JP2015205153A - 超音波血圧計測装置及び超音波血圧計測方法 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波を用いた血圧計測において、最高血圧（心収縮期血圧）及び最低血圧（拡張期血圧）の速やか且つ連続的な測定の実現。【解決手段】超音波血圧計測装置１０は、血管に対して送信した超音波の反射波を受信し、少なくとも一心拍時間分の前記超音波の反射波に基づいて前記血管の血管径を計測する。そして、予め設定された前記血管の血管径と血圧との相関関係を用いて、前記計測された血管径の変化度合の極大期に対して後に現れる前記血管径の最大値、及び、前記極大期に対して前に現れる血管径の最小値から、心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出する。【選択図】図１

Description

本発明は、超音波を用いて血圧を計測する超音波血圧計測装置等に関する。

被検者の血圧を非侵襲に計測する手法として、超音波を用いて被検者の血管の血管径を計測し、血管径から推定的に血圧を求める技術が知られている。例えば、特許文献１には、血管径と血圧との関係を非線形関数として捉え、血管の硬さを示すスティフネスパラメーターβと血管径とから、血圧を算出する方法が開示されている。

特開２００４−４１３８２号公報

一般的に、血圧計測では、最高血圧（心収縮期血圧）及び最低血圧（心拡張期血圧）を計測する。つまり、上述のような血管径と血圧との関係を用いて血圧を算出する場合には、先ずは最高血圧（心収縮期血圧）となるときの血管径である心収縮期血管径と、最低血圧（心拡張期血圧）となるときの血管径である心拡張期血管径とを測定する必要がある。

また、従来の血圧測定に用いられるカフ型の加圧血圧計では、計測に数十秒程度の時間を要する、連続的な計測ができないといった短所があり、速やか且つ連続的な血圧計測が求められていた。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、超音波を用いた血圧計測において、最高血圧（心収縮期血圧）及び最低血圧（心拡張期血圧）の速やか且つ連続的な測定を可能とすることである。

上記課題を解決するための第１の発明は、超音波を血管に対して送信し、反射する反射波を受信する送受信部と、少なくとも一心拍時間分の前記超音波の反射波に基づいて前記血管の血管径を計測する血管径計測部と、前記血管径の変化度合の極大期を算出する極大期算出部と、前記血管の変化度合に極大期に対して後に現れる前記血管径の最大値を心収縮期血管径とし、前記極大期に対して前に現れる前記血管径の最小値を心拡張期血管径として取得する血管径取得部と、予め設定された前記血管の血管径と血圧との相関関係を用いて、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径から心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出する血圧算出部と、を備えた超音波血圧計測装置である。

また、他の発明として、血管に対して送信した超音波の反射波を受信し、少なくとも一心拍時間分の前記超音波の反射波に基づいて前記血管の血管径を計測することと、前記血管径の変化度合の極大期を算出することと、予め設定された前記血管の血管径と血圧との相関関係を用いて、前記計血管径の変化度合の極大期に対して後に現れる前記血管径の最大値、及び、前記極大期に対して前に現れた前記血管径の最小値から、心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出することと、を含む超音波血圧計測方法を構成しても良い。

この第１の発明等によれば、一心拍毎に心収縮期血圧及び心拡張期血圧を計測することができる。血管は、心臓の拍動によって拡張及び収縮を繰り返し、血管径は、心収縮期には増加し、心拡張期には減少するように変化する。例えば、頸動脈の場合、血管径は、心収縮期に急激に増加し、心拡張期には緩やかに減少するという特徴がある。つまり、心収縮期における血管径の変化度合が拡張期のそれに比較して大きく、血管径の変化度合の極大期は心収縮期に現れる。これにより、血管径の変化度合の極大期に対して前に現れる血管径の最小値を心拡張期血管径、極大期に対して後に現れる最大値を心収縮期血管径として取得することができる。よって、一泊毎に現れる心収縮期血圧及び心拡張期血圧を計測することができるため、最高血圧（心収縮期血圧）及び最低血圧（心拡張期血圧）の速やか且つ連続的な測定が可能となる。

