CN105380675A - 超声波血压计测装置以及血压计测方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及超声波血压计测装置以及血压计测方法。在进行向血管发送超声波以及接收反射波而计测血压的超声波血压计测装置(10)中，存储部(300)存储血管的血管直径(D)与血压(P)的第一关系即β血压计算式，脉波传播速度计算部(208)计测血管的脉波传播速度(PWV)，β血压计算式变更部(214)使用脉波传播速度(PWV)计算变更β血压计算式后得到的第三关系即β血压计算变更式，血管直径测定部(206)通过超声波计测上述血管的血管直径(D)，临时血压计算部(220)根据β血压计算变更式确定血压(P)。

Description

超声波血压计测装置以及血压计测方法

相关申请的交叉参考

本申请基于并要求于2014年8月26日提交的日本专利申请第2014-171267号的优先权权益，并且其全部内容结合于此作为参考。

技术领域

本发明涉及使用超声波计测血压的超声波血压计测装置等。

背景技术

作为非侵入地计测受试者的血压的方法，已知有使用超声波计测受试者的血管的血管直径，根据血管直径推算出血压的技术。例如，在专利文献1中公开了作为非线性函数来把握血管直径与血压的关系，根据表示血管的硬度的僵硬度参数β与血管直径，计算血压的方法。

在根据血管直径计算血压的情况下，需要精确地测定血管直径。但是，由于随着肌肉的收缩、关节的活动等受试者的身体动作，血管的位置发生变化，因此存在血管直径的测定精度降低的情况。例如，由于血管与超声波探测器的相对位置关系发生变化，因此血管直径的测定中使用的超声波信号不通过血管的中心而无法测定直径的情况、或者超声波的反射波的接收强度变弱而无法测定血管直径这样的情况。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利特开2004-41382号公报

发明内容

本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于，在使用超声波的血压计测中，在血管直径的测定精度降低的情况下也能够进行血压计测。

用于解决上述课题的第一发明涉及一种超声波血压计测装置，进行朝向血管的超声波的发送以及反射波的接收来计测血压，具备：第一关系存储部，存储上述血管的血管直径与血压的第一关系；脉波传播速度计测部，计测上述血管的脉波传播速度；第二关系存储部，存储上述脉波传播速度与血压的第二关系；以及血压确定部，使用基于上述第二关系的与上述脉波传播速度计测部的计测结果对应的血压，通过上述超声波来计测上述血管的血管直径，并根据上述第一关系来确定上述血压，或者使用上述脉波传播速度，根据上述第二关系来确定上述血压。

另外，作为第八发明，也可以构成一种血压计测方法，进行朝向血管的超声波的发送以及反射波的接收来计测血压，包括：存储上述血管的血管直径与血压的第一关系；计测上述血管的脉波传播速度；存储上述脉波传播速度与血压的第二关系；通过上述超声波计测上述血管的血管直径，根据上述第一关系来确定上述血压，或者使用上述脉波传播速度，根据上述第二关系来确定血压。

根据该第一或者第八发明，能够通过超声波来计测血管直径，根据血管直径与血压的第一关系来确定血压，另外，还能够使用所计测到的脉波传播速度，根据脉波传播速度与血压的第二关系来确定血压。因此，例如，在利用超声波的血管直径的计测精度高的情况下，能够使用第一关系来确定血压，在计测精度低的情况下，能够使用脉波传播速度与第二关系来确定血压。

作为第二发明也可以构成为：在第一发明的超声波计测装置中，还具备第三关系计算部，该第三关系计算部使用基于所述第二关系的、与所述脉波传播速度计测部的计测结果对应的血压，来计算变更所述第一关系后得到的第三关系。

另外，作为第九发明也可以构成为：在第八发明的血压计测方法中，使用基于所述第二关系的、与所述脉波传播速度的计测结果对应的血压来计算变更所述第一关系后得到的第三关系。

