(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の所定部位の動脈を、予め設定された所定時間以上駆血する駆血装置と、
該駆血装置による駆血部位よりも下流側の部位を含む第１区間の動脈内を脈波が伝播する速度に関連する脈波伝播情報である第１脈波伝播情報、および正中面に対して前記第１区間と略対称な第２区間の動脈の前記脈波伝播情報である第２脈波伝播情報を逐次測定する脈波伝播情報測定装置と、
前記駆血装置により駆血される前および前記駆血装置による駆血解除後において、前記第１脈波伝播情報と前記第２脈波伝播情報との伝播情報差をそれぞれ算出する伝播情報差算出手段と
を含むことを特徴とする血管内皮機能検査装置。
【請求項２】
前記伝播情報差算出手段により算出される駆血解除後の伝播情報差におけるピークと駆血前の伝播情報差との差である前後差の絶対値が、予め設定された判断基準値以下であることに基づいて、血管内皮機能の低下を判定する血管内皮機能低下判定手段をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の血管内皮機能検査装置。
【請求項３】
前記伝播情報差算出手段により算出された伝播情報差の経時変化をグラフ表示する出力装置をさらに含むことを特徴とする請求項１または２に記載の血管内皮機能検査装置。
【請求項４】
生体の所定部位の動脈を、予め設定された所定時間以上駆血する駆血装置と、
該駆血装置による駆血部位よりも下流側の部位を含む第１区間の動脈内を脈波が伝播する速度に関連する脈波伝播情報である第１脈波伝播情報、および正中面に対して前記第１区間と略対称な第２区間の動脈の前記脈波伝播情報である第２脈波伝播情報を逐次測定する脈波伝播情報測定装置と、
前記駆血装置により駆血される前および前記駆血装置による駆血解除後において、前記第１脈波伝播情報と前記第２脈波伝播情報との伝播情報比をそれぞれ算出する伝播情報比算出手段と
を含むことを特徴とする血管内皮機能検査装置。
【請求項５】
前記伝播情報比算出手段により算出される駆血解除後の伝播情報比におけるピークと駆血前の伝播情報比との差である前後差の絶対値が、予め設定された判断基準値以下であることに基づいて、血管内皮機能の低下を判定する血管内皮機能低下判定手段をさらに含むことを特徴とする請求項４に記載の血管内皮機能検査装置。
【請求項６】
前記伝播情報比算出手段により算出された伝播情報比の経時変化をグラフ表示する出力装置をさらに含むことを特徴とする請求項４または５に記載の血管内皮機能検査装置。
【請求項７】
請求項１乃至６のいずれかに記載の血管内皮機能検査装置であって、
前記第１区間および前記第２区間は上流端がともに心臓であり、
前記脈波伝播情報測定装置は、前記生体の心臓から発生する心拍同期信号を検出する心拍同期信号検出装置を備え、該心拍同期信号検出装置により検出される心拍同期信号を用いて前記第１脈波伝播情報および前記第２脈波伝播情報をそれぞれ測定するものであることを特徴とする血管内皮機能検査装置。
【請求項８】
請求項７に記載の血管内皮機能検査装置であって、
前記心拍同期信号検出装置は、心筋の活動電位を測定する心電計であり、
前記第１脈波伝播情報および前記第２脈波伝播情報は、ともに脈波伝播時間であることを特徴とする血管内皮機能検査装置。
【請求項９】
前記駆血装置は、前記生体の上腕部で駆血するものであり、
前記第１区間は、心臓から前記駆血装置により駆血される側の手首までの区間であることを特徴とする請求項１乃至８に記載の血管内皮機能検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血管内皮機能を検査する血管内皮機能検査装置、より詳しくは、反応性充血による血流依存性血管拡張反応に基づいて血管内皮機能を検査する血管内皮機能検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
血管内皮細胞は動脈を内張りしている一層の細胞群であり、単に血管の内壁を覆い、血液成分と生体組織間を隔てているだけでなく、血管径の大きさや、血管壁の弾性および透過性、反応性などを制御する物質を産出、放出するなどの機能を有している。そして、血管内皮細胞の機能低下は、動脈硬化がまだ始まっていない動脈硬化の前段階から見られるので、この血管内皮細胞の機能低下を検出することにより、早期に動脈硬化の予防や治療を行うことができる。
【０００３】
血管内皮機能の検査を行う方法としては、反応性充血による血流依存性血管拡張反応を、超音波装置を用いて非侵襲的に検査する方法が主流となっている。上記反応性充血による血流依存性血管拡張反応は、生体の所定部位で一旦駆血し、その後駆血を解除した後に血管が拡張する反応であり、駆血解除により、その下流に反応性充血が起こり、それに伴う血流の増加によって血管内皮細胞が刺激されて、血管内皮細胞から血管径を拡張させる物質（一酸化窒素やその類似化合物）が分泌され、その結果、血管径が拡張する反応である。血管内皮機能が低下していると、血管径を拡張させる物質の分泌が少ないことから、駆血を解除しても血管径はあまり拡張しない。従って、この反応による血管径の拡張の程度を見ることにより血管内皮機能を検査することができるのである。
【０００４】
前述のように、血流依存性血管拡張反応は、超音波装置を用いて検査している。この方法は、たとえば、非特許文献１に記載されており、超音波プローブを用いて動脈の映像を連続的に描出し、その映像から、駆血前の血管径に対する駆血解除後の血管径の最大増加率を算出して、その最大増加率に基づいて血管内皮機能を検査する方法である。上記最大増加率は、%FMD(Flow mediated dilatation)と呼ばれ、健常者であれば約10%であり、%FMDが3〜4%になると、動脈硬化である（または近いうちに動脈硬化になる）可能性が高いと考えられている。
【０００５】
【非特許文献１】
小澤利男、増田善昭編、「脈波速度」、第１版、株式会社メジカルビュー社、２００２年５月１日、p.104-p.106
