JP5552984B2 - 脈圧計測装置、及び脈圧計測方法 - Google Patents

Description

本発明は、流体脈動圧計測装置、流体脈動圧計測方法、脈圧計測装置、及び脈圧計測方法に関するものである。

導管内を流動する流体の脈動圧を求める手段として、導管内に直接センサーなどを設置して流動する液体の脈動圧を計測するのではなく、マイクロ波や超音波といった波動を用いることにより、導管の外部から導管内の状態を計測する技術が求められている。
特に生体において、体外から体内の状態を計測する方法として、痛みの伴わない非侵襲計測が求められ、血管内の状態、例えば脈圧を超音波により計測する方法が提案されている。

生体の血管内の状態を表すものに、動脈硬化の進行度を観察する指標として脈圧値が注目されている。脈圧値は心臓の収縮期血圧（最高血圧）と拡張期血圧（最低血圧）との差から求められる。動脈の局所部位において、最大直径及び最小直径を求め、それらのパラメーター値を非線形関数に与えて、その非線形関数により、入力される各時刻の直径を換算することにより、局所部位についての各時刻の圧力を演算するようにしている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００４−０４１３８２号公報

特許文献１にあるように従来の超音波を用いた血圧値の算出には、カフ型血圧計による校正が必要となる。これは２４時間自由行動下、血圧測定（２４時間ＡＢＰＭ）や一拍ごとの連続血圧測定を考えた場合、カフを常時身に付けたり、持ち歩いて適時使用するといった不便があり、普段の生活を送る上で実用が困難になる虞がある。

また、カフ型血圧計による校正が必要なことに加え、その校正が定期的（３０分〜１時間程度）に必要であることがさらに問題となる虞がある。

本発明は、上述の課題の少なくとも一部を解決するためになされたものであり、以下の形態又は適用例として実現することが可能である。

［適用例１］可撓性を有した帯状の基材の長手方向に直交する方向に沿って、互いに離間して配置された少なくとも２つの計測部と、該計測部を制御する制御部を備えた流体脈動圧計測装置であって、前記計測部は、計測媒体を計測対象部に送出する計測媒体送信部と、前記計測対象部から戻って来る前記計測媒体の少なくとも一部を受信する計測媒体受信部と、を備え、前記制御部は、一方及び他方の前記計測部によって前記計測対象部に内在する導管径を計測し、前記少なくとも１つの計測部において計測した前記導管径の変化量、前記一方の計測部と前記他方の計測部との前記導管径の差、及び前記少なくとも２つの計測部の間の距離に基づいて導き出される水頭差、及び該水頭差に基づいて導き出される前記計測対象部の流体圧の最大値と最小値との差分を求めることを特徴とする流体脈動圧計測装置。

これによれば、前記少なくとも２つの計測部での導管の径及び計測部間の距離から求まる係数値を算出することによって、その後は特別な校正をせずに容易に流体の圧力を得ることができる。

［適用例２］上記流体脈動圧計測装置であって、前記２つの計測部間の重力方向の距離を決定する高低差決定部をさらに備えることを特徴とする流体脈動圧計測装置。

これによれば、水頭圧を求める際の一要素である高低差を容易に決定できる。

［適用例３］上記流体脈動圧計測装置であって、前記少なくとも２つの計測部の間の重力（鉛直）方向の距離は、前記少なくとも２つの計測部のそれぞれの離間距離と、前記少なくとも２つの計測部の重力方向との傾き角度により算出されることを特徴とする流体脈動圧計測装置。

これによれば、２つの計測部の空間的配置に拠らず、水頭圧を求める際の一要素である高低差を容易に測定できる。

［適用例４］計測対象部の第一部位が流体の圧力基準面の高さに位置決めされた状態で、所定の第一部位と所定の第二部位との導管径の時間変化を計測し、平均導管径を求める工程と、前記第一部位での導管径の時間変化から、最高圧力時及び最低圧力時での、導管径を求める工程と、前記第一部位での平均導管径と前記第二部位での平均導管径とを用いて平均導管径の変化量を求める工程と、前記状態で、前記第一部位と前記第二部位との高低差を測定する高低差測定工程と、前記高低差を用いて前記第一部位と前記第二部位との間の水頭圧を求める工程と、前記水頭圧、前記平均導管径の変化量、前記最高圧力時の導管径、及び前記最低圧力時の導管径を用いて最高圧力と最低圧力との圧力差を求める工程と、を有することを特徴とする流体脈動圧計測方法。

