JP2006115979A - 平滑筋弛緩状態評価装置 - Google Patents

Abstract

【目的】 高い内皮機能評価精度が得られる血管平滑筋の弛緩状態評価装置を提供する。
【解決手段】 作用点算出手段１２６により、拡張期曲線Ｌ_DCに対応する血圧Ｐの対数値lnＰと断面形状値である血管径Ｄとの間の関係である折れ線が算出され、その折れ線の傾きが変化する折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt が作用点としてを算出されるとともに、ずり応力算出手段１２２により、血管径Ｄと逐次測定される血流量Ｑとに基づいて上腕動脈１８の内皮に加えられるずり応力τ_W が逐次算出され、表示手段１３４により、最大ずり応力τ_Wmaxを表す軸Ａτと折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を表す軸Ａ_Dtとの二次元平面において、駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxおよび折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を示す点Ｔが表示されるので、上腕動脈１８の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、最大ずり応力τ_Wmaxのばらつきに拘わらず、高い内皮機能評価精度が得られる。
【選択図】 図５

Description

本発明は、生体の血管の平滑筋弛緩状態を正確に評価するための平滑筋弛緩状態評価装置に関するものである。

血管の内層にある内皮細胞は、血流の流れによる壁面でもずり応力負荷（シェヤストレス）やホルモンなどの内分泌による刺激で、血管壁を構成する平滑筋の収縮や弛緩の度合いを調節する物質たとえばＮＯを産生している。血管内皮機能の低下によるその調節が困難となると、高血圧の発症や高脂血症の合併などにより動脈硬化を進展させる要因となる。このため、早期の動脈硬化の発見や治療効果の観測には、血管内皮機能を評価することが有効であると言われている。

内皮機能評価としてひろく用いられているのは血管拡張反応測定である。血管内皮は、粘性流体である血流により面方向の応力であるずり応力が加えられると、それを一定に保つために、血管拡張因子であるＮＯの濃度を調整しながら産生している。生体の血管の内皮機能障害が生じると、このＮＯの産生が抑制される。上記血管拡張反応評価測定では、そのような現象が利用されたものである。

上記血管拡張反応評価測定では、たとえば、上腕部或いは前腕部に巻回したカフ（空気袋）を利用してその上腕部或いは前腕部が所定時間締め付けられた後にその締め付けが解放されることにより血管内の血流が再開させられ、このときの大きな血流増加によりずり応力が加えられる内皮から産生されるＮＯによる拡張された最大血管径( たとえば駆血解放後４０乃至６０秒程度の所定時間後の測定値) Ｄ₁ が測定され、駆血前の血管径Ｄ₀ に対する拡張量( Ｄ₁ −Ｄ₀)或いは拡張率[(Ｄ₁ −Ｄ₀)/ Ｄ₀]が算出されて、内皮機能評価の指標値として用いられる。この場合は、内皮機能が低下すると拡張拡張率が低下する。

また、特許文献１では、上記血管の拡張量或いは拡張率を所定期間内のずり応力の累計値（総和）Στで正規化した値[ ( Ｄ₁ −Ｄ₀)／Στ或いは( Ｄ₁ −
Ｄ₀)／Ｄ₀ ／Στ] とすることにより、内皮機能評価にさらに一般性を持たせるようにした血管内皮機能測定装置が提案されている。
特開平１１−７６２３３号公報

ところで、上記のように、血管径の拡張量或いは拡張率などが用いられる従来の内皮機能評価方法では、駆血解放後に測定された血管の最大径が用いられており、その血管の最大径は単に血管の拡張度合いを示すものであって平滑筋の弛緩状態だけを観察するものではないため、必ずしも評価精度が得られなかった。すなわち、従来では、血管拡張因子であるＮＯの影響を受ける血管平滑筋の弛緩状態に専ら着目したものが存在せず、その血管平滑筋の弛緩状態を直接把握できる血管平滑筋弛緩状態評価装置が望まれる。

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、高い内皮機能評価精度が得られる血管平滑筋の弛緩状態評価装置を提供することにある。

本発明者は、上記の目的を達成するために種々研究を重ねた結果、一拍の期間内の収縮期における血圧減少に伴う血管径の減少過程を、血圧値を示す対数軸と血管径を示す血管径軸との二次元座標に表すと、表された曲線が傾きが中間部分で変化する折れ線で近似できることを見出した。また、このような現象を解析するうち、血管壁の弾性は、主として、平滑筋の収縮力、コラーゲンの収縮力、エラスチンの収縮力の合計で発生するが、ある程度収縮すると平滑筋による収縮力の影響が無くなり、その後は専らコラーゲンおよびエラスチンの収縮力で収縮することから、その平滑筋による収縮力が作用する境界が上記折れ線の傾きが変化する折れ点として表れるので、その折れ点に対応する血管断面形状値、およびその折れ点よりも血管断面形状値が大きい側の平滑筋作用部の傾きが専ら平滑筋の弛緩状態を直接把握できるパラメータである点を見出した。本発明はこのような知見に基づいて為されたものである。

上記目的を達成するための請求項１に係る血管平滑筋の弛緩状態評価装置の要旨とするところは、生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための血管平滑筋弛緩状態評価装置であって、(a) 前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、(b) 前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、(c) 血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、(d) その曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値、および該折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が大きい側に位置する平滑筋作用部の傾きの少なくとも一方を、平滑筋弛緩評価値として算出する平滑筋弛緩評価値算出手段と、(e) その平滑筋弛緩評価値算出手段により算出された平滑筋弛緩評価値を表示する表示手段とを、含むことにある。

また、請求項２に係る発明の要旨とするところは、(f) 前記生体の血管の上流部位を駆血する駆血装置をさらに含み、(g) 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値に対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値の変化値を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることを特徴とする。

また、請求項３に係る発明の要旨とするところは、(h) 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記増加率を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることを特徴とする。

また、前記目的を達成するための請求項4 に係る血管平滑筋の弛緩状態評価装置の要旨とするところは、生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための血管平滑筋弛緩状態評価装置であって、(a) 前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、(b) 前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、(c) 血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、(d) その曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が大きい側に位置する平滑筋作用部の傾きを算出し、該傾きに基づいて平滑筋弛緩評価値を算出する平滑筋弛緩評価値算出手段と、(e) その平滑筋弛緩評価値算出手段により算出された平滑筋弛緩評価値を表示する表示手段とを、含むことにある。

また、請求項５に係る発明の要旨とするところは、(f) 前記生体の血管を駆血する駆血装置をさらに含み、(g) 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きに対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きの変化値を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることを特徴とする。

また、請求項６に係る発明の要旨とするところは、(h) 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記減少率を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることを特徴とする。

また、請求項７に係る発明の要旨とするところは、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が小さい側に位置する平滑筋非作用部の傾きを算出し、該平滑筋非作用部の傾きと前記平滑筋作用部の傾きとの差分を平滑筋弛緩状態評価値として算出するものである。

また、前記目的を達成するための請求項８に係る発明の要旨とするところは、生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための血管平滑筋弛緩状態評価装置であって、(a) 前記生体の血管の上流部位を駆血する駆血装置と、(b) 前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、(c) 前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、(d) 前記生体の血管の血流量を逐次測定する血流量測定手段と、(e) 血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、(e) その曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値を算出する作用点算出手段と、(f) 前記断面形状測定手段により逐次測定される断面形状と前記血流量測定手段により逐次測定される血流量とに基づいて、前記血管の内皮に加えられるずり応力を逐次算出するずり応力算出手段と、(g) 最大ずり応力を表す軸と前記折れ点に対応する断面形状値を表す軸との二次元平面において、駆血後の最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点を表示する表示手段とを、含むことにある。

また、請求項９に係る発明の要旨とするところは、請求項８に係る発明において、前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とをそれぞれ表示するものである。

また、請求項１０に係る発明の要旨とするところは、請求項９に係る発明において、前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線を表示するものである。

また、請求項１１に係る発明の要旨とするところは、請求項１０に係る発明において、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線の傾きを算出する傾き算出手段を含み、前記表示手段は、該傾き算出手段により算出された直線の傾きを表示するものである。

また、請求項１２に係る発明の要旨とするところは、(a) 前記断面形状測定手段は、前記生体の表皮上において前記血管を横断する方向に複数の超音波素子が一列に配置された超音波素子アレイから検出されるエコー信号に基づいてその血管の断面形状を測定するものであり、(b) 前記連続血圧測定手段は、前記生体の表皮上において前記血管に押圧される圧脈波センサから検出される圧脈波信号に基づいて前記血管内の血圧を連続的に測定するものであり、(c) 前記血流量測定手段は、前記生体の表皮上において超音波放射方向が前記血管に対して鋭角を成すように装着されるドップラ用超音波素子により検出されるドップラ反射波に基づいて前記血管内の血流速度を測定するものであり、(d) 超音波素子アレイ、前記圧脈波センサ、前記ドップラ用超音波素子は、１つのセンサ本体に設けられたものであることを特徴とする。