根据该第二或者第九发明，使用基于第二关系的、与脉波传播速度对应的血压，计算变更第一关系后得到的第三关系。

作为第三发明也可以构成为：在第一或者第二发明的超声波计测装置中，所述第二关系是用一次式表示的关系。

另外，作为第十发明也可以构成为：在第八或者第九发明的血压计测方法中，所述第二关系是用一次式表示的关系。

根据该第三或者第十发明，第二关系是用一次式表示的关系。

作为第四发明也可以构成为：在第一～第三发明中的任一项发明的超声波计测装置中，在利用所述超声波进行的所述血管的血管直径计测满足规定的可靠性条件的情况下，所述血压确定部根据该计测到的血管直径与所述第一关系来确定血压，所述超声波血压计测装置还具备：数据库，在满足所述可靠性条件的情况下，存储通过脉波传播速度计测部计测到的脉波传播速度、以及通过所述血压确定部确定的血压；以及第二关系计算部，根据所述数据库的存储内容来计算所述第二关系。

根据该第四发明，将在利用超声波进行的血管的血管直径计测满足规定的可靠性条件的情况下的脉波传播速度、以及根据所计测到的血管直径和第一关系确定的血压事先存储在数据库中，并根据在该数据库中存储的脉波传播速度与血压来计算第二关系。因而，能够计算出可靠性比较高的第二关系。

作为第五发明也可以构成为：在第四发明的超声波计测装置中，在利用所述超声波进行的所述血管的血管直径计测不满足所述规定的可靠性条件的情况下，所述血压确定部根据所述脉波传播速度和所述第二关系来确定血压。

根据该第五发明，在利用超声波进行的血管的血管直径计测不满足规定的可靠性条件的情况下，根据脉波传播速度和第二关系来确定血压。

作为第六发明也可以构成为：在第四或者第五发明的超声波计测装置中，所述第二关系是所述脉波传播速度与收缩期血压的关系，所述数据库存储通过所述血压确定部确定的收缩期血压。

根据该第六发明，第二关系是脉波传播速度与收缩期血压的对应关系。即，能够根据脉波传播速度与第二关系来确定收缩期血压。

附图说明

图1是超声波血压计测装置的概要说明图。

图2是血管直径测定的说明图。

图3是血管直径与血压的对应关系。

图4的(1)和(2)是脉波传播速度的计算的说明图。

图5是脉波传播速度与收缩期血压的对应关系。

图6是血管直径与血压的对应关系的变更的说明图。

图7是超声波血压计测装置的功能构成图。

图8是血压计测处理的流程图。

具体实施方式

[整体构成]

图1是用于说明应用本发明的超声波血压计测装置10的概要的图。超声波血压计测装置10是利用超声波来非侵入地计测受试者的血压的装置，具备主体装置20、用于超声波计测的超声波探测器30以及用于心电图计测的2个心电图电极40。

超声波探测器30具有进行例如几MHz～几十MHz的超声波的脉冲信号或者突发信号的发送以及接收的超声波振子。该超声波探测器30例如以超声波振子位于受试者2的颈动脉的正上方的方式安装于左颈部。此外，在这里所说的“正上方”是为了容易理解而在关于操作超声波探测器30方面的操作手册形式的表现中使用的术语，准确地说，是指颈动脉位于从在超声波探测器30中排列的超声波振子照射的超声波的照射直线上的位置关系。

2个心电图电极40中的一个心电图电极40与超声波探测器30一体地形成，另一个心电图电极40安装于受试者2的右锁骨下部。

主体装置20与超声波探测器30以及心电图电极40有线连接，使用超声波探测器30以及心电图电极40来非侵入地计测受试者2的血压。具体地说，能够使用超声波探测器30向受试者2的血管发送超声波，根据其反射波的接收信号来测定血管直径，并基于所测定到的血管直径计算受试者2的血压。以下，将根据该血管直径来计算血压的方式适当称为“β方式”。

另外，还能够使用心电图电极40来计测受试者2的心电图波形(ECG波形)，基于所计测到的心电图波形计算脉波传播速度PWV，并基于所计算出的脉波传播速度计算受试者2的血压。以下，将根据该脉波传播速度PWV计算血压的方式适当称为“PWV方式”。