これによれば、他の特別な計測器を校正に使用することなく、精度よく導管内の流体圧力差を測定することができる。

［適用例５］可撓性を有した帯状の基材の長手方向に直交する方向に沿って、互いに離間して配置された少なくとも２つの血管径計測部と、該血管径計測部を制御する制御部を備えた脈圧計測装置であって、前記血管径計測部は、超音波を生体内部の血管に送出する送信部と、前記生体内部の血管から反射して戻って来る前記超音波の少なくとも一部を受信する受信部と、を備え、前記制御部は、一方及び他方の前記血管径計測部によって前記生体内部の血管径を計測し、前記少なくとも１つの血管径計測部において計測した前記血管径の変化量、前記一方の血管径計測部と前記他方の血管径計測部との前記血管径の差、及び前記少なくとも２つの血管径計測部の間の距離に基づいて導き出される水頭差、及び該水頭差に基づいて導き出される前記生体内部の血管を流動する血液の圧力（血圧）の最大値と最小値との差分である脈圧を求めることを特徴とする脈圧計測装置。

これによれば、最初に２つの血管径計測部での血管径及び２つの血管径計測部間の距離から水頭圧を求めることによって、その後は簡易に脈圧を求めることができる脈圧計測装置を提供できる。

［適用例６］上記脈圧計測装置であって、前記２つの血管径計測部間の重力方向の距離を決定する高低差決定部をさらに備えることを特徴とする脈圧計測装置。

これによれば、水頭圧を求める際の一要素である高低差を容易に決定できる。

［適用例７］上記脈圧計測装置であって、前記少なくとも２つの血管径計測部の間の重力方向の距離は、前記少なくとも２つの血管径計測部のそれぞれの離間距離と、前記少なくとも２つの血管径計測部の重力方向との傾き角度により算出されることを特徴とする脈圧計測装置。

これによれば、２つの血管径計測部の空間的配置に拠らず、水頭圧を求める際の一要素である高低差を容易に測定できる。

［適用例８］被測定者の第一部位が血液の圧力基準面の高さに位置決めされた状態で、所定の第一部位と所定の第二部位との血管径の時間変化を計測し、平均血管径を求める工程と、前記第一部位での血管径の時間変化から、最高血圧時及び最低血圧時での、血管径を求める工程と、前記第一部位での平均血管径と前記第二部位での平均血管径とを用いて平均血管径の変化量を求める工程と、前記状態で、前記第一部位と前記第二部位との高低差を測定する高低差測定工程と、前記高低差を用いて前記第一部位と前記第二部位との間の水頭圧を求める工程と、前記水頭圧、前記平均血管径の変化量、前記最高血圧時の血管径、及び前記最低血圧時の血管径を用いて最高血圧と最低血圧との圧力差である脈圧を求める工程と、を有することを特徴とする脈圧計測方法。

これによれば、他の特別な計測器を校正に使用することなく、精度よく脈圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時脈圧計測をする場合の負荷を軽減できる。

本実施形態に係る脈圧計測装置が人体に装着された状態を示す外観図。 本実施形態に係る人体に装着された導管径センサーを含む断面図。 本実施形態に係る回路ブロックを示す図。 本実施形態に係る水頭圧分が加わった血管径を示す図。 本実施形態に係る血圧変動と血管径変動を示す図。 本実施形態に係る血管径と血圧との時間変化を示す図。 本実施形態に係る測定方法を示す図。

以下、本実施形態について図面に従って説明する。なお、使用する図面は、説明する部分が認識可能な状態となるように、適宜拡大又は縮小して表示している。

図１は、本実施形態に係る脈圧計測装置が人体に装着された状態を示す外観図である。ここでは、流体脈動圧計測装置は特に人体での脈圧計測装置として使用することを想定し、上腕動脈の脈圧を測定する場合を考える。２つの計測部として導管径センサー１，２は、可撓性を有した帯状の基材としてナイロンなどでできたバンドを用いて被測定者４の上腕部６に装着され、上腕動脈（血管）３の導管径として血管径Ｄ（図２参照）を測定することにより、流体圧として血圧を求める。上腕部６への装着は、導管径センサー１，２を測定部位へ固定できればよいので、バンドの代わりに皮膚との密着性のあるシール材（図示せず）などを用いてもよい。望ましくは、どちらか片方の導管径センサー位置が被測定者４の心臓５の位置と同じ高さであり（本実施形態では導管径センサー１）、同じ高さの導管径センサー１を常時計測に用いれば水頭圧補正が不要となる。ただし、どちらも高さ位置が心臓５と同じでなくても、予め心臓５との高低差を求めておけば正しく脈圧が求まる。つまり、実施形態のような上腕部６でなくとも計測が可能である。