前記請求項１に係る発明によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段により、曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値（作用点）が、平滑筋弛緩評価値として算出されるとともに、表示手段によってその平滑筋弛緩評価値が表示されるので、血管の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項２に係る発明によれば、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値に対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値の変化値( たとえば、増加量或いは増加率、減少量或いは減少率) を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管の大小などの個人差による影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、請求項３に係る発明によれば、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記増加率を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管拡張反応の原因量である駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力のばらつきの影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、請求項４に係る発明によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段により、曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が大きい側に位置する平滑筋作用部の傾きが、平滑筋弛緩評価値として算出されるとともに、表示手段によってその平滑筋弛緩評価値が表示されるので、血管の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項５に係る発明によれば、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きに対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きの変化値( たとえば、増加量或いは増加率、減少量或いは減少率) を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管の弾性などの個人差による影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、請求項６に係る発明によれば、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記減少率を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管拡張反応の原因量である駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力のばらつきの影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、請求項７に係る発明によれば、、前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が小さい側に位置する平滑筋非作用部の傾きを算出し、該平滑筋非作用部の傾きと前記平滑筋作用部の傾きとの差分を平滑筋弛緩状態評価値として算出するものであることから、そのように得られた差分は血管壁のエラスチンやコラーゲンによる弾性係数が除去されるので、平滑筋の弛緩状態が一層正確に評価される。

また、前記目的を達成するための請求項８に係る発明によれば、作用点算出手段により、曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線が算出され、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値が作用点としてを算出されるとともに、ずり応力算出手段により、前記断面形状測定手段により逐次測定される断面形状と前記血流量測定手段により逐次測定される血流量とに基づいて、前記血管の内皮に加えられるずり応力が逐次算出され、表示手段により、最大ずり応力を表す軸と前記折れ点に対応する断面形状値を表す軸との二次元平面において、駆血後の最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点が表示されるので、血管の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、最大ずり応力のばらつきに拘わらず、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項９に係る発明によれば、前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とをそれぞれ表示するものであるので、ずり応力と折れ点に対応する断面形状値とに関して駆血前後の変化が把握でき、一層高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項１０に係る発明によれば、前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線を表示するものであるので、ずり応力と折れ点に対応する断面形状値とに関して駆血前後の変化を直線の傾きで知ることができ、一層高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項１１に係る発明によれば、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線の傾きを算出する傾き算出手段を含み、前記表示手段は、該傾き算出手段により算出された直線の傾きを表示するものであるので、ずり応力と折れ点に対応する断面形状値とに関して駆血前後の変化を直線の傾きを定量的に知ることができ、一層高い内皮機能評価精度が得られる。

また、請求項１２に係る発明によれば、前記断面形状測定手段の測定に用いられる超音波素子アレイ、前記連続血圧測定手段の測定に用いられる圧脈波センサ、前記血流量測定手段の測定に用いられるドップラ用超音波素子は、１つのセンサ本体に設けられたものであるので、超音波素子アレイ、圧脈波センサ、およびドップラ用超音波素子を生体に対して装着する作業が容易となる。

ここで、前記血管は、好適には、ＦＭＤ（flow-medeated dilation: 内皮依存性血管拡張反応）検査の対象とされる生体の皮膚下に位置する動脈、たとえば上腕動脈、撓骨動脈、足背動脈、浅側頭動脈である。

また、前記変化値算出手段および／または正規化手段は必ずしも設けられていなくてもよい。また、生体の一部を自動的に駆血するための駆血制御手段は必ずしも設けられていなくてもよい。手動操作弁および手動ポンプによってカフを膨張させるものであってもよい。

また、好適には、前記生体の表皮上において前記血管に押圧される圧脈波センサは、血管と交差する方向に配列された複数個の圧力検出素子を押圧面に備えたものであってもよいが、１個の圧力検出素子を備えたものであってもよい。また、その圧脈波センサから検出される圧脈波信号に基づいて前記血管内の血圧を連続的に測定する連続血圧測定手段は、カフを用いた測定値を用いて作成された較正線を用いて圧脈波を血圧値に変換するものであってもよいが、必ずしもその較正線を用いなくてもよい。上記圧脈波センサは、超音波素子アレイおよびドップラ用超音波素子と共に共通のセンサ本体内に収容されてもよいが、そのセンサ本体とは別体のハウジング内に収容されてもよい。この圧脈波センサは、共通のセンサ本体内に収容されるか否かに拘わらず、圧脈波センサのに押圧が血管断面形状に影響しない距離を超音波素子アレイから隔てて設けられる。

前記断面形状測定手段は、血管の長軸または短軸の外径、内径、断面積、外周長などの血管断面形状の少なくとも１つを測定するものであればよく、折れ点に対応する血管径のみならず、折れ点に対応する断面積、折れ点に対応する外周庁などが用いられ得る。

以下、本発明の好適な実施の形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、本発明の一実施例の血管平滑筋弛緩状態評価装置１０に備えられた超音波圧脈波プローブ１２の生体１４に対する装着状態を示している。この超音波圧脈波プローブ１２は、図２或いは図３に示すように、装着バンド１６によって生体の一部たとえば上腕部において上腕動脈１８の真上に位置するように装着される。この上腕動脈１８は、上腕二頭筋の下端部下側から表皮２０に向かって接近する形状を有している。

上記超音波プローブ１２は、その表皮２０と接触する接触面２２を有し、アクリル樹脂等の合成樹脂、セラミックス、金属などの超音波透過性材料から構成されたセンサ本体２４と、そのセンサ本体２４内に所定の間隔Ｌを隔てて互いに平行となるように埋設され且つ上記上腕動脈１８と交差する長手方向の第１アレイ２６および第２アレイ２８と、その第２アレイ２８から下流側に位置するように配設され且つ上記上腕動脈１８と交差する長手方向の第３アレイ３０とを備えている。第１アレイ２６および第２アレイ２８は、上記一方向すなわち上記長手方向に配列された複数個の超音波素子２６_n および２８_n （ｎは整数）をそれぞれ備えている。上記第３アレイ３０も、上記の第１アレイ２６および第２アレイ２８と平行な一方向すなわち上記長手方向に配列された複数個の超音波素子３０_n を備えている。上記超音波素子２６_n および２８_n は、測定対象となる上腕動脈１８の径よりも十分に小さい間隔たとえば０．２乃至０．５ｍｍ程度となるように配置されている。超音波素子３０_n もそれと同等であるかそれよりも大きい間隔で配置されている。

上記第１アレイ２６の超音波素子２６_n および第２アレイ２８の超音波素子２８_n は、圧電素子などから構成されることによって超音波の発信子および受信子として機能するものであり、真下に向かって超音波を発信するように接触面２２に対して垂直に設けられている。上記第３アレイ３０の超音波素子３０_n も、圧電素子などから構成されることによって超音波の発信子および受信子として機能するものであり、上流部位の上腕動脈１８に向かって超音波を発信するように接触面２２に対して超音波放射面が斜めにたとえば４５度程度傾斜して設けられている。上記第１アレイ２６の超音波素子２６_n および第２アレイ２８の超音波素子２８_n は、Ｘ−Ｚ平面として設定される接触面２２内に略位置するように配置され、第１アレイ２６の超音波素子２６_n のうちの端部に位置する素子２６₁ が上記Ｘ−Ｙ−Ｚ三次元直交座標の原点として設定されている。

第１アレイ２６の複数個の超音波素子２６_n および第２アレイ２８の複数個の超音波素子２８_n は、それぞれ、上記接触面２２に対して垂直方向に超音波を放射し、その超音波の伝播過程に存在する界面にからの反射波をエコー信号として受信するので、図２に示すように、第１アレイ２６および第２アレイ２８の直下には、互いに平行であって上記上腕動脈１８がそれぞれ貫通させられる測定断面Ａおよび測定断面Ｂが形成されるようになっている。それらの測定断面Ａおよび測定断面Ｂは前記Ｘ−Ｙ−Ｚ三次元直交座標のＸ−Ｙ平面に平行な面となり、それら測定断面Ａおよび測定断面Ｂの面内の位置は座標値により表される。

図３に示すように、上記血管平滑筋弛緩状態評価装置１０は、第１アレイ２６、第２アレイ２８、第３アレイ３０を駆動制御するための超音波駆動制御回路３２と、アナログ信号およびデジタル信号の一方から他方へ変換するためのＡ／Ｄ変換器３４と、電子制御装置３６と、数字および画像を表示するための表示器３８とを備えている。上記電子制御装置３６はＣＰＵ４０、ＲＯＭ４２、ＲＡＭ４４、図示しない記憶装置やインターフェース等から成る所謂マイクロコンピュータから構成されており、ＣＰＵ４０はＲＡＭ４４の一時記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ４２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て、血管形状、血流速度、および血流量を算出し、演算結果を表示器３８に表示させ、或いは他の機器へ出力する。このため、上記電子制御装置３６等は、血管形状測定装置、血流速度測定装置、および血流量測定装置として機能している。