作为本实施方式的特征，通常根据血管直径来计算血压(β方式)，但在由于受试者的身体动作等而利用超声波进行的血管直径的测定精度降低或者设想为降低的情况下，切换为根据脉波传播速度PWV来计算血压的方式(PWV方式)。

此外，在使用超声波的基于血管直径的血压的计算中，在血管直径之外，需要计测用于校正的血压。为了进行该校正用的血压计测，在本实施方式中，使用与超声波血压计测装置10能够通信连接的加压血压计50。加压血压计50将加压用的袖带52缠绕在受试者2的上臂部而计测受试者2的手臂动脉的血压，并将计测值发送到超声波血压计测装置10。在校正后，从受试者拆除袖带52，之后，使用超声波探测器30来进行受试者2的非侵入的血压计测。

[原理]

(A)血管直径的测定

首先，说明利用超声波进行的血管直径的测定。血管直径能够根据从超声波探测器30观察到的血管壁的位置，更具体地说，根据该血管的前壁以及后壁的深度位置来计算。

图2是说明利用超声波进行的血管壁的位置以及血管直径的测定的图，示出血管4的长轴方向的剖面图。如图2所示，在测定中，超声波探测器30以超声波振子32与血管4的正上方的皮肤面紧贴的方式，贴付于受试者2的头部。从超声波振子32向图2中向下的方向(深度方向)发送超声波。超声波具有在介质的边界面较大程度地反射的特性。即，在血管4位于超声波振子32的正下方的情况下，从该超声波振子32发送的超声波的一部分在血管4的前壁4a以及后壁4b反射，在该超声波振子32中的反射波信号中，出现分别在前壁4a以及后壁4b反射的强反射波。根据从超声波的发送定时起直到出现血管4的前壁4a以及后壁4b各自的反射波为止的时间差与超声波的传播速度，能够测定前壁4a以及后壁4b各自的位置。然后，通过判明前壁4a以及后壁4b的位置，求出血管直径D。

(B)血管直径与血压的对应关系

接着，说明利用β方式的基于血管直径的血压的计算。图3是示出血管直径D与血压P的对应关系的图，如图3所示，已知在血管直径D与血压P之间存在非线性的关系，能够由下式(1)来表示。

P＝Pd×exp[β(D/Dd-1)]···(1)

其中，β＝ln(Ps/Pd)/(Ds/Ds-1)···(2)

在式(1)、(2)中，“Pd”是扩张期血压(最低血压)，“Dd”是作为扩张期血压时的血管直径的扩张期血管直径，“Ps”是收缩期血压(最大血压)，“Ds”是收缩期血压时的血管直径即收缩期血管直径，“β”是被称为僵硬度参数的血管弹性指标值。

即，通过将利用超声波计测到的血管直径D代入该式(1)，能够计算血压P。将该式(1)称为β血压计算式。该β血压计算式相当于第一关系。

但是，为了使用该式(1)根据血管直径D计算血压P，需要求出作为常数的扩张期血压Pd、扩张期血管直径Dd、收缩期血压Ps、收缩期血管直径Ds以及僵硬度参数β，并进行定义式(1)的校正。在本实施方式中，使用超声波探测器30计测扩张期血管直径Dd以及收缩期血管直径Ds，并且使用加压血压计50来计测扩张期血压Pd以及收缩期血压Ps，通过所计测到的扩张期血管直径Dd、收缩期血管直径Ds、扩张期血压Pd、收缩期血压Ps，求出由式(2)确定的僵硬度参数β，从而定义式(1)。此外，用于校正的血压Pd、Ps的计测不必是加压血压计50，当然也可以通过其他计测单元来计测。

(C)脉波传播速度

接着，说明脉波传播速度的计算。图4的(1)和(2)是说明脉波传播速度PWV的计算的图。图4的(1)是一个心跳期间的颈动脉血管的血管直径的变动波形，图4的(2)是一个心跳期间的心电图波形，都是结合时间轴来示出的。