また、第２の発明として、第１の発明の超音波血圧測定装置であって、前記血管径取得部は、前記血管径が変化する速度の極大期を前記変化度合の極大期として、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径を取得する、超音波血圧計測装置を構成しても良い。

この第２の発明によれば、血管径の変化度合として、血管径が変化する速度が用いられる。

また、第３の発明として、第１の発明の超音波血圧測定装置であって、前記血管径取得部は、前記血管径が変化する加速度の極大期を前記変化度合の極大期として、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径を取得する、超音波血圧計測装置を構成しても良い。

この第３の発明によれば、血管径の変化度合として、血管径が変化する加速度が用いられる。

また、第４の発明として、第１〜第３の何れかの発明の超音波血圧計測装置であって、前記相関関係を設定する相関関係設定部、を更に備えた超音波血圧計測装置を構成しても良い。

この第４の発明によれば、血管径と血圧との相関関係が設定される。血管径と血圧との相関関係は、個人によって差異がある。このため、例えば、別途計測した血圧を用いて血管径と血圧との相関関係を設定することで、被検者に適合した校正を実現できる。

また、第５の発明として、第１〜第４の何れかの発明の超音波血圧計測装置であって、前記血管は動脈である、超音波血圧計測装置を構成しても良い。

この第５の発明によれば、動脈血管の血圧を計測することができる。

また、第６の発明として、第１〜第５の何れかの発明の超音波血圧計測装置であって、前記相関関係を前記血管径と前記血圧とのルックアップテーブルとして記憶する記憶部を更に備え、前記血圧算出部が、前記ルックアップテーブルを参照して、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径から心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出する、超音波血圧計測装置を構成してもよい。

この第６の発明によれば、血管径と血圧との相関関係をルックアップテーブルとして記憶することができる。従って血圧を算出する際の演算負荷を低減することができる。

超音波血圧計測装置の適用例。 超音波による血管径の測定の説明図。 血管径と血圧との関係を示すグラフ。 （１）血管径変動波形のグラフ、（２）血管径の変動加速度波形のグラフ。 超音波血圧計測装置の機能構成図。 血圧計測処理のフローチャート。 （１）血管径変動波形のグラフ、（２）血管径の変動速度波形のグラフ。 相関関係設定データの変形例を示す図。

［全体構成］
図１は、本実施形態における超音波血圧計測装置１０の適用例を示す図である。超音波血圧計測装置１０は、超音波を利用して非加圧で被検者２の血圧を計測する装置であり、本体装置２０と、超音波プローブ３０とを備える。

超音波プローブ３０は、例えば数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚの超音波のパルス信号或いはバースト信号を送信及び受信する超音波振動子３２（図２参照）を有し、受信信号を本体装置２０に出力する。この超音波プローブ３０は、例えば、被検者２の頸動脈の直上に超音波振動子３２が位置するように被検者２の頸部皮膚面に貼付される。ここで“直上”とは、理解を容易にするために超音波プローブ３０を操作する上での操作マニュアル的な表現で用いているものであり、正確にいうと、超音波振動子３２から照射される超音波の照射直線上に頸動脈が位置する位置関係のことである。

本体装置２０は、超音波プローブ３０と有線接続されており、超音波プローブ３０を用いて被検者２の血圧を計測する。具体的には、超音波プローブ３０を用いて被検者２の血管（例えば、頸動脈）に向けて超音波を照射し、その反射波の受信信号に基づいて血管径を測定し、測定した血管径をもとに被検者２の血圧を算出する。特に、本実施形態では、一心拍毎に、心収縮期血圧（最高血圧）及び心拡張期血圧（最低血圧）を測定・出力することを特徴としている。一般的には、単に収縮期血圧及び拡張期血圧と呼ばれることがあるが、本実施形態では血管の収縮及び拡張についても扱うため、混同を避けるために心収縮期血圧及び心拡張期血圧と呼ぶこととする。

