血圧測定装置及び血圧測定方法
【課題】被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる常時装着可能な血圧測定装置を提供する。
【解決手段】血圧測定装置は、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部１８と、血流速度センサー部１８を駆動させる血流速度センサー駆動部２０と、血流速度センサー駆動部２０と血流速度センサー部１８とを制御し生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部２２と、生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部２７と、血管径センサー部２７を駆動させる血管径センサー駆動部２８と、血管径センサー駆動部２８と血管径センサー部２７とを制御し生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部３０と、血流速度センサー信号演算部２２と血管径センサー信号演算部３０との演算結果を用いて被測定者の血圧を求める血圧信号演算部３２と、を有する。
【解決手段】血圧測定装置は、生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部１８と、血流速度センサー部１８を駆動させる血流速度センサー駆動部２０と、血流速度センサー駆動部２０と血流速度センサー部１８とを制御し生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部２２と、生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部２７と、血管径センサー部２７を駆動させる血管径センサー駆動部２８と、血管径センサー駆動部２８と血管径センサー部２７とを制御し生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部３０と、血流速度センサー信号演算部２２と血管径センサー信号演算部３０との演算結果を用いて被測定者の血圧を求める血圧信号演算部３２と、を有する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧測定装置及び血圧測定方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
今日、血圧を測定する方法として、超音波を用いて測定する方法が提案されている。例えば、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）。
【０００３】
また、血流速度、流量、又は容量などを超音波により及び脈波速度を光波により検出し、この両量を関連付けて血圧及びその変化量を算出する方法が提案されている（例えば、特許文献２及び３参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００４−０４１３８２号公報
【特許文献２】特開平４−２５０１３５号公報
【特許文献３】特開２００４−１５４２３１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１〜３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（２４ｈＡＢＰＭ）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。
【０００６】
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。一般的に、脈波伝播速度から血圧値を推定すると、校正間隔が伸びることによって誤差確率が大きくなることが知られている。これは、短時間内では血管弾性特性（Ｅ０：無圧力時の血管弾性率、γ：特定血管における定数）が一定とみなせるが、ある時間以上では誤差が大きくなってくるということからである。特許文献１ではカフ型血圧計により求めた最高血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄからスティフネスパラメーターβを算出しているが、これは前述の血管弾性率と相関があるので、当然ある時間以上では値が変化してくる。すなわち、連続的かつ継続的に正しい血圧値を求めるには、校正は一度行うだけでは足りず、ある程度の間隔、例えば一時間程度ごとに行う必要がある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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。
【０００８】
［適用例１］被測定者の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、該生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部と、前記血流速度センサー部を駆動させる血流速度センサー駆動部と、前記血流速度センサー駆動部と前記血流速度センサー部とを制御し前記生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部と、前記生体内部の血管に超音波を送受信して、該生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部と、前記血管径センサー部を駆動させる血管径センサー駆動部と、前記血管径センサー駆動部と前記血管径センサー部とを制御し前記生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部と、前記血流速度センサー信号演算部と前記血管径センサー信号演算部との演算結果を用いて前記被測定者の血圧を求める血圧信号演算部と、を有することを特徴とする血圧測定装置。
【０００９】
これによれば、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる常時装着可能な血圧測定装置を提供できる。
【００１０】
［適用例２］上記血圧測定装置であって、前記血圧信号演算部は、前記血管径を水頭圧に換算することにより前記血圧を求める演算を実行することを特徴とする血圧測定装置。
【００１１】
これによれば、血管径及び血圧が略線形変化するとみなせるので、血管径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を得ることができる。
【００１２】
［適用例３］上記血圧測定装置であって、前記被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、該第１状態と前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態との前記所定の部位の高低差を求める高さ位置センサー部をさらに含み、前記水頭圧は、前記高さ位置センサー部により測定された前記高低差を用いて求められていることを特徴とする血圧測定装置。
【００１３】
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測定できる。
【００１４】
［適用例４］上記血圧測定装置であって、前記血流速度センサー部は、送信用素子と受信用素子とから構成し、しかも前記送信用素子と前記受信用素子との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なることを特徴とする血圧測定装置。