一个心跳期间由心脏收缩期与心脏扩张期构成。在心脏收缩期中，血管直径扩大而膨胀，在心脏扩张期中，血管直径缓缓地收缩回到原本的粗细度。如图4的(1)所示，在每此心跳中重复该血管直径的变动。另外，如图4的(2)所示，在心电图波形中，依次示出基于心房的收缩的P波、基于心室的收缩的Q波、R波以及S波、基于心室的扩张的T波。

从图4的(2)的心电图波形中的R波的波峰开始直到图4的(1)的血管直径变动波形中的血管直径的最小为止的时间，是直到由于搏动而产生的脉动到达作为超声波的计测部位的颈动脉为止的时间(脉波传播时间)PTT。能够根据该脉波传播时间PTT、以及从心电图电极40的安装部位到超声波探测器30的安装部位的距离L，来计算脉波传播速度PWV(＝L/PTT)。

(D)脉波传播速度与血压的对应关系

接着，说明利用PWV方式的基于脉波传播速度的血压的计算。图5是示出脉波传播速度PWV与血压Ps的对应关系的图。如图5所示可知，脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps存在线性的关系。能够通过下式(3)所示的一次式来表示该关系。

Ps＝A×PWV+B···(3)

在式(3)中，A、B是常数。即，通过将根据心电图波形与血管直径变动波形求出的脉波传播速度PWV代入该式(3)，能够计算收缩期血压Ps。将该式(3)称为PWV血压计算式。该PWV血压计算式相当于第二关系。

一次式(3)的计算能够利用例如最小二乘法。在图5中仅绘制出5个采样数据，通过得到更多的采样数据，能够导出更准确的关系式。

但是，通过PWV方式求出是收缩期血压Ps。无法得到扩张期血压Pd。因此，使用变更β血压计算式而得到的公式(以下，称为“β血压计算变更式”)来计算扩张期血压Pd。该β血压计算变更式相当于第三关系。

图6是说明β血压计算变更式的图，示出血管直径D与血压P的对应关系。在图6中，曲线C1是变更前的β血压计算式。在通过超声波测定得到的扩张血管直径Dd1以及收缩血管直径Ds1各自包含测定误差(直直径误差)、血管直径的测定精度低的情况下，使用PWV方式。此时，虽然是血管直径的测定精度低的状态，但能够推断所跟踪的血管直径的变动ΔD(＝Ds1-Dd1)较准确。即，扩张血管直径Dd1以及收缩血管直径Ds1各自包含的测定误差能够推断为相同程度。因此，平行移动曲线C1，以使其通过利用PWV方式求出的收缩期血压Ps、和包含误差的收缩期血管直径Ds1的交点。这是曲线C2。

因此，曲线C2成为下式(4)。

P＝Ps1×exp[β(D/Ds1-1)]···(4)

在式(4)中，Ps1、Ds1、β是常数，Ps1是将脉波传播速度PWV代入式(3)而计算出的收缩期血压，Ds1是由超声波测定得到的收缩期血管直径，β是通过式(2)确定的僵硬度参数。在血管直径的测定精度低的情况下，在定义了该式(4)的基础上，通过将利用超声波测定(包含误差)得到的血管直径代入式(4)，能够计算血压。

[功能构成]

图7是超声波血压计测装置10的功能构成图。根据图7，超声波血压计测装置10构成为具备超声波探测器30、心电图电极40、40、操作部110、显示部120、声音输出部130、通信部140、处理部200、以及存储部300。

操作部110通过按钮开关、触摸面板，各种传感器等输入装置来实现，将与进行的操作相应的操作信号输出到处理部200。显示部120通过LCD(LiquidCrystalDisplay，液晶显示器)等显示装置来实现，进行与来自处理部200的显示信号相应的各种显示。声音输出部130通过扬声器等声音输出装置来实现，进行基于来自处理部200的声音信号的各种声音输出。通信部140通过无线LAN(LocalAreaNetwork，局域网)、蓝牙(注册商标)等无线通信装置来实现，进行与外部装置(主要是加压血压计50)的通信。

