JP2016043162A - 超音波血圧計測装置及び血圧計測方法 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波を用いた血圧計測において、血管径の測定精度が低下した場合にも、血圧計測を可能にすること。【解決手段】血管に向けた超音波の送信および反射波の受信を行って血圧を計測する超音波血圧計測装置１０は、記憶部３００が、血管の血管径Ｄと血圧Ｐとの第１関係であるβ血圧算出式を記憶し、脈波伝搬速度算出部２０８が、血管の脈波伝搬速度ＰＷＶを計測し、β血圧算出式変更部２１４が、脈波伝搬速度ＰＷＶを用いてβ血圧算出式を変更した第３関係であるβ血圧算出変更式を算出し、血管径測定部２０６が、超音波により前記血管の血管径Ｄを計測し、臨時血圧算出部２２０が、β血圧算出変更式から血圧Ｐを決定する。【選択図】図７

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。

被験者の血圧を非侵襲に計測する手法として、超音波を用いて被験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

血管径から血圧を算出する場合、血管径を精確に測定する必要がある。しかし、筋肉の収縮や関節の動き等の被験者の体動によって血管の位置が変化することで、血管径の測定精度が低下する場合がある。例えば、血管と超音波プローブとの相対位置関係が変化することで、血管径の測定に用いる超音波信号が血管の中心を通らずに直径を測定できていない場合や、超音波の反射波の受信強度が弱くなり血管径が測定できないといった場合である。

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、血管径の測定精度が低下した場合にも、血圧計測を可能にすることである。

上記課題を解決するための第１の発明は、血管に向けた超音波の送信および反射波の受信を行って血圧を計測する超音波血圧計測装置であって、前記血管の血管径と血圧との第１関係を記憶する第１関係記憶部と、前記血管の脈波伝搬速度を計測する脈波伝搬速度計測部と、前記脈波伝搬速度と血圧との第２関係を記憶する第２関係記憶部と、前記第２関係に基づく前記脈波伝搬速度計測部の計測結果に対応する血圧を用いて、前記超音波により前記血管の血管径を計測して、前記第１関係から前記血圧を決定する、又は、前記脈波伝搬速度を用いて、前記第２関係から前記血圧を決定する血圧決定部と、を備えた超音波血圧計測装置である。

また、第７の発明として、血管に向けた超音波の送信および反射波の受信を行って血圧を計測する血圧計測方法であって、前記血管径と血圧との第１関係を記憶することと、前記血管の脈波伝搬速度を計測することと、前記脈波伝播速度と血圧との第２関係を記憶することと、前記超音波により前記血管の血管径を計測して、前記第１関係から前記血圧を決定する、又は、前記脈波伝搬速度を用いて、前記第２関係から血圧を決定することと、を含む血圧計測方法を構成しても良い。

この第１又は第７の発明によれば、超音波により血管径を計測し、血管径と血圧との第１関係から血圧を決定することもできるし、また、計測した脈波伝搬速度を用いて、脈波伝搬速度と血圧との第２関係から血圧を決定することもできる。従って、例えば、超音波による血管径の計測精度が高い場合には第１関係を用いて血圧を決定することができ、計測精度が低い場合には、脈波伝搬速度と第２関係を用いて血圧を決定することができる。

第２の発明として、第１の発明の超音波計測装置であって、前記第２関係に基づく、前記脈波伝搬速度計測部の計測結果に対応する血圧を用いて、前記第１関係を変更した第３関係を算出する第３関係算出部と、を備えた超音波血圧計測装置を構成しても良い。

また、第８の発明として、第７の発明の血圧計測方法であって、
前記第２関係に基づく、前記脈波伝搬速度の計測結果に対応する血圧を用いて、前記第１関係を変更した第３関係を算出する、血圧計測方法を構成しても良い。