【００１５】
これによれば、血管と波動とのなす角度が未知な場合についても血流速度を求めることができる。
【００１６】
［適用例５］上記血圧測定装置であって、前記血流速度センサー部は、圧電素子を用いて構成することを特徴とする血圧測定装置。
【００１７】
これによれば、圧電素子は構造が簡単なので、血流速度センサーを小型化することができる。
【００１８】
［適用例６］被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、前記所定の部位の血流速度を該所定の部位の血管径の２乗で割った値に対して所定の比例定数で比例する前記被測定者の血圧であって、前記比例定数を求める校正工程と、前記第１状態で、前記所定の部位の前記血管径及び前記血流速度をそれぞれ測定する工程と、前記血管径、前記血流速度、及び前記比例定数を用いて前記血圧を求める工程と、前記血圧を表示する工程と、及び、前記比例定数の校正が必要か判断する工程と、を有することを特徴とする血圧測定方法。
【００１９】
これによれば、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる常時装着可能な血圧測定方法を提供できる。
【００２０】
［適用例７］上記血圧測定方法であって、前記校正工程は、前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血管径をそれぞれ計測し、第１平均血管径、平均収縮期血管径、及び平均拡張期血管径を求める工程と、前記第１状態で、該第１状態と前記第２状態との前記所定の部位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１状態と前記第２状態との間の水頭圧を求める工程と、前記第１状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血流速度と血管径とをそれぞれ計測し、第２平均血管径、収縮期血流速度、収縮期血管径、拡張期血流速度、及び拡張期血管径を求める工程と、前記第１平均血管径と前記第２平均血管径とを用いて平均血管径変化を求める工程と、前記水頭圧、前記平均血管径変化、前記平均収縮期血管径、及び前記平均拡張期血管径を用いて収縮期血圧と拡張期血圧との血圧差を求める工程と、及び、前記血圧差、前記収縮期血流速度、前記収縮期血管径、前記拡張期血流速度、及び前記拡張期血管径を用いて前記比例定数を求める工程と、を有することを特徴とする血圧測定方法。
【００２１】
これによれば、比例定数を容易に校正できる。
【００２２】
［適用例８］上記血圧測定方法であって、前記高低差測定工程は、前記第１状態と前記第２状態との前記所定の部位の前記高低差を測定する高さ位置センサー部により測定されていることを特徴とする血圧測定方法。
【００２３】
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測定できる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】本実施形態に係る血圧測定装置が装着された状態を示す外観図。
【図２】本実施形態に係る血流速度センサー及び血管径センサーを示す図。
【図３】本実施形態に係る回路ブロックを示す図。
【図４】本実施形態に係る血圧測定装置の測定位置を示す図。
【図５】本実施形態に係る水頭圧分が加わった血管径を示す図。
【図６】本実施形態に係る血管壁圧力と血管径（容積）との関係を示す図。
【図７】本実施形態に係るカフ加圧測定値を示す図。
【図８】本実施形態に係る血流速度センサーを示す図。
【図９】本実施形態に係る測定方法を示す図。
【図１０】本実施形態に係る校正ルーチンを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
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。
【００２６】
図１は、本実施形態に係る血圧測定装置が装着された状態を示す外観図である。図２は、本実施形態に係る血流速度センサー及び血管径センサーを示す図である。図３は、本実施形態に係る回路ブロックを示す図である。本実施形態に係る血圧測定装置２は、血流速度センサー１０と、血管径センサー１２と、を備えている。血圧測定装置２は、被測定者４（図４参照）の手首部１６に装着され、橈骨動脈（血管）１４の血流速度ｖ及び血管径ｄを測定し、血圧Ｐを求める。
【００２７】
血流速度センサー１０は、手首部１６の内側の橈骨動脈１４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。血流速度センサー１０は、血流速度センサー１０から出た基本波動ｆ及び受信波動ｆ´をミキシングする。ミキシングされた波動は血流速度センサー信号演算部（信号演算部）２２で検波されることによりドップラーシフトの周波数成分のみが抽出される。信号演算部２２ではこのドップラー周波数成分Δｆ（＝ｆ−ｆ´）と、波動ｆ，ｆ´及び橈骨動脈１４のなす角θより血流速度ｖが算出される。
【００２８】
血流速度センサー１０は、血流速度センサー部１８と、血流速度センサー駆動部（駆動部）２０と、信号演算部２２と、を備えている。血流速度センサー部１８は、被測定者４の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する。血流速度センサー部１８は、発信部（送信用素子）２４と受信部（受信用素子）２６とから構成されている。発信部２４と受信部２６との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と橈骨動脈１４とのなす角度が対ごとに異なる。駆動部２０は、血流速度センサー部１８を駆動させる。信号演算部２２は、駆動部２０と血流速度センサー部１８とを制御し生体内部の血流速度ｖを求める。血流速度センサー部１８は、圧電素子を用いて構成されている。これにより、圧電素子は構造が簡単なので、血流速度センサーを小型化することができる。
【００２９】
血管径センサー１２は、手首部１６の内側の橈骨動脈１４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。血管径センサー１２は、数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、送信波及び受信波より橈骨動脈１４壁からの反射波の到達時間を測定する。血管径センサー部２７は、生体内部の橈骨動脈１４に超音波を送受信して、生体内部の橈骨動脈１４壁の反射到達時間差を検出する。
【００３０】
血管径センサー１２は、血管径センサー部２７と、血管径センサー駆動部（駆動部）２８と、血管径センサー信号演算部（信号演算部）３０と、を備えている。血管径センサー部２７は、発信部２９と受信部３１とから構成されている。血管径センサー部２７は、生体内部の橈骨動脈１４に超音波を送受信して、生体内部の橈骨動脈１４壁の反射到達時間差を検出する。駆動部２８は、血管径センサー部２７を駆動させる。信号演算部３０は、駆動部２８と血管径センサー部２７とを制御し生体内部の血管径ｄを求める。
【００３１】