なお、血管径に基づく血圧の算出にあたっては、血管径とは別に、校正用に血圧を計測する必要がある。この血圧計測のために、本実施形態では加圧血圧計４０を用いることとする。加圧血圧計４０は、加圧用のカフ４２を被検者２の上腕部に巻き付けて被検者２の腕動脈の血圧を計測する。校正後は、カフ４２は被検者２から取り外され、以降は、超音波プローブ３０を用いて被検者２の非加圧、すなわち非侵襲の血圧計測が行われる。

［原理］
（１）血管径の測定
先ず、超音波を利用した血管径の測定について説明する。図２は、超音波による血管径の測定を説明する図であり、血管４の長軸方向の断面図を示している。図２に示すように、測定にあたり、超音波プローブ３０は、超音波振動子３２が血管４の直上の皮膚面３に密着するように被検者２の首に貼付される。

超音波振動子３２からは、図２において下に向かう方向に超音波が送信される。超音波は、媒質の境界面で大きく反射する特性がある。つまり、超音波振動子３２の直下に血管４が位置している場合、当該超音波振動子３２から送信された超音波は、その一部が血管４の前壁４ａ及び後壁４ｂにおいて反射し、当該超音波振動子３２における反射波信号には、前壁４ａ及び後壁４ｂそれぞれで反射した強い反射波が現れる。そして、前壁４ａからの反射波と後壁４ｂからの反射波との時間差と、超音波の伝搬速度とから、血管径Ｄが求められる。超音波の伝搬速度は既知であるため、反射波の時間差を計測できれば血管系Ｄが求められる。超音波を用いた血管径の測定は、例えば数ミリ秒〜数十ミリ秒等の所定周期で繰り返し実行される。測定単位を、以下、「フレーム」と呼ぶ。

（２）血管径と血圧との相関関係
次に、血管径に基づく血圧の測定について説明する。図３は、血管径Ｄと血圧Ｐとの対応関係を示すグラフである。図３に示すように、血管径Ｄと血圧Ｐとの相関関係は非線形の関係があり、次式（１）に示す相関式で表すことができることが知られている。
Ｐ＝Ｐｄ・ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｄ−１）］ ・・（１）
但し、β＝ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｄｓ／Ｄｄ−１） ・・（２）
式（１），（２）において、「Ｐｄ」は心拡張期血圧（最低血圧）、「Ｄｄ」は心拡張期血圧のときの血管径である心拡張期血管径、「Ｐｓ」は心収縮期血圧（最大血圧）、「Ｄｓ」は心収縮期血圧のときの血管径である心収縮期血管径、「β」はスティフネスパラメーターと呼ばれる血管弾性指標値である。

但し、この相関式（１）を用いて血管径Ｄから血圧Ｐを求めるためには、式（１），（２）の定数である心拡張期血圧Ｐｄ、心拡張期血管径Ｄｄ、心収縮期血圧Ｐｓ、心収縮期血管径Ｄｓ、及び、スティフネスパラメーターβを定めて、相関式（１）を定義する校正を行う必要がある。そこで本実施形態では、超音波プローブ３０を用いて心拡張期血管径Ｄｄ及び心収縮期血管径Ｄｓを計測するとともに、加圧血圧計４０を用いて心拡張期血圧Ｐｄ及び心収縮期血圧Ｐｓを計測し、これらの計測値Ｄｄ，Ｄｓ，Ｐｄ，Ｐｓによってスティフネスパラメーターβを求めることで、相関式（１）を定義する。なお、校正のための心拡張血圧Ｐｄ及び心収縮期血圧Ｐｓの計測は、加圧血圧計４０である必要はなく、別の計測手段で計測することとしてもよいのは勿論である。

校正後は、測定した血管径Ｄに基づき、この相関式（１）から血圧Ｐを推定的に求めることができる。すなわち、本実施形態では、超音波測定によって心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１を測定し、測定した心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１に基づき、相関式（１）から心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出する。