この第２又は第８の発明によれば、第２関係に基づく、脈波伝搬速度に対応する血圧を用いて、第１関係を変更した第３関係が算出される。

第３の発明として、第１又は第２の発明の超音波計測装置であって、前記第２関係は一次式で表される関係である、超音波血圧計測装置を構成しても良い。

また、第９の発明として、第７又は第８の発明の血圧計測方法であって、前記第２関係は一次式で表される関係である、血圧計測方法を構成しても良い。

この第３又は第９の発明によれば、第２関係は、一次式で表される関係である。

第４の発明として、第１〜第３の何れかの発明の超音波計測装置であって、前記血圧決定部は、前記超音波による前記血管の血管径計測が所定の信頼性条件を満たす場合に、当該計測した血管径と前記第１関係とから血圧を決定し、前記信頼性条件を満たす場合に前記脈波伝搬速度計測部により計測された脈波伝搬速度および前記血圧決定部により決定された血圧を記憶するデータベースと、前記データベースの記憶内容に基づいて前記第２関係を算出する第２関係算出部と、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、超音波による血管の血管径計測が所定の信頼性条件を満たす場合の脈波伝搬速度と、計測した血管径と第１関係とから決定した血圧とをデータベースに記憶しておき、このデータベースに記憶した脈波伝搬速度と血圧とから第２関係が算出される。よって、信頼性が比較的高い第２関係を算出することができる。

第５の発明として、第４の発明の超音波計測装置であって、前記血圧決定部は、前記超音波による前記血管の血管径計測が前記所定の信頼性条件を満たさない場合に、前記脈波伝搬速度と前記第２関係とから血圧を決定する、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、超音波による血管の血管径計測が所定の信頼性条件を満たさない場合に、脈波伝搬速度と第２関係とから血圧が決定される。

第６の発明として、第４又は第５の発明の超音波計測装置であって、前記第２関係は、前記脈波伝搬速度と収縮期血圧との関係であり、前記データベースは、前記血圧決定部により決定された収縮期血圧を記憶する、超音波血圧計測装置を構成しても良い。

この第６の発明によれば、第２関係は、脈波伝搬速度と収縮期血圧との対応関係である。つまり、脈波伝搬速度と第２関係とから、収縮期血圧を決定することができる。

超音波血圧計測装置の概要説明図。 血管径測定の説明図。 血管径と血圧との対応関係。 脈波伝搬速度の算出の説明図。 脈波伝搬速度と収縮期血圧との対応関係。 血管径と血圧との対応関係の変更の説明図。 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。

［全体構成］
図１は、本発明を適用した超音波血圧計測装置１０の概要を説明するための図である。超音波血圧計測装置１０は、超音波を利用して非侵襲で被験者の血圧を計測する装置であり、本体装置２０と、超音波計測に用いられる超音波プローブ３０と、心電計測に用いられる２つの心電電極４０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を有する。この超音波プローブ３０は、例えば、被験者２の頸動脈の直上に超音波振動子が位置するように左頸部に取り付けられる。なお、ここで言う“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、超音波プローブ３０に配列された超音波振動子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。

２つの心電電極４０のうち、一方の心電電極４０は、超音波プローブ３０と一体的に形成されており、他方の心電電極４０は、被験者２の右鎖骨下部に取り付けられる。

本体装置２０は、超音波プローブ３０及び心電電極４０と有線接続されており、超音波プローブ３０、及び、心電電極４０を用いて、被験者２の血圧を非侵襲に計測する。具体的には、超音波プローブ３０を用いて被験者２の血管に向けて超音波を送信し、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験者２の血圧を算出することができる。この血管径から血圧を算出する方式を、以下、適宜「β方式」と呼ぶ。

また、心電電極４０を用いて被験者２の心電波形（ＥＣＧ波形）を計測し、計測した心電波形をもとに脈波伝搬速度ＰＷＶを算出し、算出した脈波伝搬速度をもとに被験者２の血圧を算出することもできる。この脈波伝搬速度ＰＷＶから血圧を算出する方式を、以下、適宜、「ＰＷＶ方式」と呼ぶ。

本実施形態の特徴として、通常は、血管径から血圧を算出するが（β方式）、被験者の体動等によって超音波による血管径の測定精度が低い或いは低下が想定される場合には、脈波伝搬速度ＰＷＶから血圧を算出する方式に切り替える（ＰＷＶ方式）。

なお、超音波を用いた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。この校正用の血圧計測のために、本実施形態では、超音波血圧計測装置１０と通信接続可能な加圧血圧計５０を用いる。加圧血圧計５０は、加圧用のカフ５２を被験者２の上腕部に巻き付けて被験者２の腕動脈の血圧を計測し、計測値を超音波血圧計測装置１０へ送信する。校正後は、カフ５２は被験者から取り外され、以降は、超音波プローブ３０を用いて被験者２の非侵襲の血圧計測が行われる。