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、血流依存性血管拡張反応を超音波装置を用いて検査して%FMDを算出する方法は、以下のような問題点がある。まず、最大の問題点は、上記方法は検査者間、検査施設間でのばらつきが大きく、2〜3%もの変動がある。前述のように約10%が正常であり、3〜4%が異常であると考えられているので、2〜3%もの変動は大きな問題である。この変動の原因は、超音波プローブを血管に対して垂直に当てなければならないなど、正確な信号を検出するのに技術が必要なこと、拍動する血管の連続的な映像から駆血解除後の最も血管の拡張した時点を見極め、さらに、最も血管が拡張した時点における心臓の拡張期末期の血管径を決定しなければならないので、血管径を決定する時点にばらつきが生じてしまうことなどの理由による。そのため、測定方法の手技の習得に数ヶ月もの期間を要し、実際に、ある程度の期間（たとえば半年程度）且つある程度の測定者数を経験した検査者のデータでなければ、その%FMDは信頼できないと言われている。また、血管の径は5mm程度であり、その血管の10%以下の拡張すなわち0.5mm以下の拡張を検出する必要があるので、高性能超音波装置が必要となることから、装置が非常に高価であるという問題もある。
【０００７】
本発明は以上の事情を背景として為されたもので、その目的とするところは、高い信頼性で血管内皮機能を検査でき、且つ、検査に熟練を必要とせず、且つ、安価な血管内皮機能検査装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための第１の手段】
上記目的を達成するための第１発明は、(a)生体の所定部位の動脈を、予め設定された所定時間以上駆血する駆血装置と、(b)その駆血装置による駆血部位よりも下流側の部位を含む第１区間の動脈内を脈波が伝播する速度に関連する脈波伝播情報である第１脈波伝播情報、および正中面に対して前記第１区間と略対称な第２区間の動脈の前記脈波伝播情報である第２脈波伝播情報を逐次測定する脈波伝播情報測定装置と、(c)前記駆血装置により駆血される前および前記駆血装置による駆血解除後において、前記第１脈波伝播情報と前記第２脈波伝播情報との伝播情報差をそれぞれ算出する伝播情報差算出手段とを含むことを特徴とする血管内皮機能検査装置である。
【０００９】
【第１発明の効果】
この発明によれば、駆血装置による駆血解除後に、脈波伝播情報測定装置により測定される第１脈波伝播情報は、駆血解除後の血流依存性血管拡張反応による血管径の拡張と血管壁の弾性率の低下の影響を受けて、駆血前に測定される第１脈波伝播情報に対して変化する。この第１脈波伝播情報は、一拍毎に変動する血圧や心拍数、その他の全身性因子の影響により一拍毎に変動しているため、駆血解除による変化は明確ではない。しかし、第２脈波伝播情報は、正中面に対して第１区間と略対称な第２区間の脈波伝播情報であることから、血圧や心拍数、その他の全身性因子の影響による一拍毎の変動が第１脈波伝播情報と略同一であり、伝播情報差算出手段により算出される伝播情報差は、その第１脈波伝播情報と第２脈波伝播情報との差であるので、伝播情報差は、一拍毎の血圧や心拍数、その他の全身性因子の変動の影響が除去されて、駆血前に対する駆血解除後の変化が明確になる。従って、この伝播情報差に基づいて血管内皮機能を検査すれば、高い信頼性で血管内皮機能を検査できる。また、脈波伝播情報の測定は熟練を必要とせず、且つ、装置が安価であるという利点もある。
【００１０】
【第１発明の他の態様】
ここで、好ましくは、上記血管内皮機能検査装置は、前記伝播情報差算出手段により算出される駆血解除後の伝播情報差におけるピークと駆血前の伝播情報差との差である前後差の絶対値が、予め設定された判断基準値以下であることに基づいて、血管内皮機能の低下を判定する血管内皮機能低下判定手段をさらに含む。このようにすれば血管内皮機能が自動的に判断される。
【００１１】
また、好ましくは、前記血管内皮機能検査装置は、前記伝播情報差算出手段により算出された伝播情報差の経時変化をグラフ表示する出力装置をさらに含む。血管径が最も拡張した時点は伝播情報差の経時変化を表すグラフにおいてピークを形成することから、このように、出力装置に伝播情報差の経時変化がグラフ表示されると、容易に血管径が最も拡張した時点を決定することができる。
【００１２】
【課題を解決するための第２の手段】
また、前記第１発明では、第１脈波伝播情報と第２脈波伝播情報との伝播情報差を算出していたが、その伝播情報差に代えて比を算出しても前述の目的を達成することができる。
【００１３】
すなわち、前記目的を達成するための第２発明は、(a)生体の所定部位の動脈を、予め設定された所定時間以上駆血する駆血装置と、(b)その駆血装置による駆血部位よりも下流側の部位を含む第１区間の動脈内を脈波が伝播する速度に関連する脈波伝播情報である第１脈波伝播情報、および正中面に対して前記第１区間と略対称な第２区間の動脈の前記脈波伝播情報である第２脈波伝播情報を逐次測定する脈波伝播情報測定装置と、(c)前記駆血装置により駆血される前および前記駆血装置による駆血解除後において、前記第１脈波伝播情報と前記第２脈波伝播情報との伝播情報比をそれぞれ算出する伝播情報比算出手段とを含むことを特徴とする血管内皮機能検査装置である。
【００１４】
【第２発明の効果】
この発明によれば、伝播情報比算出手段により算出される伝播情報比は、互いに正中面に対して略対照な区間の第１脈波伝播情報と第２脈波伝播情報との比であるので、伝播情報比は、一拍毎の血圧や心拍数、その他の全身性因子の変動の影響が除去されて、駆血前に対する駆血解除後の変化が明確になる。従って、この伝播情報比に基づいて血管内皮機能を検査すれば、高い信頼性で血管内皮機能を検査できる。また、前述のように、脈波伝播情報の測定は熟練を必要とせず、且つ、装置が安価であるという利点もある。
【００１５】
【第２発明の他の態様】
また、第２発明の血管内皮機能検査装置も、好ましくは、第１発明と同様の血管内皮機能低下判定手段や出力装置を備える。
【００１６】
