measured non-invasively, an ultrasonic blood vessel measurement device that performs blood vessel measurement using ultrasonic waves is used. For example, an ultrasonic blood vessel measuring device as disclosed in Patent Document 1 is this.

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。   In an ultrasonic blood vessel measurement device as disclosed in Patent Document 1, a blood vessel wall thickness is measured based on an ultrasonic echo signal using the Doppler effect.

特開２０００−２７１１１７号公報JP 2000-271117 A 特開２００７−０４４３６３号公報JP 2007-044363 A

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。   However, since the ultrasonic blood vessel measurement device is an expensive device in the first place, there is a need to evaluate the blood vessel wall thickness more inexpensively and easily.

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。   The present invention has been made against the background of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide an arterial vascular examination apparatus that can evaluate the vascular wall thickness of an artery with an inexpensive device.

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。
In order to achieve the above object, the gist of the present invention is that: (a) pressure in a cuff wound around a part of a living body (a part to be pressed), which is periodically synchronized with the pulse of the living body A volume pulse wave representing a periodic volume change of an artery in a part of the living body calculated on the basis of a cuff pulse wave that changes in a manner, and a cyclic pressure change in the artery of the living body obtained non-invasively An arterial blood vessel inspection device comprising a blood vessel wall thickness analyzing means for analyzing a blood vessel wall thickness of an artery of a living body based on a pressure pulse wave, and (b) pulsation information of the artery from a previously stored relationship A non-compressed pressure pulse wave estimating means for estimating a non-compressed pressure pulse wave in an artery at a site not compressed by the cuff based on the pre-stored relationship and the non-compressed pressure pulse wave and the cuff The artery of the part that is compressed by the cuff based on the compression pressure An under-compressed pressure pulse wave estimating means for estimating an under- compressed pressure pulse wave, extracting a pressure vibration component of the cuff pulse wave in a process of changing the compression pressure of the cuff, and based on a change in the pressure vibration component Oscillometric blood pressure measuring means for determining the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value of the living body, and a pulse wave velocity measuring means for measuring the pulse wave velocity in the artery of the living body , and (c) the blood vessel wall the thickness analysis means state, and are not for calculating the blood vessel wall thickness index value indicating a blood vessel wall thickness of the artery of the living body on the basis of said volume pulse wave and the compression under the pressure pulse wave, (d) the compression under pressure The pulse wave estimator calculates the maximum blood pressure in the artery based on the actual change of the pulse wave propagation speed from the previously stored relationship between the change of the pulse wave propagation speed and the changes of the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value of the living body. Value and diastolic blood pressure are estimated and stored in advance Estimating the mean blood pressure from the relationship on the basis of the outermost low blood pressure, outermost blood pressure value and diastolic blood pressure, based on the mean blood pressure, der to estimate the compression under pressure pulse wave every one heartbeat There is to be.

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。
In this way, the basic configuration of the arterial vascular examination apparatus is a sphygmomanometer that uses a cuff, so that the vascular wall thickness of an artery can be evaluated easily and inexpensively based on the vascular wall thickness index value. Further, it is possible to accurately obtain the vascular wall thickness index value based on the pressure pulse wave under compression. The arterial pulsation information includes, for example, a pulse wave velocity, a blood flow velocity, a pulsation pressure, and a pulsation volume.

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。   Here, preferably, the non-compressed pressure pulse wave estimation means is based on the pulse wave propagation velocity of the living body from the relationship calibrated using the reference blood pressure value of the living body measured in advance using the cuff. Thus, the non-compressed pressure pulse wave in the artery in a region not compressed by the cuff is estimated. In this way, a non-compressed pressure pulse wave can be obtained continuously and easily.

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。   Preferably, (a) the arterial vascular examination apparatus is a state in which the state of the lumen cross-section of the blood vessel at the pulse wave start point of the volume pulse wave rising leg is closed in the process of changing the compression pressure in the cuff Using the compression pressure in the cuff at the boundary where the tube transitions from the steady state to the open tube state as the origin of the tube wall pressure, calculate the transmural pressure at the blood vessel wall of the artery at the site compressed by the cuff (B) the under-compressed pressure pulse wave estimating means calculates the under-compressed pressure pulse wave by subtracting the compression pressure in the cuff from the non-compressed under-pressure pulse wave. Is. In this way, it is possible to accurately calculate the pressure pulse wave under compression, and as a result, to accurately obtain the vascular wall thickness index value.

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。   Preferably, a cuff sensitivity indicating a change in pressure in the cuff when a constant volume change is given to the cuff is calculated, and the pressure in the artery is calculated based on the cuff pulse wave and the cuff sensitivity. The arterial vascular examination apparatus includes volume pulse wave calculating means for calculating the volume pulse wave representing the volume of the artery that increases per unit length of the artery when the value increases. In this way, an accurate volume pulse wave in consideration of the cuff sensitivity can be obtained, so that the blood vessel wall thickness index value based on the volume pulse wave can be accurately obtained.

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。   Preferably, the cuff includes a pair of an upstream inflation bag and a downstream inflation bag made of a flexible sheet positioned at a predetermined interval in the axial direction of the compressed portion of the living body, and the pair of cuffs. An upstream inflatable bag including a detection inflatable bag disposed between the upstream inflatable bag and the downstream inflatable bag and having an air chamber independent of the pair of the upstream inflatable bag and the downstream inflatable bag, The fluctuating pressure in the detection expansion bag is detected as the cuff pulse wave in a state where the compressed portion of the living body is compressed with the same pressure by the detection expansion bag and the downstream expansion bag. In this way, the pressure distribution is evenly distributed from the upstream inflation bag, the detection inflation bag, and the downstream inflation bag that are continuous in the longitudinal direction of the compressed portion, that is, the axial direction, to the artery in the compressed portion of the living body. In addition, an accurate cuff pulse wave can be obtained.

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。   Preferably, the blood vessel wall thickness analyzing means uses the relationship between the tension generated in the blood vessel wall of the artery and the transmural pressure at the blood vessel wall as the blood vessel wall thickness index value of the living body. One or both of the transmural pressure corresponding to the boundary whether or not it occurs and the value obtained by dividing the transmural pressure corresponding to the boundary whether or not the tension occurs by the arterial pressure of the living body are calculated. To do. In this way, the blood vessel wall thickness index value can be used as comparable data for evaluating the blood vessel wall thickness of the artery. Here, the vascular wall thickness index value indicates that the larger the vascular wall thickness index value, the larger the vascular wall thickness.

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。   Preferably, (a) the pressure sensor for detecting the pressure in the detection inflation bag, and the pair of upstream inflation bag, downstream inflation bag, and detection inflation bag are in communication with each other. The arterial vascular examination apparatus includes pressure control means for compressing an artery in the compressed site by increasing pressure and continuously changing the compression pressure, and (b) the oscillometric blood pressure measuring means includes: A pulse wave that is a pressure vibration component of the compression pressure detected by the pressure sensor in the process of changing the compression pressure by the pressure control means is extracted, and based on the change of the pulse wave (pressure vibration component), The blood pressure value is determined. In this way, a highly accurate blood pressure value can be obtained based on an accurate pulse wave obtained from the detection inflation bag.

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。   Preferably, (a) a pressure sensor for detecting the pressure in the detection inflation bag is provided, and (b) the volume pulse wave calculating means has a size corresponding to the pulsation of the artery in advance. The cuff sensitivity when a set constant volume of gas is added from the constant volume pulse wave generator into the detection inflation bag is calculated, and the volume value of the constant volume gas added to the detection inflation bag is The relationship between the pressure increase value in the detection expansion bag detected by the pressure sensor when the fixed volume of gas is added to the detection expansion bag is obtained in advance. In this way, the cuff compliance of the inflatable bag for detection is inflated for detection from the constant volume pulse wave generator in response to, for example, a preset constant period, pulse, or pressure change value. Each time it is added to the bag, it is obtained sequentially.

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。   Preferably, (a) a first pressure sensor for detecting a pressure in the upstream expansion bag and a third pressure sensor for detecting a pressure in the downstream expansion bag are provided. ) The pulse wave velocity measuring means detects the pulse detected by the first pressure sensor in a state where the upstream inflation bag and the downstream inflation bag are filled with gas at a pressure lower than the minimum blood pressure value of the living body. Based on the pulse wave propagation time from the wave to the pulse wave detected by the third pressure sensor and the center-to-center distance between the upstream inflation bag and the downstream inflation bag, the pulse wave propagation in the artery Calculate the speed. In this way, the local pulse wave velocity value of the artery in the compressed part of the living body can be easily obtained. Preferably, the pulse wave propagation time from the pulse wave detected by the first pressure sensor to the pulse wave detected by the third pressure sensor in a state where the inside of the detection expansion bag is exhausted is calculated. . In this way, the space between the upstream expansion bag and the downstream expansion bag is sufficiently shielded, so that the detected pulse wave is accurate, and a highly accurate propagation speed is obtained.

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。It is a block diagram explaining the structure of a blood-pressure measuring device provided with the compression band to which this invention was applied. 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。It is a figure which cuts out the outer side of the compression belt with which the blood pressure measuring device of FIG. 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。FIG. 3 is a diagram showing a part of an upstream inflatable bag, a detection inflatable bag, and a downstream inflatable bag accommodated in the compression band shown in FIGS. 1 and 2. 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。FIG. 5 is a cross-sectional view illustrating the configuration of the upstream expansion bag, the detection expansion bag, and the downstream expansion bag of FIG. 3, and is a view taken along line VV of FIG. 3. 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。It is a functional block diagram explaining the principal part of the control function of the electronic control apparatus of FIG. 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。FIG. 6 is a diagram for explaining in detail a blood pressure measurement unit P1 to a TP value calculation unit P5 of FIG. 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。A conceptual diagram of a process in which the upper arm around which the compression band of FIG. 2 is wound is modeled as a subcutaneous tissue, an artery, and a vein, and the volume of the upper arm is changed by the cuff pressure, and a volume pulse with respect to the cuff pressure around TP = 0. It is a figure which shows the change of a wave. 図５の圧脈波計算部で得られる圧脈波を示す図である。It is a figure which shows the pressure pulse wave obtained by the pressure pulse wave calculation part of FIG. 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。It is a figure explaining the pressure pulse wave under the cuff when the cuff pressure changes from a value higher than the maximum blood pressure value to a lower value and the transmural pressure TP calculated in the TP value calculation unit P5 of FIG. . 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。It is a figure which shows the change characteristic of the cross-sectional area A (arterial volume) of the arterial blood vessel with respect to the change of the transmural pressure TP. 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。It is a figure which shows the change characteristic of the cross-sectional area ratio A (P2) / A (P1) between the two feature points P1 and P2 with respect to the pressure value p. 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。It is a figure which shows the relationship of K (b / Ab) with respect to TP- (Pb-a) mmHg in the deformation | transformation type | formula from a compliance calculation formula. 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。It is a figure explaining the content of calculation of a compliance when defining the transmural pressure TP as the difference between the bottom pressure Po (= DBPi) and the pressure Pe (= Pcuff) outside the artery. 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。It is a figure which shows the elastic characteristic of an artery with the continuous line with the elastic fiber (1 dotted line) which comprises the artery, and an elastic fiber + collagen fiber (2 dotted line). 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。Is a diagram showing the relationship between the arterial cross-sectional area Acm ² for transmural pressure TPmmHg. 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。FIG. 16 is a diagram illustrating a PA curve showing a change characteristic of the arterial cross-sectional area A (vertical axis) with respect to the transmural pressure TP (horizontal axis), which is similar to the PA curves shown in FIGS. The cross-sectional shape of the arterial blood vessel is schematically illustrated corresponding to the arterial cross-sectional area A that changes in the PA curve. 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。Correlation between arterial cross-sectional area (blood vessel cross-sectional area) corresponding to volume fluctuation at the time of maximum blood vessel compliance derived from “TP = 0” derived from FIG. 16 and blood vessel cross-sectional area measured by the Doppler method using ultrasonic waves It is the figure which showed the relationship. 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。It is the figure which showed the cross-sectional shape of the modeled artery (blood vessel) in order to demonstrate the relationship between the transmural pressure of the horizontal axis | shaft of FIG. 16, and the tension | tensile_strength produced in the circumferential direction of the blood vessel wall. 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。It is the figure which showed the balance of the vascular circumferential direction tension | tensile_strength, external pressure, and internal pressure in the cross section of FIG. 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。It is the figure which showed PA curve which shows the change characteristic of the arterial cross-sectional area (vertical axis) with respect to the transmural pressure (horizontal axis) calculated | required experimentally according to male age. 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。It is a flowchart explaining the principal part of the control action of the electronic controller of FIG. 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。It is a time chart explaining the principal part of the control action of the electronic controller of FIG. 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。It is a figure which shows the change characteristic with respect to the through-wall pressure TPmmHg of the biological body's pulse wave velocity hbPWV and local pulse wave velocity bbPWV. 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。It is a figure which shows the cuff pulse wave for 1 beat on which the pressure pulse which generate | occur | produces when the pulse of a fixed volume is applied from the volume pulse generator.