また、図３の血管平滑筋弛緩状態評価装置１０において、超音波測定プローブ１２のセンサ本体２４にはその接触面２２に開口する収容孔４６が形成されており、圧脈波センサ４８がその収容穴４６内に嵌め入れられた状態で、接触面２２から突き出し可能にセンサ本体２４内に収容されている。圧脈波センサ４８によって開口が閉じられた収容穴４６内の空間５０には、圧脈波センサ４８を生体の上腕動脈１８に向かって押圧するための押圧手段５２が設けられている。図３には、この押圧手段５２として機能するスプリングが示されているが、それに代えて或いはそれに加えて、電子制御装置３６によって駆動される図示しない圧力制御弁によって制御される空気圧或いは液圧が押圧手段として設けられてもよい。

図４に示すように、上記圧脈波センサ４８の押圧面５４には、複数個の圧力検出素子５６が上腕動脈１８を横断する方向に一列に配置されている。通常、この圧脈波センサ４８は、上腕動脈１８の管壁の一部が平坦となる程度の押圧力で上腕動脈１８に向かって突き出され、そのときに複数個の圧力検出素子５６のうちの検出信号のゲインが最も高い圧力検出素子が測定のために選択される。

図３に戻って、上記圧脈波センサ４８は、上腕動脈１８内で脈動する血圧すなわち圧脈波を検出し、検出された信号はＡ／Ｄ変換器５８を介して前記電子制御装置３６へ供給される。一方、本実施例の血管平滑筋弛緩状態評価装置１０には、生体１４の上腕部であって超音波測定プローブ１２の装着位置よりも上流側に巻回されるカフ（膨張袋）６０、ポンプ６２から圧送される空気を元圧としてそのカフ６０の圧力を制御する圧力制御弁６４、およびそのカフ６０の圧力を検出する圧力センサ６６が備えられている。この圧力センサ６６によって検出された圧力信号は、カフ６０に発生する圧力振動であるカフ脈波信号を構成する周波数成分の信号を通過させるバンドパスフィルタ６８とカフ６０のカフ圧（静圧）をしめす周波数成分の信号を通過させるローパスフィルタ７０とを並列に通過させられることにより、上記カフ脈波を示すカフ脈波信号および上記カフ圧を示すカフ圧信号に変換され、Ａ／Ｄ変換器７２を介して前記電子制御装置３６へ供給される。上記電子制御装置３６は、カフ６０を用いた血圧測定を実行してカフ血圧を得るとともに、そのカフ血圧値と圧脈波センサ４８によって検出された圧脈波の値とを対応させた較正線を決定し、その較正線を用いて瞬時値が血圧値に較正された圧脈波すなわち脈動する血圧値を逐次出力する。このため、上記電子制御装置３６等は血圧測定装置としても機能し、上記カフ６０、ポンプ６２、および圧力制御弁６４などが圧迫装置として機能している。

図５は、上記電子制御装置３６の演算制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。図５において、連続血圧測定手段７４は、生体１４の上腕動脈１８の血圧値Ｐを連続的に測定する。断面形状測定手段７６は、生体１４の上腕動脈１８の断面形状たとえば外径Ｄを連続的に測定する。後述の図１５は、その連続的に変化する血圧値Ｐおよび血管径Ｄを示している。血流量測定手段７８は、生体１４の上腕動脈１８の血流量Ｑを連続的に測定する。図６は、上記連続血圧測定手段８０を詳しく説明する図であり、図８は上記断面形状測定手段８２および血流量測定手段８４を詳しく説明する図である。

図６において、カフ血圧測定手段８０は、カフ６０を用いた血圧測定を順次実行して、カフ６０の圧力を最高血圧よりも高く設定された止血圧まで上昇させた後に除去にその圧力を下降させ、その過程で得られたカフ脈波の振幅の変化に基づいて最高血圧値Ｐksや最低血圧値Ｐkdをオシロメトリック法に従って決定する。較正線決定手段８２は、カフ血圧測定手段８６によるカフ６０を用いた血圧測定で得られたカフ血圧値Ｐk （最高血圧値Ｐksおよび最低血圧値Ｐkd）と圧脈波センサ４８の複数個の圧力検出素子５６のうちの検出信号のゲインが最も高い圧力検出素子によって検出された圧脈波Ｐw の値とを対応させた較正線Ｋを決定する。その較正線Ｋは図７に例示されるものである。その圧脈波センサ４８は、押圧力制御手段８６によって最適押圧力たとえば上腕動脈１８の管壁の一部が平坦となる押圧値で押圧された状態が維持されている。血圧波形出力手段８４は、圧脈波センサ４８によって検出された圧脈波Ｐw の値を較正線Ｋを用いて較正することにより瞬時値が血圧値に較正された圧脈波すなわち脈動する連続的な血圧値Ｐを逐次出力する。

図８において、第１管壁位置演算手段８８および第２管壁位置演算手段９０は、第１アレイ２６の直下の測定断面Ａおよび第２アレイ２８の直下の測定断面Ｂにおける上腕動脈１８の断面形状を、各超音波素子２６_n および各超音波素子２８_n がそれぞれ受信したエコー信号に基づいて算出する。図９は、第１アレイ２６の各超音波素子２６_n 毎に示す送信信号Ｓ_n と上腕動脈１８の管壁からのエコー信号Ｅ_n の波形を示すタイムチャートであり、その送信信号Ｓ_n とエコー信号Ｅ_n との時間差が第１アレイ２６からの深さ寸法に対応している。このため、上記第１管壁位置演算手段４８は、上記送信信号Ｓ_n とエコー信号Ｅ_n との間の時間差と、生体内の音速とに基づいて各超音波素子２６_n に対応する管壁の深さ位置をそれぞれ算出する。第２管壁位置演算手段９０も同様にして、測定断面Ｂにおける各超音波素子２８_n に対応する管壁の深さ位置をそれぞれ逐次算出する。

次いで、測定断面形状算出手段９２は、上記測定断面ＡおよびＢにおいて、上記各超音波素子２６_n および２８_n に対応する管壁の深さ位置から、図１０に示すようにＸ−Ｙ座標内の点で特定し、さらに、それらの各点から曲線補完を用いてそれら各点を結ぶ閉曲線Ｋを算出して上腕動脈１８の内腔の形状とし、その閉曲線Ｋの長径軸寸法２ｂ、短軸径寸法２ａ、平均的な外径Ｄ［＝（２ｂ＋２ａ）／２］をそれぞれ逐次算出する。図１０は測定断面Ａにおける座標を示している。

中心軸算出手段９４は、測定断面形状算出手段９２により測定断面ＡおよびＢにおいて求められた閉曲線Ｋから、その各測定断面ＡおよびＢにおける閉曲線Ｋの中心点Ｃ_A （Ｘ_0A，Ｙ_0A，Ｚ_A ）およびＣ_B （Ｘ_0B，Ｙ_0B，Ｚ_B ）をそれぞれ算出する。そして、それら各測定断面ＡおよびＢにおける閉曲線Ｋの中心点Ｃ_A （Ｘ_0A，Ｙ_0A，Ｚ_A ）およびＣ_B （Ｘ_0B，Ｙ_0B，Ｚ_B ）を結ぶ直線を、上腕動脈１８の中心軸ＣＬとして逐次決定する。図１１は接触面２２に平行な面（水平面）内の中心軸ＣＬを示し、図１２は接触面２２に垂直な面（垂直面）内の中心軸ＣＬを示している。たとえば、上記中心点Ｃ_A は、閉曲線Ｋに近似する楕円の式(1) を利用した次式(1) から、最小自乗法を用いて未知数であるＸ₀ およびＹ₀ を算出する。

（( Ｘ_i −Ｘ₀ ）/a)²＋（( Ｙ_i −Ｙ₀ ）/b)²＝１ ・・・(1)

交差角算出手段９６は、図１１に示す接触面２２に平行な面内において、測定断面Ａ或いはＢについて、中心軸算出手段９４により算出された上腕動脈１８の中心軸ＣＬに基づいて中心点Ｃ_A を通ってその中心軸ＣＬと直交する上腕動脈１８の直交断面Ａ’或いは中心点Ｃ_B を通ってその中心軸ＣＬと直交する上腕動脈１８の直交断面Ｂ’を決定し、その直交断面Ａ’或いはＢ’と測定断面Ａ或いはＢとの交差角度β（度）を逐次算出する。同様に、図１２に示す接触面２２に垂直な面内において、測定断面Ａ或いはＢについて、中心軸算出手段９４により算出された上腕動脈１８の中心軸ＣＬに基づいて中心点Ｃ_A を通ってその中心軸ＣＬと直交する上腕動脈１８の直交断面Ａ’或いは中心点Ｃ_B を通ってその中心軸ＣＬと直交する上腕動脈１８の直交断面Ｂ’を決定し、その直交断面Ａ’或いはＢ’と測定断面Ａ或いはＢとの交差角度γ（度）を逐次算出する。