（３）心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１の測定
続いて、超音波による心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１の測定について説明する。血管は、心臓の拍動によって略等方的に収縮及び拡張を繰り返す。つまり、血管径は血圧と略同一の変動をする。

図４（１）は、一心拍期間における頸動脈の血管径の時間変化を示す血管径変動波形である。図４（１）において、横方向は時刻ｔ、縦方向は血管径Ｄである。一心拍期間は、心収縮期と心拡張期とから構成される。すなわち、頸動脈血管は、心臓の拍動に応じて心収縮期から急激に血管径が拡大して膨らみ、心拡張期では緩やかに血管径が縮小してもとの太さに戻る。よって、血管径変動波形は、心収縮期においては血管径が急激に増加するので急激に立ち上がるが、心拡張期においては血管径が緩やかに減少するのでなだらかに下降する。この血管径変動波形において、血管径の最小値が心拡張期血管径Ｄｄ１であり、最大値が心収縮期血管径Ｄｓ１である。本実施形態においては、この心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１を、血管径の変化度合を用いることで取得する。

図４（２）は、図４（１）の血管径変動波形から得られる、血管径の変化度合の一例である変動加速度を示す波形である。この血管径の変動加速度波形は、例えば、隣接するフレーム間の血管径波形を、フレームレートに基づいて時間方向に二回微分することで得られる。

血管径Ｄは、心収縮期において急激に増加した後に心拡張期において減少するため、血管径の変動加速度波形では、心収縮期において、正のピーク（極大値）Ｍ１と、負のピーク（極小値）Ｍ２とが現れている。また、心拡張期においても正のピーク（極大値）及び負のピーク（極小値）が現れているが、心収縮期と比較して血管径の変化が緩やかであるため、小さいピークとなっている。

つまり、心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１は、血管径の変動加速度波形の心収縮期における正のピークＭ１の前後に現れる。詳細には、ピークＭ１は血管径の極大期を示しており、心収縮期血管径Ｄｓ１はピークＭ１に後続する直後の最大値として現れ、心拡張期血管径Ｄｄ１はピークＭ１に先行する直前の最小値として現れる。

このため、血管径の変動加速度波形のピークＭ１を含む所定期間Ｔｗを定め、この所定期間Ｔｗにおける血管径Ｄの最大値を心収縮期血管径Ｄｓ１とし、最小値を心拡張期血管径Ｄｄ１として検出する。所定期間Ｔｗは、血管径変動波形の最大値（心収縮期血管径Ｄｓ１）及び最小値（心拡張期血管径Ｄｄ１）を含むように定められる。具体的には、心収縮期の長さより長く、且つ、一心拍期間よりも短い期間として定められ、数百ミリ程度、例えば「１００〜３００ミリ秒程度」である。

また、血管径の変動加速度波形におけるピークＭ１は、変動加速度が所定の閾値Ａを超えたことで検出し、ピークＭ１を検出した時点を極大期と判断する。所定の閾値Ａは、変動加速度波形における心収縮期のピークＭ１より小さく、且つ、心拡張期のピークより大きい値となるように定められる。なお、被検者２によって血管径の変動加速度波形が異なる。このため、例えば、校正時等に予め取得した血管径変動波形から変動加速度波形を求め、この変動加速度波形における正のピークの大きさに応じて閾値Ａを定めることとしても良い。

心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１の算出は、所定期間Ｔｗが終了した後に行われる。つまり、所定期間Ｔｗが終了した後、当該所定期間Ｔｗにおける血管径の最大値である心収縮期血管径Ｄｓ１、及び、最小値である心拡張期血管径Ｄｄ１を算出し、式（１）から心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出することで血圧を算出する。この演算処理に要する時間はたかだか「１００〜２００ミリ秒程度」である。よって、一心拍毎に、当該心拍における心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を、次の心拍が到来する前までに即座に算出・出力することができ、速やか且つ連続的な測定を実現できる。

［機能構成］
図５は、超音波血圧計測装置１０の機能構成図である。図５に示すように、超音波血圧計測装置１０は、超音波プローブ３０と、本体装置２０とを備えて構成される。本体装置２０は、操作部１１０と、表示部１２０と、音出力部１３０と、通信部１４０と、処理部２００と、記憶部３００とを備えて構成される。