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。   Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

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。 FIG. 1 shows a blood pressure measuring device 14 with an arteriosclerosis test function equipped with an upper arm compression band (cuff) 12 which is an example of a pulse wave detection compression band wound around a limb of a living body which is a pressed part, for example, the upper arm 10. Hereinafter, it is referred to as “blood pressure measuring device 14”. The blood pressure measurement device 14 includes a pressure pulse wave APW representing a periodic pressure change in the artery 16 of the upper arm 10 of the living body, a blood pressure value BP of the upper arm 10, compliance K (blood vessel compliance K) which is an arterial flexibility related value, and Stiffness β, pulse wave velocity PWV, and blood vessel wall thickness index value BV _TH indicating the blood vessel wall thickness of artery (blood vessel) 16 can be measured or calculated non-invasively. It also functions as a device, a blood vessel (artery) flexibility measuring device, a pulse wave velocity measuring device, and an arterial blood vessel inspection device.

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。   FIG. 2 is a partially cutaway view showing the outer peripheral surface of the compression band 12. As shown in FIG. 2, the compression band 12 includes a belt-like outer bag 20 made of a synthetic resin fiber outer circumferential side nonwoven fabric 20 a laminated with a synthetic resin such as PVC, and an inner circumferential side nonwoven fabric similar to the outer circumferential side nonwoven fabric 20 a. An upstream inflatable bag 22, a detection inflatable bag 24, and a downstream inflatable bag 26, which are sequentially accommodated in the width direction in the outer bag 20 and made of a flexible sheet such as a soft polyvinyl chloride sheet; A raised pile (not shown) attached to the end of the inner peripheral nonwoven fabric is detachably attached to the hook and loop fastener 28 attached to the end of the outer peripheral side nonwoven fabric 20a, so that the upper arm 10 is detachably attached. It has become. The upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 constitute independent air chambers, and include pipe connection connectors 32, 34, and 36 on the outer peripheral surface side. The pipe connecting connectors 32, 34, and 36 are exposed to the outer peripheral surface of the compression band 12 through the outer peripheral side nonwoven fabric 20a.

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。   FIG. 3 is a plan view showing the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 provided in the compression band 12, and FIG. 4 is a cross-sectional view of them cut in the width direction. It is. The upstream expansion bag 22, the middle flow expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 each have a longitudinal shape, and the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 are adjacent to both sides of the detection expansion bag 24. Is arranged in. The detection expansion bag 24 is for detecting the pulse wave PW generated from the artery 16 and is in the width direction of the compression band 12 while being sandwiched between the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26. It is arranged at the center of the.

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。   The detection inflatable bag 24 has side edges of a so-called gusset structure on both sides. That is, a pair of folding grooves 24f made of flexible sheets are formed at both ends in the longitudinal direction of the upper arm 10 of the detection inflatable bag 24 so as to be closer to each other so as to be closer to each other. Has been. And the adjacent side edge parts 22a and 26a of the side adjacent to the detection expansion bag 24 of the said upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 are inserted and arrange | positioned in these paired folding grooves 24f. ing. Thereby, both ends of the detection expansion bag 24 and the adjacent side end portions 22a and 26a adjacent to the detection expansion bag 24 of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 are overlapped with each other, that is, Because of the overlap structure, even when the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 press the upper arm 10 with equal pressure, a uniform pressure distribution is obtained even in the vicinity of the boundary. In this case, the upstream inflation bag 22 and the downstream inflation bag 26 function exclusively as a main inflation bag for compressing the upper arm 10, and the detection inflation bag 24 is a pulse that exclusively detects a pulse wave generated from the artery 16. It functions for wave detection.

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。   The upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 also include end portions 22b and 26b opposite to the detection expansion bag 24 at the side edges of the so-called gusset structure. That is, the end portions 22b and 26b of the upstream side expansion bag 22 and the downstream side expansion bag 26 opposite to the detection expansion bag 24 may be folded in a direction approaching each other so as to become deeper as they approach each other. Folding grooves 22f and 26f made of a flexible sheet are respectively formed. The sheets constituting the folding grooves 22f and 26f are opposite to each other via connection sheets 38 and 40 having through holes arranged in the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 so as not to protrude in the width direction. It is connected to the side portion, that is, the portion on the detection expansion bag 24 side. As a result, compression pressure (compression pressure) against the upper arm 10 is obtained at the end portions 22b and 26b of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 in the same manner as the other portions. The compression width is equivalent to the width dimension. The width direction of the compression band 12 is about 12 cm, and since the three upstream expansion bags 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 are arranged in the width direction, each is substantially The width must be about 4 cm. In order to sufficiently generate the compression function even with such a narrow width dimension, both end portions 24a and 24b of the detection inflatable bag 24 and adjacent end portions 22a and 26a of the upstream inflatable bag 22 and the downstream inflatable bag 26 are used. And end portions 22b and 26b of the upstream side expansion bag 22 and the downstream side expansion bag 26 opposite to the detection expansion bag 24 are side edges of a so-called gusset structure. It is considered to be a part.

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。   Between the end portions 22a and 26a on the detection expansion bag 24 side of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 and the inner wall surfaces of the pair of folding grooves 24f into which the upstream expansion bags 22 and 26a are inserted, that is, the opposite groove side surfaces The longitudinal shielding member 42 having rigidity anisotropy having a bending rigidity in the width direction of the compression band 12 higher than that in the longitudinal direction of the compression band 12 is interposed. In this embodiment, as shown in FIGS. 3 and 4, the outer peripheral side gap among the gaps between the end 22 a of the upstream inflatable bag 22 and the folding groove 24 f into which it is inserted, and the downstream side Longitudinal shielding members 42 are interposed in gaps on the outer peripheral side of the gaps between the end portions 26a of the side expansion bags 26 and the folding grooves 24f into which the side expansion bags 26 are inserted. May also be interposed. Since the outer circumferential side gap has a larger shielding effect than the inner circumferential side gap, it is sufficient to be provided at least in the outer circumferential side gap.

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。   The longitudinal shielding member 42 is formed in the circumferential direction of the upper arm 10, that is, in the compression state, with a plurality of resin-made flexible hollow tubes 44 parallel to the axial direction of the upper arm 10, that is, the width direction of the compression band 12. The flexible hollow tubes 44 are arranged in a row in the longitudinal direction of the belt 12, and the flexible hollow tubes 44 are directly or indirectly connected to each other by molding or bonding, or indirectly through another member such as a flexible sheet such as an adhesive tape. It is comprised by connecting to. The longitudinal shielding member 42 is hung on a plurality of latching sheets 46 provided at a plurality of locations on the outer peripheral side of the end portions 22a and 26a on the detection expansion bag 24 side of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26. Stopped.

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。   Returning to FIG. 1, in the blood pressure measurement device 14, the air pump 50, the quick exhaust valve 52, and the exhaust control valve 54 corresponding to the pressure control means are connected via a main pipe 56. From the main pipe 56, a first branch pipe 58 provided with a first on-off valve E1 for directly opening and closing between the air pump 50 and the upstream expansion bag 22, and connected to the upstream expansion bag 22, a volume pulse is generated. A second branch pipe 62 connected in series to the detection inflating bag 24, and an air pump 50 for directly opening and closing between the downstream inflating bag 26. A third branch pipe 64 provided with a three on-off valve E3 and connected to the downstream expansion bag 26 is branched. Connected between the first branch pipe 58 and the second branch pipe 62 is a second on-off valve E2 for directly opening and closing the air pump 50 and the detection expansion bag 24. A main pressure sensor T0 for detecting the pressure in the main pipe 56 or an expansion bag connected thereto is connected to the main pipe 56, and a first pressure sensor T1 for detecting the pressure of the upstream side expansion bag 22 is provided. A second pressure sensor T2 connected to the upstream expansion bag 22 for detecting the pressure of the detection expansion bag 24 is connected to the detection expansion bag 24 and a third pressure sensor for detecting the pressure of the downstream expansion bag 26. A pressure sensor T3 is connected to the downstream expansion bag 26.

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。 Output signals of the main pressure sensor T0, the first pressure sensor T1, the second pressure sensor T2, and the third pressure sensor T3 are supplied to the electronic control unit 70. The electronic control unit 70 is a so-called microcomputer including a CPU 73, a RAM 74, a ROM 76, an I / O port (not shown), etc., and the CPU 73 uses the storage function of the RAM 74 to input signals according to a program stored in the ROM 76 in advance. By controlling the electric air pump 50, the quick exhaust valve 52, the exhaust control valve 54, the first on-off valve E1, the second on-off valve E2, the third on-off valve E3, and the volume pulse generator 60. Measurement data generated from the artery 16 of the upper arm 10 is collected, and the blood pressure value BP, arterial flexibility (arterial compliance) K, and pulse wave velocity PWV of the living body are calculated based on the measurement data. The measured value that is the calculation result, that is, the blood vessel wall thickness together with the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo of the living body To display the target value BV _TH.

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。   FIG. 5 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the electronic control unit 70. In FIG. 5, a blood pressure measurement means (oscillometric blood pressure measurement means), that is, a blood pressure measurement unit P1, changes a compression pressure (compression pressure) of a compression band (cuff) 12 wound around a part of a living body, for example, the upper arm 10. In the process, the cuff pulse wave which is the pressure in the inflatable bag 24 for detection of the compression band 12 and periodically changes in synchronization with the pulse of the living body is sequentially detected. Then, the blood pressure measurement unit P1 extracts the pressure vibration component of the series of cuff pulse waves and, for example, at the time of occurrence of the maximum difference value between the pressure vibration components based on the change of the pressure vibration component of the cuff pulse wave. The cuff pressure is measured in advance using an oscillometric method that detects the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo, which are reference blood pressure values of the living body, and is displayed on the display device 72. At this time, for example, the blood pressure measurement unit P1 uses the upstream inflatable bag 22, the detection inflatable bag 24, and the downstream inflatable bag 26 to compress the living body to be compressed (for example, the upper arm 10) with the same pressure. The fluctuating pressure in the expansion bag 24 is detected as the cuff pulse wave. The pulse wave velocity measuring means, that is, the pulse wave velocity measuring unit P2 is wound around the upper arm 10 with the pulse wave velocity in the artery 16 of the upper arm 10, for example, the pulse wave velocity hbPWV from the aortic origin to the upper arm. From a time difference (propagation time) T and a distance L between a cuff pulse wave obtained by the detection inflatable bag 24 of the compression band (cuff) 12 and an electrocardiogram R wave obtained from an electrocardiogram measurement unit (not shown) every beat The pulse wave velocity hbPWV (= L / T) is sequentially measured.