形状補正手段９８は、上記交差角度算出手段９６により算出された交差角度βおよびγに基づいて、測定断面形状算出手段９２により算出された形状を直交断面Ａ’およびＢ’における形状となるように補正する。すなわち、上腕動脈１８の直交断面Ａ’およびＢ’における長軸径２ｂ’および短軸径２ａ’となるように、補正式(2) 、(3) により測定断面形状算出手段９２により算出された長軸径２ｂおよび短軸径２ａ、外径Ｄ［＝（２ｂ’＋２ａ’）／２］をそれぞれ逐次補正する。

ａ’＝ａ／cos β ・・・(2)
ｂ’＝ｂ／cos γ ・・・(3)
但し、cos β＝( Ｘ₀ Ａ−Ｘ₀ Ｂ)/Ｌ
cos γ＝( Ｘ₀ Ａ−Ｘ₀ Ｂ)/Ｌ

直交断面積算出手段１００は、直交断面Ａ’およびＢ’における上腕動脈１８の内腔面積Ｓ_A ’およびＳ_B ’を、上記形状補正手段９８によって補正された長軸径２ｂ’および短軸径２ａ’に基づいて逐次算出する。たとえば、直交断面Ａ’およびＢ’における値に補正された長軸径２ｂ’および短軸径２ａ’から特定される楕円の式(4) を用いて積分することにより、直交断面Ａ’およびＢ’における面積Ｓ_A ’およびＳ_B ’が算出される。本実施例では、上記測定断面形状算出手段９２、中心軸算出手段９４、交差角算出手段９６、形状補正手段９８、および直交断面積算出手段１００が、前記断面形状測定手段７６に対応している。

（( Ｘ_i ’−Ｘ₀ ）/a’)²＋（( Ｙ_i ’−Ｙ₀ ）/b’)²＝１ ・・・(4)

アクティブ素子選択手段１０４は、第３アレイ３０の複数の超音波素子３０_n のうち上腕動脈１８に最も近い素子或いは超音波放射方向線が上腕動脈１８の中心軸ＣＬと最も近いアクティブ素子を、中心軸算出手段５４により求められた上腕動脈１８の中心軸ＣＬの位置に基づいて選択する。

血流速度算出手段１０６は、予め記憶された式(5) から、上記アクティブ素子から放射された超音波が血流によるドップラ効果によって位相変化或いは周波数変化させられたドップラ反射波の周波数fdに基づいて１拍毎に発生する最大血流速度Ｕ_max を算出する。式(5) において、fcは放射される超音波の波数、ｃは生体中の音速である。式(5) において、θ₂ は図１３に示す接触面２２に垂直な面内のアクティブ素子からの超音波放射方向線ＵＳＬと中心軸ＣＬとの角度、θ₁ は図１４に示す接触面２２に垂直な面内のアクティブ素子からの超音波放射方向線ＵＳＬと中心軸ＣＬとの角度、θ₃ は図１４に示す接触面２２に垂直な面内の受波素子の受波方向線ＲＳＬと中心軸ＣＬとの角度である。アクティブ素子が受波素子を兼ねる場合にはθ₃ ＝０となる。それらの角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ は、既知のアクティブ素子の幾何的位置と前記中心軸算出手段９４により算出された中心軸ＣＬとに基づいて予め算出されるとともに、上記式(5) は、それらの角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ による補正が加味されているので、本実施例の血流速度算出手段１０６は、式(5) を用いることにより超音波放射方向線ＵＳＬと中心軸ＣＬとの間の相対角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ に起因する最大血流速度Ｕ_max のずれを補正した最大血流速度Ｕ_max を一挙に算出しているので、超音波放射方向線ＵＳＬと中心軸ＣＬとの間の相対角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ を算出する相対角度算出手段１０８、およびその相対角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ に起因する最大血流速度Ｕ_max のずれを補正する血流補正手段１１０を兼ねているが、血流速度算出手段１０６は最大血流速度Ｕ_max を基本的に算出し、相対角度算出手段６８は既知のアクティブ素子の幾何的位置と前記中心軸算出手段９４により算出された中心軸ＣＬとに基づいて超音波放射方向線ＵＳＬと中心軸ＣＬとの間の相対角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ を算出し、血流補正手段１１０はその相対角度θ₁ 、θ₂ 、θ₃ に起因する最大血流速度Ｕ_max のずれを補正するように役割を分担するように構成されてもよい。

fd＝−（fc／ｃ）（cos θ₁cosθ₂ ＋cos θ₃cosθ₂ ） ・・・(5)

血流量算出手段１１２は、前記直交断面積算出手段１００により求められた直交断面Ｂ’における上腕動脈１８のＳ_B ’と、上記血流速度算出手段６６において求められた補正後の最大血流速度Ｕ_max とに基づいて、直交断面Ｂ’における血流量Ｑ_B （＝Ｓ_B ’×Ｕ_max ／２）を逐次算出する。そして、出力手段１１４は、上記のようにして求められた、補正後の長軸径２ｂ’および短軸径２ａ’、補正後の血流速度Ｕ、血流量Ｑ_B をそれぞれ数字、グラフにて表示器３８に画像表示或いは印字表示させるとともに、図示しない記憶装置に記憶させる。本実施例では、上記血流速度算出手段１０６、相対角度算出手段１０８、血流補正手段１１０、および血流量算出手段１１２が、前記血流量測定手段７８に対応している。

図５に戻って、曲線生成手段１２０は、たとえば図１６に示すように、血管の断面形状である血管径Ｄを表す軸Ａ_D と血圧Ｐを表す軸Ａ_P との直交二次元平面において、断面形状測定手段７６により測定された上腕動脈（血管）１８の断面形状値である血管径Ｄと前記連続血圧測定手段７４により測定された血圧Ｐとに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線Ｌ_DCを含む閉曲線であるリサージュ曲線ＲＥを生成する。図１６において示される拡張期曲線Ｌ_DCは、平滑処理されているため、実際の拡張期曲線とは僅かにずれている。

ずり応力算出手段１２２は、予め記憶された算出式(6) から、断面形状測定手段７６により逐次測定される断面形状である血管径Ｄと前記血流量測定手段７８により逐次測定される血流量Ｑとに基づいて、上腕動脈（血管）１８の内皮細胞層に加えられるずり応力（シェアストレス）τ_W を逐次算出するとともに、駆血解放後の最大ずり応力τ_Wmaxを決定する。この最大ずり応力τ_Wmaxは、駆血後の最大値を判定して求められてもよいし、駆血後の所定時間後の値を求めてもよい。また、上記ずり応力算出手段１２２は、たとえば図２１の駆血解放時点ｔ₀ からｔ₂ までの所定期間内における平均値である平均ずり応力τ_Wmean 、累積値である累積ずり応力Στ_W を算出する。なお、式(6) において、μは血液の粘性であり、ｄは上腕動脈１８の内腔半径である。内腔半径ｄはたとえば（ａ＋ｂ）／２から求められる。

τ_W ＝４μＱ／πｄ³ ・・・(6)

平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、作用点算出手段１２６、傾き算出手段１２８、変化値算出手段１３０、および正規化手段１３２を備え、上腕動脈（血管）１８の平滑筋の作用が開始される作用点に対応する断面形状値Ｄt 、その平滑筋の収縮作用の強さに対応する傾きβ_S 、およびを算出し、平滑筋弛緩評価値として出力する。

ここで、一心拍期間内における血管径Ｄと血圧Ｐとの関係は、図１６に示されるように、血管の粘性ηの影響によってヒステリシスすなわち閉曲線であるリサージュ曲線ＲＥを描く。収縮期曲線Ｌ_SCは、式(7) により表され、管壁の変化が大きくために粘性ηの影響が大きい。式(7) の右辺第１項のＰ弾性（Ｄ）は血管壁の弾性収縮力の関数であり、血管径Ｄが大きくなる（伸びる）ほど高くなる。このため、粘性の影響を除去して弾性の影響のみを評価するために拡張期曲線Ｌ_DCが用いられる。拡張期の開始はたとえば血圧波形ＰのダイクロノッチＮの発生或いはダイクロティックウエーブの開始点を判定することにより決定され、拡張期の終了はたとえば血圧波形Ｐの極小点を判定することにより決定される。

Ｐ＝Ｐ弾性（Ｄ）＋ηｄＤ／ｄｔ ・・・(7)