操作部１１０は、ボタンスイッチやタッチパネル、各種センサー等の入力装置によって実現され、なされた操作に応じた操作信号を処理部２００に出力する。表示部１２０は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等の表示装置によって実現され、処理部２００からの表示信号に応じた各種表示を行う。音出力部１３０は、スピーカー等の音出力装置によって実現され、処理部２００からの音信号に基づく各種音出力を行う。通信部１４０は、無線ＬＡＮ（Local Area Network）やＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）等の無線通信装置によって実現され、外部装置（主に、加圧血圧計４０）との通信を行う。

処理部２００は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＤＳＰ（Digital Signal Processor）等のマイクロプロセッサー、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：特定用途向け集積回路）、ＩＣ（Integrated Circuit）メモリー等の電子部品によって実現され、記憶部３００に記憶されたプログラムやデータ、操作部１１０からの操作信号等に基づいて各種演算処理を実行して、超音波血圧計測装置１０の動作を制御する。また、処理部２００は、超音波測定制御部２１０と、血管径算出部２２０と、相関関係設定部２３０と、血管径特徴値取得部２４０と、血圧算出部２５０とを有し、血圧計測プログラム３１０に従った血圧計測処理（図６参照）を実行する。

超音波測定制御部２１０は、超音波プローブ３０における超音波の送受信を制御する。具体的には、所定周期の送信タイミングで、超音波プローブ３０から超音波を送信させる。また、超音波プローブ３０にて受信された超音波の反射波の信号の増幅等を行う。この超音波プローブ３０による反射波の受信信号をもとに、ＡモードやＢモード、Ｍモードといった各モードの超音波測定データ３２０が生成される。

血管径算出部２２０は、超音波プローブ３０による超音波の反射波の受信信号をもとに、血管径を算出する。すなわち、受信信号の信号強度から、血管４の前壁４ａ及び後壁４ｂそれぞれからの反射波の受信を判定する。そして、それぞれの反射波の受信時点の時間差を用いて血管径を算出する。また、この血管径の算出は、超音波プローブ３０による超音波の送信及び反射波の受信が随時実行されることから、所定時間（例えば、数ミリ秒〜数１０ミリ秒等のほぼリアルタイムといえる時間間隔）毎に繰り返し実行する。これにより、血管径の変動を示す波形（図４（１）参照）が得られる。血管径算出部２２０によって得られた血管径は、測定時刻と対応付けて、血管径測定データ３５０として蓄積記憶される。

相関関係設定部２３０は、血管径算出部２２０の算出結果と、加圧血圧計４０の計測結果とをもとに、血管径Ｄと血圧Ｐとの相関関係を設定する。すなわち、心収縮期血圧Ｐｓ、心拡張期血圧Ｐｄ、心収縮期血管径Ｄｓ及び心拡張期血管径Ｄｄから、式（２）で与えられるスティフネスパラメーターβを求めることで、血管径と血圧との相関関係を示す相関式（１）を設定・定義する。相関関係設定部２３０は、血管径と血圧との相関関係を校正する校正部ともいえる。

心収縮期血圧Ｐｓ及び心拡張期血圧Ｐｄは、加圧血圧計４０によって計測される。加圧血圧計４０による血圧計測には、数秒〜十数秒程度の時間を要する。また、心収縮期血管径Ｄｓ及び心拡張期血管径Ｄｄは、加圧血圧計４０による血圧計測に並行して行われた血管径算出部２２０によって算出された血管径から求める。すなわち、一心拍毎の血管径の最大値及び最小値を検出し、これらの最大値の平均値を心収縮期血管径Ｄｓとするとともに、最小値の平均値を心拡張期血管径Ｄｄとする。