すなわち、第２発明の血管内皮機能検査装置は、好ましくは、前記伝播情報比算出手段により算出される駆血解除後の伝播情報比におけるピークと駆血前の伝播情報比との差である前後差の絶対値が、予め設定された判断基準値以下であることに基づいて、血管内皮機能の低下を判定する血管内皮機能低下判定手段をさらに含む。このようにすれば血管内皮機能が自動的に判断される。
【００１７】
また、好ましくは、第２発明の血管内皮機能検査装置は、前記伝播情報比算出手段により算出された伝播情報比の経時変化をグラフ表示する出力装置をさらに含む。このように、出力装置に伝播情報比の経時変化がグラフ表示されると、容易に血管径が最も拡張した時点を決定することができる。
【００１８】
【第１発明および第２発明の他の態様】
また、好ましくは、前記第１区間および前記第２区間は上流端がともに心臓であり、前記脈波伝播情報測定装置は、前記生体の心臓から発生する心拍同期信号を検出する心拍同期信号検出装置を備え、その心拍同期信号検出装置により検出される心拍同期信号を用いて前記第１脈波伝播情報および前記第２脈波伝播情報をそれぞれ測定するものである。このように一つの心拍同期信号検出装置により検出される心拍同期信号に基づいて第１脈波伝播情報および第２脈波伝播情報を測定すれば、脈波伝播情報を測定するために生体に装着する装置の数を少なくすることができる。
【００１９】
また、好ましくは、前記心拍同期信号検出装置は、心筋の活動電位を測定する心電計であり、前記第１脈波伝播情報および前記第２脈波伝播情報は、ともに脈波伝播時間である。このようにすれば、脈波伝播情報測定装置では、心電図に基づいて第１脈波伝播時間と第２脈波伝播時間とが測定され、伝播情報差算出手段により、第１脈波伝播時間と第２脈波伝播時間との伝播時間差が算出される。心電図には鋭い信号が存在することから脈波伝播時間の算出に用いる基準点を正確に決定できる反面、その脈波伝播時間には、左心室の心筋が収縮を開始してから血液が駆出されるまでの前駆出時間が含まれてしまうが、第１脈波伝播時間および第２脈波伝播時間にはともに共通の前駆出時間が含まれるので、伝播情報差算出手段により算出される伝播時間差は、前駆出時間が相殺されて、前駆出時間に影響されない。従って、高い精度で血管内皮機能を検査することができる。
【００２０】
また、好ましくは、前記駆血装置は、前記生体の上腕部で駆血するものであり、前記第１区間は、心臓から前記駆血装置により駆血される側の手首までの区間である。このようにすれば、駆血部位よりも下流側の比較的長い区間が第１区間に含まれる。すなわち、駆血解除により血管が拡張する比較的長い区間が第１区間に含まれるので、第１脈波伝播情報は、駆血解除後の変化量が比較的大きくなる。従って、伝播情報差算出手段により算出される伝播情報差も、駆血前に対する駆血解除後の変化が大きくなるので、血管内皮機能の検査の信頼性がより高くなる。
【００２１】
なお、血管内皮機能の検査は、上記血管内皮機能検査装置を用いるかどうかに拘わらず、以下の方法で検査することができる。すなわち、血管内皮機能の検査は、生体の所定部位を所定時間以上駆血し、その駆血前および駆血解除後に、その駆血部位の下流部位を含む第１区間およびその第１区間とは正中面に対して略対称な第２区間において、脈波が伝播する速度に関連する第１脈脈波伝播情報および第２脈波伝播情報をそれぞれ算出し、その第１脈波伝播情報と第２脈波伝播情報との差である伝播情報差に基づいて検査することができる。
【００２２】
【発明の好適な実施の形態】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、本発明が適用された血管内皮機能検査装置１０の構成を説明するブロック図であり、図２は、図１の血管内皮機能検査装置１０に備えられたカフ１４および圧脈波検出プローブ１８が患者に装着された状態を示す図である。
【００２３】
図２に示すように、カフ１４は患者１２の一方の上腕（ここでは左腕の上腕）に装着され、２つの圧脈波検出プローブ１８は患者１２の左右の手首にそれぞれ装着されている。
【００２４】
図１に示すように、カフ１４には、配管２０を介して調圧弁２２および圧力センサ２４が接続され、調圧弁２２は、さらに配管２６により空気ポンプ２８に接続されている。調圧弁２２は、空気ポンプ２８により発生させられた圧力の高い空気を調圧してカフ１４内へ供給し、あるいは、カフ１４内の空気を排気することにより、カフ１４内の圧力を調圧する。
【００２５】
圧力センサ２４は、カフ１４内の圧力を検出してその圧力を表す圧力信号SPを静圧弁別回路３０に供給する。静圧弁別回路３０はローパスフィルタを備えており、圧力信号SPに含まれる定常的な圧力すなわちカフ１２の圧迫圧力（以下、この圧力をカフ圧PCという）を表すカフ圧信号SCを弁別してそのカフ圧信号SCを図示しないＡ／Ｄ変換器を介して電子制御装置３２へ供給する。
【００２６】
複数の電極１６は、心電図を測定するために患者１２の所定部位に装着される。心電図の導出方法に特に制限はなく、双極肢誘導、胸部誘導など、どのような誘導法であってもよい。上記複数の電極１６は心電計３４に接続されており、心電計３４は電極１６から導出される心電信号SEを増幅して、図示しないＡ／Ｄ変換器を介し電子制御装置３２へ供給する。上記心電信号SEは心筋の活動電位すなわち心電図を表している。
【００２７】
２つの圧脈波検出プローブ３６は同一の構成を有しており、図３に詳しく示すように、容器状を成すセンサハウジング３８と、そのセンサハウジング３８を収容するケース４０と、センサハウジング３８に螺合され且つ回転駆動させられることによりセンサハウジング３８を橈骨動脈４２の幅方向に移動させるねじ軸４４と、ケース４０内に収容され、そのねじ軸４４を回転駆動させるための図示しないモータを有する駆動部４６とを備えている。また、上記ケース４０には装着バンド４８が取り付けられている。
【００２８】
このように構成された圧脈波検出プローブ３６は、センサハウジング３８の開口端が体表面５０に対向する状態で装着バンド４８により手首５２に着脱可能に取り付けられる。
【００２９】