［原理］
（Ａ）血管径の測定
先ず、超音波による血管径の測定について説明する。血管径は、超音波プローブ３０から見た血管壁の位置、より具体的には当該血管の前壁及び後壁の深さ位置から算出することができる。

図２は、超音波による血管壁の位置及び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の直上の皮膚面に密着するように、被験者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（深さ方向）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。超音波の送信タイミングから、血管４の前壁４ａ及び後壁４ｂそれぞれの反射波が現れるまでの時間差と超音波の伝搬速度とから、前壁４ａ及び後壁４ｂそれぞれの位置を測定することができる。そして、前壁４ａ及び後壁４ｂの位置が判明したことで、血管径Ｄが求められる。

（Ｂ）血管径と血圧の対応関係
次に、β方式による血管径に基づく血圧の算出について説明する。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とには非線形の関係があり、次式（１）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／Ｄｓ−１） ・・（２）
式（１），（２）において、「Ｐｄ」は拡張期血圧（最低血圧）、「Ｄｄ」は拡張期血圧の時の血管径である拡張期血管径、「Ｐｓ」は収縮期血圧（最大血圧）、「Ｄｓ」は収縮期血圧の時の血管径である収縮期血管径、「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。

つまり、超音波によって計測した血管径Ｄをこの式（１）に代入することで、血圧Ｐを算出することができる。この式（１）を、β血圧算出式と呼ぶ。このβ血圧算出式が、第１関係に相当する。

但し、この式（１）を用いて血管径Ｄから血圧Ｐを算出するためには、定数である拡張期血圧Ｐｄ、拡張期血管径Ｄｄ、収縮期血圧Ｐｓ、収縮期血管径Ｄｓ、及び、スティフネスパラメーターβを求めて、式（１）を定義する校正を行う必要がある。本実施形態では、超音波プローブ３０を用いて、拡張期血管径Ｄｄ、及び、収縮期血管径Ｄｓを計測するとともに、加圧血圧計５０を用いて、拡張期血圧Ｐｄ、及び、収縮期血圧Ｐｓを計測し、計測した拡張期血管径Ｄｄ、収縮期血管径Ｄｓ、拡張期血圧Ｐｄ、収縮期血圧Ｐｓによって、式（２）で定められるスティフネスパラメーターβを求めることで、式（１）を定義する。なお、校正のための血圧Ｐｄ，Ｐｓの計測は、加圧血圧計５０である必要はなく、別の計測手段で計測することにしても良いのは勿論である。

（Ｃ）脈波伝搬速度
次に、脈波伝搬速度の算出について説明する。図４は、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出を説明する図である。図４（１）は、一心拍期間における頸動脈血管の血管径の変動波形であり、図４（２）は、一心拍期間における心電波形であり、ともに時間軸を合わせて示している。

一心拍期間は、心収縮期と心拡張期とから構成される。心収縮期では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収縮して元の太さに戻る。図４（１）に示すように、心拍毎にこの血管径の変動が繰り返される。また、図４（２）に示すように、心電波形には、心房の収縮によるＰ波、心室の収縮によるＱ波、Ｒ波及びＳ波、心室の拡張によるＴ波、が順に表れる。

図４（２）の心電波形におけるＲ波のピークから、図４（１）の血管径変動波形における血管径の最小までが、拍動によって発生した脈動が超音波の計測箇所である頸動脈に到達するまでの時間（脈波伝搬時間）ＰＴＴである。この脈波伝搬時間ＰＴＴと、心電電極４０の取り付け箇所から超音波プローブ３０の取り付け箇所までの距離Ｌとから、脈波伝搬速度ＰＷＶ（＝Ｌ／ＰＴＴ）を算出することができる。