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) As shown in detail in FIG. 6, the blood pressure fluctuation parameter measuring means, that is, the blood pressure fluctuation parameter measuring unit P3, uses the above-described actual pulse wave velocity hbPWV to calculate the maximum blood pressure value SBPi for each beat of the living body. The diastolic blood pressure DBPi is estimated sequentially. For example, the change (hbPWVi−hbPWVref) of the actual pulse wave velocity hbPWVi obtained sequentially with respect to the previously obtained reference pulse wave velocity hbPWVref between the heart and the upper arm at the time of measuring the reference blood pressure is calculated for each beat. For example, by multiplying the change (hbPWVi−hbPWVref) by the blood pressure / pulse wave velocity coefficient Shb (= ΔSBP / ΔhbPWV) and Dhb (= ΔDBP / ΔhbPWV) obtained in advance for each living body at the time of measuring the reference blood pressure, respectively. The blood pressure fluctuation amount ΔSBPi of the highest blood pressure value and the blood pressure fluctuation amount ΔDBPi of the lowest blood pressure value are calculated for each beat, and the blood pressure fluctuation amount ΔSBPi of the highest blood pressure value and the blood pressure fluctuation amount ΔDBPi of the lowest blood pressure value are the reference blood pressure values. By adding (correcting) the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo, the estimated maximum blood pressure value SBPi and the estimated maximum The low blood pressure value DBPi is sequentially calculated, and if necessary, the moving average value of a certain section of the maximum blood pressure value SBPi and the minimum blood pressure value DBPi, for example, the moving average value for about 10 seconds or 10 beats is calculated and sequentially output. To do. The maximum blood pressure value SBPi and the minimum blood pressure value DBPi correspond to the maximum value and the minimum value of the pressure pulse wave for each beat in the artery 16 of the upper arm 10. The average blood pressure value MAPi for each beat is estimated from the maximum blood pressure value SBPi and the minimum blood pressure value DBPi by the following equation. Note that MAPo in the following equation (1) is an average blood pressure value at the time of measuring the reference blood pressure value.
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。   The pressure pulse wave calculation unit P4 includes non-compressed lower pressure pulse wave estimation means, that is, a non-compressed lower pressure pulse wave calculation unit P4-1, a TP value calculation unit P5, and a lower compression pressure pulse wave calculation unit P4-2. It is out. The non-compressed lower pressure pulse wave calculation unit P4-1 calculates the artery 16 based on the relationship calibrated using the reference maximum blood pressure value SBPo and the reference minimum blood pressure value DBPo of the living body measured in advance using the compression band (cuff) 12. Based on the pulse wave velocity hbPWV, which is the pulsation information, the non-compressed pressure pulse wave in the artery 16 at the site not compressed by the compression band 12 is estimated. Specifically, the non-compressed pressure pulse wave calculation unit P4-1 is estimated by the reference systolic blood pressure value SBPo and the reference systolic blood pressure value DBPo measured by the blood pressure measurement unit P1 and the blood pressure fluctuation parameter measurement unit P3. The pulse pressure PPi (= SBPi−DBPi) of the non-compressed pressure pulse wave is calculated from the estimated systolic blood pressure SBPi and the estimated diastolic blood pressure DBPi.

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。   The transcutaneous pressure calculating means, that is, the TP value calculating unit P5, in the process of changing the compression pressure in the cuff 12, is a lumen cross section of the blood vessel (specifically, the artery 16) at the pulse wave start point of the volume pulse rising leg. The pressure in the cuff 12 at the boundary where the state changes from the closed tube state to the steady open tube state is determined as the origin of the tube wall pressure TP, that is, TP = 0. The pulse wave start point of the volume pulse wave rising leg is the start point of the waveform rise in the volume pulse wave, and the volume pulse wave is calculated by the volume pulse wave calculation unit P7 as described later. FIG. 7 shows a conceptual diagram of a process in which the upper arm is modeled as a subcutaneous tissue, an artery, and a vein, and the volume of the upper arm is changed by the cuff pressure Pcuff. As the cuff pressure Pcuff increases, the vasculature is compressed and the volume decreases. When the cuff pressure Pcuff increases from 0 to about 20 mmHg, the venous blood vessel is almost closed. As the cuff pressure Pcuff increases further, the arterial blood vessels are compressed. The cuff pressure Pcuff when the arterial blood vessel is completely occluded is determined as TP = 0 point. FIG. 7 shows the volume pulse wave measured by the detection expansion bag 24 with respect to the cuff pressure Pcuff before and after TP = 0. As indicated by the two-dot chain line L01 in FIG. 7, at the cuff pressure Pcuff higher than TP = 0, the vicinity of the bottom of the expansion phase of the volume pulse wave appearing in the detection inflating bag 24 is closed by the cuff pressure Pcuff. The flat part appears. When the cuff pressure Pcuff is lower than TP = 0, the arterial blood vessel always opens as shown in the model diagram (brachial volume model), so that the brachial volume increases. The baseline of the cuff pressure Pcuff rises as it is compressed by that increase in the arterial vasculature. When the cuff pressure Pcuff is higher than TP = 0, the amplitude of the plethysmogram becomes almost maximum, and as the cuff pressure Pcuff decreases, the flat portion near the bottom of the expansion phase of the plethysmogram disappears, forming a continuous pulse waveform. Amplitude decreases. The TP = 0 point is accurately determined by detecting the above change. The cuff pressure Po when TP = 0 is determined as the cuff pressure Pcuff of the lower peak value (bottom peak value) of the cuff pulse wave when TP = 0.

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) Then, the TP value calculation unit P5 calculates the pressure Poi of TP = 0 corresponding to the pressure pulse wave (non-compressed pressure pulse wave) in the artery 16 from the following equation (3), the artery wall (blood vessel wall) of the artery 16 TP = 0 corresponding to the pressure pulse wave in the artery 16 (uncompressed pressure pulse wave) and the pressure Pe outside the artery Pe (= Pcuff: cuff pulse wave) Based on the lower peak value (cuff pressure), it is calculated sequentially for each beat from the following equation (4).
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) The compression pressure pulse wave estimation means, that is, the compression pressure pulse wave calculation unit P4-2, compresses the compression band based on the non-compression pressure pulse wave and the compression pressure (cuff pressure) Pcuff of the compression band 12 from a previously stored relationship. The pressure pulse wave under compression in the artery of the part compressed by 12 is estimated. Specifically, by subtracting the compression pressure Pcuff from the non-compressed arterial pressure, which is the arterial pressure indicated by the non-compressed lower pressure pulse wave, the pressure pulse wave under the cuff at the time of pressure load, that is, the lower pressure pulse wave. Is calculated. The pulse pressure ΔPi of the pressure wave under compression is a state where the blood vessel is always open over the pulse cycle at a cuff pressure lower than Poi, and therefore ΔPi can be regarded as the pulse pressure PPi of the non-compressed arterial pressure. When the estimated pressure pulse wave value Pi pulsating in synchronism with the heartbeat is less than Poi, the value is sequentially calculated according to equation (5), and when the estimated pressure pulse wave value Pi exceeds Poi, the value is sequentially calculated according to equation (6).
ΔPi = PPi (PPi = SBPi−DBPi; provided that Pcuff ≦ Poi)
···(Five)
ΔPi = PPi− (Pcuff−Poi) (where Pcuff> Poi, 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。   In the compression pressure pulse wave calculation unit P4-2, it is assumed that there is no attenuation in the propagation of the pressure pulse wave under the cuff. Under the cuff pressure below Poi, the blood vessel is open and a steady flow is flowing, so the attenuation due to the viscosity of the pulse wave in the propagation under the cuff is negligible. On the other hand, the pressure pulse wave is attenuated in the cuff pressure region exceeding Poi. However, since the pulse wave data in this region may not be used for the analysis of this patent, it is excluded from consideration.

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。   Returning to FIG. 5, the volume pulse wave measuring means, that is, the volume pulse wave measuring unit P <b> 6 detects the detection detected by the second pressure sensor T <b> 2 in a state where the compression band 12 is compressed with a preset pressure lower than the minimum blood pressure value. The cuff pulse wave from the expansion bag 24 is measured. In the cuff pulse wave, the cuff pressure Pcuff pulsates in synchronization with the heartbeat as shown in FIG. A band-pass filter that discriminates a pressure signal output from the second pressure sensor T2 in a state in which the compression band 12 is compressed with a preset pressure lower than the minimum blood pressure value from a signal in a wavelength band of several Hz to several tens Hz. By performing the processing, the pressure oscillation component of the cuff pulse wave (mmHg), which is a basis for calculating the volume pulse wave representing the periodic volume change of the artery 16 under the compression band 12, is discriminated and sequentially shown in FIG. Output.

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。 The volume pulse wave calculating means, that is, the volume pulse wave calculating unit P7 calculates the cuff sensitivity, that is, the cuff compliance Se indicating the ratio of the pressure change to the volume change of the detection expansion bag 24 of the compression band 12, and detects the detection expansion bag ( Based on the cuff pulse wave from 24 and the calculated cuff sensitivity, a volume pulse wave representing the volume of the artery that increases per unit length of the artery when the pressure in the artery increases is calculated. . That is, the cuff pulse wave (mmHg) is converted into a volume pulse wave (cm ³ = cc) using the cuff compliance Se. For example, a pulse of a constant volume C (cc) is applied from the volume pulse generator 60 under the compression pressure by the inflating bag 24 for detection, that is, under each of the first pressure P1, the second pressure P2, the third pressure P3, and the fourth pressure P4. The pressure rise value ΔPcuff (mmHg) in the cuff pulse wave signal superimposed with the pressure pulse Pp generated at the time is detected, and the cuff compliance Se is calculated from the equation shown in the following equation (7), and the cuff compliance Se is cuffed. By multiplying the vertical axis of the pulse wave, it is converted into a volume pulse wave whose unit is volume. That is, the vertical axis in FIG. 8 can be converted into a volume axis.

Ｓe＝Ｃ／ΔＰcuff ・・・(7)   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。   The blood vessel model setting means, that is, the blood vessel model setting unit P8 creates a characteristic of arterial pressure-blood vessel cross-sectional area using an arterial pressure waveform at no load, that is, a non-compressed pressure pulse wave, and greatly exceeds the blood vessel diameter at no load. In order to solve such problems as above, a tube model using a pressure pulse wave under the cuff at the time of pressure load, that is, a pressure pulse wave under compression is set. Therefore, the transmural pressure TP is defined as the difference between the average pressure Paav of the intra-arterial pressure pulse wave and the external pressure Pe (= Pcuff) (Paav−Pcuff). The definition is changed to the difference (Pi−Pcuff) between the pressure (bottom pressure) Pi and the external pressure Pe, and the through-wall pressure TPi calculated according to the definition is sequentially output. That is, the blood vessel model setting unit P8 introduces a model for inputting a pressure pulse wave in the artery immediately below the compression band 12 under a cuff pressure higher than the minimum blood pressure value DBP.