上記拡張期曲線Ｌ_DCは、図１７に示すように、血管壁に含まれるエラスチンの弾性収縮力の関数として決まる圧力Ｐエラスチン（Ｄ）と、血管壁に含まれるコラーゲンの弾性収縮力の関数としれ決まる圧力Ｐコラーゲン（Ｄ）と、平滑筋の弾性収縮力の関数として決まる圧力Ｐヘイカツキン（Ｄ）との重なり（加算）による圧力値であり、式(8) により表される。図１７に示すように、エラスチンの弾性収縮力およびコラーゲンの弾性収縮力は収縮期の全域にわたって作用するが、平滑筋の弾性収縮力は途中から作用することにより、拡張期曲線Ｌ_DCは血管径Ｄの増加に伴って加速度的に増加する。したがって、血管平滑筋の弛緩状態（弾性収縮力）を評価するには、図１８に示すように、圧力Ｐエラスチン（Ｄ）と圧力Ｐコラーゲン（Ｄ）とを上記拡張期曲線Ｌ_DCから差し引いた圧力Ｐヘイカツキン（Ｄ）を抽出すればよいことになる。

Ｐ＝Ｐエラスチン（Ｄ）＋Ｐコラーゲン（Ｄ）＋Ｐヘイカツキン（Ｄ） (8)

上記拡張期曲線Ｌ_DCは、図１９に示すように、血圧Ｐの対数値lnＰを示す血圧対数軸Ａ_P と断面形状値である血管径Ｄを示す血管径軸Ａ_D と片対数の二次元座標において、近似的に直線により表され、単純な計算で血管平滑筋の弛緩状態を抽出することができるようになる。すなわち、拡張期曲線Ｌ_DCは上記片対数二次元座標において、図１９の実線に示すように、傾きβ_A の直線と傾きβ_B の直線とから成る折れ線によって表され、その折れ線の折れ点Ｐ_B が傾きβ_A と傾きβ_B との間の変化点を判定することにより求められる。次いで、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt が定量的に求められる。この折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt は、平滑筋の弾性収縮力の作用が開始される点すなわち作用点であり、平滑筋の弾性収縮力のみにより影響される点であるからその平滑筋の弛緩状態評価値として用いられる。図１９には、折れ点Ｐ_B1、Ｐ_B2、Ｐ_B3とそれに対応する血管径Ｄt₁、Ｄt₂、Ｄt₃とが示されており、血管径Ｄt₁は平滑筋の弱い弛緩（強い弾性収縮）状態を、Ｄt₃は平滑筋の強い弛緩（弱い弾性収縮）状態を、Ｄt₂はそれらの中間的弛緩状態をそれぞれ示している。

また、上記図１９の実線に示される折れ線のうち折れ点Ｐ_B よりも血管径Ｄが小さい側である傾きβ_A （＝ΔＤ／ΔlnＰ）の直線は平滑筋の弾性収縮力作用の影響を受けない平滑筋非作用部ＬＡであり、たとえば式(9) に示す関係が成り立つ。また、上記折れ線のうち折れ点Ｐ_B よりも血管径Ｄが大きい側である傾きβ_B （＝ΔＤ／ΔlnＰ）の直線は平滑筋の弾性収縮力作用の影響を受けた平滑筋作用部ＬＢであり、たとえば式(10)に示す関係が成り立つ。平滑筋非作用部ＬＡの傾きβ_A は、エラスチンおよびコラーゲンの弾性収縮力で決定される弾性係数の逆数に対応する定数であり、エラスチンおよびコラーゲンの弾性収縮力と平滑筋の収縮力で決定される弾性係数の逆数に対応する定数である平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B よりも大きい値である。その平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B （＝ΔＤ／ΔlnＰ）は、平滑筋の弱い弛緩（強い弾性収縮）状態の傾きをβ_B1とし、中間的弛緩状態の傾きをβ_B2とし、強い弛緩（弱い弾性収縮）状態の傾きをβ_B3とすると、図１９に示されるように、β_B1からβ_B3へ向かって順次大きい値となる。すなわち、β_B1＜β_B2＜β_B3となる。これらの傾きβ_B1、β_B2、β_B3は、平滑筋の弾性収縮力の大きさすなわち弛緩状態が直接的に示される値であるからその平滑筋弛緩状態評価値として用いられる。また、傾きβ_A のばらつきの影響を除去して平滑筋の影響のみを一層正確に評価するために、上記平滑筋非作用部ＬＡの傾きβ_A と上記平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B との差分の傾きγ（＝β_A −β_B ）が算出されて平滑筋弛緩状態評価値として用いられる。

Ｄ＝α_A ＋β_A ・lnＰ ・・・(9)
Ｄ＝α_B ＋β_B ・lnＰ ・・・(10)
但し、Ｐは拡張期圧、α_A およびα_B は定数である。

前記作用点算出手段１２６は、前記曲線生成手段１２０により生成された拡張期曲線Ｌ_DCを、図１９に示す片対数二次元座標において直線で表される、式(9) で示される平滑筋非作用部ＬＡと式(10)で示される平滑筋作用部ＬＢとから成る折れ線を、その式(9) および(10)の定数および係数を求めることにより生成し、その折れ線の折れ点Ｐ_B を傾きβ_A から傾きβ_B へ急変する変化点を判定することにより求め、その折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を算出する。前記傾き算出手段１２８は、上式(9) の右辺第２項の係数β_A と上式(10)の右辺第２項の係数β_B の定数を算出することにより、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B を求めるとともに、平滑筋非作用部ＬＡの傾きβ_A と上記平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B との差分である傾きγ（＝β_A −β_B ）を算出する。

駆血制御手段１３６は、前記連続血圧測定手段７４による血圧Ｐの測定、前記断面形状測定手段７６による血管径Ｄの測定、前記血流量測定手段７８による血流量Ｑの測定の測定開始から所定時間後に、前記生体１４の上腕部であって超音波測定プローブ１２の上流側位置をカフ６０を用いて圧迫し、その部位の上腕動脈１８をたとえば５分程度の所定時間止血或いは駆血後、その上腕動脈１８の止血状態を解放して血流を再開させる。この血流再開後の期間においても、前記連続血圧測定手段７４による血圧Ｐの測定、前記断面形状測定手段７６による血管径Ｄの測定、前記血流量測定手段７８による血流量Ｑの測定をそれぞれ再開させるようにする。上記駆血後において測定された血圧Ｐ、血管径Ｄ、血流量Ｑは、たとえば図２０に示されるような時間的な変化を示す。この変化は、血管拡張反応に由来するものであり、血流再開により急激に血流量Ｑが増加することにより上腕動脈１８の内皮細胞層に負荷されるずり応力（シェアストレス）τ_W も急激に増加し、その内皮細胞からずり応力τ_W を一定としようとして産生されるＮＯによって平滑筋の弛緩が発生して血管が拡張されるのである。図２１は、この駆血後における、平滑化された血流量Ｑ（実線）、最高血圧時の血管径Ｄ（１点鎖線）、それらから求められたずり応力（シェアストレス）τ_W （２点鎖線）の変化を示している。図２１において、駆血解放後の所定時間経過した時点ｔ₁ 付近において血流量Ｑおよびずり応力（シェアストレス）τ_W が最大値となり、その後の駆血解放後の時間経過６０秒程度以上経過した時点ｔ₂ 付近において血管径Ｄが最大となる。従来では、このときの血管径Ｄを測定して最大血管径変化率を求めていた。なお、図２１の破線は血管径Ｄの基線すなわち駆血されないときの値を示している。

前記変化値算出手段１３０は、前記作用点算出手段１２６により算出された、折れ点Ｐ_B に対応する血管径( 作用点) Ｄt に関し、平滑筋弛緩状態評価値として用いるために、駆血前に求められた値Ｄt0と駆血後に求められた値Ｄt1との変化値たとえば変化量ΔＤt （＝Ｄt0−Ｄt1）および変化率Ｒ_Dt［＝（Ｄt0−Ｄt1）／Ｄt0］を算出する。また、変化値算出手段１３０は、平滑筋弛緩状態評価値として用いるために、前記傾き算出手段１３２により算出された傾きβ_B に関し、駆血前に求められた値β_B 0 と駆血後に求められた値β_B 1 との変化値たとえば変化量Δβ_B （＝β_B 0 −β_B 1 ）および変化率Ｒ_B ［＝（β_B 0 −β_B 1 ）／β_B 0 ］を算出し、差分の傾きγに関し、駆血前に求められた値γ0 と駆血後に求められた値γ1 との変化値たとえば変化量Δγ（＝γ0 −γ1 ）および変化率Ｒ_r ［＝（γ0 −γ1 ）／γ0 ］を算出する。