本実施形態に係る血圧測定装置２は、血圧信号演算部３２と、表示部３４と、気圧センサー（高さ位置センサー部）３６と、スイッチ３７と、電源部４０とを備えている。血圧信号演算部３２は、信号演算部２２と信号演算部３０との演算結果を用いて被測定者４の血圧Ｐを求める。表示部３４は、被測定者４の血圧Ｐ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。さらにまた、校正が必要である旨を表示する。気圧センサー３６は、血圧測定装置２の高さ位置を測定する。スイッチ３７は、血圧測定装置２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、血圧測定装置２の各機能部に対して電源を供給する。本実施形態では、例えば、充電可能な二次電池を想定している。
【００３２】
図４は、本実施形態に係る血圧測定装置２の測定位置を示す図である。図５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。ここで非侵襲の血圧測定に、カフ（圧迫帯）を用いずに血流速度ｖ及び血管径ｄを測定して血圧Ｐを算出する方法について説明する。血圧Ｐは血流量Ｑ及び血管抵抗Ｒの積により求められる。
【００３３】
Ｐ＝Ｑ・Ｒ …（１）
このうち、血流量Ｑは式（２）に表すような血管径ｄ及び血流速度ｖの積で求められる。
【００３４】
Ｑ＝（π・ｄ2・ｖ）／８ …（２）
また、血管抵抗Ｒは橈骨動脈１４の中を流れる血液の粘度η及び血管径ｄの比によって決まり、血管径ｄが大きいほど血管抵抗Ｒが小さくなるという関係が成り立つ。Ｃを定数と考えると。
【００３５】
Ｒ＝η・Ｃ／ｄ4 …（３）
これらの関係式を考慮して血圧Ｐを導き出そうとすると、脈波と呼ばれる容積脈波の強度変化は、実際には血液が脈動するときの血管径ｄの変化が容積変化として捕らえられているものであり、容積脈波を測定することにより血管径ｄと相関した値を測定することができ、血管抵抗Ｒに相関する値を測定することができる。そして、血管内の血流速度ｖを測定することにより血流量Ｑに相関する値も求めることができ、したがって、血圧Ｐを測定することができる。
【００３６】
次に、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの算出について説明する。収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaは、式（１）〜（３）を用いることにより、式（４）及び（５）のように求めることができる。
【００３７】
Ｐsys＝π／８・η・Ｃ・ｖsys／ｄsys2 …（４）
Ｐdia＝π／８・η・Ｃ・ｖdia／ｄdia2 …（５）
これにより、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）は、式（６）のように求めることができる。
【００３８】
Ｐsys−Ｐdia＝π／８・η・Ｃ・（ｖsys／ｄsys2−ｖdia／ｄdia2） …（６）
ここでｖsysは収縮期血流速度、ｄsysは収縮期血管径、ｖdiaは拡張期血流速度、ｄdiaは拡張期血管径である。
【００３９】
図６は、本実施形態に係る血管壁圧力と血管径（容積）との関係を示す図である。図６は、血管の管法則を示す図である。従来のカフ加圧による血圧測定ではオシロメトリック波形を得るために管法則の非線形領域を用いている。これに対し、本実施形態では図６に示す略線形近似領域を用いている。この部分では、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Ｐの時間変化に相関した値が得られる。
【００４０】
次に、上記式を用いて収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaを算出する方法を説明する。先ず、心臓３８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で、収縮期血流速度ｖsys、収縮期血管径ｄsys、拡張期血流速度ｖdia、及び拡張期血管径ｄdiaを求める。波動を生体内部の血管に送受信し、血流散乱波のドップラーシフト量から収縮期血流速度ｖsys及び拡張期血流速度ｖdiaを、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の時間変化を測定する。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Ｐ）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６参照）。
【００４１】
続いて、心臓３８の位置と高さｈだけ下げた状態の位置Ｌで同様に血管径ｄを測定する。その場合、被測定者４が安定状態にあるとすると、血管には心臓３８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、この状態で再び血管径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ΔＰ（＝Ｐsys−Ｐdia）も算出することができる。この値を式（６）に当てはめると比例定数（π／８・η・Ｃ）が求まるので、式（４）及び式（５）から収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaが算出できる。
【００４２】
血液の密度ρは個人差で１．０５５±０．００５ｇ／ｃｍ2程度なので、血圧値への影響は±０．数ｍｍＨｇであることから一定とみなせる。水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、高さの測定を正確に行えば正しい値が得られることがわかる。本実施形態によれば、カフ型血圧計などによる他の血圧計による校正が不要で、水頭圧を用いることで非常に簡便に校正が行うことができる。また容積脈波の計測を行わずに済み、波動による血流速及び血管径の測定だけで血圧の常時計測ができる。
【００４３】
（水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）を血管径ｄに換算する方法）
本実施形態に係る血圧測定装置を、図４に示すように、手首部１６に装着した状態で心臓３８の高さと同じ高さＨの位置で血管径ｄの時間変化の測定、及びカフ加圧式血圧計４２による収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの測定を行う。続いて、高さＬの位置に腕を下ろし、血管径ｄの時間変化の測定を行う。これにより、水頭圧による圧力値がどのくらいの血管径ｄ変化に対応するのかを算出できる（図５参照）。
【００４４】
図７は、本実施形態に係るカフ加圧測定値を示す図である。水頭圧による圧力値がどのくらいの血管径ｄ変化に対応するのかの算出は、下記の（ａ）〜（ｃ）の方法がある。
（ａ）血管径ｄ変化は１０秒程度計測し、図４の高さＨ，Ｌの位置での平均血管径（ｄm１及び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（７）より求める。
【００４５】
Δｄm＝ｄm２−ｄm１ …（７）
水頭圧分の血管径変化Δｄを式（８）より求める。
【００４６】
Δｄ＝Δｄm …（８）
これにより、図４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（９）が成立する。
【００４７】
（Ｐrsys−Ｐrdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（ｄmsys１−ｄmdia１）：Δｄm …（９）