上記センサハウジング３８の内部には、圧脈波センサ５４が、ダイヤフラム５６を介してセンサハウジング３８に対して相対移動可能且つセンサハウジング３８の開口端から突出し可能に設けられており、これらセンサハウジング３８およびダイヤフラム５６等によって圧力室５７が形成されている。この圧力室５７内には、図１に示すように、空気ポンプ５８から調圧弁６０を経て圧力の高い空気が供給されるようになっており、これにより、圧脈波センサ５４は圧力室５７内の圧力に応じた押圧力HDP(Hold Down Pressure)で体表面５０に押圧させられる。
【００３０】
上記センサハウジング３８およびダイヤフラム５６は、圧脈波センサ５４を橈骨動脈４２に向かって押圧する押圧装置６２を構成しており、ねじ軸４４および駆動部４６の図示しないモータは、圧脈波センサ５４が体表面５０に向かって押圧させられる押圧位置を、橈骨動脈４２の幅方向に移動させる幅方向移動装置６４を構成している。
【００３１】
上記圧脈波センサ５４の押圧面６６には、図４に示すように、多数の半導体感圧素子（以下、単に感圧素子という）Eが、橈骨動脈４２の幅方向すなわちねじ軸４４と平行な圧脈波センサ５４の移動方向において、橈骨動脈４２の直径よりも長くなるように、且つ一定の間隔（たとえば0.2mm間隔）で配列されている。
【００３２】
このように構成された圧脈波検出プローブ３６が、手首５２の体表面５０上から橈骨動脈４２に向けて押圧されると、圧脈波センサ５４により、橈骨動脈４２から発生して体表面５０に伝達される橈骨動脈波RWが検出され、図１に示すように、橈骨動脈波RWを表す圧脈波信号SMが図示しないＡ／Ｄ変換器を介して電子制御装置３２へ供給される。なお、以下の説明では、左手首に装着された圧脈波センサ５４から出力される圧脈波信号SMを左圧脈波信号SML、その左圧脈波信号SMLが表す橈骨動脈波RWを左橈骨動脈波RWL、右手首に装着された圧脈波センサ５４から出力される圧脈波信号SMを右圧脈波信号SMR、その右圧脈波信号SMRが表す橈骨動脈波RWを右橈骨動脈波RWRという。
【００３３】
電子制御装置３４は、ＣＰＵ６８，ＲＯＭ７０，ＲＡＭ７２，および図示しないＩ／Ｏポート等を備えた所謂マイクロコンピュータにて構成されており、ＣＰＵ６８は、ＲＯＭ７０に予め記憶されたプログラムに従ってＲＡＭ７２の記憶機能を利用しつつ信号処理を実行することにより、Ｉ／Ｏポートから駆動信号を出力して図示しない駆動回路を介して調圧弁２２および空気ポンプ２８を制御して、カフ圧PCを制御し、また、空気ポンプ５８および調圧弁６０へ図示しない駆動回路を介して駆動信号を出力して圧力室５７内の圧力の調節も行う。また、ＣＰＵ６８は、電子制御装置３４に供給される信号に基づいて演算処理を実行することにより脈波伝播時間PCT(Pulse conduction time)、伝播時間差ΔPCTを算出し、その算出した脈波伝播時間PCTおよび伝播時間差ΔPCTを出力装置として機能するディスプレイ７４に表示する。
【００３４】
図５は、図１の血管内皮機能検査装置１０におけるＣＰＵ６８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。駆血制御手段として機能するカフ圧制御手段６０は、静圧弁別回路３０から供給されるカフ圧信号SCに基づいてカフ圧PCを判断しつつ、調圧弁２２および空気ポンプ２８を制御することにより、カフ圧PCを、カフ１４装着部位における最高血圧値BPSYSよりも高い値に予め設定された駆血圧力値P1（たとえば250mmHg）まで急速に昇圧し、次いで、そのカフ圧PCを予め実験に基づいて決定した所定時間（たとえば5分間）維持し、その後、そのカフ圧PCを大気圧まで排圧する。なお、本実施例では、カフ１４、およびカフ圧PCを制御するための調圧弁２２、空気ポンプ２８、圧力センサ２４、カフ圧制御手段８０により駆血装置８２が構成される。
【００３５】
最適押圧位置制御手段８４は、圧脈波センサ５４に備えられた複数の感圧素子Eのうち最大圧力を検出する素子（以下、この素子を最大圧力検出素子EMという）の配列位置が、配列の端を基準として、それから所定数または所定距離内側までに位置するものであることを条件とする押圧位置更新条件が成立するか否かを判断する。そして、その押圧位置更新条件が成立した場合には、以下の押圧位置更新作動を実行する。すなわち、押圧位置更新作動は、圧脈波センサ５４を体表面５０から一旦離隔させるとともに、幅方向移動装置６４により押圧装置６２および圧脈波センサ５４を所定距離移動させた後、押圧装置６２により圧脈波センサ５４を比較的小さい予め設定された第１押圧力HDP1で押圧させ、その状態で再び上記押圧位置更新条件が成立するか否かを判断し、押圧位置更新条件が成立しなくなるまで、より好ましくは、前記最大圧力検出素子EMが配列位置の略中央に位置するまで上記の作動および判断を実行する。なお、上記押圧位置更新条件における配列の端からの所定数または所定距離は、圧脈波センサ５４により押圧される動脈（本実施例では橈骨動脈４２）の直径に基づいて決定され、たとえば、その直径の１／４に設定される。
【００３６】
押圧力制御手段８６は、圧脈波センサ５４が最適押圧位置制御手段８４により最適押圧位置に位置させられた後、押圧装置６２による圧脈波センサ５４の押圧力HDPを、所定の押圧力範囲内で拍動に対応して逐次変化させ、あるいは所定の押圧力範囲内を比較的緩やかな一定速度で連続的に変化させる。そして、その押圧力HDPの変化過程で得られる橈骨動脈波RWに基づいて最適押圧力HDPOを決定し、押圧装置６２による圧脈波センサ５４の押圧力HDPをその最適押圧力HDPOに維持する。ここで、最適押圧力HDPOとは、圧脈波センサ５４の押圧力HDPよって、橈骨動脈４２の血管壁の圧脈波センサ５４により押圧されている側が略平坦となる押圧力であり、たとえば図６に示すように、押圧力HDPを最適押圧力HDPOを十分に含むような範囲で連続的に増加させる過程で、圧脈波センサ５４の最大圧力検出素子EMから得られた橈骨動脈波RWの大きさと圧脈波センサ５４の押圧力HDPとを示す二次元グラフにおいて、橈骨動脈波RWの下ピーク値（立ち上がり点）RWminを結ぶ曲線（図６の破線）により形成される平坦部の中央を中心とする所定範囲内の押圧値である。