（Ｄ）脈波伝搬速度と血圧との対応関係
続いて、ＰＷＶ方式による脈波伝搬速度に基づく血圧の算出について説明する。図５は、脈波伝搬速度ＰＷＶと、血圧Ｐｓとの対応関係を示すグラフである。図５に示すように、脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血圧Ｐｓとは線形の関係があることが分かる。この関係を、次式（３）に示す一次式で表すことができる。
Ｐｓ＝Ａ×ＰＷＶ＋Ｂ ・・（３）
式（３）において、Ａ，Ｂは定数である。つまり、心電波形と血管径変動波形から求めた脈波伝搬速度ＰＷＶをこの式（３）に代入することで、収縮期血圧Ｐｓを算出することができる。この式（３）を、ＰＷＶ血圧算出式と呼ぶ。このＰＷＶ血圧算出式が、第２関係に相当する。

一次式（３）の算出は、例えば、最小自乗法を利用することができる。図５では５点のサンプリングデータのみをプロットしているが、より多くのサンプリングデータを得ることで、より正確な関係式を導くことができる。

ただし、ＰＷＶ方式で求められるのは収縮期血圧Ｐｓである。拡張期血圧Ｐｄを得ることはできない。そこで、β血圧算出式を変更した式（以下、「β血圧算出変更式」と呼ぶ）を用いて、拡張期血圧Ｐｄを算出する。このβ血圧算出変更式が、第３関係に相当する。

図６は、β血圧算出変更式を説明する図であり、血管径Ｄと血圧Ｐとの対応関係を示している。図６において、曲線Ｃ１は変更前のβ血圧算出式である。超音波測定による拡張血管径Ｄｄ１及び収縮血管径Ｄｓ１それぞれに測定誤差（直径誤差）が含まれ、血管径の測定精度が低い場合にＰＷＶ方式が用いられる。このとき、血管径の測定精度が低い状態ではあるが、トラッキングしている血管径の変動ΔＤ（＝Ｄｓ１−Ｄｄ１）は比較的正確であると推定できる。すなわち、拡張血管径Ｄｄ１及び収縮血管径Ｄｓ１それぞれに含まれる測定誤差は同程度と推定できる。そこで、ＰＷＶ方式で求めた収縮期血圧Ｐｓと、誤差が含まれる収縮期血管径Ｄｓ１との交点を通るように、曲線Ｃ１を平行移動させる。これが曲線Ｃ２である。

従って、曲線Ｃ２は、次式（４）となる。
Ｐ＝Ｐｓ１×ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｓ１−１）］ ・・（４）
式（４）において、Ｐｓ１，Ｄｓ１，βは定数であり、Ｐｓ１は、脈波伝搬速度ＰＷＶを式（３）に代入して算出された収縮期血圧、Ｄｓ１は、超音波測定による収縮期血管径、βは、式（２）で定められるスティフネスパラメーター、である。血管径の測定精度が低い場合には、この式（４）を定義した上で、超音波測定による（誤差を含む）血管径を式（４）に代入することで、血圧を算出することができる。

［機能構成］
図７は、超音波血圧計測装置１０の機能構成図である。図７によれば、超音波血圧計測装置１０は、超音波プローブ３０と、心電電極４０，４０と、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、各種の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５０）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）、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２０２と、心電計測制御部２０４と、血管径測定部２０６と、脈波伝搬速度算出部２０８と、β血圧算出式生成部２１０と、ＰＷＶ血圧算出式生成部２１２と、β血圧算出式変更部２１４と、信頼性判定部２１６と、通常血圧算出部２１８と、臨時血圧算出部２２０とを有する。

超音波測定制御部２０２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で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３０４が生成される。

心電計測制御部２０４は、心臓の拍動に伴う電気的な変動である心電を計測する。具体的には、２つの心電電極４０間の電位差の増幅や、デジタル信号への変換等を行う。心電計測制御部２０４が計測した心電は、心電計測データ３０６として記憶される。

血管径測定部２０６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、血管の前壁及び後壁それぞれからの反射波の受信を判定する。超音波の送信タイミングから、前壁及び後壁それぞれの反射波の受信タイミングまでの時間差を用いて、前壁及び後壁それぞれの位置（深さ位置）を算出する。そして、前壁及び後壁それぞれの位置から血管径を算出する（図２参照）。

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〜数十ミリ秒程度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。血管径測定部２０６によって算出された血管径は、測定時刻と対応付けて、血管径測定データ３０８として蓄積記憶される。