处理部200通过CPU(CentralProcessingUnit，中央处理器)、DSP(DigitalSignalProcessor，数字信号处理器)等微处理器、ASIC(ApplicationSpecificIntegratedCircuit，专用集成电路)、IC(IntegratedCircuit，集成电路)存储器等电子部件来实现，根据在存储部300中存储的程序、数据、来自操作部110的操作信号等来执行各种运算处理，控制超声波血压计测装置10的动作。另外，处理部200具有超声波测定控制部202、心电图计测控制部204、血管直径测定部206、脉波传播速度计算部208、β血压计算式生成部210、PWV血压计算式生成部212、β血压计算式变更部214、可靠性判定部216、通常血压计算部218、以及临时血压计算部220。

超声波测定控制部202控制超声波探测器30中的超声波的发送接收。具体地说，在规定周期的发送定时从超声波探测器30发送超声波。另外，进行由超声波探测器30接收到的超声波的反射波的信号的放大等。基于利用该超声波探测器30接收到的反射波的接收信号，生成A模式、B模式、M模式这样的各模式的超声波测定数据304。

心电图计测控制部204计测作为伴随着心脏的搏动的电气变动的心电图。具体地说，进行2个心电图电极40间的电位差的放大、向数字信号的变换等。心电图计测控制部204所计测到的心电图作为心电图计测数据306存储。

血管直径测定部206基于利用超声波探测器30接收到的的超声波的反射波的接收信号，计算血管直径。即，根据接收信号的信号强度，来判定分别来自血管的前壁以及后壁的反射波的接收。使用从超声波的发送定时开始到前壁以及后壁各自的反射波的接收定时为止的时间差，来计算前壁以及后壁各自的位置(深度位置)。然后，根据前壁以及后壁各自的位置来计算血管直径(参照图2)。

由于随时执行基于超声波探测器30的超声波的发送以及反射波的接收，所以每隔规定时间(例如，几毫秒～几十毫秒左右的可以说几乎实时的时间间隔)重复执行该血管直径的计算。由此，能够得到表示血管直径的变动的波形(参照图4的(1))。通过血管直径测定部206计算出的血管直径与测定时刻建立对应，作为血管直径测定数据308进行累积存储。

脉波传播速度计算部208根据通过血管直径测定部206测定出的血管直径、以及通过心电图计测控制部204计测到的心电图波形，来计算脉波传播速度PWV。即，计算从在通过心电图计测控制部204计测到的心电图波形中出现R波的波峰起直到在通过血管直径测定部206计测到的血管直径的变动波形中最小值出现为止的时间，作为脉波传播时间PTT。然后，根据该脉波传播时间PTT、以及预先确定的超声波探测器30与心电图电极40之间的距离L，计算脉波传播速度PWV(＝L/PTT)(参照图4的(1)和(2))。通过脉波传播速度计算部208计算出的脉波传播速度作为脉波传播速度数据310而被累积存储。

β血压计算式生成部210生成用于根据血管直径D计算血压P的β血压计算式。即，根据通过加压血压计50计测到的收缩期血压Ps和扩张期血压Pd、以及通过血管直径测定部206测定到的收缩期血管直径Ds和扩张期血管直径Dd，计算由式(2)确定的僵硬度参数β，从而定义表示血管直径D与血压P的对应关系的式(1)。

由加压血压计50实施的血压计测需要几秒～几十秒。另外，收缩期血管直径Ds以及扩张期血管直径Dd根据由加压血压计50实施的血压计测以及通过血管直径测定部206计算出的血管直径来求出。即，检测毎次心跳的血管直径的最大值以及最小值，将最大值设定为收缩期血管直径Ds，将最小值设定为扩张期血管直径Dd。

通过β血压计算式生成部210计算出的β血压计算式作为β血压计算式数据314进行存储。详细地说，β血压计算式数据314存储定义β血压计算式(式(1))的参数β、Ds、Pd、Dd的值。

PWV血压计算式生成部212生成用于根据脉波传播速度PWV计算收缩期血压Ps的PWV血压计算式。即，根据作为PWV血压计算式生成用数据库318存储的多个脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps的对应关系(PWV，Ps)的采样数据，通过最小二乘法等，计算一次式的近似式。通过PWV血压计算式生成部212生成的PWV血压计算式，作为PWV血压计算式数据316进行存储。详细地说，PWV血压计算式数据316存储定义PWV血压计算式(式(3))的参数A、B的值。