【００３７】
脈波伝播情報算出手段として機能する脈波伝播時間算出手段８８は、心電計３４から逐次供給される心電信号SE、２つの圧脈波センサ５４の最大圧力検出素子EMからそれぞれ逐次供給される右圧脈波信号SMRおよび左圧脈波信号SMLに基づいて、心臓から右手首までを脈波が伝播する時間である右脈波伝播時間PCTR、および心臓から左手首までを脈波が伝播する時間である左脈波伝播時間PCTLをそれぞれ算出する。すなわち、心電信号SEが表す心電図の所定部位（本実施例ではR波とする）が検出された時間から、右圧脈波信号SMRが表す右橈骨動脈波RWRの所定部位（本実施例では立ち上がり点とする）が検出されるまでの時間差を、右脈波伝播時間PCTRとして算出し、心電信号SEが表す心電図の所定部位（R波）が検出された時間から、左圧脈波信号SMLが表す左橈骨動脈波RWLの所定部位（立ち上がり点）が検出されるまでの時間差を、左脈波伝播時間PCTLとして算出する。なお、このように心電図に基づいて算出した脈波伝播時間PCTは、厳密に言えば、心臓から右（左）手首までを脈波が伝播する時間に、心筋が収縮を開始してから血液が駆血されるまでの前駆出時間を加えた時間である。
【００３８】
脈波伝播時間算出手段８８は、カフ圧制御手段８０によりカフ圧PCが制御されて、カフ１４によって左上腕で駆血される所定時間前（本実施例では5分前）から、その駆血が解除されてから所定時間（本実施例では5分）が経過するまで、この右脈波伝播時間PCTRおよび左脈波伝播時間PCTLをそれぞれ一拍毎に算出する。ただし、左上腕で駆血されている間は左橈骨動脈波RWLが生じないため、その間の左脈波伝播時間PCTLは算出されない。そして、算出した右脈波伝播時間PCTRおよび左脈波伝播時間PCTLの経時変化を、ディスプレイ５６にグラフ表示する。なお、上記左脈波伝播時間PCTLは、カフ１４によって駆血される部位の下流側の部位を含んでいることから第１脈波伝播情報であり、心臓から左手首までが第１区間に相当する。そして、心臓から右手首までが第２区間であり、右脈波伝播時間PCTRが第２脈波伝播情報に相当する。また、本実施例では、心電計３４、２つの圧脈波センサ５４、最適押圧位置制御手段８４、押圧力制御手段８６、および脈波伝播時間算出手段８８が、脈波伝播情報測定装置９０として機能する。
【００３９】
第１区間と第２区間とを比較すると、第１区間は心臓から左手首までであり、第２区間は心臓から右手首までであることから、２つの区間は患者１２の正中面に対して互いに略対称である。なお、心臓は正中面よりもやや左側に位置していることから、２つの区間は、正中面に対して完全に対称ではない。
【００４０】
伝播情報差算出手段として機能する伝播時間差算出手段９２は、脈波伝播時間算出手段８８により一拍毎にそれぞれ算出された左脈波伝播時間PCTLから右脈波伝播時間PCTRを差し引くことにより、互いに同じ拍動に基づく２つの伝播時間PCTの差である伝播時間差ΔPCTを一拍毎に算出し、その一拍毎に算出した伝播時間差ΔPCTの経時変化をディスプレイ７４にグラフ表示する。
【００４１】
図７乃至図１０は、脈波伝播時間算出手段８８により算出される右脈波伝播時間PCTR、左脈波伝播時間PCTL、および伝播時間差算出手段９２により算出される伝播時間差ΔPCTを並べて示す図であり、図７乃至図１０はそれぞれ異なる患者についての測定値であり、駆血期間はグラフの5分〜10分までの5分間である。図７乃至図１０に示されるように、左脈波伝播時間PCTLは、変動の程度に個人差があるものの、血圧や心拍数、その他の全身性因子の一拍毎の変動の影響により一拍毎に変動している。そのため、駆血解除による左脈波伝播時間PCTLの変化は明確ではないが、左脈波伝播時間PCTLの測定区間である第１区間と正中面に対して略対称な第２区間の右脈波伝播時間PCTRは、一拍毎の変動が左脈波伝播時間PCTLと略同様である。そのため、伝播速度差ΔPCTは、血圧や心拍数、その他の全身性因子の影響による一拍毎の変動が除去されている。
【００４２】
この伝播速度差ΔPCTに基づく血管内皮機能の検査について説明する前に、まず、駆血解除による脈波伝播時間PCTの変化について、式１に示すMoens-Kortewegの式に基づいて説明する。
（式１）PWV = (Eh/2ρR)1/2
式１において、Eはヤング率、hは血管壁の厚さ、ρは血液の密度、Rは血管半径である。
この式は、脈波伝播速度PWVについての良く知られた式であり、脈波伝播速度PWVと脈波伝播時間PCTとの関係から、式２を導くことができる。
（式２）PCT=D/PWV= D(2ρR)1/2 /(Eh)1/2
式２においてDは伝播距離である。
式２から、血管半径Rの増大および弾性率Eの減少によって、脈波伝播時間PCTは大きくなることが分かる。
【００４３】
血管内皮機能が正常であれば、駆血解除後の血流依存性反応により血管が拡張し、弾性率が低下するので、脈波伝播時間PCTは増加する（遅くなる）。しかし、血管内皮機能が低下していると、駆血を解除しても血管はそれほど拡張しないので、脈波伝播時間PCTはそれほど増加しない。従って、左脈波伝播時間PCTLの駆血解除による増加の程度を見ることにより血管内皮機能の評価ができるのであるが、図７乃至図１０に示すように左脈波伝播時間PCTLは一拍毎の変動が大きく、駆血解除による増加の程度を判断するのが困難である。しかし、伝播時間差ΔPCTは一拍毎の変動が除去されているので、駆血解除による脈波伝播時間の増加が明確になっている。
【００４４】
駆血解除による伝播時間差ΔPCTの変化の程度の評価方法には種々考えられるが、たとえば、駆血前の伝播時間差ΔPCTに対する駆血解除後の伝播時間差ΔPCTのピークの増加量や、駆血前の伝播時間差ΔPCTに対する駆血解除後の伝播時間差ΔPCTのピークの増加率などに基づいて評価することができ、その増加量や増加率が大きい場合には、血管内皮機能は正常であると判断できる。なお、図７乃至図１０では、図７乃至図９の患者は血管内皮機能が正常であり、図１０の患者は血管内皮機能が異常であると判断できる。
【００４５】