脈波伝搬速度算出部２０８は、血管径測定部２０６によって測定された血管径、及び、心電計測制御部２０４によって計測された心電波形から、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する。すなわち、心電計測制御部２０４によって計測された心電波形にＲ波のピークが現れてから、血管径測定部２０６によって計測された血管径の変動波形に最小値が現れるまでの時間を、脈波伝搬時間ＰＴＴとして算出する。そして、この脈波伝搬時間ＰＴＴと、予め定められた超音波プローブ３０と心電電極４０との間の距離Ｌとから、脈波伝搬速度ＰＷＶ（＝Ｌ／ＰＴＴ）を算出する（図４参照）。脈波伝搬速度算出部２０８によって算出された脈波伝搬速度は、脈波伝搬速度データ３１０として蓄積記憶される。

β血圧算出式生成部２１０は、血管径Ｄから血圧Ｐを算出するためのβ血圧算出式を生成する。すなわち、加圧血圧計５０によって計測された収縮期血圧Ｐｓ、及び、拡張期血圧Ｐｄと、血管径測定部２０６によって測定された収縮期血管径Ｄｓ、及び、拡張期血管径Ｄｄとから、式（２）で定められるスティフネスパラメーターβを算出することで、血管径Ｄと血圧Ｐとの対応関係を示す式（１）を定義する。

加圧血圧計５０による血圧計測には数秒〜数十秒を要する。また、収縮期血管径Ｄｓ、及び、拡張期血管径Ｄｄは、加圧血圧計５０による血圧計測と並行して血管径測定部２０６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、最大値を収縮期血管径Ｄｓとし、最小値を拡張期血管径Ｄｄとする。

β血圧算出式生成部２１０によって算出されたβ血圧算出式は、β血圧算出式データ３１４として記憶される。詳細には、β血圧算出式データ３１４は、β血圧算出式（式（１））を定義するパラメーターβ，Ｄｓ，Ｐｄ，Ｄｄ、の値を記憶している。

ＰＷＶ血圧算出式生成部２１２は、脈波伝搬速度ＰＷＶから収縮期血圧Ｐｓを算出するためのＰＷＶ血圧算出式を生成する。すなわち、ＰＷＶ血圧算出式生成用データベース３１８として記憶されている複数の脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血圧Ｐｓとの対応関係（ＰＷＶ，Ｐｓ）のサンプリングデータから、最小二乗法等によって、一次式の近似式を算出する。ＰＷＶ血圧算出式生成部２１２によって生成されたＰＷＶ血圧算出式は、ＰＷＶ血圧算出式データ３１６として記憶される。詳細には、ＰＷＶ血圧算出式データ３１６は、ＰＷＶ血圧算出式（式（３））を定義するパラメーターＡ，Ｂ、の値を記憶している。

なお、ＰＷＶ血圧算出式生成用データベース３１８に記憶されている脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血管径Ｐｓとの対応関係（ＰＷＶ，Ｐｓ）は、後述のように、信頼性判定部２１６によって信頼性条件を満たすと判定された場合に算出された値である。

β血圧算出式変更部２１４は、β血圧算出式生成部２１０によって生成されたβ血圧算出式を変更して、β血圧算出変更式を生成する。すなわち、脈波伝搬速度算出部２０８によって算出された脈波伝搬速度ＰＷＶをＰＷＶ血圧算出式生成部２１２によって生成されたＰＷＶ血圧算出式に代入して算出された収縮期血圧Ｐｓ１、及び、血管径測定部２０６によって測定された収縮期血管径Ｄｓ１を、β血圧算出式における定数Ｐｄ，Ｄｄに置き換えて、β血圧算出変更式とする。このβ血圧算出変更部が、臨時対応関係算出部に相当する。

信頼性判定部２１６は、血管径測定部２０６によって測定された血管径の精度が、所与の信頼性条件を満たすかを判定する。信頼性条件とは、超音波による血管径の測定精度が“良い”ことの条件であり、具体的には、血管内膜からの超音波の反射波の受信レベル（信号強度）が所定レベル以上であることとする。