なお、加圧血圧計４０により計測された血圧は、計測時刻と対応付けて血圧測定データ３４０として記憶される。また、相関関係設定部２３０によって設定された血管径と血圧との相関関係は、相関関係設定データ３３０として記憶される。詳細には、相関関係設定データ３３０は、相関式（１）を定義するパラメーターＤｓ，Ｄｄ，Ｐｓ，Ｐｄ，βの値を格納している。

血管径特徴値取得部２４０は、血管径算出部２２０によって算出された血管径から、血管径の特徴値である心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１を求める。すなわち、血管径の時間変化から血管径の変動加速度を算出し、変動加速度が所定の閾値を超えた時点の変動加速度を正のピークＭ１（極大期の値：極大値）とみなし、ピークＭ１の時点を基準として所定期間Ｔｗを設定する。そして、設定した所定期間Ｔｗにおける血管径の最大値及び最小値を判定し、判定した最大値を心収縮期血管径Ｄｓ１とし、最小値を心拡張期血管径Ｄｄ１とする。この血管径特徴値取得部２４０が、極大期算出部及び血管径取得部に該当する。血管径特徴値取得部２４０によって算出された血管径の特徴値（心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１）は、血管径特徴値データ３６０として記憶される。

血圧算出部２５０は、血管径特徴値取得部２４０によって算出された血管径の特徴値である心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１をもとに、相関関係設定部２３０によって設定された相関式（１）に従って、心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出する。血圧算出部２５０によって算出された心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１は、測定時刻と対応付けて、血圧算出データ３７０として蓄積記憶される。

記憶部３００は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）、ハードディスク等の記憶装置によって実現され、処理部２００が超音波血圧計測装置１０を統合的に制御するためのプログラムやデータを記憶しているとともに、処理部２００の作業領域として用いられ、処理部２００が実行した演算結果や、操作部１１０からの操作データ等が一時的に記憶される。本実施形態では、記憶部３００には、血圧計測プログラム３１０と、超音波測定データ３２０と、相関関係設定データ３３０と、血圧測定データ３４０と、血管径測定データ３５０と、血管径特徴値データ３６０と、血圧算出データ３７０とが記憶される。

［処理の流れ］
図６は、血圧計測処理の流れを説明するフローチャートである。この処理は、処理部２００が血圧計測プログラム３１０を実行することで実現される。

図６によれば、先ず、超音波測定制御部２１０が超音波プローブ３０に超音波を送受信させる制御を開始するとともに、血管径算出部２２０が超音波の反射波の受信信号に基づく血管径の測定を開始することで、超音波による血管径の測定を開始する（ステップＳ１）。

次いで、処理部２００は、校正が必要であるか否かを判断する。例えば、被検者２が初めて当該装置での血圧計測を行う場合や、前回の計測から所定時間が経過しているといった場合に、校正が必要と判断する。校正が必要ならば（ステップＳ３：ＹＥＳ）、表示部１２０にメッセージを表示する等して、被検者２に対してカフ４２を装着し加圧血圧計４０による血圧計測を指示し、加圧血圧計４０による被検者２の血圧計測を開始する（ステップＳ５）。加圧血圧計４０による血圧計測が終了し、最大血圧（心収縮期血圧）Ｐｓ及び最小血圧（心拡張期血圧）Ｐｄが計測されると、相関関係設定部２３０が、超音波測定による血管径と、加圧血圧計４０によって計測された血圧とから、スティフネスパラメーターβを求めて、血管径と血圧との相関式（１）を算出する（ステップＳ７）。ここまでが校正である。

校正が終了すると、血管径特徴値取得部２４０が、超音波測定による血管径の変動加速度の算出を開始する（ステップＳ９）。そして、算出される変動加速度を所定の閾値Ａと比較し、変動加速度が所定の閾値Ａを超えたならば（ステップＳ１１：ＹＥＳ）、当該時点を含む所定期間Ｔｗを設定し、この所定期間Ｔｗにおける血管径の最大値及び最小値を算出する（ステップＳ１３）。そして、最大値を心収縮期血管径Ｄｓ１とし、最小値を心拡張期血管径Ｄｄ１とする（ステップＳ１５）。