図５に戻って、血管内皮機能低下判定手段９４は、伝播時間差算出手段９２により算出された駆血解除後の伝播時間差ΔPCTからピーク値を決定し、そのピーク値から駆血開始前の伝播時間差ΔPCTを引くことにより伝播時間差ΔPCTの駆血前と後との前後差を算出し、あるいは、そのピーク値を駆血開始前の伝播時間差ΔPCTで割ることにより伝播時間差ΔPCTの駆血前と後との前後比を算出する（なお、この前後差、前後比は必ず正の値となる）。そして、その前後差あるいは前後比が予め実験に基づいて設定された判断基準値以下である場合には、血管内皮機能が低下していると判定して、その旨を示す文字または記号をディスプレイ７４に表示する。なお、駆血開始前の伝播時間差ΔPCTには、所定時点の一点（たとえば駆血開始直前など）の値を用いてもよいが、変動を除去するために、本実施例では駆血開始前の所定時間（たとえば3分間）の平均値を用いる。
【００４６】
図１１および図１２は、図５の機能ブロック図に示したＣＰＵ６８の制御作動の要部を示すフローチャートであって、図１１は信号採取ルーチンを示し、図１２は信号演算ルーチンを示す。
【００４７】
図１１において、まず、ステップＳＡ１（以下、ステップを省略する。）では、圧脈波センサ５４の押圧面６６に配列された感圧素子Eのうち最大圧力検出素子EMの配列位置が、配列の端から所定数または所定距離内側までに位置するものであるかを条件とする押圧位置更新条件（ＡＰＳ起動条件）が成立したか否かを判断する。この判断が否定された場合には、後述するＳＡ３以降を実行する。
【００４８】
一方、ＳＡ１の判断が肯定された場合、すなわち、圧脈波センサ５４の橈骨動脈４２に対する装着位置が不適切である場合には、最適押圧位置制御手段８４に相当するＳＡ２のＡＰＳ制御ルーチンを実行する。このＡＰＳ制御ル−チンでは、幅方向移動装置６４を制御することにより、圧脈波センサ５４の各圧力検出素子Eのうち最大振幅を検出する圧力検出素子Eが、圧力検出素子Eの配列の略中心位置になるように最適押圧位置を決定するとともに、その圧力検出素子Eを最大圧力検出素子EMに設定する。以下の説明における圧脈波信号SMは、このＳＡ２で決定した最大圧力検出素子EMにより検出された圧脈波信号SMを意味する。
【００４９】
前記ＳＡ１の判断が否定された場合または上記ＳＡ２を実行した場合には、続いて、押圧力制御手段８６に相当するＳＡ３のＨＤＰ制御ルーチンを実行する。すなわち、調圧弁６０を制御することにより圧脈波センサ５４の押圧力HDPを連続的に高め、その過程で前記最大圧力検出素子EMによって検出される橈骨動脈波RWの振幅が最大となる押圧力を最適押圧力HDPOに決定し、且つ、圧脈波センサ５４の押圧力HDPをその最適押圧力HDPOに保持する。
【００５０】
続くＳＡ４では、所定のサンプリング周期毎に、心電信号SE、右圧脈波信号SMR、左圧脈波信号SMLを読み込む。そして、続くＳＡ５では、ＳＡ４で信号の読み込みを開始してから5分が経過したか否かを判断する。このＳＡ５の判断が否定された場合には、ＳＡ４を繰り返し実行することにより心電信号SE、右圧脈波信号SMR、左圧脈波信号SMLの読み込みを継続する。
【００５１】
一方、ＳＡ５の判断が肯定された場合には、続くＳＡ６において、カフ圧信号SCに基づいてカフ圧PCを判断しつつ、空気ポンプ２８および調圧弁２２を制御することにより、カフ圧PCを前記駆血圧力値P1に制御して左上腕の駆血を開始する。
【００５２】
続くＳＡ７では、所定のサンプリング周期毎に、心電信号SE、右圧脈波信号SMRを読み込む。そして、続くＳＡ８では、駆血を開始してからの経過時間が5分を経過したか否かを判断する。この判断が否定された場合には、前記ＳＡ７を繰り返すことにより心電信号SE、右圧脈波信号SMRの読み込みを継続し、ＳＡ８の判断が肯定された場合には、空気ポンプ２８を停止させ、且つ調圧弁２２を制御することにより、カフ圧PCを大気圧まで排圧して、駆血を解除する。
【００５３】
そして、続くＳＡ１０では、前記ＳＡ４と同様に、所定のサンプリング周期毎に、心電信号SE、右圧脈波信号SMR、左圧脈波信号SMLを読み込み、続くＳＡ１１では、駆血解除後にＳＡ１０において信号の読み込みを開始してから、5分が経過したか否を判断する。この判断が否定された場合には、前記ＳＡ１０を繰り返し実行することにより心電信号SE、右圧脈波信号SMR、左圧脈波信号SMLの読み込みを継続し、肯定された場合には、信号採取ルーチンを終了して、図１２の信号演算ルーチンを実行する。
【００５４】
図１２に示す信号演算ルーチンでは、まず、ＳＢ１において、ＳＡ４、ＳＡ７、ＳＡ１０で読み込んだ心電信号SEが表す心電図において、R波の検出時間を一拍毎に決定し、続くＳＢ２において、ＳＡ４、ＳＡ７、ＳＡ１０で読み込んだ左脈波信号SMLが表す左橈骨動脈波RWLの立ち上がり点を一拍毎に決定し、続くＳＢ３において、ＳＡ４、ＳＡ７、ＳＡ１０で読み込んだ右脈波信号SMRが表す右橈骨動脈波RWRの立ち上がり点を一拍毎に決定する。
【００５５】
そして、続くＳＢ４では、ＳＢ１で決定した心電図の各R波の検出時間と、ＳＢ２で決定した各左橈骨動脈波RWLの立ち上がり点の検出時間との時間差を、左脈波伝播時間PCTLとして一拍毎に算出し、続くＳＢ５では、ＳＢ１で決定した心電図の各R波の検出時間と、ＳＢ３で決定した各右橈骨動脈波RWRの立ち上がり点の検出時間との時間差を、右脈波伝播時間PCTRとして一拍毎に算出する。
【００５６】
そして、伝播時間算出手段９２に相当する続くＳＢ６において、ＳＢ４で算出した左脈波伝播時間PCTLからＳＢ５で算出した右脈波伝播時間PCTRを引くことにより、駆血前5分間および駆血解除後5分間の伝播時間差ΔPCTを一拍毎に算出する。
【００５７】
続くＳＢ７では、上記ＳＢ４乃至ＳＢ６で算出した左脈波伝播時間PCTL、右脈波伝播時間PCTR、伝播時間差ΔPCTの経時変化を、図７乃至図１０に例示したようにグラフ表示する。
【００５８】