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。   Here, as shown in FIG. 9, in the process in which the compression pressure (cuff pressure) Pcuff of the compression band 12 is lowered from a hemostatic state larger than the maximum blood pressure value SBP of the living body to a pressure lower than the minimum blood pressure value DBP, Immediately below the inflating bag 24 for detection at the central portion of 12, the transarterial pressure TP is zero, that is, the arterial volume value V increases (varies) per beat when the cuff pressure is Po. The corresponding cross-sectional area A (= V / L, L is a set value that is the effective length of the artery compressed by the compression band 12) is considered to be zero (A = 0). The maximum pulse wave point of the cuff pulse wave (volume pulse wave) is when the cuff pressure is Po. In the region where the cuff pressure Pcuff is lower than the cuff pressure Po of the maximum pulse wave point, the magnitude of the pressure pulse wave is (SBP -DBP) equal to mmHg. The magnitude of the pressure pulse wave at the cuff pressure Pcuff near the maximum amplitude point and higher than the maximum amplitude point is ΔP (= (SBP−DBP) − (Pcuff−Po)). In the model in the blood vessel model setting unit P8, the volume fluctuation value (TPi, Ai) for each beat at a cuff pressure higher than the maximum amplitude point is given by (ΔPi, ΔAi).

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。 The blood vessel compliance analyzing means, that is, the blood vessel compliance calculating unit P9 calculates the flexibility (compliance K) of the arterial blood vessel of the living body, for example, the brachial artery 16 based on the volume pulse wave and the pressure wave under compression, and displays it. It is displayed on the device 72. Specifically, the blood vessel compliance calculation unit P9 calculates the actual transmural pressure TP (mmHg), the transmural wall from the compliance model equation (8) stored in advance according to the tube model introduced by the vascular model setting unit P8. The buckling point Pb (mmHg), which is the pressure at which the pressure TP acts as a tension on the blood vessel wall, the cross-sectional area Ab (mm ² ) of the buckling point, the elastance constant (scaling parameter) a of the artery, and the elastance of the artery Based on the constant b, a value (dA / dTP) indicating a change in the cross-sectional area with respect to the compliance K of the artery 16, that is, the change of the transmural pressure TP is calculated and displayed on the display device 72. Further, the change amount ΔA of the cross-sectional area with respect to the finite pulse pressure ΔP is obtained, and the execution compliance Kp (= ΔA / ΔP) is calculated and displayed on the display device 72. In the equation (8), this compliance model equation is established in the TP (TP ≧ 15 mmHg) region above the buckling point Pb.

Ｋ＝ｄＡ／ｄＴＰ＝Ａb[１／（ａ・ｂ）]・[ａ／（ＴＰ−Ｐb＋ａ）]
＝Ａb／[ｂ（ＴＰ−Ｐb＋ａ）] ・・・(8) 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。   FIG. 10 shows an experimentally obtained logarithmic model of the blood vessel cross-sectional area A with respect to the transmural pressure TP of the artery 16 of the upper arm 10, and based on this, the general formula (9) is experimentally obtained. TP ≧ Pb is suitable for analysis. Since the compliance K of the blood vessel is obtained by obtaining the cross-sectional area A of the blood vessel per unit pressure change of TP by the volume change per unit length (dA / dTP), the compliance model equation (8) This is obtained by pressure differentiation of the general formula (9) indicating the characteristics of the blood vessel cross-sectional area A with respect to TP.

Ａ＝Ａb｛（１／ｂ）・ｌｎ[（（ＴＰ−Ｐb）／ａ）＋１]＋１｝ ・・・(9)   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。   The compliance model equation (8) is a 1 / P curve, and the denominator indicates x-axis coordinate transformation, that is, translation, and diverges when TP = Pb and a = 0. (Scaling parameter) a is a positive value and is experimentally determined in advance. Since the buckling point Pb cannot be clearly determined, (Pb-a) is experimentally matched in advance. Ab / b directly defines the 1 / P curve, that is, the magnitude of the compliance K. The ratio of compliance at two points P1 and P2 within the range of TP> Pb is determined independently by Ab / b, which is determined by the shift of the operating point of (Pb-a). ΔA (P1) is the volume change of the artery with respect to the pressure pulse wave amplitude (pulse pressure) PP when the transmural pressure TP is P1, and the pressure pulse wave amplitude (pulse pressure) PP when the transmural pressure TP is P2. ΔA (P1) and ΔA (P2) are expressed by Equations (10) and (11), where ΔA (P2) is the volume change of the artery relative to. The volume change ratio ΔA (P2) / ΔA (P1) with respect to the pressure change between the two points P1 and P2 is expressed by equation (12). FIG. 11 is a characteristic curve showing the volume change ratio ΔA (P2) / ΔA (P1) with respect to the pressure pmmHg when the pulse pressure PP is 40 mmHg, and when the difference between P1 and P2 (P2−P1) is 5 mmHg. Indicates a white circle, a diamond mark when 10 mmHg, and a black circle when 20 mmHg. FIG. 11 shows (Pb-a) experimentally shifted from P1. FIG. 12 shows a characteristic curve showing a change in K (b / Ab) with respect to (TP−Pb + a) mmHg, which is modified from the equation (8). FIG. 13 shows the calculation contents of the compliance K when the transmural pressure TP is defined as the difference between the bottom pressure Po (= DBPi) and the pressure Pe (= Pcuff) outside the artery.

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) ΔA (P1) = (Ab / b) · ln [1+ (PP / (P1−Pb + a))]
···(Ten)
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。   As a result, ΔA (P1) and ΔA (P2) represent the change in the volume of the artery with respect to the pressure pulse wave amplitude (pulse pressure) PP at two pressure values P1 and P2 within the range of TP> Pb. When measured from equation (11), compliances K (P1) and K (P2) are respectively determined. That is, when (Pb-a) is obtained and substituted into the equation (10) or (11), (Ab / b) is obtained, and from (Pb-a) and (Ab / b), (8 ), The compliance K (= dA / dTP) is calculated and displayed on the display device 72. K corresponds to the differential value of equation (9), but as a more effective compliance including the degree of nonlinearity of equation (9), the amount of change in cross-sectional area with respect to finite pulse pressure ΔP from equation (10) ΔA is obtained, an effective compliance Kp (= ΔA / ΔP) is calculated, and is also displayed on the display device 72. Incidentally, the elastic characteristic of the artery (blood vessel) 16 is shown as a solid line in FIG. 14, for example, and the compliance K at the feature point TP = 30 mmHg of the transmural pressure indicating the elastic characteristic of the region mainly composed of the elastic fiber of the blood vessel. (30) is expressed by equation (13) based on equation (8). The effective compliance Kp (30) for ΔP = 40 mmHg at TP = 30 mmHg is expressed by the equation (14).

Ｋ（３０）＝Ａb／[ｂ×（３０−（Ｐb−ａ））] ・・・(13)
Ｋｐ（３０）＝（Ａb／ｂ）・ｌｎ［１＋（４０／（３０−Ｐｂ＋ａ））／４０］
・・・(14) 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。   As described above, the blood vessel compliance K indicates the cross-sectional area A corresponding to the volume change of the blood vessel per unit pressure change of the tube wall pressure TP in terms of the volume change amount per unit length (dA / dTP). Therefore, the unit is cc / mmHg, but it can be normalized and expressed as a volume change rate per unit length (1 / A) (dA / dTP) per unit pressure change of the tube wall pressure TP. it can. The parameters in which the compliance K and the effective compliance Kp are normalized are defined as arterial extensibility (extension rate) E and Ep. The vascular compliance calculation unit P9 stores in advance the arterial extensibility (extension rate) E (1 / mmHg) and Ep (1 / mmHg), for example, E (30), E (DBP), and Ep (30). Based on the compliances K (cc / mmHg) and Kp (cc / mmHg) from the equations (15.A) and (15.B), each cuff pressure feature point is calculated and output from the display device 72. In equation (15), A is the arterial volume change amount (cc) per beat for each feature point, and is calculated by the area of one cycle of the volume pulse wave. Good.

Ｅ＝（１／Ａ）Ｋ＝（１／Ａ）（ｄＡ／ｄＴＰ） ・・・(15.A)
Ｅp＝（１／Ａ）Ｋp＝（１／Ａ）（ΔＡ／ΔＰ） ・・・(15.B) 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。   Starting from the pressure-closed state of the blood vessel at TP = 0 mmHg, the pulse pressure greater than the buckling point (ΔP ≧ 15 mmHg) includes a transition to a cross-sectional area corresponding to the blood vessel diameter in the natural length of the blood vessel at no load. Take the maximum effective compliance value. The maximum effective compliance AM is calculated and displayed on the display device 72. Since the pulse pressure (SBP-DBP) in the actual blood pressure is under this condition, the effective compliance corresponding to the pressure pulse wave ΔP (= SBP-DBP) at TP = 0 mmHg may be set as AM.

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。   The compliance K displayed on the display device 72 by the blood vessel compliance calculation unit P9 is not only a numerical value of each feature point, but also a change characteristic of the compliance K (vertical axis) with respect to the transverse pressure TP (horizontal axis). K curve (K-Curve), the K curve slope Ab / b (vertical axis), which is the related value of compliance K, Ab / b curve showing the change characteristics with respect to the transverse pressure TP (horizontal logarithmic axis) Display a graph.

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。 The PA curve analysis means, that is, the PA curve analysis unit P11, calculates a PA curve (PA curve) showing the change characteristic of the arterial cross-sectional area Acm ² (vertical axis) with respect to the trans- mural pressure TP (mmHg) (horizontal axis) shown in FIG. The waveform of the pressure pulse wave ΔP (t) and the waveform of the volume pulse wave ΔV (t) are displayed on the time axis, and the elasticity characteristics of the region mainly composed of the obtained stiffness β and the elastic fiber of the blood vessel are displayed. The stiffness β (30) at the through-wall pressure characteristic point TP = 30 mmHg is displayed. The stiffness β and β (30) are parameters related to the arterial flexibility as defined by the following equations (16.A) and (16.B), and are calculated based on, for example, the slope of the PA curve. The In Equation (16), Ds is the arterial diameter (mm) at the highest blood pressure, and Dd is the arterial diameter (mm) at the lowest blood pressure, which is calculated based on the volume pulse wave. It may be the cross-sectional area (mm) of the arterial lumen at the required maximum blood pressure and the minimum blood pressure calculated based on the volume pulse wave.

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) 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。   The statistical calculation means, that is, the statistical calculation unit P12 calculates, for each living body, statistical values such as a time-dependent change of the parameter calculated by the blood vessel compliance calculation unit P9 and the PA curve analysis unit P11, a moving average value, and the like. It is displayed for evaluation.

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。   By the way, as described above, the blood vessel compliance calculation unit P9 calculates (Pb-a) in the process of calculating the compliance K. This (Pb-a) indicates the blood vessel wall thickness of the artery 16 of the living body. It can be an index value. This will be described next.

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。 FIG. 16 illustrates a PA curve showing the change characteristic of the arterial cross-sectional area A (vertical axis) with respect to the transmural pressure TP (horizontal axis), similar to the PA curves shown in FIGS. FIG. Further, on the right side in FIG. 16, a schematic diagram showing the cross-sectional shape of the arterial blood vessel corresponding to the arterial cross-sectional area A of the vertical axis is shown. In the cross-sectional shape, the state (a) has the maximum arterial cross-sectional area A, and the arterial cross-sectional area A decreases from the state (a) to the state (d). The closed state (A = 0 mm ² ) at “0” is shown, and the state (c) shows an unstable state of the blood vessel cross section in which the circumferential positive tension Tc is not generated in the blood vessel wall. Strictly speaking, the arterial cross-sectional area A is a cross-sectional area of the blood vessel lumen.