次いで、血圧算出部２５０が、求められた心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１をもとに、相関式（１）から、心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出する（ステップＳ１７）。続いて、算出した心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を、表示部１２０に表示出力するとともに、血圧算出データ３７０として記憶する（ステップＳ１９）。

その後、処理部２００は、超音波による血圧計測を終了するか否かを判断し、終了しないならば（ステップＳ２１：ＮＯ）、ステップＳ１１に戻り、次の心拍期間についての血圧測定を行う。一方、血圧測定を終了するならば（ステップＳ２１：ＹＥＳ）、超音波測定制御部２１０に超音波プローブ３０による超音波の送受信を終了させて超音波による血管径の測定を終了した後（ステップＳ２３）、本処理を終了する。

［作用効果］
このように、本実施形態の超音波血圧計測装置１０によれば、一心拍毎に、心収縮期血圧（最高血圧）及び心拡張期血圧（最低血圧）を計測することができる。すなわち、超音波によって測定した血管径の変動加速度を求め、この加速度を所定の閾値Ａと比較することで変動加速度のピークＭ１を検出し、このピークＭ１を基準として含む所定期間Ｔｗを設定する。次いで、所定期間Ｔｗにおける血管径の最小値を心拡張期血管径Ｄｄ１とし、最大値を心収縮期血管径Ｄｓ１とする。そして、血管径Ｄと血圧Ｐとの相関式（１）から、心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出する。よって、一泊毎に現れる心収縮期血圧及び心拡張期血圧を、次の心拍が到来する前に計測することができるため、最高血圧（心収縮期血圧）及び最低血圧（心拡張期血圧）の速やか且つ連続的な測定が可能となる。

［変形例］
なお、本発明の適用可能な実施形態は上述の実施形態に限定されることなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能なのは勿論である。

（Ａ）
上述の実施形態では、「血管径の変化度合」として「血管径が変化する加速度」を用いることとしたが、「血管径が変化する速度」としても良い。

図７（１）は、一心拍期間における頸動脈の血管径の時間変化を示す血管径変動波形である。図７（２）は、図７（１）の血管径変動波形から得られる、血管径の変化度合の一例である変動速度を示す波形である。この血管径の変動速度波形は、例えば、隣接するフレーム間の血管径波形を、フレームレートに基づいて時間方向に一回微分することで得られる。変動速度は、血管径Ｄが増加する方向の速度を「正」としている。

図７（２）に示すように、血管径の変動加速度波形の心収縮期において、正のピークＭ３が現れている。また、心拡張期において負のピークが現れているが、心収縮期と比較して血管径の変化が緩やかであるため、大きさの小さいピークとなっている。つまり、心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１は、血管径の変動速波形の心収縮期におけるピークＭ３の前後に現れる。詳細には、ピークＭ３は血管径の極大期を示しており、心収縮期血管径Ｄｓ１はピークＭ３に後続する直後の極大値として現れ、心拡張期血管径Ｄｄ１はピークＭ３に先行する直前の極小値として現れる。このため、血管径の変動速度波形のピークＭ３を基準として含む所定期間Ｔｗを定め、この所定期間Ｔｗにおける血管径Ｄの最大値を心収縮期血管径Ｄｓ１とし、最小値を拡張期血管径Ｄｄ１として検出することができる。

また、血管径の変動速度波形におけるピークＭ３は、変動速度が所定の閾値Ｂを超えたことで検出し、ピークＭ３を検出した時点を極大期と判断する。所定の閾値Ｂは、変動速度波形における心収縮期のピークＭ３より小さい値となるように定められる。

（Ｂ）
また、超音波血圧計測装置１０と加圧血圧計４０との通信方式を無線通信としたが、ケーブルを用いた有線通信としても良い。また、被検者２に、例えば加圧血圧計４０を用いて血圧計測を行わせ、その計測値を被検者２が超音波血圧計測装置１０に手入力するように構成しても良い。