図２は、本実施形態に係る人体に装着された導管径センサー１，２を含む断面図である。本実施形態に係る脈圧計測装置７の導管径センサー１，２は、被測定者４の上腕部６に装着され、上腕動脈３に超音波などの波動を送信し、血管壁からの反射波を受信することで、反射到達時間から血管径Ｄを測定する。

図３は、本実施形態に係る回路ブロックを示す図である。本実施形態に係る脈圧計測装置７は、導管径センサーを少なくとも２つ備えている。脈圧計測装置７は、被測定者４の上腕部６に装着され、上腕動脈３の血管径Ｄを測定し、収縮期血圧及び拡張期血圧から脈圧を求める。

本実施形態に係る脈圧計測装置７に備わる少なくとも２つの導管径センサーは、上腕部６の内側の上腕動脈３に対して超音波が照射できるような位置に取り付けられている。導管径センサー１，２のどちらか一方は、心臓５と同じ高さに装着されることが望ましい。高さＨに装着された導管径センサー１は、発信部１２から数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、受信部１４で上腕動脈３壁からの反射波を受信し、前記送信波と受信波の関係から到達時間を測定する。高さＬに装着された導管径センサー２は、発信部１６から数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、受信部１８で上腕動脈３壁からの反射波を受信し、前記送信波と受信波の関係から到達時間を測定する。導管径センサー１の信号演算部１１は、生体内部の上腕動脈３に超音波を送信して、生体内部の上腕動脈３壁からの反射を受信することで、送信してから受信するまでの反射到達時間差を検出する。導管径センサー２の信号演算部２１は、生体内部の上腕動脈３に超音波を送信して、生体内部の上腕動脈３壁からの反射を受信することで、送信してから受信するまでの反射到達時間差を検出する。

導管径センサー１は、発信部１２と、受信部１４と、駆動部２２と、信号演算部１１と、高さ位置決定部２４とを備えている。導管径センサー２は、発信部１６と、受信部１８と、駆動部２６と、信号演算部２１と、高さ位置決定部２８とを備えている。発信部１２から生体内部の上腕動脈３に超音波を送信して、受信部１４で生体内部の上腕動脈３の壁からの反射波を受信した後、導管すなわち上腕動脈３の壁に係る変位情報を含む信号を検出する。駆動部２２は、発信部１２から送信する超音波パルスを駆動する。信号演算部１１は、駆動部２２と受信部１４と高さ位置決定部２４とを制御し、反射到達時間差の検出と導管径センサー１の高さ位置を決定して生体内部の血管径Ｄを求める。また発信部１６から生体内部の上腕動脈３に超音波を送信して、受信部１８で生体内部の上腕動脈３の壁からの反射波を受信した後、導管すなわち上腕動脈３の壁に係る変位情報を含む信号を検出する。駆動部２６は、発信部１６から送信する超音波パルスを駆動する。信号演算部２１は、駆動部２６と受信部１８と高さ位置決定部２８とを制御し、反射到達時間差の検出と導管径センサー２の高さ位置を決定して生体内部の血管径Ｄを求める。

本実施形態に係る脈圧計測装置７は、脈圧信号演算部３１と、表示部３２と、スイッチ（ＳＷ）３３と、操作部３４と、電源部４０とを備えている。脈圧信号演算部３１は、信号演算部１１と信号演算部２１との演算結果を用いて被測定者４の脈圧を求める。表示部３２は、被測定者４の脈圧を表示する。また、それをグラフなどで可視化して表示することもできる。さらに、脈拍についても同様に表示してもよい。スイッチ３３は、脈圧計測装置７の各機能部に対して電源部４０からの電源の供給／遮断を切り替える。電源部４０は、脈圧計測装置７の各機能部に対して電源を供給する。電源部４０としては、例えば充電可能な二次電池を想定している。操作部３４は表示部３２において、測定脈圧を表示したり、脈拍に切り替えたり、過去のロギングデータ表示に切り替えることができる。