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。 FIG. 17 shows an arterial cross-sectional area (blood vessel cross-sectional area) A corresponding to the volume fluctuation ΔV _X at the time of maximum blood vessel compliance derived from “TP = 0” derived from FIG. 16, and Doppler using ultrasound with zero cuff pressure. It is the figure which showed correlation with the blood vessel cross-sectional area Adia measured by the method. The blood vessel cross-sectional area A shown on the horizontal axis of FIG. 17 will be described in detail. The increase ΔP _{X in} blood pressure (intravascular pressure) at which the compliance K becomes the maximum value from the state in which the through-wall pressure TP is zero in FIG. It is a blood vessel cross-sectional area A corresponding to the volume fluctuation ΔV _X when it occurs. Note that the volume fluctuation ΔV _X is a cross-sectional area fluctuation in terms of the unit blood vessel length, and corresponds to the blood vessel cross-sectional area A because “TP = 0” is a closed state (A = 0 mm ² ).

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。   As shown in FIG. 17, there is a correlation between the blood vessel cross-sectional area Adia observed using ultrasonic waves and the blood vessel cross-sectional area A shown in FIG.

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。   Returning to FIG. 16, according to the PA curve, when the transmural pressure TP is increased from 0, the arterial cross-sectional area A rapidly increases from when the transmural pressure TP reaches the boundary transmural pressure Pba. The reason for this is that the cross-sectional shape of the artery 16 is a blood vessel corresponding to a force acting outwardly on the blood vessel wall of the blood vessel wall internal / external pressure difference Pd when the transmembrane pressure TP is lower than the boundary transmural pressure Pba. When the wall tension Tc in the circumferential direction is not generated, that is, in the state (c) or (d), when the through-wall pressure TP is higher than the boundary through-wall pressure Pba, the vascular wall internal / external pressure difference Pd This is considered to be because the circumferential tension Tc in the positive direction is generated by the force acting outward on the blood vessel wall, that is, the state (a) or (b).

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。   Therefore, the artery (blood vessel) 16 is modeled as a cylindrical tube with a constant wall thickness, and the internal and external pressure difference Pd and the tension generated in the circumferential direction of the blood vessel wall (blood vessel circumferential tension) are shown in FIGS. ) The relationship with Tc will be described.

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。   FIG. 18 is a diagram showing the cross-sectional shape of the modeled artery (blood vessel) 16. FIG. 19 shows the balance between the circumferential tension Tc, the external pressure Pout, and the internal pressure Pin in the cross section of FIG. It is a figure. The external pressure Pout corresponds to the pressure Pe outside the artery in vivo, and the internal pressure Pin corresponds to the blood pressure value BP.

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。   As shown in FIG. 19, when the intravascular radius is “r1 ′” and the external radius is “r2 ′”, the following equation (17) is derived from the balance of forces. Since the blood vessel wall thickness h is expressed by the following equation (18), the following equation (17) can be rewritten as an equation including the blood vessel wall thickness h as in the following equation (19). If the vessel wall thickness h can be ignored in the following equation (21), the equation (21) is a well-known Laplace equation. Further, in FIG. 19, the blood vessel wall internal / external pressure difference Pd is expressed by the following equation (20), and therefore, the following equation (19) can be rewritten as an equation including the blood vessel wall internal / external pressure difference Pd as in the following equation (21).

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) 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。   From the above equation (21), for example, in the case of a blood vessel of “r2 ′ = 4 mm, h = 0.5 mm”, when the relationship of the following equation (22) is satisfied, “Tc> 0” is obtained and the blood vessel due to the vascular wall internal / external pressure difference Pd It can be said that the blood vessel circumferential tension Tc was generated in response to the force for expanding the wall. Then, assuming that “Pin = 100 mmHg” in the blood vessel, for example, the positive blood vessel circumferential tension Tc is generated by “TP> 12 mmHg” from the following equation (22).

Pd＞Ｐin／８ ・・・(22)   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。   As described above, even if the intravascular pressure difference Pd becomes a positive value, a force for expanding the blood vessel wall does not immediately occur. This means that the transmural pressure TP and the cross-sectional shape (a) of the artery 16 in FIG. This is consistent with the fact that the circumferential wall tension Tc is generated at a transmural pressure TP larger than that at the boundary transmural pressure Pba shown in relation to (d). From the point explained above, the boundary transmural pressure Pba in FIG. 16 is generated by the relationship between the vascular circumferential tension Tc generated in the vascular wall of the artery 16 and the transmural pressure TP. It can be said that it is the through-wall pressure TP corresponding to the boundary of whether or not. Then, as shown in FIG. 16, the boundary transmural pressure Pba is the transmural pressure TP at the point where the change of the arterial cross-sectional area A with respect to the transmural pressure TP becomes the largest, that is, (dA / dTP) becomes the maximum. Since the compliance K of the artery 16 is (dA / dTP) as shown in the equation (8), from the equation (8), the boundary transmural pressure Pba is calculated by the vascular compliance calculation unit P9 as the compliance K. (Pb-a) calculated in the process of obtaining.

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。 Further, as described above, the boundary transmural pressure Pba is a transmural pressure TP corresponding to the boundary of whether or not the blood vessel circumferential tension Tc is generated, so that “Pd = Pba, Tc = 0” in the equation (21). Then, the following formula (23) is derived. As can be seen from the equation (23), since the vascular wall thickness h is proportional to the boundary transmural pressure Pba, the boundary transmural pressure Pba is used as the vascular wall thickness index value BV _TH indicating the vascular wall thickness h of the artery 16. it can. Therefore, the blood vessel compliance calculation unit P9 calculates (Pb−a) as the blood vessel wall thickness index value BV _TH of the living body in the process of calculating the compliance K of the artery 16 based on the volume pulse wave and the pressure pulse wave under compression. ) That is, since the boundary transmural pressure Pba is calculated, it functions as a vascular wall thickness analysis means for calculating the vascular wall thickness index value BV _TH based on the volume pulse wave and the compression pressure pulse wave. In other words, the blood vessel compliance calculation unit P9 that calculates the blood vessel wall thickness index value BV _TH is based on the volume pulse wave and the pressure pulse wave under compression obtained non-invasively. The thickness is analyzed. Here, in order to normalize the vascular wall thickness index value BV _TH , the vascular compliance calculation unit P9 sets the boundary transmural pressure Pba as the blood pressure value BP of the living body as the vascular wall thickness index value BV _TH. The divided value may be calculated. That is, the vascular compliance calculation unit P9 uses either the boundary transmural pressure Pba or the value obtained by dividing the boundary transmural pressure Pba by the blood pressure value BP (arterial pressure) of the living body as the vascular wall thickness index value BV _TH. Alternatively, both may be calculated. The blood pressure value BP is not particularly limited as long as it is specified for the mutual comparison of the blood vessel wall thickness index value BV _TH , and is, for example, the highest blood pressure value SBPo or the lowest blood pressure value DBPo. In the following equation (23), as the extravascular radius r2 ′, for example, a set value obtained experimentally in advance according to age, sex, measurement site, and the like may be given.

ｈ＝Ｐba×r2'／Ｐin ・・・(23)   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。 In addition, the blood vessel compliance calculation unit P9 causes the display device 72 to display the calculated blood vessel wall thickness index value BV _TH .

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。 FIG. 20 is a diagram showing a PA curve showing a change characteristic of the arterial cross-sectional area A (vertical axis) with respect to the transmural pressure TP (horizontal axis) experimentally determined for each male age. In FIG. 20, a solid line Age28 is a PA curve of a 28 year old male, a broken line Age32 is a PA curve of a 32 year old male, a two-dot chain line Age35 is a PA curve of a 35 year old male, a one-dot chain line Age41 is a PA curve of a 41 year old male, and a broken line Age47 is The 47-year-old male PA curve, solid line Age58, shows the 58-year-old male PA curve. In general, it is well known that at the age of 40 years or older, the intima and media of the vascular wall are thickened and the vascular wall is thickened to cause arteriosclerosis. In FIG. In the chain line Age41, the broken line Age47, and the solid line Age58), the boundary through-wall pressure Pba is larger than the PA curve (solid line Age28, broken line Age32, two-dot chain line Age35) under 40 years old. Also from this point, it can be seen that the boundary transmural pressure Pba can be a blood vessel wall thickness index value BV _TH indicating the blood vessel wall thickness of the artery 16 of the living body.

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。   FIGS. 21 and 22 show a flowchart and a time chart, respectively, for explaining the main part of the control operation of the electronic control unit 70. In FIG. 21, when a power switch (not shown) is turned on, the initial state is shown at t0 in FIG. In this state, patient data input by the operator, such as sex, age, surname, patient ID, and the like are stored, and the first on-off valve E1, the second on-off valve E2, the third on-off valve E3, and the quick exhaust valve 52 are stored. Is a normally open valve, so that it is in a non-operating state, that is, an open state, and the exhaust control valve 54 is normally closed, so that it is in a non-operating state, that is, a closed state. It is in an operating state. Next, when a startup operation device (not shown) is operated and the measurement operation of the blood pressure measurement device 14 is started, first, in step S1 of FIG. 21 (hereinafter, steps are omitted) shown in time t1 to t3 of FIG. One blood pressure measurement routine is executed. This S1 corresponds to the blood pressure measuring unit P1, that is, the first blood pressure measuring means or the first blood pressure measuring step.

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。   In the first blood pressure measurement routine, first, at time t1 in FIG. 22, the air pump 50 is activated, and the upstream inflating bag 22, the detecting inflating bag 24, which are in communication with the compressed air pumped from the air pump 50, And the pressure of the downstream expansion bag 26 is rapidly increased, and the compression of the upper arm 10 by the entire compression band 12 is started. When the pressure detected by the main pressure sensor T0, that is, the compression pressure Pe by the compression band 12, reaches a pressure increase target pressure Pmax set in advance sufficiently higher than the maximum blood pressure value of the living body, the operation of the air pump 50 is stopped. In response to this, the exhaust control valve 54 is operated so that the compression pressure by the compression band 12 decreases at a constant speed, and the slow exhaust is started. The time t2 in FIG. 22 shows this state. In this slow exhaust process, the cuff pressure signal indicating the compression pressure (static pressure) by the compression band 12 is discriminated from the pressure signal output from the second pressure sensor T2 by low-pass filter processing, and several A pulse wave signal is discriminated by performing a band pass filter process for discriminating a signal in a wavelength band of Hz to several tens of Hz. Then, according to the oscillometric blood pressure value determination algorithm executed every time the pulse wave signal is generated, the maximum blood pressure value SBP (mmHg), the average blood pressure value MBP, and the minimum As the blood pressure value DBP (mmHg) is determined, the quick exhaust valve 52 is opened simultaneously with the determination of the minimum blood pressure value DBP, and in response, the exhaust control valve 54 is opened until it reaches its maximum opening. S1 is terminated. The time t3 in FIG. 22 shows this state.

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。   For example, the oscillometric blood pressure value determination algorithm uses the pressure indicated by the pressure signal corresponding to the maximum peak point of the differential waveform of the envelope when the envelope (envelope) connecting the amplitude values of the pulse wave signal rises sharply. The pressure indicated by the pressure signal corresponding to the maximum value of the envelope (envelope) connecting the amplitude values of the pulse wave signal is determined as the average blood pressure value MBP, and determined as the value SBP value (mmHg), and the amplitude of the pulse wave signal The pressure indicated by the pressure signal corresponding to the minimum peak point of the envelope differential waveform is determined as the minimum blood pressure value DBP when the envelope (envelope) connecting the values decreases rapidly. The pressure signal output from the first pressure sensor T1 is discriminated by the band pass filter process, and the pulse wave signal discriminated by the band pass filter process, and the pressure signal output from the second pressure sensor T2 is discriminated by the band pass filter process. The pulse wave signal and the pressure signal output from the third pressure sensor T3 are subjected to band pass filter processing, and the pulse wave signal and the pressure signal output from the main pressure sensor T0 are subjected to band pass filter processing. There is a difference in amplitude between the four pulse wave signals of the discriminated pulse wave signal, and the pulse wave signal output from the second pressure sensor T2 that detects the pressure in the detection inflation bag 24 is the artery 16. It reflects the pulsation of the most accurately.