よって水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、式（１０）より求まる（図７（Ａ）参照）。
【００４８】
ρ・ｇ・ｈ＝（Ｐrsys−Ｐrdia）・Δｄm／（ｄmsys１−ｄmdia１） …（１０）
【００４９】
（ｂ）血管径ｄ変化は１０秒程度計測し、図４の高さＨ及びＬの位置での平均収縮期血管径（ｄmsys１，ｄmsys２）及び平均拡張期血管径（ｄmdia１，ｄmdia２）を算出する。続いて、平均血管径（ｄm１及びｄm２）の変化分（Δｄmsys，Δｄmdia）を式（１１）及び（１２）より求める。
【００５０】
Δｄmsys＝ｄmsys２−ｄmsys１ …（１１）
Δｄmdia＝ｄmdia２−ｄmdia１ …（１２）
また、上記より平均をとり、水頭圧分の血管径変化Δｄを式（１３）より求める。
【００５１】
Δｄ＝（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２ …（１３）
これにより、圧力及び血管径の関係を考えると式（１４）が成立する。
【００５２】
（Ｐrsys−Ｐrdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（ｄmsys１−ｄmdia１）：（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２ …（１４）
よって水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、式（１５）より求まる（図７（Ｂ）参照）。
【００５３】
ρ・ｇ・ｈ＝（Ｐrsys−Ｐrdia）・（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２・（ｄmsys１−ｄmdia１） …（１５）
【００５４】
（ｃ）上記（ａ）及び（ｂ）の方法では、図６の略線形近似領域を用いるといった考えで算出したが、ここではより厳密に測定する方法を示す。先ず、図４の高さＨの位置での血管径ｄの時間変化より、血管体積Ｖの時間変化を算出する。一般的に血管体積Ｖ及び血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの関係は式（１６）で表せるので、ｂ＝０．０３ｍｍＨｇ-1を用いると、収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaでの血管体積（Ｖrsys，Ｖrdia）の関係から、Ｖ０及びＶmaxが求まる。これにより血管体積Ｖの時間変化から、高さＨの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化が算出できる。
【００５５】
Ｖ＝Ｖmax＋（Ｖ０−Ｖmax）・ｅb・Ｐt …（１６）
次に、高さＬの位置での血管径ｄの時間変化から血管体積（Ｖrsys，Ｖrdia）の時間変化を算出し、式（１６）を用いて血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化を求める。高さＨ及びＬの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化より、それぞれの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの平均値の差分を求め、その値を水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）とする。若しくは、それぞれの平均収縮期血圧及び平均拡張期血圧の各同士の差分を求め、その差分の平均値を水頭圧とする。水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）及び血管径ｄ（血管体積）の換算ができれば、収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）は、式（１７）のように求まる。
【００５６】
Ｐrsys−Ｐrdia＝１／ｂ・ｌｏｇ｛（Ｖsys−Ｖmax）／（Ｖdia−Ｖmax）｝ …（１７）
ここでＶsysは収縮期血管体積、Ｖdiaは拡張期血管体積である。
【００５７】
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Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）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で行う。例えば高さＨを心臓３８の位置、高さＬを腕を真っ直ぐ下ろした位置などに決め、高低差ｈを測定しておく。若しくは、高精度な気圧センサー３６などを用いて高さの計算を行ってもよい。これにより、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。
【００５８】
（血管径の測定方法）
血管径ｄの測定の場合、図３に示す血管径センサー１２の駆動部２８により、図２に示すように数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、送信波及び受信部２６の受信波より血管壁からの反射波の到達時間を測定する。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。
【００５９】
（血流速度の測定方法）
図８は、本実施形態に係る血流速度センサーを示す図である。血流速度ｖを測定する場合、図３に示す血流速度センサー１０の駆動部２０から出た基本波動ｆ及び受信部２６の受信波動ｆ´（図２参照）をミキシングして信号演算部２２で検波を行うことによりドップラーシフトの周波数成分のみを抽出する。信号演算部２２ではこのドップラー周波数成分Δｆ（＝ｆ−ｆ´）と、波動及び橈骨動脈１４のなす角θより式（１８）を利用して血流速度ｖを算出する。
【００６０】
ｖ＝ε・Δｆ／（２・ｆ・ｃｏｓθ） …（１８）
ここでεは生体内部の音速、ｆは入力した波動の周波数、ｖは血流速度、θは橈骨動脈１４及び波動のなす角である。実際には波動及び橈骨動脈１４のなす角θを求めることは困難なので、図８に示すような複数個の血流速度センサーを用いて波動及び橈骨動脈１４のなす角θが未知な場合についても血流速度ｖが求められるように、２個の血流速度センサーを用いて測定する血流の流れる方向に対して角度θと角度θ−αの２つの超音波波動が送受信できるセンサーを用いる。２個の血流速度センサーのなす角をαとすると、波動及び橈骨動脈１４のなす角θを求めることができる。すなわち、生体表面から内部に波動を送受信する血流速度センサー１０は１対となる。血流速度センサーがそれぞれ受信するドップラー周波数成分Δｆ０，Δｆ１、そして２個の血流速度センサーのなす角をαとすると式（１９）を用いてθを求める。
【００６１】
θ＝Ｔａｎ-1（Δｆ１／Δｆ０−ｃｏｓα）／ｓｉｎα …（１９）
そして、ここで求めた波動及び橈骨動脈１４のなす角θ及びドップラー周波数成分Δｆ０をΔｆ＝Δｆ０として式（１８）に代入することにより、血流速度ｖを求める。
【００６２】