図４は、本実施形態に係る水頭圧分が加わった血管径Ｄを示す図である。

図５は、本実施形態に係る血圧変動と血管径変動とを示す図である。高さＨの実線と高さＬの点線とから、血管径Ｄ及び血管壁圧力（血圧Ｐ）が略線形変化するとみなせるので、血管径Ｄの時間変化を測定することで、血圧の時間変化に相関した値が得られる。同一血圧時の、高さＨとＬとの血管径の差異は、水頭圧による差と考えられるので、平均血管径の差ΔＤｍと、高さＨとＬとの高低差ｈによる水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）、（ρ：血液の密度、ｇ：重力加速度）は一意に対応する。

次に、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaを算出する方法を説明する。

心臓５の位置と同じ高さＨ、つまり水頭圧の補正が必要ない状態、及び心臓５の位置と高低差ｈだけ離れた高さＬとでの、収縮期血管径Ｄsysと拡張期血管径Ｄdiaとを求める。超音波を生体内部の血管３に送受信し、血管両壁の反射到達時間差から収縮期血管径Ｄsys及び拡張期血管径Ｄdiaを算出する。それと同時に、血管径Ｄの経時変化を測定する。血管の管法則より、無加圧若しくは微加圧時においては血管径Ｄ及び血管壁圧力（血圧）が略線形に近似できる。そのとき、血管径Ｄの時間変化は血圧Ｐの時間変化と相似である（図５参照）。

心臓５と同じ高さＨから高低差がある部位における血管３には、心臓５の位置に比べ水頭圧分のみの圧力が余分にかかることになる。つまり、この高低差がある位置で血管径Ｄの時間変化を測定すると、水頭圧分が加わった血圧Ｐの時間変化が得られる（図５参照）。これより、水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）、（ρ：血液の密度、ｇ：重力加速度）に対応する血管径Ｄの変化分ΔＤがわかる。収縮期及び拡張期での血管径Ｄの変化分は測定により求まり、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの血圧差である脈圧ΔＰ（＝Ｐsys−Ｐdia）を算出することができる。

図６は、本実施形態に係る血管径と血圧との時間変化を示す図である。水頭圧による圧力値がどのくらいの血管径Ｄの変化に対応するのかの算出は、下記の（ａ）及び（ｂ）の方法がある。

（ａ）血管径Ｄの変化は１０秒程度計測し、図６に示すように、高さＨの位置での平均血管径Ｄm１、及び高さＬの位置での平均血管径Ｄm２をそれぞれ算出する。続いて、平均血管径（Ｄm１，Ｄm２）の変化分ΔＤmを式（１）より求める。

ΔＤm＝Ｄm２−Ｄm１ …（１）
水頭圧分の血管径変化ΔＤを式（２）より求める。

ΔＤ＝ΔＤm …（２）
これにより、図１の高さＨの位置での平均収縮期血管径Ｄmsys１及び平均拡張期血管径Ｄmdia１を用いると、圧力及び血管径の関係を考えると式（３）が成立する。

（Ｐsys−Ｐdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（Ｄmsys１−Ｄmdia１）：ΔＤm …（３）
よって水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、式（４）より求まる（図６（Ａ）参照）。

ρ・ｇ・ｈ＝（Ｐsys−Ｐdia）・ΔＤm／（Ｄmsys１−Ｄmdia１） …（４）

（ｂ）血管径Ｄの変化は１０秒程度計測し、図１の高さＨの位置での平均収縮期血管径Ｄmsys１及び平均拡張期血管径Ｄmdia１、及び高さＬの位置での平均収縮期血管径Ｄmsys２及び平均拡張期血管径Ｄmdia２をそれぞれ算出する。続いて、平均収縮期血管径（Ｄmsys１，Ｄmsys２）の変化分ΔＤmsysを式（５）、及び平均拡張期血管径（Ｄmdia１，Ｄmdia２）の変化分ΔＤmdiaを式（６）より求める（図６（Ｂ）参照）。

ΔＤmsys＝Ｄmsys２−Ｄmsys１ …（５）
ΔＤmdia＝Ｄmdia２−Ｄmdia１ …（６）
また、上記より平均をとり、水頭圧分の血管径変化ΔＤを式（７）より求める。