通常血圧算出部２１８は、信頼性判定部２１６によって信頼性条件を満たすと判定された場合に、超音波測定による血管径から血圧を算出する。例えば、血管径測定部２０６によって測定された血管径をβ血圧算出式生成部２１０によって生成されたβ血圧算出式に代入して血圧を決定する。この通常血圧算出部２１８が、血圧決定部に相当する。求める血圧を、収縮期血圧Ｐｓ及び拡張期血圧Ｐｄのみとするならば、一心拍のうちの最大の血管径を収縮期血管径Ｄｓ、最小の血管径を拡張期血管径Ｄｄとしてβ血圧算出式に代入することで、収縮期血圧Ｐｓ及び拡張期血圧Ｐｄを決定することができる。この通常血圧算出部２１８は、血圧決定部としての一機能を担うため、血圧決定部に相当する機能部ともいえる。通常血圧算出部２１８によって算出された血圧Ｐｓ，Ｐｄは、測定時刻と対応付けて、血圧算出データ３１２として蓄積記憶される。

臨時血圧算出部２２０は、信頼性判定部２１６によって信頼性条件を満たさないと判定されたが、トラッキングしている血管径の変動ΔＤが計測でき、略一定であると判断できる場合に、脈波伝搬速度から血圧を算出する。すなわち、一心拍毎に、脈波伝搬速度算出部２０８によって算出された脈波伝搬速度ＰＷＶを、ＰＷＶ血圧算出式生成部２１２によって生成されたＰＷＶ血圧算出式に代入して、収縮期血圧Ｐｓを算出する。次いで、血管径測定部２０６によって測定された血管径の最小値を検出して拡張期血管径Ｄｄとし、この拡張期血管径Ｄｄを、β血圧算出式変更部２１４によって変更されたβ血圧算出変更式に代入して、拡張期血圧Ｐｄを算出する。この臨時血圧算出部２２０は、血圧決定部としての一機能を担うため、血圧決定部に相当する機能部ともいえる。臨時血圧算出部２２０によって算出された血圧Ｐｓ，Ｐｄは、測定時刻と対応付けて、血圧算出データ３１２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３０２と、超音波測定データ３０４と、心電計測データ３０６と、血管径測定データ３０８と、脈波伝搬速度データ３１０と、血圧算出データ３１２と、β血圧算出式データ３１４と、ＰＷＶ血圧算出式データ３１６と、ＰＷＶ血圧算出式生成用データベース３１８と、が記憶される。この記憶部３００が、第１対応関係記憶部、及び、第２対応関係記憶部に相当する。

［処理の流れ］
図８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３０２に従って実行する処理であり、外部指示等によって血圧計測の開始が指示された場合に開始される。

先ず、超音波測定制御部２０２が、超音波プローブ３０に超音波を送受信させる超音波測定を開始するとともに、血管径測定部２０６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（ステップＳ１）。

次いで、処理部２００は、β血圧算出式の校正が必要であるか否かを判断する。例えば、被験者２が初めて当該装置で血圧計測を行う場合や、前回の校正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、被験者２に対してカフ５２を装着し加圧血圧計５０による血圧計測を指示し、加圧血圧計５０による被験者２の血圧計測を開始して、最大血圧（収縮期血圧）Ｐｓと、最小血圧（拡張期血圧）Ｐｄとを計測する（ステップＳ５）。また、血管径測定部２０６が、測定した血管径から、収縮期血管径Ｄｓ、及び、拡張期血管径Ｄｄを算出する（ステップＳ７）。加圧血圧計５０による血圧計測が終了すると、β血圧算出式生成部２１０が、超音波測定による血管径Ｄｓ，Ｄｄと、加圧血圧計５０によって計測された血圧Ｐｓ，Ｐｄとから、スティフネスパラメーターβを求めて、血管径と血圧との対応関係式（１）を算出する（ステップＳ９）。ここまでが校正である。

続いて、心電計測制御部２０４が、心電計測を開始する（ステップＳ１１）。また、血管径測定部２０６が、測定した血管径から１心拍ごとに、収縮期血管径Ｄｓ１、及び、拡張期血管径Ｄｄ１を算出する（ステップＳ１３）。また、脈波伝搬速度算出部２０８が、測定された血管径波形及び心電波形から、脈波伝搬速度ＰＷＶを算出する（ステップＳ１５）。