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。   Next, the pulse wave velocity measurement routine of S2 in FIG. 21 is executed in the section shown at times t4 to t6 in FIG. This S2 corresponds to the pulse wave velocity measuring unit P2 or the pulse wave velocity measuring step. First, the quick exhaust valve 52 and the exhaust control valve 54 are closed and the air pump 50 is activated. Next, when the pressure in the upstream inflation bag 22, the detection inflation bag 24, and the downstream inflation bag 26 reaches a pulse wave detection pressure Ppwv that is set in advance to a value lower than the minimum blood pressure value DBP, for example, 60 mmHg, the first opening / closing is performed. The valve E1, the second on-off valve E2, and the third on-off valve E3 are closed, and the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 are maintained at the pulse wave detection pressure independently of each other. This state is shown at time t5 in FIG. In this state, the pressure signals output from the first pressure sensor T1 and the third pressure sensor T3 are subjected to bandpass filter processing, thereby indicating pulse waves detected by the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26. The pulse wave signals are discriminated, and the phase difference (pulse wave propagation time) Δt 1 (sec) between these pulse wave signals and the center distance L 1 (m) between the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26 of about 90 mm, for example. Based on this, the local pulse wave velocity bbPWV (m / sec) is calculated from the equation (24). The calculation of the local pulse wave propagation velocity bbPWV is repeatedly executed every time a pulse wave is generated until the time t6 is reached, and when it reaches, the average value of the local pulse wave propagation velocity bbPWV obtained so far is calculated. In addition, a time difference Δt2 (sec) between the generation time of a heart sound or ECG R wave detected by a heart sound microphone (not shown) and the rise time of the cuff pulse wave detected by the detection inflation bag 24, and the distance L2 (m ) To calculate the pulse wave velocity hbPWV (m / sec) from the equation (25).

bbＰＷＶ＝Ｌ1／Δｔ1 ・・・(24)
hbＰＷＶ＝Ｌ2／Δｔ2 ・・・(25) 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。   FIG. 23 shows the pressure difference TP (mmHg), which is the pressure difference between the tube walls of the artery 16 (= the pulsating intra-arterial pressure, that is, the lowest pressure of the pressure pulse wave (bottom pressure) Po−external artery pressure, that is, the compression pressure Pe due to the compression band). The change in the pulse wave propagation velocity bbPWV with respect to the pulse wave velocity hbPWV from the heart sound detected by the conventional heart sound microphone (not shown) measured simultaneously from the same living body or the ECG R wave to the upstream inflation bag 22 is compared. As shown. As is clear from FIG. 23, the pulse wave propagation velocity hbPWV shows a substantially constant value regardless of the trans- mural pressure TP. On the other hand, the pulse wave propagation velocity bbPWV shows a substantially constant value from the negative value of the transverse pressure TP to around 10 to 20 (mmHg), that is, until the compression pressure by the compression band 12 reaches around the minimum blood pressure value DBP. , There is a characteristic that it increases proportionally as it further increases. The local pulse wave velocity bbPWV is for evaluating a hardening state of the artery 16 that can be compared for each individual by measuring a predetermined pressure value, for example, TP = 50 (mmHg) or a value at or near the same, or an increase rate. It is calculated as a circulatory parameter.

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。   Next, in FIG. 21, the second blood pressure measurement / arterial compliance data detection routine of S3 is executed in the section shown at time t7 to t9 in FIG. This S3 corresponds to the blood pressure measuring unit P1, the second blood pressure calculating means, or the second blood pressure calculating step and the arterial compliance data detecting step. In S3, as in the first blood pressure measurement routine, first, the air pump 50 is started at time t7, and the upstream expansion bag 22 and the detection expansion bag 24 that are in communication with the compressed air pumped from the air pump 50 are detected. , And the pressure of the downstream expansion bag 26 is rapidly increased, and the compression of the upper arm 10 by the entire compression band 12 is started. The pressure detected by the main pressure sensor T0, that is, the compression pressure Pe by the compression band 12, is set to a pressure increase target pressure that is set in advance to a value higher than the maximum blood pressure SBP of the living body, which is the previous measurement value by the first blood pressure measurement routine. When Pmax is reached, the operation of the air pump 50 is stopped, and in response to this, the exhaust control valve 54 is operated so that the compression pressure Pe by the compression band 12 is lowered at a constant speed. Slow exhaust at a constant speed per pulse wave is started. The time t8 in FIG. 22 shows this state. In this slow exhaust process, the pressure signal output from the second pressure sensor T2 is subjected to bandpass filter processing, so that the pulse wave signal indicating the pulse wave detected by the detection expansion bag 24 is repeatedly discriminated. . Next, in the same manner as in the first blood pressure measurement routine, the maximum blood pressure value SBP is determined based on the amplitude of the pulse wave signal generated sequentially or the change thereof according to the oscillometric blood pressure value determination algorithm executed every time the pulse wave signal is generated. (MmHg), mean blood pressure value MBP and diastolic blood pressure value DBP (mmHg), and when the diastolic blood pressure value DBP is determined, the rapid exhaust valve 52 is opened and in response, the exhaust control valve 54 is at its maximum The second blood pressure measurement routine in S3 of FIG. 21 is ended until the opening is reached. The blood pressure values measured in S3 are set as reference blood pressure values SBPo and DBPo. Time t9 in FIG. 22 shows this state. Then, a pulse pressure PP (= maximum blood pressure value SBPo−minimum blood pressure value DBPo), which is a pressure difference between the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo, is calculated. For the calculation of the blood vessel compliance K described later, the pulse pressure PP (mmHg) based on the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo obtained from the second blood pressure measurement routine is used.

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。   Next, the cuff compliance calculation routine of S4 in FIG. 21 is executed from time t10 to time t18 in FIG. This S4 corresponds to the pressure pulse wave calculator P4. In S4, first, the air pump 50 is activated at time t10, and the pressures of the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 that are in communication with the compressed air pumped from the air pump 50 are detected. Both are rapidly raised and the compression of the upper arm 10 by the entire compression belt 12 is started. When the pressure detected by the main pressure sensor T0, that is, the compression pressure Pe by the compression band 12 reaches the preset first pressure P1 (time t11), the operation of the air pump 50 is stopped, and in response to this, The first on-off valve E1, the second on-off valve E2, and the third on-off valve E3 are closed, and the pressure of the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 reaches the first pressure P1 until time t12. Maintained. In the first pressure maintaining section between times t11 and t12, air having a constant volume C of, for example, about 0.2 cc is delivered from the volume pulse generator 60 at a timing corresponding to the bottom of the pulse wave in synchronization with the generation of the pulse wave. Is pulsed into the detection inflatable bag 24 in a width of 50 ms to 100 ms, and the signal output from the second pressure sensor T2 is subjected to band-pass filtering, for example, the volume as shown in FIG. A pulse wave signal in which a pressure pulse Pp corresponding to the volume pulse applied from the pulse generator 60 is superimposed is obtained and stored. In this case, a plurality of about 10 pulse wave signals shown in FIG. 8 may be collected and stored in the pressure maintaining section, and those pulse wave signals may be stored, or a pulse wave signal having an average value thereof may be stored. May be. Then, the time t12 is reached and the first pressure maintaining section ends.

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。 The volume pulse injected from the volume pulse generator 60 into the detection inflation bag 24 is air of a constant volume C set in advance regardless of the pressure change of the detection inflation bag 24 at that time. Is set in advance to a value corresponding to the volume increase that is inflated in synchronization with the heartbeat and repeatedly applied to the detection inflatable bag 24. The pulse wave signal shown in FIG. 8 is a pressure value, the systolic blood pressure value SBP (mmHg) obtained in S1 is made to correspond to the upper peak value of the pulse wave signal, and the diastolic blood pressure value DBP (mmHg) is set to the pulse wave signal. The vertical axis in FIG. 8 is converted into the blood pressure value of the living body by corresponding to the lower peak value.

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。   At the time t12 when the first pressure maintaining section ends, the first on-off valve E1, the second on-off valve E2, and the third on-off valve E3 are opened again, and at the same time, the air pump 50 is started again. The pressures of the upstream inflation bag 22, the detection inflation bag 24, and the downstream inflation bag 26 in communication with each other are rapidly increased by the compressed air being compressed, and the compression of the upper arm 10 by the entire compression belt 12 is started. When the pressure detected by the main pressure sensor T0, that is, the compression pressure Pe by the compression band 12 reaches the second pressure P2 set in advance (time t13), the operation of the air pump 50 is stopped, and in response to this, The first on-off valve E1, the second on-off valve E2, and the third on-off valve E3 are closed, and the pressure of the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 reaches the second pressure P2 until time t14. Maintained. In the second pressure maintaining section, similarly to the first maintaining section, the air of a constant volume C from the volume pulse generator 60 is pulsed and expanded in the width of 50 to 100 ms in synchronization with the generation of the pulse wave. The signal output from the second pressure sensor T2 is injected into the bag 24, and bandpass filtering is applied to the signal to correspond to the volume pulse applied from the volume pulse generator 60 as shown in FIG. A pulse wave signal on which the pressure pulse Pp is superimposed is obtained and stored.

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。   Next, similarly, the pressures of the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 are increased to the preset third pressure P3 by the pressure detected by the main pressure sensor T0. At the same time, the third pressure P3 is maintained in the third pressure maintaining section t15 to t16, and in the third pressure maintaining section t15 to t16, air of a constant volume C from the volume pulse generator 60 is synchronized with the generation of the pulse wave. As shown in FIG. 24, which is obtained by injecting into the detection inflating bag 24 in a pulse manner with a width of 50 ms to 100 ms, and subjecting the signal output from the second pressure sensor T2 to band-pass filtering. A pulse wave signal in which a pressure pulse Pp corresponding to the volume pulse applied from the volume pulse generator 60 is superimposed is obtained and stored. Similarly, the pressures of the upstream expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream expansion bag 26 are increased to a preset fourth pressure P4 that is detected by the main pressure sensor T0. At the same time, the fourth pressure P4 is maintained in the fourth pressure maintaining section t17 to t18. In the fourth pressure maintaining section t17 to t18, air of a constant volume C from the volume pulse generator 60 is synchronized with the generation of the pulse wave. As shown in FIG. 24, which is obtained by injecting into the detection inflating bag 24 in a pulse manner with a width of 50 ms to 100 ms, and subjecting the signal output from the second pressure sensor T2 to band-pass filtering. A pulse wave signal in which a pressure pulse Pp corresponding to the volume pulse applied from the volume pulse generator 60 is superimposed is obtained and stored.

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。   Each pulse wave signal detected and stored by the second pressure sensor T2 for each of the first pressure P1, the second pressure P2, the third pressure P3, and the fourth pressure P4 is derived from the pulsation of the artery 16. The generated pressure change width in the detection inflation bag 24, that is, the amplitude value ΔP (mmHg) of the pulse wave, that is, ΔP1, ΔP2, ΔP3, and ΔP4 is calculated and stored. In addition, pressure pulses Pp corresponding to the volume pulses applied from the volume pulse generator 60 in the respective pulse wave signals, that is, Pp1, Pp2, Pp3, and Pp4, are calculated, respectively, and the cuff compliance Se (mmHg) of the detection expansion bag 24 is calculated. / Cc), that is, Se1, Se2, Se3, Se4 are respectively calculated from the equation (7) and stored. This cuff compliance Se represents the sensitivity indicating the ratio of the pressure change to the volume change of the detection expansion bag 24. When the cuff compliance Se is obtained in this manner, the vertical axis, that is, the amplitude of the pulse wave detected by the second pressure sensor T2 from the detection expansion bag 24 can be converted into a volume. That is, the vertical axis in FIG. 8 can be converted into a volume axis.