続いて、血管内皮機能低下判定手段９４に相当するＳＢ８乃至ＳＢ１２を実行する。まず、ＳＢ８では、ＳＢ６で算出した駆血前5分間の伝播時間差ΔPCTのうち駆血開始前3分間の伝播時間差ΔPCTの平均値を算出し、続くＳＢ９では、ＳＢ６で算出した駆血解除後の伝播時間差ΔPCTにおけるピークを決定する。そして、続くＳＢ１０では、ＳＢ９で決定した駆血解除後の伝播時間差ΔPCTのピークから、ＳＢ８で算出した駆血前3分間の伝播時間差ΔPCTの平均値を引くことにより、伝播時間差ΔPCTの前後差を算出する。
【００５９】
そして、続くＳＢ１１では、上記ＳＢ１０で算出した伝播時間差ΔPCTの前後差が予め設定された判断基準値以下である場合には、血管内皮機能が低下していると判定し、その前後差が上記判断基準値より大きい場合には、血管内皮機能は正常であると判定し、ＳＢ１２において、その判定結果を表すメッセージをディスプレイ７４に表示する。
【００６０】
上述の実施例によれば、駆血装置８２による駆血解除後に、脈波伝播情報測定装置９０により測定される左脈波伝播時間PCTLは、駆血解除による血流増加や血管径の拡張の影響を受けて、駆血前に測定される左脈波伝播時間PCTLに対して増加する。この左脈波伝播時間PCTLは、一拍毎に変動する血圧や心拍数、その他の全身性因子の影響により一拍毎に変動しているため、駆血解除による変化は明確ではない。しかし、右脈波伝播時間PCTRは、正中面に対して第１区間と略対称な第２区間の脈波伝播時間PCTであることから、血圧や心拍数、その他の全身性因子の影響による一拍毎の変動が左脈波伝播時間PCTLと略同一であり、伝播時間差算出手段９２（ＳＢ６）により算出される伝播時間差ΔPCTは、その左脈波伝播時間PCTLと右脈波伝播時間PCTRとの差であるので、伝播時間差ΔPCTは、一拍毎の血圧や心拍数、その他の全身性因子の変動の影響が除去されて、駆血前に対する駆血解除後の変化が明確になる。従って、この伝播時間差ΔPCTに基づいて血管内皮機能を検査すれば、高い信頼性で血管内皮機能を検査できる。また、脈波伝播時間PCTの測定は熟練を必要とせず、且つ、装置が安価であるという利点もある。
【００６１】
また、上述の実施例によれば、血管内皮機能低下判定手段９４（ＳＢ８乃至ＳＢ１２）により、伝播時間差算出手段９２（ＳＢ６）によって算出される駆血解除後の伝播時間差ΔPCTにおけるピークと駆血前の伝播時間差ΔPCTとの差である前後差が、予め設定された判断基準値以下であることに基づいて、自動的に血管内皮機能の低下が判定される。
【００６２】
また、上述の実施例によれば、伝播時間差算出手段９２（ＳＢ６）により算出された伝播時間差ΔPCTの経時変化をグラフ表示するディスプレイ７４を備えているので、表示された伝播時間差ΔPCTの経時変化のグラフから、容易に血管径が最も拡張し弾性率が低下した時点を決定することができる。
【００６３】
また、上述の実施例によれば、前記第１区間および前記第２区間は上流端がともに心臓であり、脈波伝播情報測定装置９０は、心電図を測定する心電計３４を備え、その心電計３４により検出される心電信号SEを用いて左脈波伝播時間PCTLおよび右脈波伝播時間PCTRをそれぞれ測定するので、脈波伝播時間PCTを測定するために生体に装着する装置の数が少なくなる。
【００６４】
また、上述の実施例では、心電図に基づいて左脈波伝播時間PCTLと右脈波伝播時間PCTRとが測定され、伝播時間差算出手段９２（ＳＢ６）により、左脈波伝播時間PCTLと右脈波伝播時間PCTRとの伝播時間差ΔPCTが算出されるので、左脈波伝播時間PCTLおよび右脈波伝播時間PCTRに含まれる前駆出時間は相殺されて、伝播時間差ΔPCTは前駆出時間に影響されない。従って、高い精度で血管内皮機能を検査することができる。
【００６５】
また、上述の実施例では、駆血装置８２は上腕部で駆血するものであり、第１区間は、心臓から駆血装置８２により駆血される側の手首５２までの区間であることから、駆血部位よりも下流側の比較的長い区間が第１区間に含まれる。すなわち、駆血解除により血管が拡張する比較的長い区間が第１区間に含まれるので、左脈波伝播時間PCTLは、駆血解除後の変化量が比較的大きくなる。従って、伝播時間差算出手段９２（ＳＢ６）により算出される伝播時間差ΔPCTも、駆血前に対する駆血解除後の変化が大きくなるので、血管内皮機能の検査の信頼性がより高くなる。
【００６６】
次に、本発明の第２の実施例を説明する。なお、第２実施例の説明において第１実施例と同一の構成を有する部分には同一の符号を付して説明を省略する。
【００６７】
第２実施例は、第１実施例の伝播時間差ΔPCTに代えて伝播時間比R(PCT)を算出することが第１実施例と異なるのみである。以下、その相違点について説明する。
【００６８】
図１３は、第２実施例の血管内皮機能検査装置におけるＣＰＵ６８の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。伝播情報比算出手段として機能する伝播時間比算出手段９６は、脈波伝播時間算出手段８８により一拍毎にそれぞれ算出された左脈波伝播時間PCTLを右脈波伝播時間PCTRで割ることにより、互いに同じ拍動に基づく伝播時間PCTの比である伝播時間比R(PCT)を一拍毎に算出し、その一拍毎に算出した伝播時間比R(PCT)の経時変化をディスプレイ７４にグラフ表示する。
【００６９】
図１４は、図７乃至図１０に示す左脈波伝播時間PCTLおよび右脈波伝播時間PCTRから算出される伝播時間比R(PCT)の経時変化を示す図であり、(a)が図７、(b)が図８、(c)が図９、(d)が図１０の左脈波伝播時間PCTLおよび右脈波伝播時間PCTRからそれぞれ算出される伝播時間比R(PCT)の経時変化である。図１４に示されるグラフと、図７〜図１０の下段のグラフとを比較すると分かるように、伝播時間比R(PCT)は伝播時間差ΔPCTとほぼ同じ変化を示している。
【００７０】