正規化手段１３２は、動脈血管壁の内皮細胞に負荷されるずり応力のばらつきの影響を低減した平滑筋弛緩状態評価値を得るために、前記作用点算出手段１２６により算出された折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt 、前記傾き算出手段１２８により算出された平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B について、正規化処理を施す。たとえば、図２１の駆血解放時点ｔ₀ からｔ₂ までの所定期間内における平均値である平均ずり応力τ_Wmean 、累積値である累積ずり応力Στ_W を算出し、その平均ずり応力τ_Wmean 或いは累積ずり応力Στ_W で除算して平滑筋弛緩状態評価値（Ｄt ／τ_Wmean 、Ｄt ／Στ_W 、β_B ／τ_Wmean 、β_B ／Στ_W ）を得る。式(6) に示されるように、ずり応力τ_W と血流量Ｑとは一対一の関係にあるから、上記平均ずり応力τ_Wmean 或いは累積ずり応力Στ_W に代えて、平均流量Ｑ_mean或いは累積流量ΣＱが用いられてもよい。この場合に得られる平滑筋弛緩状態評価値は、Ｄt ／Ｑ_mean、Ｄt ／ΣＱ、β_B ／Ｑ_mean、β_B ／ΣＱとなる。なお、正規化の他の手法として、予め実験的に求めた関係から、上記平均ずり応力τ_Wmean 、累積ずり応力Στ_W 、平均流量Ｑ_mean或いは累積流量ΣＱが予め設定された値であるときの値に換算することにより、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt や平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B を正規化してもよい。

表示手段１３４は、上記のようにして求められた平滑筋弛緩状態評価値を、表示器３８の画面に表示させ、生体１４の動脈の平滑筋弛緩状態の評価や確認を可能とする。正規化前および後の折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt および平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B 、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt の変化量ΔＤt および変化率Ｒ_Dt、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B の変化量Δβ_B 変化率Ｒ_B 、差分の傾きγの変化量Δγおよび変化率Ｒ_r などの複数の平滑筋弛緩状態評価値の一部或いは全部が表示される。図２２は表示器３８の画面における表示の一例を示している。

また、上記表示手段１３４は、駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxを表す軸Ａτと前記折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt を表す軸Ａ_Dtとの直交二次元座標平面において、ずり応力算出手段１３６により算出された実際の最大ずり応力τ_Wmaxと前記作用点算出手段１２４により算出された実際の折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt とを示す点Ｔを、上記表示器３８の画面の左下部分に表示させる。この直交二次元座標平面には、表示器３８の画面による判定を容易化するために、平滑筋弛緩状態が不十分であり内皮機能障害と思われる領域の境界線すなわち最大ずり応力τ_Wmax毎の判定値を結ぶ判定線Ｈが破線にて表示されている。図２３は、上記表示器３８の画面に表示される直交二次元座標を拡大して示している。生体１４が健康であれば、駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxと折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt とを示す点Ｔは、複数の健常者の測定点であって判定基準値を示す判定線Ｈの上側に位置する実線に沿って表示される。しかし、生体１４が動脈硬化症であれば、その点Ｔは判定線Ｈよりも下側に表示される。

また、上記表示手段１３４は、図２４に示すように、上記の直交二次元座標において、駆血前のずり応力τ_W 0 と折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt0とを示す
点Ｔ0 と、駆血後の最大ずり応力τ_Wmax1 と折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt1とを示す点Ｔ1 とを結ぶ直線Ｌ12と、その直線Ｌ12の傾きδとを表示させる。この直線Ｌ12の傾きδも動脈硬化に関連する平滑筋の弛緩状態と密接に関連しているので、平滑筋弛緩評価値として用いられる。この直線Ｌ12の傾きδ[ ＝( Ｄt1- Ｄt0)/( τ_Wmax1-τ_W 0)] は、たとえば前記変化値算出手段１３０によって算出される。

図２５は、前記電子制御装置３６の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図２５のステップ（以下、ステップを省略する）Ｓ１では、測定開始操作が行われたか否かが判断される。このＳ１の判断が否定される場合は待機させられるが、肯定される場合は、前記連続血圧測定手段７４、断面形状測定手段７６に対応するＳ２において、血圧Ｐ、面積Ｓ_A や血管径Ｄ等の断面形状、血流速度Ｕの連続的な測定が実行される。次いで、前記血流量測定手段７８に対応するＳ３では、上記面積Ｓ_A および最大血流速度Ｕ_max に基づいて血流量Ｑ（＝Ｓ_B ×Ｕ_max ／２）が算出される。また、前記ずり応力算出手段１２２に対応するＳ４では、予め記憶された算出式(6) から、上記血管径Ｄと上記血流量Ｑとに基づいて、上腕動脈（血管）１８の内皮細胞層に加えられるずり応力（シェアストレス）τ_W が算出される。次いで、前記曲線生成手段１２０に対応するＳ５では、たとえば図１６に示す、血管の断面形状である血管径Ｄを表す軸Ａ_D と血圧Ｐを表す軸Ａ_P との直交二次元平面において、一拍内において逐次測定された上腕動脈（血管）１８の断面形状値である血管径Ｄと血圧Ｐとに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線Ｌ_DCを含む閉曲線であるリサージュ曲線ＲＥが生成される。続くＳ６では、上記拡張期曲線Ｌ_DCを図１９の片対数二次元座標に変換し且つ直線近似することにより、傾きβ_A の直線である平滑筋非作用部ＬＡと傾きβ_B の直線である平滑筋作用部ＬＢとから成る折れ線が生成される。次に、前記作用点算出手段１２６および傾き算出手段１２８に対応するＳ７において、式(9) で示される平滑筋非作用部ＬＡと式(10)で示される平滑筋作用部ＬＢとから成る折れ線がその式(9) および(10)の定数および係数を求めることにより生成され、その折れ線の折れ点Ｐ_B が傾きβ_A から傾きβ_B へ急変する変化点を判定することにより求められ、その折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt が算出される。また、上式(9) の右辺第２項の係数β_A と上式(10)の右辺第２項の係数β_B の定数が算出されることにより、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B を求めるとともに、平滑筋非作用部ＬＡの傾きβ_A と上記平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B との差分である傾きγ（＝β_A −β_B ）が算出される。

そして、Ｓ８では、駆血後の所定期間たとえば数分程度の期間における測定が完了したか否かが判断される。当初はそのＳ８の判断が否定されるので、前記駆血制御手段１３６に対応するＳ９において５分程度の駆血が実行された後、Ｓ２以下が繰り返し実行される。しかし、上記Ｓ８の判断が肯定されると、前記変換値算出手段１３０に対応するＳ１０において、折れ点Ｐ_B に対応する血管径( 作用点) Ｄt に関し、駆血前に求められた値Ｄt0と駆血後に求められた値Ｄt1との変化値たとえば変化量ΔＤt （＝Ｄt0−Ｄt1）および変化率Ｒ_Dt［＝（Ｄt0−Ｄt1）／Ｄt0］が算出される。また、傾きβ_B に関し、駆血前に求められた値β_B 0 と駆血後に求められた値β_B 1 との変化値たとえば変化量Δβ_B （＝β_B 0 −β_B 1 ）および変化率Ｒ_B ［＝（β_B 0 −β_B 1 ）／β_B 0 ］が算出され、差分の傾きγに関し、駆血前に求められた値γ0 と駆血後に求められた値γ1 との変化値たとえば変化量Δγ（＝γ0 −γ1 ）および変化率Ｒ_r ［＝（γ0 −γ1 ）／γ0 ］が算出される。次いで、前記正規化手段１３２に対応するＳ１１では、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt 、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B について、正規化処理が実行される。たとえば、図２１の駆血解放時点ｔ₀ からｔ₂ までの所定期間内における平均値である平均ずり応力τ_Wmean 、或いは累積値である累積ずり応力Στ_W で除算して平滑筋弛緩状態評価値（Ｄt ／τ_Wmean 、Ｄt ／Στ_W 、β_B ／τ_Wmean 、β_B ／Στ_W ）が算出される。

前記表示手段１３４に対応するＳ１２では、上記のようにして求められた、正規化前および後の折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt および平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B 、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt の変化量ΔＤt および変化率Ｒ_Dt、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B の変化量Δβ_B 変化率Ｒ_B 、差分の傾きγの変化量Δγおよび変化率Ｒ_r などの複数の平滑筋弛緩状態評価値の一部或いは全部が、たとえば図２２および図２３或いは図２４に示すように表示器３８の画面に表示され、生体１４の動脈の平滑筋弛緩状態の評価や確認を可能とされる。また、駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxを表す軸Ａτと前記折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt を表す軸Ａ_Dtとの直交二次元座標平面において、実際の最大ずり応力τ_Wmaxと実際の折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt とを示す点Ｔが表示される。或いは、駆血前のずり応力τ_W 0 と折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt0とを示す点Ｔ0 と駆血後の最大ずり応力τ_Wmax1 と折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt1とを示す点Ｔ1 とを結ぶ直線Ｌ12と、その直線Ｌ12の傾きδとが表示される。