此外，在PWV血压计算式生成用数据库318中存储的脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps的对应关系(PWV，Ps)如后面所述，是在通过可靠性判定部216判定为满足可靠性条件的情况下计算出的值。

β血压计算式变更部214变更通过β血压计算式生成部210生成的β血压计算式，生成β血压计算变更式。即，把将通过脉波传播速度计算部208计算出的脉波传播速度PWV代入通过PWV血压计算式生成部212生成的PWV血压计算式而计算出的收缩期血压Ps1、以及通过血管直径测定部206测定到的收缩期血管直径Ds1，置换成β血压计算式中的常数Pd、Dd，作为β血压计算变更式。该β血压计算变更式相当于临时对应关系计算部。

可靠性判定部216判定通过血管直径测定部206测定到的血管直径的精度是否满足给定的可靠性条件。可靠性条件是指利用超声波进行的血管直径的测定精度为“优良”的条件，具体地说，设定为来自血管内膜的超声波的反射波的接收电平(信号强度)为规定电平以上。

在通过可靠性判定部216判定为满足可靠性条件的情况下，通常血压计算部218根据由超声波测定得到的血管直径来计算血压。例如，将通过血管直径测定部206测定到的血管直径代入通过β血压计算式生成部210生成的β血压计算式而确定血压。该通常血压计算部218相当于血压确定部。如果将所求出的血压仅设定为收缩期血压Ps以及扩张期血压Pd，则通过将一次心跳中的最大的血管直径作为收缩期血管直径Ds、将最小的血管直径作为扩张期血管直径Dd代入β血压计算式，能够确定收缩期血压Ps以及扩张期血压Pd。该通常血压计算部218担负作为血压确定部的一种功能，所以也可以说是相当于血压确定部的功能部。将通过通常血压计算部218计算出的血压Ps、Pd与测定时刻建立对应，作为血压计算数据312进行累积存储。

在通过可靠性判定部216判定为不满足可靠性条件，但能够计测所跟踪的血管直径的变动ΔD并且能够判断为大致恒定的情况下，临时血压计算部220根据脉波传播速度计算血压。即，按照每次心跳，将通过脉波传播速度计算部208计算出的脉波传播速度PWV代入通过PWV血压计算式生成部212生成的PWV血压计算式，来计算收缩期血压Ps。接着，检测通过血管直径测定部206测定到的血管直径的最小值并设定为扩张期血管直径Dd，将该扩张期血管直径Dd代入通过β血压计算式变更部214变更后的β血压计算变更式，来计算扩张期血压Pd。该临时血压计算部220担负作为血压确定部的一种功能，所以也可以说是相当于血压确定部的功能部。将通过临时血压计算部220计算出的血压Ps、Pd与测定时刻建立对应，作为血压计算数据312进行累积存储。

存储部300通过ROM(ReadOnlyMemory，只读存储器)、RAM(RandomAccessMemory，随机存取存储器)、硬盘等存储装置来实现，处理部200存储用于综合控制超声波血压计测装置10的程序、数据，并且被用作处理部200的工作区域，临时存储处理部200执行的运算结果、来自操作部110的操作数据等。在本实施方式中，在存储部300中存储有血压计测程序302、超声波测定数据304、心电图计测数据306、血管直径测定数据308、脉波传播速度数据310、血压计算数据312、β血压计算式数据314、PWV血压计算式数据316以及PWV血压计算式生成用数据库318。该存储部300相当于第一对应关系存储部以及第二对应关系存储部。

[处理的流程]

图8是说明血压计测处理的流程的流程图。该处理是处理部200依照血压计测程序302来执行的处理，在根据外部指示等而指示血压计测的开始的情况下开始。

首先，超声波测定控制部202开始使超声波探测器30发送接收超声波的超声波测定，并且血管直径测定部206开始基于超声波的反射波的接收信号的血管直径的测定(步骤S1)。