ΔＤ＝（ΔＤmsys＋ΔＤmdia）／２ …（７）
これにより、圧力及び血管径の関係を考えると式（８）が成立する。

（Ｐsys−Ｐdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（Ｄmsys１−Ｄmdia１）：（ΔＤmsys＋ΔＤmdia）／２ …（８）
よって脈圧（Ｐsys−Ｐdia）は、式（９）より求まる。

（Ｐsys−Ｐdia）＝２・（ρ・ｇ・ｈ）・（Ｄmsys１−Ｄmdia１）／（ΔＤmsys＋ΔＤmdia） …（９）

水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）の算出ができれば、前述の関係より血管径Ｄの計測のみで収縮期実血圧Ｐsys及び拡張期実血圧Ｐdiaの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）である脈圧がわかる。水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）の算出は常時連続測定開始前、つまり１日のはじめなどに一度行うことで、より高精度な測定ができる。また、測定位置高さＨ及びＬの高低差ｈは精度にかかわる重要なパラメーターなので、測定ごとに同じ位置に装着して行うことが望ましい。

図７は、本実施形態に係る測定方法を示す図である。

先ず、ステップＳ１０に示すように、図１の高さＨ及びＬの位置での血管径Ｄを計測すると同時に平均血管径Ｄｍ１、Ｄｍ２を算出する。平均血管径は、１心拍内において特定してもよいし、血管径変化を１０秒程度測定し、複数心拍分のアンサンブル平均を算出し、取得してもよい。
次に、ステップＳ２０に示すように、ステップＳ１０で測定した高さＨの位置での、血管径Ｄの時間変化より、最高血圧に対応する血管径Ｄmsys１、最低血圧に対応する血管径Ｄmdia１を算出する。
他方、ステップＳ３０に示すように、ステップＳ１０で算出した平均血管径Ｄｍ１、Ｄｍ２より、平均血管径変化ΔＤｍを算出する。
ここで、ステップＳ４０に示すように、水頭圧（ρｇｈ）を算出する。水頭圧の算出及びそのための高低差ｈの決定方法の詳細については後述する。
そして、ステップＳ５０に示すように、最低血圧Ｐdia及び最高血圧Ｐsysの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を算出する。図１の高さＨの位置での、最高血圧Ｐsysにおける血管径Ｄmsys１と、最低血圧Ｐdiaにおける血管径Ｄmdia１を用いると、式（９）より、最低血圧Ｐdiaと最高血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）である脈圧を算出する。そして、ステップＳ６０で示すように測定結果の表示を行う。
最後に、ステップＳ７０で測定続行のうちは、ステップＳ８０に示すように、高さＨの位置での血管径の計測により、ステップＳ５０で式（９）から脈圧を算出し、ステップＳ６０で示すように測定結果の表示を行う。

ここで、水頭圧を決定する方法について説明する。

水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）を求めるには、重力加速度ｇ（≒９．８ｍ／ｓ²）のほかに、血液の密度及び高低差ｈが必要となる。血液の密度ρは男女差で１．０５５±０．００５ｇ／ｃｍ³程度なので、血圧値への影響は±０．数ｍｍＨｇであることから、ここでは一定とみなせる。つまり、精度良く水頭圧を決定するには高低差ｈを正確に計測する必要がある。図１に示す通り、高低差ｈは、導管径センサー１と２の間の距離を予め定規などで測定しておけば求めることができる。あるいは、導管径センサー１と２を任意長さの固定部材により繋いでおけば、該任意長さを高低差とすることもできる。

ところで、被測定対象部が垂直方向に揃っていれば前記決定方法で問題ないが、被測定対象部が垂直方向から傾いている場合を考えると、誤差が生まれる。その場合は、導管径センサー１又は２の角度を傾斜センサーなどで検出し、該検出角度と導管径センサー１と２の間の距離から高低差ｈを算出することもできる。あるいは、最新の水晶デバイスを用いた超小型気圧センサーでは高低差３ｃｍの分解能を持っているので、後々の高精度化により、ｍｍオーダーの分解能で高低差が測定可能な気圧センサーができれば、これを用いてｈを測定しても良い。これは、被測定者が自由行動下で適時校正を行う場合、必要となる技術であると考えられる。