（Ｃ）
また、計測対象の血管を頸動脈としたが、橈骨動脈などの他の動脈を計測対象としてもよいことは勿論である。

（Ｄ）
また、上述の実施形態では、相関関係設定データ３３０を、相関式（１）を定義する各パラメーターの値を記憶するデータであるとして説明したが、別の形式としてもよい。例えば、各パラメーターの値を求めて相関式（１）を導出した後に、相関式（１）から血管径と血圧との対応関係を定めた図８に示すようなルックアップテーブルを求め、これを相関関係設定データ３３０としてもよい。このルックアップテーブルを求める機能部が相関関係設定部となる。なお、ルックアップテーブルとする血管径の間隔は、任意に定めることができ、例えば、数μｍ〜数十μｍ単位とすることができる。

そして、血圧算出部２５０は、このルックアップテーブルを参照して、血管径特徴値取得部２４０によって算出された心収縮期血管径Ｄｓ１及び心拡張期血管径Ｄｄ１から、心収縮期血圧Ｐｓ１及び心拡張期血圧Ｐｄ１を算出することができる。これにより、血圧算出部２５０が血圧を算出する際の演算負荷を低減することができる。

２ 被検者、１０ 超音波血圧計測装置、２０ 本体装置、１１０ 操作部、１２０ 表示部、１３０ 音出力部、１４０ 通信部、２００ 処理部、２１０ 超音波測定制御部、２２０ 血管径算出部、２３０ 相関関係設定部、２４０ 血管径特徴値取得部、２５０ 血圧算出部、３００ 記憶部、３１０ 血圧計測プログラム、３２０ 超音波測定データ、３３０ 相関関係設定データ、３４０ 血圧測定データ、３５０ 血管径測定データ、３６０ 血管径特徴値データ、３７０ 血圧算出データ、３０ 超音波プローブ、３２ 超音波振動子、４０ 加圧血圧計、４２ カフ

Claims (7)

1. 超音波を血管に対して送信し、反射する反射波を受信する送受信部と、
   少なくとも一心拍時間分の前記超音波の反射波に基づいて前記血管の血管径を計測する血管径計測部と、
   前記血管径の変化度合の極大期を算出する極大期算出部と、
   前記血管径の変化度合の極大期に対して後に現れる前記血管径の最大値を心収縮期血管径とし、前記極大期に対して前に現れる前記血管径の最小値を心拡張期血管径として取得する血管径取得部と、
   予め設定された前記血管の血管径と血圧との相関関係を用いて、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径から心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出する血圧算出部と、
   を備えた超音波血圧計測装置。
2. 前記血管径取得部は、前記血管径が変化する速度の極大期を前記変化度合の極大期として、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径を取得する、
   請求項１に記載の超音波血圧計測装置。
3. 前記血管径取得部は、前記血管径が変化する加速度の極大期を前記変化度合の極大期として、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径を取得する、
   請求項１に記載の超音波血圧計測装置。
4. 前記相関関係を設定する相関関係設定部、
   を更に備えた請求項１〜３の何れか一項に記載の超音波血圧計測装置。
5. 前記血管は動脈である、
   請求項１〜４の何れか一項に記載の超音波血圧計測装置。
6. 前記相関関係を前記血管径と前記血圧とのルックアップテーブルとして記憶する記憶部を更に備え、
   前記血圧算出部は、前記ルックアップテーブルを参照して、前記心収縮期血管径及び前記心拡張期血管径から心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出する、
   請求項１〜５の何れか一項に記載の超音波血圧計測装置。
7. 血管に対して送信した超音波の反射波を受信し、少なくとも一心拍時間分の前記超音波の反射波に基づいて前記血管の血管径を計測することと、
   前記血管径の変化度合の極大期を算出することと、
   予め設定された前記血管の血管径と血圧との相関関係を用いて、前記血管径の変化度合の極大期に対して後に現れる前記血管径の最大値、及び、前記極大期に対して前に現れる前記血管径の最小値から、心収縮期血圧及び心拡張期血圧を算出することと、
   を含む超音波血圧計測方法。

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