図２６は、上記図２５に示す電子制御装置３６の制御作動によって得られる効果を従来と対比して説明する図である。図２６には、所定の生体において、拡張期間或いはDecay time内における血管系_- 血圧特性の近似線である３種類の折れ線と、それら折れ線の折れ点Ｐ_B1、Ｐ_B2、Ｐ_B3およびそれに対応する血管径Ｄt₁、Ｄt₂、Ｄt₃とが示されている。本実施例においては、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt の変化で評価されることから、従来の血管径Ｄの変化に比較して正確な評価が行われる。たとえば、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt がＤt₁からＤt₂へ、Ｄt₂からＤt₃へ、或いはＤt₁からＤt₃へ変化したａ、b 、或いはc に示す場合、従来ではａ、b 、或いはc の矢印の両端部に示す○印に示すように血管径Ｄが変化する。この対比から明らかなように、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt に基づいた平滑筋弛緩評価値を用いる場合には、高い平滑筋弛緩評価精度、すなわち高い内皮機能評価精度が得られる。

上述のように、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４により、曲線生成手段１２０により生成された拡張期曲線Ｌ_DCに対応する血圧Ｐの対数値lnＰと断面形状値である血管径Ｄとの間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt が、平滑筋弛緩評価値として算出されるとともに、表示手段１３４によってその平滑筋弛緩評価値が表示されるので、上腕動脈１８の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、駆血装置として機能するカフ６０等による駆血前において算出された折れ線の傾きが変化する折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt0に対して、駆血後において算出されたその折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt1の変化値（たとえば変化量ΔＤt （＝Ｄt0−Ｄt1）および変化率Ｒ_Dt［＝（Ｄt0−Ｄt1）／Ｄt0］）を算出し、その増加値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管の大小などの個人差による影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、増加値（たとえば変化量ΔＤt および変化率Ｒ_Dt）率を駆血後における上腕動脈１８内の血流速度Ｕまたは血管内皮に付与されるずり応力τ_W で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管拡張反応の原因量である駆血後における上腕動脈１８内の血流速度Ｕまたはその血管内皮に付与されるずり応力τ_W のばらつきの影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４により、曲線生成手段１３０により生成された拡張期曲線Ｌ_DCに対応する血圧Ｐの対数値lnＰと断面形状値である血管径Ｄとの間の関係である折れ線が算出され、その折れ線のうちの傾きが変化する折れ点Ｐ_B を境として断面形状値が大きい側に位置する平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B が、平滑筋弛緩評価値として算出されるとともに、表示手段１３４によってその平滑筋弛緩評価値が表示されるので、上腕動脈１８の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、駆血装置として機能するカフ６０等による駆血前において算出された折れ線のうちの平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B 0 に対して、駆血後において算出された折れ線のうちの平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B 1 の変化値（たとえば変化量Δβ_B （＝β_B 0 −β_B 1 ）および変化率Ｒ_B ［＝（β_B 0 −β_B 1 ）／β_B 0 ］）を算出し、その変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管の弾性などの個人差による影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。また、差分の傾きγに関し、駆血前に求められた値γ0 と駆血後に求められた値γ1 との変化値（たとえば変化量Δγ（＝γ0 −γ1 ）および変化率Ｒ_r ［＝（γ0 −γ1 ）／γ0 ］）を算出し、その変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管の弾性などの個人差による影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、上記変化値（）を駆血後における上腕動脈１８内の血流速度Ｕまたはその上腕動脈１８の内皮に付与されるずり応力τ_W で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものであることから、血管拡張反応の原因量である駆血後における上腕動脈１８内の血流速度Ｕまたはその上腕動脈１８の内皮に付与されるずり応力τ_W のばらつきの影響が解消され、平滑筋弛緩評価値としての汎用性が高められる。

また、本実施例によれば、平滑筋弛緩評価値算出手段１２４は、前記折れ線のうちの傾きが変化する折れ点Ｐ_B を境として断面形状値が小さい側に位置する平滑筋非作用部ＬＡの傾きβ_A を算出し、該平滑筋非作用部の傾きと前記平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B との差分の傾きγ（＝β_A −β_B ）を平滑筋弛緩状態評価値として算出するものであることから、そのように得られた差分の傾きγは上腕動脈１８の血管壁のエラスチンやコラーゲンによる弾性係数が除去されるので、平滑筋の弛緩状態が一層正確に評価される。

また、本実施例によれば、作用点算出手段１２６により、曲線生成手段１２０により生成された拡張期曲線Ｌ_DCに対応する血圧Ｐの対数値lnＰと断面形状値である血管径Ｄとの間の関係である折れ線が算出され、その折れ線の傾きが変化する折れ点Ｐ_B に対応する断面形状値である血管径Ｄt が作用点としてを算出されるとともに、ずり応力算出手段１２２により、逐次測定される断面形状である血管径Ｄと逐次測定される血流量Ｑとに基づいて、上腕動脈１８の内皮に加えられるずり応力τ_W が逐次算出され、表示手段１３４により、最大ずり応力τ_Wmax
を表す軸Ａτと折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を表す軸Ａ_Dtとの二次元平面
において、駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxおよび折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を示す点Ｔが表示されるので、上腕動脈１８の平滑筋弛緩状態が直接的に示され、最大ずり応力τ_Wmaxのばらつきに拘わらず、高い内皮機能評価精度が得られる。

また、本実施例によれば、断面形状測定手段７６の測定に用いられる第１超音波素子アレイ２６、第２超音波素子アレイ２８、連続血圧測定手段７４の測定に用いられる圧脈波センサ４８、血流量測定手段７８の測定に用いられるドップラ用超音波素子３０は、１つのセンサ本体２４に設けられたものであるので、第１超音波素子アレイ２６、第２超音波素子アレイ２８、圧脈波センサ４８、およびドップラ用超音波素子３０を生体１４に対して装着する作業が容易となる。

以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用され得る。

たとえば、前述の実施例の図２５では、Ｓ３乃至Ｓ７はＳ８Ｓ１０との間に設けられてもよい。

また、前述の実施例において表示される複数の平滑筋弛緩状態評価値、たとえば、正規化前および後の折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt および平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B 、折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt の変化量ΔＤt および変化率Ｒ_Dt、平滑筋作用部ＬＢの傾きβ_B の変化量Δβ_B 変化率Ｒ_B 、差分の傾きγの変化量Δγおよび変化率Ｒ_r などについて、正常か否かに用いる判定値が共に表示されてもよいし、その判定値を用いて判定する判定手段を設け、その判定結果を表示させるようにしてもよい。

また、前述の実施例では、第１超音波素子アレイ２６、第２超音波素子アレイ２８、圧脈波センサ４８、およびドップラ用超音波素子３０が１つのセンサ本体２４内に設けられていたが、たとえば圧脈波センサ４８が独立の他のハウジング内に設けられてそのセンサ本体２４の近傍に装着されてもよい。

また、上記第１超音波素子アレイ２６および第２超音波素子アレイ２８により検出される管壁脈動の時間差と相互間距離とに基づいて血流速度Ｕが算出されてもよい。この場合には、ドップラ用超音波素子３０が不要となる。

また、前記ドップラ用超音波素子３０は、振動子と受信子とが共通の１個の振動子であってもよいし、一対の発信子と受信子とから構成されていてもよい。また、このドップラ用超音波素子は、前記血管の方向に対して交差する方向に配列された複数個の振動子アレイから構成されてもよい。

また、第１超音波素子アレイ２６、第２超音波素子アレイ２８を構成する複数の超音波素子は、振動子と受信子とが共通の振動子から構成されたものであってもよいし、一対の発信子と受信子とからそれぞれ構成されていてもよい。

また、図８において、中心軸算出手段９４、交差角算出手段９６、形状補正手段９８、相対角度算出手段１０８、血流量補正手段１１０は、必ずしも設けられていなくてもよい。

また、前述の実施例では、断面形状値として内腔の外径Ｄが用いられていたが、血管壁の外側の外径、外周、外周断面等が用いられても差し支えない。

また、前述の実施例において、血流量算出手段７２により直交断面Ｂ’における上腕動脈１８の平均の血流量Ｑ_B （＝Ｓ_B ’×Ｕ_max ／２）が算出されていたが、血流速度算出手段６６によって算出される血流速度Ｕが平均速度である場合には、上記血流量Ｑ_B は式（Ｑ_B ＝Ｓ_B ’×Ｕ）に基づいて算出される。また、血流量算出手段７２により、最大血流量Ｑ_Bmax（＝Ｓ_B ’×Ｕ_max ）が求められてもよい。