例えば、血流速度ｖを求めるために、１ＭＨｚのパルス信号を送信し、受信波のドップラー周波数成分Δｆを算出する。ドップラー周波数成分Δｆが０．３３ｋＨｚで橈骨動脈１４と波動とのなす角θが４５度のとき、血流速度ｖはおよそ５０ｃｍ／ｓと算出できる。以上求めた血管径ｄ及び血流速度ｖより、一拍ごとの血圧Ｐを算出する。つまり、一拍ごとに式（４）及び（５）にあるように血管径ｄ及び血流速度ｖを超音波などの波動で測定し、血圧Ｐを決定する。式（４）及び（５）にある比例定数（π／８・η・Ｃ）は、式（６）を変形した式（２０）より求まる。
【００６３】
π／８・η・Ｃ＝（Ｐsys−Ｐdia）／（ｖsys／ｄsys2−ｖdia／ｄdia2） …（２０）
よって式（４）及び（５）の関係からサンプルレートごと若しくは一定間隔ごとに血圧Ｐを算出することにより、安定した常時血圧測定を非加圧下で行うことができる。
【００６４】
（簡便な校正方法）
比例定数（π／８・η・Ｃ）は、生体情報を多分に反映しているため、ある程度の間隔で値の校正を行う必要がある。その場合、図４のように高さＨの位置及び高さＬの位置、それぞれでの血管径ｄ及び血流速度ｖを超音波などの波動により前述の通り求め、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を、水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）及び血管径ｄの換算により求める、以上よりカフ加圧無しでも適時校正できる。
【００６５】
（血圧測定方法及び校正値算出）
図９は、本実施形態に係る血圧測定方法を示す図である。先ず、スイッチ３７を投入後、ステップＳ１０に示すように、比例定数（π／８・η・Ｃ）算出のための校正を行う。ステップＳ１０の詳細については後述する。
【００６６】
続いて、ステップＳ２０に示すように、血管径ｄ及び血流速度ｖを測定する。測定方法は前述の超音波反射到達時間を測定し血管径ｄを測定するものや、ドップラー法により血流速度ｖを測定する方法を用いる。
【００６７】
次に、ステップＳ３０に示すように、ステップＳ１０の校正ルーチンにより求めてある比例定数を用いて血圧Ｐを算出する。同一箇所、同時刻の血管径ｄ及び血流速度ｖの時間的変化を求め、血圧Ｐの時間変化を算出することもできる。
【００６８】
次に、ステップＳ４０に示すように、血圧Ｐを表示部３４に表示する。また、それをグラフなどで可視化して表示部３４に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。
【００６９】
次に、ステップＳ５０に示すように、校正が再度必要であるか判断する。必要があればステップＳ１０に戻り校正を行う。必要がなければステップＳ６０へ進む。校正が必要である場合とは、例えば血圧が通常と比べて±１５ｍｍＨｇ以上変化した場合である。この場合再校正の指示が表示部３４に表示される。
【００７０】
次に、ステップＳ６０に示すように、測定の続行が必要であるか判断する。必要があればステップＳ２０に戻り血管径ｄ及び血流速度ｖを測定する。必要がなければ終了する。これにより、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる。
【００７１】
図１０は、本実施形態に係る校正ルーチンを示す図である。
ステップＳ１０の校正ルーチンの詳細を示したフローを図１０に示す。水頭圧換算方法の（ａ）による手順は以下の通りである。先ず、ステップＳ１１０に示すように、図４の高さＨの位置での血管径ｄを計測すると同時に平均血管径ｄm１を算出する。血管径変化は１０秒程度測定する。
【００７２】
次に、ステップＳ１２０に示すように、腕を高さＬの位置に移す。その際の高さＨ及びＬの位置の高低差ｈを測定する。なお、高さ位置センサー部としての高精度な気圧センサー３６（図３参照）などを用いて高さの計算を行ってもよい。これにより、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。
【００７３】
次に、ステップＳ１３０に示すように、水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）を算出する。
【００７４】
続いて、ステップＳ１４０に示すように、血管径ｄ及び血流速度ｖを測定すると同時に平均血管径ｄm２を求める。
【００７５】
次に、ステップＳ１５０に示すように、高さＨ及びＬの位置での平均血管径変化Δｄm（＝ｄm１−ｄm２）を算出する。
【００７６】
次に、ステップＳ１６０に示すように、拡張期血圧Ｐdia及び収縮期血圧Ｐsysの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を算出する。図４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、式（９）を変形して式（２１）より、拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を算出する。
【００７７】
Ｐsys−Ｐdia＝ρ・ｇ・ｈ・（ｄmsys１−ｄmdia１）／Δｄm …（２１）
なお、この場合拡張期実血圧Ｐrdiaと収縮期実血圧Ｐrsysとの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）は、拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）と等しいとして算出する。
【００７８】
次に、ステップＳ１７０に示すように、以下の式より比例定数（π／８・η・Ｃ）を算出する。式（２０）より、比例定数（π／８・η・Ｃ）を算出する。なお、この場合拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）は、拡張期実血圧Ｐrdiaと収縮期実血圧Ｐrsysとの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）と等しいとして算出する。また、水頭圧と血管径変化との関係は変わらないので拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）はカフ圧無しで算出することができる。これにより、比例定数を容易に校正できる。
【００７９】
本実施形態の血圧測定装置及び血圧測定方法によれば、カフを使用することなく適時校正を簡便にすることができ、精度良く血圧Ｐを測定することができる。またそれによりウエアラブルで常時計測可能な血圧測定装置及び血圧測定方法が提供できる。
【符号の説明】
【００８０】
２…血圧測定装置 ４…被測定者 １０…血流速度センサー １２…血管径センサー １４…橈骨動脈（血管） １６…手首部 １８…血流速度センサー部 ２０…駆動部（血流速度センサー駆動部） ２２…信号演算部（血流速度センサー信号演算部） ２４…発信部（送信用素子） ２６…受信部（受信用素子） ２７…血管径センサー部 ２８…駆動部（血管径センサー駆動部） ２９…発信部 ３０…信号演算部（血管径センサー信号演算部） ３１…受信部 ３２…血圧信号演算部 ３４…表示部 ３６…気圧センサー（高さ位置センサー部） ３７…スイッチ ３８…心臓 ４０…電源部 ４２…カフ加圧式血圧計。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧測定装置及び血圧測定方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
今日、血圧を測定する方法として、超音波を用いて測定する方法が提案されている。例えば、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）。