接着，处理部200判断是否需要β血压计算式的校正。例如，受试者2在初次通过该装置进行血压计测的情况、从上次的校正起经过了规定时间这样的情况下，判断为需要校正。

如果需要校正(步骤S3：是)，则在显示部120显示消息等，对受试者2指示安装袖带52并进行由加压血压计50实施的血压计测，开始由加压血压计50实施的受试者2的血压计测，计测最大血压(收缩期血压)Ps、最小血压(扩张期血压)Pd(步骤S5)。另外，血管直径测定部206根据所测定到的血管直径计算收缩期血管直径Ds、以及扩张期血管直径Dd(步骤S7)。当由加压血压计50实施的血压计测结束后，β血压计算式生成部210根据由超声波测定得到的血管直径Ds、Dd、以及通过加压血压计50计测到的血压Ps、Pd，求出僵硬度参数β，计算血管直径与血压的对应关系式(1)(步骤S9)。到此为止是校正。

接着，心电图计测控制部204开始心电图计测(步骤S11)。另外，血管直径测定部206根据所测定到的血管直径，按照每次心跳，计算收缩期血管直径Ds1、以及扩张期血管直径Dd1(步骤S13)。另外，脉波传播速度计算部208根据所测定到的血管直径波形以及心电图波形，计算脉波传播速度PWV(步骤S15)。

接着，可靠性判定部216判断是否能够进行应用β方式的血压的计算。β方式是否能够应用是根据是否满足可靠性条件来判断的。如果能够应用β方式(步骤S17：是)，则通常血压计算部218将所计算出的收缩期血管直径Ds1、以及扩张期血管直径Dd1分别代入β血压计算式，计算收缩期血压Ps1、以及扩张期血压Pd1(步骤S19)。然后，对所计算出的血压Ps1、Pd1与计算方式(在这种情况下，表示是“β方式”的内容)一起进行显示控制(步骤S21)。另外，通常血压计算部218将所计算出的脉波传播速度PWV以及收缩期血压Ps1建立对应，作为新的采样数据累积存储到PWV血压计算式生成用数据库318(步骤S23)。

另一方面，如果不能应用β方式(步骤S17：否)，则接着判断是否能够进行应用PWV方式的血压的计算。PWV方式是否能够应用是根据是否能够通过位相差跟踪等计测血管直径的变动ΔD来判断的。

如果能够应用PWV方式(步骤S27：是)，则临时血压计算部220将所计算出的收缩期血管直径Ds1代入PWV血压计算式，计算收缩期血压Ps2(步骤S29)。接着，β血压计算式变更部214使用所计算出的收缩期血管直径Ds1、以及收缩期血压Ps2，来变更β血压计算式，生成β血压计算变更式(步骤S31)。接着，临时血压计算部220将所计算出的扩张期血管直径Dd1代入所生成的β血压计算变更式而计算扩张期血压Pd2(步骤S33)。对所计算出的血压Ps2、Pd2与计算方式(在这种情况下，表示是“PWV方式”的内容)一起进行显示控制(步骤S35)。

其后，处理部200根据外部指示等判断是否结束血压计测，如果不结束(步骤S37：否)，则返回步骤S13。如果结束血压计测(步骤S37：是)，则超声波测定控制部202结束超声波测定，血管直径测定部206结束血管直径测定(步骤S39)，并且心电图计测控制部204结束心电图计测(步骤S41)。当进行以上的处理之后，血压计测处理结束。

这样，根据本实施方式的超声波血压计测装置10，在利用超声波进行的血管直径的计测精度降低的情况下，使用脉波传播速度PWV、以及变更β血压计算式(式(1))后得到的β血压计算变更式(式(4))，能够计算血压。

[变形例]

此外，能够应用本发明的实施方式不限定于上述的实施方式，在不脱离本发明的主旨的范围内，当然能够进行适当变更。

(A)脉波传播速度PWV

例如，也可以不采用脉波传播速度PWV，而采用脉波传播时间PTT来计算收缩期血压Ps。在这种情况下，代替脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps的对应关系式(3)，而确定脉波传播时间PTT与收缩期血压Ps的对应关系，根据该对应关系与脉波传播时间PTT，计算收缩期血压Ps。