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。   The preset first pressure P1 is a pressure lower than the minimum blood pressure value DBP, for example, 40 mmHg, the second pressure P2 is a pressure higher than the first pressure P1, for example, the minimum blood pressure value DBP, and the third pressure P3 is higher than the second pressure P2. Higher pressure, for example, the average blood pressure value MBP, and the fourth pressure P4 are set to pressures higher than the third pressure P3, for example, 15 mmHg higher than the average blood pressure value MBP, respectively, and cuff compliance Se1, Se2, Se3, and Se4 are obtained.

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。   Next, in S5 of FIG. 21, an arterial compliance calculation routine is executed. This S5, together with S3 and S4, constitutes a blood vessel compliance calculating unit P9, an arterial compliance calculating means or an arterial compliance measuring step. In S5 of FIG. 21, for example, first, the pulse pressure PP (= SBP-DBP) mmHg of the living body is calculated based on the highest blood pressure value SBP and the lowest blood pressure value DBP stored in S3. Next, by correcting the vertical axis of the cuff pulse wave using the cuff compliance Se1, Se2, Se3, Se4, it is converted into a volume pulse wave whose unit is volume. Further, a change (hbPWVref−hbPWVi) of the actual pulse wave propagation speed hbPWVi sequentially obtained with respect to the reference pulse wave propagation speed hbPWVref obtained in advance between the heart and the upper arm at the time of measuring the reference blood pressure values SBPo and DBPo is one. For each beat, for example, the blood pressure / pulse wave velocity coefficient Shb (= ΔSBP / ΔhbPWV) and Dhb (= ΔDBP / ΔhbPWV) obtained in advance for each living body at the time of measuring the reference blood pressure are converted into the change (hbPWVref−hbPWVi). By multiplying each, the blood pressure fluctuation amount ΔSBPi of the maximum blood pressure value and the blood pressure fluctuation amount ΔDBPi of the minimum blood pressure value are calculated for each beat, and the blood pressure fluctuation amount ΔSBPi of the maximum blood pressure value and the blood pressure fluctuation amount ΔDBPi of the minimum blood pressure value are calculated as described above. By adding (correcting) to the maximum blood pressure value SBPo and the minimum blood pressure value DBPo that are the reference blood pressure values, the estimated maximum blood pressure of the living body for each beat Sequentially calculating a SBPi and estimated diastolic blood pressure DBPi. The estimated systolic blood pressure value SBPi and the estimated diastolic blood pressure value DBPi reflect blood pressure fluctuation after the reference blood pressure measurement.

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。 In S5, ΔA (P1), ΔA (P2), ΔA (P3), and ΔA (P4) represent changes in the volume of the artery with respect to the pressure pulse wave amplitude (pulse pressure) PP at the pressure values P1, P2, P3, and P4. When measured from the equations (10) and (11), compliances K (P1), K (P2), K (P3), and K (P4) are determined. That is, when (Pb-a) is obtained and substituted into the equation (10) or (11), (Ab / b) is obtained, and from (Pb-a) and (Ab / b), (8 ), The compliance K (= dA / dTP) and the effective compliance Kp (= ΔA / ΔP) are calculated and displayed on the display device 72. Incidentally, the compliances K1, K2, K3, and K4 for the transmural pressure characteristic point TP = 30 mmHg and the diastolic blood pressure point DBP mmHg are expressed by the equation (13) based on the equation (8) and the effective compliance Kp1 for the pressure pulse wave ΔP = 40 mmHg. , Kp2, Kp3, and Kp4 are expressed by the following equations in the same manner as the equation (14). Further, the above (Pb−a), that is, the boundary through-wall pressure Pba obtained in the calculation process of the compliance K is the vascular wall thickness index value BV _TH .

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] 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。   Further, the blood vessel compliance K and the effective compliance Kp are the cross-sectional area A corresponding to the volume change of the blood vessel per unit pressure change of the transmural pressure TP, the volume change amount per unit length (dA / dTP) and (1 / A) Since it can be expressed by (ΔA / ΔP), the unit is cc / mmHg, but it is normalized to change the volume per unit length per unit pressure change of the transmural pressure TP. Rate (1 / A) (dA / dTP), and compliance K is a normalized parameter, arterial extensibility (extension rate) E (1 / mmHg), for example, E (P1), E ( P2), E (P3), E (P4), Ep (P1), Ep (P2), Ep (P3), Ep (P4) are stored in the previously stored equations (15.A) and (15.B). To Compliance K (cc / mmHg) and Effective Compliance K Based on p (cc / mmHg), it is calculated for each feature point of the cuff pressure, and is displayed on the display device 72 in S7.

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。   Next, in S6 of FIG. 21, the cross-sectional area corresponding to the blood vessel diameter in the natural length of the blood vessel when there is no load at the pulse pressure higher than the buckling point (ΔP ≧ 15 mmHg), starting from the vessel closed state at TP = 0 mmHg. The maximum effective compliance value is taken. The effective compliance (ΔA / ΔP) corresponding to the pressure pulse wave ΔP (= SBP−DBP) at TP = 0 mmHg is calculated as the maximum effective compliance AM and displayed on the display device 72.

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。 Further, in S6 of FIG. 21, a PA curve (PA curve) showing the change characteristic of the arterial cross-sectional area Acm ² (vertical axis) with respect to the transverse pressure TP (mmHg) (horizontal axis) shown in FIG. 15 is obtained and displayed. At the same time, the waveform of the pressure pulse wave ΔP (t) and the waveform of the volume pulse wave ΔV (t) are displayed on the time axis, and the obtained stiffness β and stiffness β (30) are displayed. The stiffness β and the stiffness β (30) are parameters related to the arterial flexibility as defined by the equations (16.A) and (16.B), and are based on, for example, the slope in the PA curve. Calculated. In addition, statistical values such as the current change of the calculated parameter and the moving average value are calculated for each living body. This statistical value is displayed for diagnosis and evaluation of drug efficacy. S6 corresponds to the PA curve analysis unit P11 and the statistical calculation unit P12.

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。 21 corresponds to the display control unit (display control means) P13 in FIG. 5, and in S7, a display control routine is executed. This S7 is the cuff compliance Se1 measured in the pulse wave velocity bbPWV in the brachial artery 16 measured in S2 or the rate of change thereof, the maximum blood pressure value SBPo of the living body and the minimum blood pressure value DBPo, S4 measured in S3. , Se2, Se3, Se4, and S5, the arterial compliances K1, K2, K3, and K4 are displayed on the display device 72 together with patient data such as the patient's sex, age, first name, and patient ID. Thereby, the health status of the patient's circulatory system is objectively determined based on the pulse wave velocity bbPWV, the systolic blood pressure value SBP and the systolic blood pressure value DBP, and the arterial compliances K1, K2, K3, and K4 displayed on the display device 72. Indicated. Further, the (Pb-a) calculated in S5, that is, the boundary through-wall pressure Pba is displayed on the display device 72 together with the patient data as the blood vessel wall thickness index value BV _TH . The compliance K to be displayed on the display device 72 is not only a numerical value for each feature point, but also a K curve indicating the change characteristic of the compliance K (vertical axis) with respect to the transverse pressure TP (horizontal axis) ( K-Curve), an Ab / b curve indicating a change characteristic of the slope Ab / b (vertical axis) of the K curve, which is a related value of the compliance K, with respect to the transverse pressure TP (lateral logarithmic axis), and the like are respectively displayed in a graph.

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。 As described above, according to the blood pressure measurement device (arterial blood vessel inspection device) 14 of the present embodiment, the compression band is based on the pulsation information of the artery 16 (specifically, the pulse wave velocity hbPWV) from the previously stored relationship. (Cuff) 12, a non-compressed lower pressure pulse wave calculation unit (non-compressed lower pressure pulse wave estimation means) P 4-1 for estimating a non-compressed lower pressure pulse wave in an artery not compressed by a part 12, and stored in advance Based on the relationship, the under-compressed pressure pulse wave and the compression pressure of the compression band 12 are used to estimate the under-compressed pressure pulse wave in the artery at the site compressed by the compression band 12 (under-compression Pressure pulse wave estimation means) P4-2, and a blood vessel compliance calculation unit (blood vessel compliance analysis means) P9 based on the volume pulse wave and the compression pressure pulse wave, for example, arterial blood vessels of the living body, for example, brachial artery 16 flexibility (compliance ) Is calculated, the compression pressure pulse wave indicating the blood pressure value in the artery under the cuff compressed by the compression band 12 is used, and the transmural pressure of the artery under the cuff compression is accurately obtained. Therefore, the relationship of the volume change with the pressure change of the artery under the cuff is reflected, and an accurate vascular compliance K is obtained. The blood vessel compliance calculation unit P9 functions as the blood vessel wall thickness analyzing unit, and indicates the blood vessel wall thickness of the arterial blood vessel of the living body, for example, the brachial artery 16 based on the volume pulse wave and the pressure wave under compression. Since the boundary transmural pressure Pba is calculated as the vascular wall thickness index value BV _TH , the basic configuration of the blood pressure measuring device 14 is the same as that of the sphygmomanometer using the compression band 12, and the vascular wall thickness index value BV _TH Based on this, the vascular wall thickness of the artery 16 can be evaluated easily and inexpensively. For example, compared with measurement of blood vessel wall thickness by the Doppler method using ultrasonic waves, the blood vessel wall thickness can be easily evaluated using an inexpensive apparatus. In this embodiment, the pulse wave propagation velocity hbPWV is adopted as the pulsation information of the artery 16, but other than this, blood flow velocity, pulsation pressure, pulsation volume, etc. can be considered.

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。   Moreover, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, the non-compressed lower pressure pulse wave calculation unit P4-1 in the pressure pulse wave calculation unit P4 is a biological body measured in advance using the compression band (cuff) 12. Based on the relationship calibrated using the reference systolic blood pressure value SBPo and the reference systolic blood pressure value DBPo, the uncompressed pressure in the artery 16 at the site not compressed by the compression band 12 based on the pulse wave velocity hbPWV of the living artery. Since the pulse wave is estimated, the non-compressed pressure pulse wave can be obtained continuously and easily.

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。 Further, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, in the process of changing the compression pressure in the cuff 12, the lumen of the blood vessel (specifically, the artery 16) at the pulse wave start point of the volume pulse wave rising leg. The portion compressed by the cuff 12 with the compression pressure in the cuff 12 at the boundary where the cross-sectional state transitions from a closed tube state to a steady open tube state as the origin (TP = 0) of the tube wall pressure TP Including a TP value calculation unit (transmural pressure calculation means) P5 for calculating a transmural pressure TP with the blood vessel wall of the artery as a boundary, and the compression lower pressure pulse wave calculation unit P4-2 includes the non-compression lower pressure The compression pressure pulse wave is calculated by subtracting the compression pressure in the cuff 12 from the pulse wave. Accordingly, since the pressure pulse wave under compression is accurately calculated and the accurate blood vessel compliance K is obtained, and the blood vessel compliance K is accurately obtained, the blood vessel wall obtained in the process of calculating the blood vessel compliance K is obtained. It is also possible to accurately obtain (Pb-a) as the thickness index value BV _TH , that is, the boundary through-wall pressure Pba.

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。 Further, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, when a constant volume change is given to the detection expansion bag 24 of the compression band (cuff) 12, the detection expansion bag 24 shows a change in pressure inside thereof. The cuff sensitivity, that is, the cuff compliance Se is calculated. Based on the cuff pulse wave detected from the detection inflation bag 24 and the cuff sensitivity, when the pressure in the artery increases, per unit length of the artery. Since a volume pulse wave calculation unit (volume pulse wave calculation means) P7 for calculating a volume pulse wave representing an increasing arterial volume is included, an accurate volume pulse wave considering the cuff sensitivity can be obtained. The relationship of the volume change with the pressure change of the lower artery 16 is reflected, and the blood vessel compliance K and the blood vessel wall thickness index value BV _TH are accurately obtained.