【０００３】
また、血流速度、流量、又は容量などを超音波により及び脈波速度を光波により検出し、この両量を関連付けて血圧及びその変化量を算出する方法が提案されている（例えば、特許文献２及び３参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００４−０４１３８２号公報
【特許文献２】特開平４−２５０１３５号公報
【特許文献３】特開２００４−１５４２３１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１〜３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（２４ｈＡＢＰＭ）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。
【０００６】
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。一般的に、脈波伝播速度から血圧値を推定すると、校正間隔が伸びることによって誤差確率が大きくなることが知られている。これは、短時間内では血管弾性特性（Ｅ０：無圧力時の血管弾性率、γ：特定血管における定数）が一定とみなせるが、ある時間以上では誤差が大きくなってくるということからである。特許文献１ではカフ型血圧計により求めた最高血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄからスティフネスパラメーターβを算出しているが、これは前述の血管弾性率と相関があるので、当然ある時間以上では値が変化してくる。すなわち、連続的かつ継続的に正しい血圧値を求めるには、校正は一度行うだけでは足りず、ある程度の間隔、例えば一時間程度ごとに行う必要がある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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。
【０００８】
［適用例１］被測定者の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、該生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部と、前記血流速度センサー部を駆動させる血流速度センサー駆動部と、前記血流速度センサー駆動部と前記血流速度センサー部とを制御し前記生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部と、前記生体内部の血管に超音波を送受信して、該生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部と、前記血管径センサー部を駆動させる血管径センサー駆動部と、前記血管径センサー駆動部と前記血管径センサー部とを制御し前記生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部と、前記血流速度センサー信号演算部と前記血管径センサー信号演算部との演算結果を用いて前記被測定者の血圧を求める血圧信号演算部と、を有することを特徴とする血圧測定装置。
【０００９】
これによれば、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる常時装着可能な血圧測定装置を提供できる。
【００１０】
［適用例２］上記血圧測定装置であって、前記血圧信号演算部は、前記血管径を水頭圧に換算することにより前記血圧を求める演算を実行することを特徴とする血圧測定装置。
【００１１】
これによれば、血管径及び血圧が略線形変化するとみなせるので、血管径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を得ることができる。
【００１２】
［適用例３］上記血圧測定装置であって、前記被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、該第１状態と前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態との前記所定の部位の高低差を求める高さ位置センサー部をさらに含み、前記水頭圧は、前記高さ位置センサー部により測定された前記高低差を用いて求められていることを特徴とする血圧測定装置。
【００１３】
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測定できる。
【００１４】
［適用例４］上記血圧測定装置であって、前記血流速度センサー部は、送信用素子と受信用素子とから構成し、しかも前記送信用素子と前記受信用素子との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なることを特徴とする血圧測定装置。
【００１５】
これによれば、血管と波動とのなす角度が未知な場合についても血流速度を求めることができる。
【００１６】
［適用例５］上記血圧測定装置であって、前記血流速度センサー部は、圧電素子を用いて構成することを特徴とする血圧測定装置。
【００１７】
これによれば、圧電素子は構造が簡単なので、血流速度センサーを小型化することができる。
【００１８】
［適用例６］被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、前記所定の部位の血流速度を該所定の部位の血管径の２乗で割った値に対して所定の比例定数で比例する前記被測定者の血圧であって、前記比例定数を求める校正工程と、前記第１状態で、前記所定の部位の前記血管径及び前記血流速度をそれぞれ測定する工程と、前記血管径、前記血流速度、及び前記比例定数を用いて前記血圧を求める工程と、前記血圧を表示する工程と、及び、前記比例定数の校正が必要か判断する工程と、を有することを特徴とする血圧測定方法。
【００１９】
これによれば、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる常時装着可能な血圧測定方法を提供できる。
【００２０】
［適用例７］上記血圧測定方法であって、前記校正工程は、前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血管径をそれぞれ計測し、第１平均血管径、平均収縮期血管径、及び平均拡張期血管径を求める工程と、前記第１状態で、該第１状態と前記第２状態との前記所定の部位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１状態と前記第２状態との間の水頭圧を求める工程と、前記第１状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血流速度と血管径とをそれぞれ計測し、第２平均血管径、収縮期血流速度、収縮期血管径、拡張期血流速度、及び拡張期血管径を求める工程と、前記第１平均血管径と前記第２平均血管径とを用いて平均血管径変化を求める工程と、前記水頭圧、前記平均血管径変化、前記平均収縮期血管径、及び前記平均拡張期血管径を用いて収縮期血圧と拡張期血圧との血圧差を求める工程と、及び、前記血圧差、前記収縮期血流速度、前記収縮期血管径、前記拡張期血流速度、及び前記拡張期血管径を用いて前記比例定数を求める工程と、を有することを特徴とする血圧測定方法。
【００２１】