次いで、信頼性判定部２１６が、β方式を適用した血圧の算出が可能であるかを判断する。β方式が適用可能であるかは、信頼性条件を満たすかによって判断する。β方式を適用可能ならば（ステップＳ１７：ＹＥＳ）、通常血圧算出部２１８が、算出された収縮期血管径Ｄｓ１、及び、拡張期血管径Ｄｄ１それぞれを、β血圧算出式に代入して、収縮期血圧Ｐｓ１、及び、拡張期血管径Ｐｄ１を算出する（ステップＳ１９）。そして、算出した血圧Ｐｓ１，Ｐｄ１を、算出方式（この場合「β方式」である旨）とともに、表示制御する（ステップＳ２１）。また、通常血圧算出部２１８は、算出された脈波伝搬速度ＰＷＶ、及び、収縮期血圧Ｐｓ１を対応付けて新たなサンプリングデータとして、ＰＷＶ血圧算出式生成用データベース３１８に蓄積記憶する（ステップＳ２３）。

一方、β方式を適用可能でないならば（ステップＳ１７：ＮＯ）、続いて、ＰＷＶ方式を適用した血圧の算出が可能であるかを判断する。ＰＷＶ方式が適用可能であるかは、位相差トラッキング等によって、血管径の変動ΔＤが計測可能であるかによって判断する。

ＰＷＶ方式を適用可能ならば（ステップＳ２７：ＹＥＳ）、臨時血圧算出部２２０が、算出された収縮期血管径Ｄｓ１を、ＰＷＶ血圧算出式に代入して、収縮期血圧Ｐｓ２を算出する（ステップＳ２９）。次いで、β血圧算出式変更部２１４が、算出された収縮期血管径Ｄｓ１、及び、収縮期血圧Ｐｓ２を用いて、β血圧算出式を変更して、β血圧算出変更式を生成する（ステップＳ３１）。続いて、臨時血圧算出部２２０が、算出された拡張期血管径Ｄｄ１を、生成されたβ血圧算出変更式に代入して拡張期血圧Ｐｄ２を算出する（ステップＳ３３）。算出した血圧Ｐｓ２，Ｐｄ２を、算出方式（この場合「ＰＷＶ方式」である旨）とともに、表示制御する（ステップＳ３５）。

その後、処理部２００は、外部指示等によって血圧計測を終了するかを判断し、終了しないならば（ステップＳ３７：ＮＯ）、ステップＳ１３に戻る。血圧計測を終了するならば（ステップＳ３７：ＹＥＳ）、超音波測定制御部２０２が超音波測定を終了して、血管径測定部２０６が血管径測定を終了するとともに（ステップＳ３９）、心電計測制御部２０４が心電計測を終了する（ステップＳ４１）。以上の処理を行うと、血圧計測処理は終了となる。

［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、超音波による血管径の計測精度が低下した場合に、脈波伝搬速度ＰＶＷと、β血圧算出式（式（１））を変更したβ血圧算出変更式（式（４））とを用いて、血圧を算出することができる。

［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）脈波伝搬速度ＰＷＶ
例えば、脈波伝搬速度ＰＷＶではなくて、脈波伝搬時間ＰＴＴを用いて、収縮期血圧Ｐｓを算出することとしても良い。この場合、脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血圧Ｐｓとの対応関係式（３）に代えて、脈波伝搬時間ＰＴＴと収縮期血圧Ｐｓとの対応関係を定め、この対応関係と脈波伝搬時間ＰＴＴとから、収縮期血圧Ｐｓを算出する。

（Ｂ）心電電極４０
また、上述の実施形態では、２つの心電電極４０のうち、一方を超音波プローブ３０と同一に形成されることとしたが、超音波プローブ３０と同一に形成しないとしても良い。その場合、超音波プローブ３０とは別体として、２つの心電電極４０，４０を構成する。

（Ｃ）ＰＷＶ血圧算出式
また、脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血圧Ｐｓとの対応関係式（式（３））を線形関数（一次式）としたが（図５参照）、非線形関数（近似曲線）としても良い。

（Ｄ）ＰＷＶ血圧算出式
また、脈波伝搬速度ＰＷＶと収縮期血圧Ｐｓとの対応関係を用いてＰＷＶ血圧算出式を定めることとしたが、収縮期血圧Ｐｓではなく、拡張期血圧Ｐｄや平均血圧との対応関係を用いてＰＷＶ血圧算出式を定めることとしても良い。