(B)心电图电极40

另外，在上述的实施方式中，2个心电图电极40的其中之一与超声波探测器30形成一体，但也可以不与超声波探测器30形成一体。在这种情况下，与超声波探测器30分体地构成2个心电图电极40、40。

(C)PWV血压计算式

另外，将脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps的对应关系式(式(3))设定为线性函数(一次式)(参照图5)，也可以设定为非线性函数(近似曲线)。

(D)PWV血压计算式

另外，设定为使用脉波传播速度PWV与收缩期血压Ps的对应关系来确定PWV血压计算式，但也可以不是收缩期血压Ps，而使用与扩张期血压Pd、平均血压的对应关系来确定PWV血压计算式。

(E)计测对象血管

另外，将作为超声波计测的对象的血管设定为颈动脉，但也可以将除此之外的血管、例如上臂动脉、桡骨动脉、大腿动脉、锁骨下动脉、大动脉等作为计测对象血管。

Claims (10)

1.一种超声波血压计测装置，其特征在于，

进行向血管发送超声波和接收反射波来计测血压，

所述超声波血压计测装置具备：

第一关系存储部，存储所述血管的血管直径与血压的第一关系；

第二关系存储部，存储所述血管的脉波传播速度与所述血压的第二关系；以及

血压确定部，具有第一血压计算部和第二血压计算部，所述第一血压计算部使用通过所述超声波计测到的所述血管的血管直径，根据所述第一关系来确定所述血压，所述第二血压计算部使用通过所述超声波计测到的所述血管的脉波传播速度，根据所述第二关系来确定所述血压。

2.根据权利要求1所述的超声波血压计测装置，其特征在于，具备：

第三关系计算部，使用基于所述第二关系的、与所述脉波传播速度对应的所述血压，计算变更所述第一关系后得到的第三关系。

3.根据权利要求1或2所述的超声波血压计测装置，其特征在于，

所述第二关系是用一次式表示的关系。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的超声波血压计测装置，其特征在于，

在利用所述超声波进行的所述血管的血管直径计测满足规定的可靠性条件的情况下，所述血压确定部根据该计测到的血管直径与所述第一关系来确定血压，

所述超声波血压计测装置还具备：

数据库，在满足所述可靠性条件的情况下，存储通过脉波传播速度计测部计测到的脉波传播速度以及通过所述血压确定部确定的血压；以及

第二关系计算部，根据所述数据库的存储内容计算所述第二关系。

5.根据权利要求4所述的超声波血压计测装置，其特征在于，

在利用所述超声波进行的所述血管的血管直径计测不满足规定的所述可靠性条件的情况下，所述血压确定部根据所述脉波传播速度与所述第二关系来确定血压。

6.根据权利要求4或5所述的超声波血压计测装置，其特征在于，

所述第二关系是所述脉波传播速度与收缩期血压的关系，

所述数据库存储通过所述血压确定部确定的所述收缩期血压。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的超声波血压计测装置，其特征在于，还具备：

脉波传播速度计测部，计测所述血管的脉波传播速度。

8.一种血压计测方法，其特征在于，

进行向血管发送超声波以及接收反射波来计测血压，

所述血压计测方法包括：

存储所述血管的血管直径与血压的第一关系；

存储所述血管的脉波传播速度与所述血压的第二关系；以及

根据规定的可靠性条件选择以下操作中的任一个：通过所述超声波来计测所述血管的血管直径，并根据所述第一关系来确定所述血压；以及通过所述超声波来计测所述血管的脉波传播速度，并根据所述第二关系来确定所述血压。

9.根据权利要求8所述的血压计测方法，其特征在于，

使用基于所述第二关系的、与所述脉波传播速度的计测结果对应的血压，计算变更所述第一关系后得到的第三关系。

10.根据权利要求8或9所述的血压计测方法，其特征在于，

所述第二关系是用一次式表示的关系。