これによれば、比例定数を容易に校正できる。
【００２２】
［適用例８］上記血圧測定方法であって、前記高低差測定工程は、前記第１状態と前記第２状態との前記所定の部位の前記高低差を測定する高さ位置センサー部により測定されていることを特徴とする血圧測定方法。
【００２３】
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測定できる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】本実施形態に係る血圧測定装置が装着された状態を示す外観図。
【図２】本実施形態に係る血流速度センサー及び血管径センサーを示す図。
【図３】本実施形態に係る回路ブロックを示す図。
【図４】本実施形態に係る血圧測定装置の測定位置を示す図。
【図５】本実施形態に係る水頭圧分が加わった血管径を示す図。
【図６】本実施形態に係る血管壁圧力と血管径（容積）との関係を示す図。
【図７】本実施形態に係るカフ加圧測定値を示す図。
【図８】本実施形態に係る血流速度センサーを示す図。
【図９】本実施形態に係る測定方法を示す図。
【図１０】本実施形態に係る校正ルーチンを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
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。
【００２６】
図１は、本実施形態に係る血圧測定装置が装着された状態を示す外観図である。図２は、本実施形態に係る血流速度センサー及び血管径センサーを示す図である。図３は、本実施形態に係る回路ブロックを示す図である。本実施形態に係る血圧測定装置２は、血流速度センサー１０と、血管径センサー１２と、を備えている。血圧測定装置２は、被測定者４（図４参照）の手首部１６に装着され、橈骨動脈（血管）１４の血流速度ｖ及び血管径ｄを測定し、血圧Ｐを求める。
【００２７】
血流速度センサー１０は、手首部１６の内側の橈骨動脈１４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。血流速度センサー１０は、血流速度センサー１０から出た基本波動ｆ及び受信波動ｆ´をミキシングする。ミキシングされた波動は血流速度センサー信号演算部（信号演算部）２２で検波されることによりドップラーシフトの周波数成分のみが抽出される。信号演算部２２ではこのドップラー周波数成分Δｆ（＝ｆ−ｆ´）と、波動ｆ，ｆ´及び橈骨動脈１４のなす角θより血流速度ｖが算出される。
【００２８】
血流速度センサー１０は、血流速度センサー部１８と、血流速度センサー駆動部（駆動部）２０と、信号演算部２２と、を備えている。血流速度センサー部１８は、被測定者４の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、生体内部の血液の流れを検出する。血流速度センサー部１８は、発信部（送信用素子）２４と受信部（受信用素子）２６とから構成されている。発信部２４と受信部２６との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と橈骨動脈１４とのなす角度が対ごとに異なる。駆動部２０は、血流速度センサー部１８を駆動させる。信号演算部２２は、駆動部２０と血流速度センサー部１８とを制御し生体内部の血流速度ｖを求める。血流速度センサー部１８は、圧電素子を用いて構成されている。これにより、圧電素子は構造が簡単なので、血流速度センサーを小型化することができる。
【００２９】
血管径センサー１２は、手首部１６の内側の橈骨動脈１４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。血管径センサー１２は、数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、送信波及び受信波より橈骨動脈１４壁からの反射波の到達時間を測定する。血管径センサー部２７は、生体内部の橈骨動脈１４に超音波を送受信して、生体内部の橈骨動脈１４壁の反射到達時間差を検出する。
【００３０】
血管径センサー１２は、血管径センサー部２７と、血管径センサー駆動部（駆動部）２８と、血管径センサー信号演算部（信号演算部）３０と、を備えている。血管径センサー部２７は、発信部２９と受信部３１とから構成されている。血管径センサー部２７は、生体内部の橈骨動脈１４に超音波を送受信して、生体内部の橈骨動脈１４壁の反射到達時間差を検出する。駆動部２８は、血管径センサー部２７を駆動させる。信号演算部３０は、駆動部２８と血管径センサー部２７とを制御し生体内部の血管径ｄを求める。
【００３１】
本実施形態に係る血圧測定装置２は、血圧信号演算部３２と、表示部３４と、気圧センサー（高さ位置センサー部）３６と、スイッチ３７と、電源部４０とを備えている。血圧信号演算部３２は、信号演算部２２と信号演算部３０との演算結果を用いて被測定者４の血圧Ｐを求める。表示部３４は、被測定者４の血圧Ｐ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。さらにまた、校正が必要である旨を表示する。気圧センサー３６は、血圧測定装置２の高さ位置を測定する。スイッチ３７は、血圧測定装置２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、血圧測定装置２の各機能部に対して電源を供給する。本実施形態では、例えば、充電可能な二次電池を想定している。
【００３２】
図４は、本実施形態に係る血圧測定装置２の測定位置を示す図である。図５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。ここで非侵襲の血圧測定に、カフ（圧迫帯）を用いずに血流速度ｖ及び血管径ｄを測定して血圧Ｐを算出する方法について説明する。血圧Ｐは血流量Ｑ及び血管抵抗Ｒの積により求められる。
【００３３】
Ｐ＝Ｑ・Ｒ …（１）
このうち、血流量Ｑは式（２）に表すような血管径ｄ及び血流速度ｖの積で求められる。
【００３４】
Ｑ＝（π・ｄ2・ｖ）／８ …（２）
また、血管抵抗Ｒは橈骨動脈１４の中を流れる血液の粘度η及び血管径ｄの比によって決まり、血管径ｄが大きいほど血管抵抗Ｒが小さくなるという関係が成り立つ。Ｃを定数と考えると。
【００３５】
Ｒ＝η・Ｃ／ｄ4 …（３）
これらの関係式を考慮して血圧Ｐを導き出そうとすると、脈波と呼ばれる容積脈波の強度変化は、実際には血液が脈動するときの血管径ｄの変化が容積変化として捕らえられているものであり、容積脈波を測定することにより血管径ｄと相関した値を測定することができ、血管抵抗Ｒに相関する値を測定することができる。そして、血管内の血流速度ｖを測定することにより血流量Ｑに相関する値も求めることができ、したがって、血圧Ｐを測定することができる。
【００３６】
次に、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの算出について説明する。収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaは、式（１）〜（３）を用いることにより、式（４）及び（５）のように求めることができる。
【００３７】
Ｐsys＝π／８・η・Ｃ・ｖsys／ｄsys2 …（４）
Ｐdia＝π／８・η・Ｃ・ｖdia／ｄdia2 …（５）