（Ｅ）計測対象血管
また、超音波計測の対象とする血管を頸動脈としたが、これ以外の血管、例えば、上腕動脈、橈骨動脈、大腿動脈、鎖骨下動脈、大動脈等を計測対象血管としても良い。

２ 被験者、４ 血管、４ａ 前壁、４ｂ 後壁、１０ 超音波血圧計測装置、２０ 本体装置、３０ 超音波プローブ、３２ 超音波振動子、４０ 心電電極、１１０ 操作部、１２０ 表示部、１３０ 音出力部、１４０ 通信部、２００ 処理部、２０２ 超音波測定制御部、２０４ 心電計測制御部、２０６ 血管径測定部、２０８ 脈波伝搬速度算出部、２１０ β血圧算出式生成部、２１２ ＰＷＶ血圧算出式生成部、２１４ β血圧算出式変更部、２１６ 信頼性判定部、２１８ 通常血圧算出部、２２０ 臨時血圧算出部、３００ 記憶部、３０２ 血圧計測プログラム、３０４ 超音波測定データ、３０６ 心電計測データ、３０８ 血管径測定データ、３１０ 脈波伝搬速度データ、３１２ 血圧算出データ、３１４ β血圧算出式データ、３１６ ＰＷＶ血圧算出式データ、３１８ ＰＷＶ血圧算出式生成用データベース、５０ 加圧血圧計、５２ カフ

Claims (9)

1. 血管に向けた超音波の送信および反射波の受信を行って血圧を計測する超音波血圧計測装置であって、
   前記血管の血管径と血圧との第１関係を記憶する第１関係記憶部と、
   前記血管の脈波伝搬速度を計測する脈波伝搬速度計測部と、
   前記脈波伝搬速度と血圧との第２関係を記憶する第２関係記憶部と、
   前記超音波により前記血管の血管径を計測して、前記第１関係から前記血圧を決定する、又は、前記脈波伝搬速度を用いて、前記第２関係から前記血圧を決定する血圧決定部と、
   を備えた超音波血圧計測装置。
2. 前記第２関係に基づく、前記脈波伝搬速度計測部の計測結果に対応する血圧を用いて、前記第１関係を変更した第３関係を算出する第３関係算出部と、
   を備えた請求項１の超音波血圧計測装置。
3. 前記第２関係は一次式で表される関係である、
   請求項１又は２に記載の超音波血圧計測装置。
4. 前記血圧決定部は、前記超音波による前記血管の血管径計測が所定の信頼性条件を満たす場合に、当該計測した血管径と前記第１関係とから血圧を決定し、
   前記信頼性条件を満たす場合に前記脈波伝搬速度計測部により計測された脈波伝搬速度および前記血圧決定部により決定された血圧を記憶するデータベースと、
   前記データベースの記憶内容に基づいて前記第２関係を算出する第２関係算出部と、
   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. 前記血圧決定部は、前記超音波による前記血管の血管径計測が前記所定の信頼性条件を満たさない場合に、前記脈波伝搬速度と前記第２関係とから血圧を決定する、
   請求項４に記載の超音波血圧計測装置。
6. 前記第２関係は、前記脈波伝搬速度と収縮期血圧との関係であり、
   前記データベースは、前記血圧決定部により決定された収縮期血圧を記憶する、
   請求項４又は５に記載の超音波血圧計測装置。
7. 血管に向けた超音波の送信および反射波の受信を行って血圧を計測する血圧計測方法であって、
   前記血管径と血圧との第１関係を記憶することと、
   前記血管の脈波伝搬速度を計測することと、
   前記脈波伝搬速度と血圧との第２関係を記憶することと、
   前記超音波により前記血管の血管径を計測して、前記第１関係から前記血圧を決定する、又は、前記脈波伝搬速度を用いて、前記第２関係から血圧を決定することと、
   を含む血圧計測方法。
8. 前記第２関係に基づく、前記脈波伝搬速度の計測結果に対応する血圧を用いて、前記第１関係を変更した第３関係を算出する、
   請求項７に記載の血圧計測方法。
9. 前記第２関係は一次式で表される関係である、
   請求項７又は８に記載の血圧計測方法。

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