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。 Further, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, the pressure vibration component of the cuff pulse wave is extracted in the process of changing the compression pressure by the detection expansion bag 24 of the compression band (cuff) 12, and the cuff pulse wave is extracted. A blood pressure measuring unit (oscillometric blood pressure measuring means) P1 that determines the maximum blood pressure value SBP and the minimum blood pressure value DBP of the living body based on the change in the pressure vibration component of the body, and the pulse wave velocity in the artery 16 of the upper arm 10 is measured. A pulse wave velocity measuring unit (pulse wave velocity measuring means) P2, and the compression pressure pulse wave calculating unit P4-2 includes a change in the pulse wave velocity hbPWV and a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value of the living body. From the previously stored relationship with the change, the systolic blood pressure value SBPi and the minimum blood pressure value DBPi in the artery are sequentially estimated based on the change in the actual pulse wave propagation velocity hbPWV, and the estimated pressure pulse wave in the estimated artery The most Blood pressure (bottom pressure) value, the mean blood pressure value, storing the systolic blood pressure (upper peak pressure) value, the reference estimated diastolic blood pressure DBPref, reference estimated mean blood pressure mapref, based the estimated systolic blood pressure SBPref. In addition, the pressure pulse wave calculation unit P4-2 under compression sequentially outputs the estimated maximum blood pressure value SBPi and the estimated minimum blood pressure value DBPi of the estimated pressure pulse wave obtained by calibrating the cuff pulse wave obtained sequentially with the calibration line. Based on the reference estimated minimum blood pressure value DBPref, the reference estimated average blood pressure value MAPref, and the estimated minimum blood pressure value DBPi of the living body obtained every beat from the stored calculation formula (1), the estimated average blood pressure value MAPi is calculated as one beat. Calculate every time. As a result, the relationship of the volume change with the pressure change of the artery under the cuff is reflected, and accurate vascular compliance is continuously obtained, for example, every beat. In addition, the blood vessel wall thickness index value BV _TH can be obtained accurately.

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。   In addition, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, a pair of upstream inflatable bags made of a flexible sheet positioned at a predetermined interval in the longitudinal direction (axial direction) of the body to be compressed, that is, the upper arm 10. 22 and the downstream expansion bag 26 and a pair of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26, and an air chamber independent of the pair of the upstream expansion bag 22 and the downstream expansion bag 26. A pulse wave detection compression band 12 including the detection expansion bag 24 having the same, and the upstream side expansion bag 22, the detection expansion bag 24, and the downstream side expansion bag 26 have the same pressure on the part to be compressed, for example, the upper arm 10. In the compressed state, the fluctuating pressure in the detection inflatable bag 24 is detected as the cuff pulse wave. Therefore, the upstream inflatable bag 22, the detection inflatable bag 24, which are continuous in the longitudinal direction of the pressed portion, Downstream expansion bag While applying compressive pressure at a uniform pressure distribution from 6 against the artery 16 in the compression part of the living body, accurate cuff pulse wave is obtained.

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。 In addition, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, the blood vessel compliance calculation unit P9 uses the boundary transmural pressure Pba and the boundary transmural pressure Pba as the blood vessel wall thickness index value BV _TH. One or both of the values divided by (arterial pressure) may be calculated. If so, for example, in order to evaluate the vascular wall thickness of the artery 16, the degree of progression of arteriosclerosis Therefore, the blood vessel wall thickness index value (tube wall thickness parameter) BV _TH can be used as comparable data. Here, as can be seen from the equation (23), the vascular wall thickness index value BV _TH indicates that the larger the value is, the larger the vascular wall thickness is.

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。 Further, according to the blood pressure measurement device 14 of the present embodiment, the blood vessel compliance calculation unit (blood vessel compliance analysis means) P9 uses the volume pulse wave and the compression pressure as the flexibility related value of the arterial blood vessel of the living body, for example, the brachial artery 16. Based on the pressure pulse wave, a PA curve (PA curve) indicating a change characteristic of the arterial cross-sectional area Acm ² (vertical axis) with respect to the transmural pressure TP (mmHg) (horizontal axis) is obtained. The stiffness β of the arterial blood vessel is calculated, and since the stiffness β is a normalized parameter with general versatility, the relative evaluation and comparison of the arterial blood vessel flexibility is facilitated.

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。   As mentioned above, although the Example of this invention was described in detail based on drawing, this is an embodiment to the last, and this invention is implemented in the aspect which added various change and improvement based on the knowledge of those skilled in the art. Can do.

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。   For example, although the compression band 12 of the above-described embodiment is attached to the upper arm 10, it may be attached to another part of the living body, for example, the forearm or ankle.

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。   In the above-described embodiment, the number and value of feature points for calculating the compliance K can be changed as appropriate. Four levels of first pressure P1, second pressure P2, third pressure P3, and fourth pressure P4 are used as pressures for obtaining the cuff compliance Se, and these set pressures are set for each compression pressure Pe by the compression belt 12. Since it is a value for determining the cuff compliance Se of the detection inflatable bag 24, the compression pressure Pe of the compression band 12 on which the arterial compliance K is determined can be arbitrarily set. For example, if the compression pressure of the compression band 12 on which the arterial compliance K is calculated is one stage of a predetermined pressure, the pressure in the pressure maintaining section for measuring the cuff compliance Se is one stage, and if the compression pressure is three stages, the cuff The pressure in the pressure maintaining section for measuring the compliance Se is three stages, and if it is five stages, the pressure in the pressure maintaining section for measuring the cuff compliance Se is five stages.

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。   In the above-described embodiment, the first blood pressure measurement routine of S1 and the second blood pressure measurement routine of S3 in FIG. 21 use the oscillometric method based on the change in the amplitude of the pulse wave, and the maximum blood pressure value SBP and the minimum blood pressure. Although the value DBP was determined, the minimum blood pressure value DBP and the maximum blood pressure value were determined using the oscillometric method based on the change in the integrated value of the pulse wave, that is, the area change of the surface formed by the pulse wave graph on the time axis. The SBP may be determined, or the minimum blood pressure value DBP and the maximum blood pressure value SBP may be determined based on the occurrence and disappearance of the Korotkoff sound detected by the microphone.

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。   In the above-described embodiment, the first blood pressure measurement routine of S1 in FIG. 21 is not necessarily provided.

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。   In the above-described embodiment, the upper arm 10 in FIG. 1 is, for example, the upper arm of a human body.

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。   The above description is merely an example of the present invention, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.

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） 10: Upper arm (stressed part of living body)
12: Compression band (cuff)
14: Blood pressure measuring device with arteriosclerosis inspection function (arterial blood vessel inspection device)
16: artery 22: upstream inflation bag 24: detection inflation bag 24: downstream inflation bag P1: blood pressure measurement unit (oscillometric blood pressure measurement means)
P2: Pulse wave velocity measuring unit (pulse wave velocity measuring means)
P4-1: Non-compressed lower pressure pulse wave calculation unit (Non-compressed lower pressure pulse wave estimation means)
P4-2: compression pressure pulse wave calculation unit (compression pressure pulse wave estimation means)
P5: TP value calculation part (through-wall pressure calculation means)
P7: Volume pulse wave calculation unit (volume pulse wave calculation means)
P9: Blood vessel compliance calculation unit (blood vessel wall thickness analysis means)

Claims (6)

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。 Periodic volume change of an artery in a part of the living body calculated based on the pressure in the cuff wound around the part of the living body and periodically changing in synchronization with the pulse of the living body Blood vessel wall thickness analysis means for analyzing a blood vessel wall thickness of an artery of the living body based on a volume pulse wave representing the pressure pulse wave representing a non-invasively obtained periodic pressure change in the artery of the living body An arterial vascular examination device comprising:
A non-compressed pressure pulse wave estimating means for estimating a non-compressed pressure pulse wave in an artery of a portion not compressed by the cuff based on the pulsation information of the artery from a previously stored relationship;
Compression pressure pulse wave estimation means for estimating a pressure pulse wave under compression in an artery in a region compressed by the cuff based on the non-compression pressure pulse wave and the compression pressure of the cuff from a previously stored relationship; ,
An oscillometric blood pressure measurement means for extracting a pressure vibration component of the cuff pulse wave in a process of changing the compression pressure of the cuff and determining a maximum blood pressure value and a minimum blood pressure value of the living body based on the change of the pressure vibration component. When,
Pulse wave velocity measuring means for measuring the pulse wave velocity in the artery of the living body ,
The blood vessel wall thickness analysis unit state, and are not for calculating the blood vessel wall thickness index value indicating a blood vessel wall thickness of the artery of the living body on the basis of said volume pulse wave and the compression under the pressure pulse wave,
The under-compressed pressure pulse wave estimation means is configured to calculate the arterial based on a change in an actual pulse wave velocity based on a prestored relationship between a change in the pulse wave velocity and a change in the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value of the living body And estimating an average blood pressure value based on the lowest blood pressure value from a previously stored relationship, and based on the highest blood pressure value, the lowest blood pressure value, and the average blood pressure value, arterial vessel inspection device according to claim der Rukoto to estimate the compression under pressure pulse wave every one heartbeat. 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。   The non-compressed pressure pulse wave estimation means is compressed by the cuff based on the pulse wave velocity of the living body from a relationship calibrated using the reference blood pressure value of the living body measured in advance using the cuff. 2. The arterial vascular examination apparatus according to claim 1, wherein the non-compressed pressure pulse wave in an artery at a non-existing site is estimated. 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。 In the process of changing the compression pressure in the cuff, in the cuff at the boundary where the state of the lumen cross section of the blood vessel at the pulse wave start point of the plethysmogram rising leg changes from a closed state to a steady open state A transmural pressure calculation means for calculating the transmural pressure at the blood vessel wall of the artery of the site being compressed by the cuff, using the compression pressure of
3. The compression pressure pulse wave estimating means calculates the compression pressure pulse wave by subtracting the compression pressure in the cuff from the non-compression pressure pulse wave. Arterial vascular examination device. 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。   A cuff sensitivity indicating a change in pressure in the cuff when a constant volume change is given to the cuff is calculated, and when the pressure in the artery increases based on the cuff pulse wave and the cuff sensitivity, 4. The arterial vascular examination apparatus according to claim 1, further comprising volume pulse wave calculating means for calculating the volume pulse wave representing the volume of the artery that increases per unit length of the artery. 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。 The cuff includes a pair of an upstream inflation bag and a downstream inflation bag made of a flexible sheet positioned at a predetermined interval in the axial direction of the compressed portion of the living body, and the pair of upstream inflation bag and the downstream A detection expansion bag disposed between the side expansion bags and having an air chamber independent of the pair of upstream expansion bags and downstream expansion bags, the upstream expansion bag, the detection expansion bag, and The fluctuating pressure in the inflatable bag for detection is detected as the cuff pulse wave in a state where the compressed portion of the living body is compressed with the same pressure by the downstream inflatable bag. 4. The arterial vascular examination apparatus according to any one of 4 . 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。
The blood vessel wall thickness analyzing means uses the relationship between the tension generated on the blood vessel wall of the artery and the transmural pressure across the blood vessel wall as the blood vessel wall thickness index value of the living body. And calculating one or both of the transmural pressure corresponding to the above and the value obtained by dividing the transmural pressure corresponding to the boundary of whether or not the tension is generated by the arterial pressure of the living body. The arterial vascular examination apparatus according to any one of claims 1 to 5 .

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