図１３に戻って、血管内皮機能低下判定手段９８は、伝播時間差ΔPCTに代えて伝播時間比R(PCT)を用いることのみが第１実施例の血管内皮機能低下判定手段９４と異なる。すなわち、血管内皮機能低下判定手段９８は、伝播時間比算出手段９６により算出された駆血解除後の伝播時間比R(PCT)からピーク値を決定し、そのピーク値から駆血開始前の伝播時間比R(PCT)を引くことにより伝播時間比R(PCT)の駆血前と後との前後差を算出し、あるいは、そのピーク値を駆血開始前の伝播時間比R(PCT)で割ることにより伝播時間比R(PCT)の駆血前と後との前後比を算出する。そして、その前後差あるいは前後比が予め実験に基づいて設定された判断基準値以下である場合には、血管内皮機能が低下していると判定して、その旨を示す文字または記号をディスプレイ７４に表示する。
【００７１】
上述の第２実施例によれば、伝播時間比算出手段９６により算出される伝播時間比R(PCT)は、互いに正中面に対して略対照な区間の左脈波伝播時間PCTLと右脈波伝播時間PCTRとの比であるので、伝播時間比R(PCT)は、一拍毎の血圧や心拍数、その他の全身性因子の変動の影響が除去されて、駆血前に対する駆血解除後の変化が明確になる。従って、この伝播時間比R(PCT)に基づいて血管内皮機能を検査すれば、高い信頼性で血管内皮機能を検査できる。また、前述のように、脈波伝播時間PCTの測定は熟練を必要とせず、且つ、装置が安価であるという利点もある。また、血管内皮機能低下判定手段９８により、自動的に血管内皮機能の低下が判定される。
【００７２】
以上、本発明の実施形態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る。
【００７３】
たとえば、前述の実施例では、脈波伝播情報として脈波伝播時間PCTを算出していたが、脈波伝播時間PCTに代えて脈波伝播速度PWVを算出してもよい。
【００７４】
また、前述の実施例では、駆血装置８２により上腕部で駆血を行ったが、前腕部や手首、あるいは大腿部や下腿部、足首で駆血してもよい。大腿部や下腿部、足首で駆血する場合には、第１区間は、たとえば、上流側の端が心臓、頸部、上腕などとされ、下流側の端が、駆血する側の足の足首、指先などとされる。また、前述の実施例のように上腕部で駆血する場合にも、第１区間は前述の実施例に限定されず、たとえば、上流側の端が頸部または上腕部であってもよいし、下流側の端が手の指先であってもよい。
【００７５】
また、前述の実施例では、心拍同期信号として心電信号SEを検出する心電計を心拍同期信号検出装置として用いていたが、心音信号（心音図）を測定する心音マイクを心拍同期信号検出装置として用いてもよい。
【００７６】
また、前述の第１実施例では、伝播時間差ΔPCTは、左脈波伝播時間PCTLから右脈波伝播時間PCTRを差し引くことにより算出していたが、右脈波伝播時間PCTRから左脈波伝播時間PCTLを引くことにより伝播時間差ΔPCTを算出してもよい。同様に、第２実施例において、右脈波伝播時間PCTRを左脈波伝播時間PCTLで割ることにより伝播時間比R(PCT)を算出してもよい。
【００７７】
また、前述の実施例では、前後差は、駆血解除後の伝播時間差ΔPCT（または伝播時間比R(PCT)）のピークから駆血開始前の伝播時間差ΔPCT（または伝播時間比R(PCT)）を引くことにより算出していたが、駆血開始前の伝播時間差ΔPCT（または伝播時間比R(PCT)）から駆血解除後の伝播時間差ΔPCT（または伝播時間比R(PCT)）のピークを引くことにより前後差を算出してもよい。
【００７８】
また、前述の実施例では、ディスプレイ７４が出力装置として用いられていたが、出力装置はプリンタであってもよい。
【００７９】
なお、本発明はその主旨を逸脱しない範囲においてその他種々の変更が加えられ得るものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用された血管内皮機能検査装置の構成を説明するブロック図である。
【図２】図１の血管内皮機能検査装置に備えられたカフおよび圧脈波検出プローブが患者に装着された状態を示す図である。
【図３】図１の圧脈波検出プローブの構成を詳しく示す図である。
【図４】図３の圧脈波検出プローブに備えられた圧脈波センサの押圧面を示す図である。
【図５】図１の血管内皮機能検査装置におけるＣＰＵ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６】図５の押圧力制御手段において決定される最適押圧力HDPOを説明する図である。
【図７】図５の脈波伝播時間算出手段および伝播時間差算出手段により算出される右脈波伝播時間、左脈波伝播時間、伝播時間差を並べて示す図である。
【図８】図５の脈波伝播時間算出手段および伝播時間差算出手段により算出される右脈波伝播時間、左脈波伝播時間、伝播時間差を並べて示す図である。
【図９】図５の脈波伝播時間算出手段および伝播時間差算出手段により算出される右脈波伝播時間、左脈波伝播時間、伝播時間差を並べて示す図である。
【図１０】図５の脈波伝播時間算出手段および伝播時間差算出手段により算出される右脈波伝播時間、左脈波伝播時間、伝播時間差を並べて示す図である。
【図１１】図５の機能ブロック図に示したＣＰＵの制御作動の要部を示すフローチャートであって、信号採取ルーチンを示す。
【図１２】図５の機能ブロック図に示したＣＰＵの制御作動の要部を示すフローチャートであって、信号演算ルーチンを示す。
【図１３】本発明の第２実施例の血管内皮機能検査装置におけるＣＰＵ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１４】図７乃至図１０に示す左脈波伝播時間PCTLおよび右脈波伝播時間PCTRから算出される伝播時間比R(PCT)の経時変化を示す図である。
【符号の説明】
１０：血管内皮機能検査装置
３４：心電計（心拍同期信号検出装置）
７４：ディスプレイ（出力装置）
８２：駆血装置
８８：脈波伝播時間算出手段（脈波伝播情報算出手段）
９０：脈波伝播情報測定装置
９２：伝播時間差算出手段（伝播情報差算出手段）
９４：血管内皮機能低下判定手段
９６：伝播時間比算出手段（伝播情報比算出手段）
９８：血管内皮機能低下判定手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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