なお、上述したのは、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。

本発明の一実施例の平滑筋弛緩状態評価装置に備えられた超音波プローブが上腕に装着された状態を示す斜視図である。 図１の実施例の超音波装置の超音波プローブに設けられた第１アレイの測定断面および第２アレイの測定断面と上腕動脈との関係を示す斜視図である。 図１の実施例の平滑筋弛緩状態評価装置の要部構成を説明するブロック図である。 図３の超音波プローブのセンサ本体内に設けられた圧脈波センサの構成を説明する断面図である。 図３の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。 図５の連続血圧測定手段の構成を説明する機能ブロック線図である。 図５の連続血圧測定手段において血圧値を連続的に測定するために用いられる較正線を説明する図である。 図５の血流量測定手段および血管断面形状測定手段の構成を説明する機能ブロック線図である。 図２の第１超音波素子アレイの測定断面における各超音波素子の送信波および受信波を説明する図である。 図８の第１血管壁位置演算手段により図９の送信波と受信波との時間差に基づいて算出された第１アレイの測定断面における各測定点の座標と、それらを接続した閉曲線である上腕動脈の内腔の形状を説明する図である。 図８の中心線算出手段により求められた中心線ＣＬに直交する直交断面Ｂ’と第２アレイの測定断面Ｂとの、接触面に平行な平面内の交差角度βを示す図である。 図８の中心線算出手段により求められた中心線ＣＬに直交する直交断面Ｂ’と第２アレイの測定断面Ｂとの、接触面に垂直な面内の交差角度γを示す図である。 図８の中心線算出手段により求められた中心線ＣＬとドップラ用超音波素子の放射方向線ＵＳＬとの、接触面に垂直な面内の相対角度θ₂ を示す図である。 図８の中心線算出手段により求められた中心線ＣＬとドップラ用超音波素子の放射方向線ＵＳＬとの、接触面に平行な平面内の相対角度θ₁ と、中心線ＣＬとドップラ用超音波素子の受波方向線ＲＳＬとの、接触面に平行な平面内の相対角度θ₃ とを示す図である。 図５の連続血圧測定手段により測定される血圧Ｐの波形と断面形状測定手段により測定される血管径Ｄとを共通の時間軸上で示すタイムチャートである。 図５の曲線生成手段により生成される１拍内の血管径Ｄおよび血圧Ｐの変化を示す閉曲線であるリサージュ曲線を示す図である。 図１６のリサージュ曲線のうちの拡張期曲線Ｌ_DCと、血管壁に含まれるエラスチンの弾性により発生する圧力Ｐエラスチン（Ｄ）、血管壁に含まれるコラーゲンの弾性により発生する圧力Ｐコラーゲン（Ｄ）、および血管壁の平滑筋の緊張により発生する圧力Ｐヘイカツキン（Ｄ）との関係を説明する図である。 図１７の拡張期曲線Ｌ_DCと血管壁の平滑筋の緊張により発生する圧力との関係を説明する図である。 図１７の拡張期曲線Ｌ_DCを片対数座標に変換して近似することにより得られる折れ線と、その折れ線の折れ点Ｐ_B と、その折れ線を構成する平滑筋非作用部ＬＡおよび平滑筋作用部ＬＢを説明する図である。 図５の連続血圧測定手段、断面形状測定手段、血流量測定手段によりそれぞれ測定される血圧Ｐ、血管径Ｄ、血流量Ｑの駆血後の変化を示すタイムチャートである。 駆血後の血管径Ｄ、血流量Ｑ、およびずり応力τ_W の変化を示すタイムチャートである。 図５の表示手段により表示される複数の平滑筋弛緩状態評価値と、最大ずり応力τ_Wmaxを表す軸Ａτと折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を表す軸Ａ_Dtとの二次元座標平面において駆血後の最大ずり応力τ_Wmaxおよび折れ点Ｐ_B に対応する血管径Ｄt を示す点Ｔとの表示例を示す図である。 図２２の二次元座標平面における表示例を拡大して説明する図である。 図２２の二次元座標平面における他の表示例を拡大して説明する図である。 図３の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。 図２５の作動によって得られる効果を従来と対比して説明する図である。

符号の説明

１０：平滑筋弛緩状態評価装置
１２：超音波プローブ
１４：生体の一部（上腕部）
１８：上腕動脈（血管）
７４：連続血圧測定手段
７６：断面形状測定手段
７８：血流量測定手段
１２０：曲線生成手段
１２２：ずり応力算出手段
１２４：平滑筋弛緩評価値算出手段
１３４：表示手段

Claims (12)

1. 生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための平滑筋弛緩状態評価装置であって、
   前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、
   前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、
   血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、
   該曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値を算出し、該折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値に基づいて平滑筋弛緩評価値を算出する平滑筋弛緩評価値算出手段と、
   該平滑筋弛緩評価値算出手段により算出された平滑筋弛緩評価値を表示する表示手段と
   を、含むことを特徴とする平滑筋弛緩状態評価装置。
2. 前記生体の血管の上流部位を駆血する駆血装置を含み、
   前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値に対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値の変化値を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものである請求項１の平滑筋弛緩状態評価装置。
3. 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記折れ点に対応する断面形状値を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものである請求項２の平滑筋弛緩状態評価装置。
4. 生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための血管平滑筋弛緩状態評価装置であって、
   前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、
   前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、
   血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、
   該曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が大きい側に位置する平滑筋作用部の傾きを算出し、該傾きに基づいて平滑筋弛緩評価値を算出する平滑筋弛緩評価値算出手段と、
   該平滑筋弛緩評価値算出手段により算出された平滑筋弛緩評価値を表示する表示手段と
   を、含むことを特徴とする平滑筋弛緩状態評価装置。
5. 前記生体の血管の上流部位を駆血する駆血装置を含み、
   前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、該駆血装置による駆血前において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きに対して、該駆血装置による駆血後において算出された前記折れ線のうちの平滑筋作用部の傾きの変化値を算出し、該変化値を平滑筋弛緩評価値として決定するものである請求項４の平滑筋弛緩状態評価装置。
6. 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記減少率を前記駆血装置による駆血後における前記血管内の血流速度または該血管内皮に付与されるずり応力で正規化した値を平滑筋弛緩評価値として決定するものである請求項５の平滑筋弛緩状態評価装置。
7. 前記平滑筋弛緩評価値算出手段は、前記折れ線のうちの傾きが変化する折れ点を境として断面形状値が小さい側に位置する平滑筋非作用部の傾きを算出し、該平滑筋非作用部の傾きと前記平滑筋作用部の傾きとの差分を平滑筋弛緩状態評価値として算出するものである請求項４の平滑筋弛緩状態評価装置。
   
8. 生体の血管の平滑筋弛緩状態を評価するための血管平滑筋弛緩状態評価装置であって、
   前記生体の血管の上流部位を駆血する駆血装置と、
   前記生体の血管の断面形状を逐次測定する断面形状測定手段と、
   前記生体の血圧を逐次測定する連続血圧測定手段と、
   前記生体の血管の血流量を逐次測定する血流量測定手段と、
   血管の断面形状を表す軸と血圧を表す軸との二次元平面において、前記断面形状測定手段により測定された血管の断面形状と前記連続血圧測定手段により測定された血圧とに基づいて１拍内の少なくとも拡張期の変化を示す拡張期曲線を生成する曲線生成手段と、
   該曲線生成手段により生成された拡張期曲線に対応する血圧の対数値と断面形状値との間の関係である折れ線を算出し、その折れ線の傾きが変化する折れ点に対応する断面形状値を算出する作用点算出手段と、
   前記断面形状測定手段により逐次測定される断面形状と前記血流量測定手段により逐次測定される血流量とに基づいて、前記血管の内皮に加えられるずり応力を逐次算出するずり応力算出手段と、
   最大ずり応力を表す軸と前記折れ点に対応する断面形状値を表す軸との二次元平面において、前記駆血装置による駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点を表示する表示手段と
   を、含むことを特徴とする平滑筋弛緩状態評価装置。
9. 前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とをそれぞれ表示するものである請求項８の平滑筋弛緩状態評価装置。
10. 前記表示手段は、前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線を表示するものである請求項９の平滑筋弛緩状態評価装置。
    
11. 前記二次元平面において、前記駆血装置による駆血前に求められたずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点と、駆血後に求められた最大ずり応力および前記折れ点に対応する断面形状値を示す点とを結ぶ直線の傾きを算出する傾き算出手段を含み、
    前記表示手段は、該傾き算出手段により算出された直線の傾きを表示するものである請求項９または１０の平滑筋弛緩状態評価装置。
12. 前記断面形状測定手段は、前記生体の表皮上において前記血管を横断する方向に複数の超音波素子が一列に配置された超音波素子アレイから検出されるエコー信号に基づいて該血管の断面形状を測定するものであり、
    前記連続血圧測定手段は、前記生体の表皮上において前記血管に押圧される圧脈波センサから検出される圧脈波信号に基づいて前記血管内の血圧を連続的に測定するものであり、
    前記血流量測定手段は、前記生体の表皮上において超音波放射方向が前記血管に対して鋭角を成すように装着されるドップラ用超音波素子により検出されるドップラ反射波に基づいて前記血管内の血流速度を検出し、該血流速度と前記断面形状測定手段により測定された前記血管の断面積とに基づいて血流量を測定するものであり、
    前記超音波素子アレイ、前記圧脈波センサ、前記ドップラ用超音波素子は、１つのセンサ本体に設けられたものである請求項８の平滑筋弛緩状態評価装置。
    
    
    
    
    

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