なお、前記方法はあくまで一例であり、ある手法により高低差ｈを正確に求めることができれば、水頭圧も精度よく決定できる。実際のところ、高低差ｈは上腕部で１５ｃｍ程度と考えれば、水頭圧は１１．６ｍｍＨｇ程度である。

血管径Ｄを測定する場合、図３に示す導管径センサー１，２の駆動部２２，２６により、数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を発信部１２，１６から送信し、受信部１４，１８で血管壁からの反射波を受信し、信号演算部１１，２１で反射到達時間を計測し、血管径Ｄを算出する。仮に、反射波到達時間が１．７３μｓ、生体内部での音速を１５００ｍ／ｓとすると、血管径Ｄは２．６ｍｍと算出できる。例えば、超音波の送受信にはピエゾ素子を用いてもよい。さらに血管径Ｄの測定方法としては、超音波ビームから得られるエコー信号に基づいて血管壁などを追跡するエコートラッキング法が知られている。エコートラッキング法により、超音波の波長以下の数μｍ程度の精度で血管壁などの変位を計測することができる。

本実施形態では、計測媒体として超音波を用いたが、これに限ることではなく、マイクロ波をはじめとする無線、及びレーザーやコヒーレントな光などを用いてもよい。

本実施形態においては、導管径センサー１の高さＨを心臓５の高さ位置としたが、仮に高さＨと心臓５の高さが違う場合でも、予め心臓５からの高低差を求めておけば水頭圧分の加減算により、上記実施形態と同様に血圧を算出することができる。また、本実施形態では、被測定対象を生体と仮定し、導管を血管、流体を血液として説明したが、本実施形態はこの仮定に限定されるものではない。

なお、流体脈動圧計測装置及び流体脈動圧計測方法に係わる実施形態については、上記実施形態により代用する。

１，２…導管径センサー ３…上腕動脈（血管） ４…被測定者 ５…心臓 ６…上腕部 ７…脈圧計測装置 １１…信号演算部 ２１…信号演算部 ３１…脈圧信号演算部 ３２…表示部 ３３…スイッチ（ＳＷ） ３４…操作部 ４０…電源部。

Claims (2)

1. 超音波を血管に対して送信する送信部と前記血管から反射する前記超音波を受信する受信部とを有して前記血管の血管径を計測する、少なくとも２つの血管径計測部を備えた脈圧計測装置であって、
   心拍の収縮期および拡張期において、前記血管径計測部で複数心拍分、計測した前記血管径を基に、前記心拍の収縮期の前記血管径の平均値を平均収縮期血管径として算出し、前記心拍の拡張期の前記血管径の平均値を平均拡張期血管径として算出する平均血管径算出部と、
   前記平均収縮期血管径の時間的変化量および前記平均拡張期血管径の時間的変化量を算出する平均血管径変化量算出部と、
   少なくとも２つの前記血管径計測部の間の距離に応じて水頭差を計測する水頭差計測部と、
   前記平均収縮期血管径と前記平均拡張期血管径との差、前記平均収縮期血管径の時間的変化量と前記平均拡張期血管径の時間的変化量との和、および前記水頭差を用いて、前記血管の血圧の最大値と最小値との差である脈圧を算出する脈圧算出部と、
   を有する、
   ことを特徴とする脈圧計測装置。
2. 超音波を血管に対して送信し前記血管から反射する前記超音波を受信して、前記血管の血管径を少なくとも２つの血管径計測部で計測する工程と、
   心拍の収縮期および拡張期において、前記血管の血管径を計測する工程で複数心拍分、計測した前記血管径を基に、前記心拍の収縮期の前記血管径の平均値を平均収縮期血管径として算出し、前記心拍の拡張期の前記血管径の平均値を平均拡張期血管径として算出する工程と、
   前記平均収縮期血管径の時間的変化量および前記平均拡張期血管径の時間的変化量を算出する工程と、
   少なくとも２つの前記血管径計測部の間の距離に応じて水頭差を計測する工程と、
   前記平均収縮期血管径と前記平均拡張期血管径との差、前記平均収縮期血管径の時間的変化量と前記平均拡張期血管径の時間的変化量との和、および前記水頭差を用いて、前前記血管の血圧の最大値と最小値との差である脈圧を算出する工程と、
   を有する、
   ことを特徴とする脈圧計測方法。