これにより、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）は、式（６）のように求めることができる。
【００３８】
Ｐsys−Ｐdia＝π／８・η・Ｃ・（ｖsys／ｄsys2−ｖdia／ｄdia2） …（６）
ここでｖsysは収縮期血流速度、ｄsysは収縮期血管径、ｖdiaは拡張期血流速度、ｄdiaは拡張期血管径である。
【００３９】
図６は、本実施形態に係る血管壁圧力と血管径（容積）との関係を示す図である。図６は、血管の管法則を示す図である。従来のカフ加圧による血圧測定ではオシロメトリック波形を得るために管法則の非線形領域を用いている。これに対し、本実施形態では図６に示す略線形近似領域を用いている。この部分では、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Ｐの時間変化に相関した値が得られる。
【００４０】
次に、上記式を用いて収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaを算出する方法を説明する。先ず、心臓３８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で、収縮期血流速度ｖsys、収縮期血管径ｄsys、拡張期血流速度ｖdia、及び拡張期血管径ｄdiaを求める。波動を生体内部の血管に送受信し、血流散乱波のドップラーシフト量から収縮期血流速度ｖsys及び拡張期血流速度ｖdiaを、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の時間変化を測定する。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Ｐ）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６参照）。
【００４１】
続いて、心臓３８の位置と高さｈだけ下げた状態の位置Ｌで同様に血管径ｄを測定する。その場合、被測定者４が安定状態にあるとすると、血管には心臓３８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、この状態で再び血管径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ΔＰ（＝Ｐsys−Ｐdia）も算出することができる。この値を式（６）に当てはめると比例定数（π／８・η・Ｃ）が求まるので、式（４）及び式（５）から収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaが算出できる。
【００４２】
血液の密度ρは個人差で１．０５５±０．００５ｇ／ｃｍ2程度なので、血圧値への影響は±０．数ｍｍＨｇであることから一定とみなせる。水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、高さの測定を正確に行えば正しい値が得られることがわかる。本実施形態によれば、カフ型血圧計などによる他の血圧計による校正が不要で、水頭圧を用いることで非常に簡便に校正が行うことができる。また容積脈波の計測を行わずに済み、波動による血流速及び血管径の測定だけで血圧の常時計測ができる。
【００４３】
（水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）を血管径ｄに換算する方法）
本実施形態に係る血圧測定装置を、図４に示すように、手首部１６に装着した状態で心臓３８の高さと同じ高さＨの位置で血管径ｄの時間変化の測定、及びカフ加圧式血圧計４２による収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの測定を行う。続いて、高さＬの位置に腕を下ろし、血管径ｄの時間変化の測定を行う。これにより、水頭圧による圧力値がどのくらいの血管径ｄ変化に対応するのかを算出できる（図５参照）。
【００４４】
図７は、本実施形態に係るカフ加圧測定値を示す図である。水頭圧による圧力値がどのくらいの血管径ｄ変化に対応するのかの算出は、下記の（ａ）〜（ｃ）の方法がある。
（ａ）血管径ｄ変化は１０秒程度計測し、図４の高さＨ，Ｌの位置での平均血管径（ｄm１及び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（７）より求める。
【００４５】
Δｄm＝ｄm２−ｄm１ …（７）
水頭圧分の血管径変化Δｄを式（８）より求める。
【００４６】
Δｄ＝Δｄm …（８）
これにより、図４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（９）が成立する。
【００４７】
（Ｐrsys−Ｐrdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（ｄmsys１−ｄmdia１）：Δｄm …（９）
よって水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、式（１０）より求まる（図７（Ａ）参照）。
【００４８】
ρ・ｇ・ｈ＝（Ｐrsys−Ｐrdia）・Δｄm／（ｄmsys１−ｄmdia１） …（１０）
【００４９】
（ｂ）血管径ｄ変化は１０秒程度計測し、図４の高さＨ及びＬの位置での平均収縮期血管径（ｄmsys１，ｄmsys２）及び平均拡張期血管径（ｄmdia１，ｄmdia２）を算出する。続いて、平均血管径（ｄm１及びｄm２）の変化分（Δｄmsys，Δｄmdia）を式（１１）及び（１２）より求める。
【００５０】
Δｄmsys＝ｄmsys２−ｄmsys１ …（１１）
Δｄmdia＝ｄmdia２−ｄmdia１ …（１２）
また、上記より平均をとり、水頭圧分の血管径変化Δｄを式（１３）より求める。
【００５１】
Δｄ＝（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２ …（１３）
これにより、圧力及び血管径の関係を考えると式（１４）が成立する。
【００５２】
（Ｐrsys−Ｐrdia）：ρ・ｇ・ｈ＝（ｄmsys１−ｄmdia１）：（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２ …（１４）
よって水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）は、式（１５）より求まる（図７（Ｂ）参照）。
【００５３】
ρ・ｇ・ｈ＝（Ｐrsys−Ｐrdia）・（Δｄmsys＋Δｄmdia）／２・（ｄmsys１−ｄmdia１） …（１５）
【００５４】
（ｃ）上記（ａ）及び（ｂ）の方法では、図６の略線形近似領域を用いるといった考えで算出したが、ここではより厳密に測定する方法を示す。先ず、図４の高さＨの位置での血管径ｄの時間変化より、血管体積Ｖの時間変化を算出する。一般的に血管体積Ｖ及び血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの関係は式（１６）で表せるので、ｂ＝０．０３ｍｍＨｇ-1を用いると、収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaでの血管体積（Ｖrsys，Ｖrdia）の関係から、Ｖ０及びＶmaxが求まる。これにより血管体積Ｖの時間変化から、高さＨの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化が算出できる。
【００５５】
Ｖ＝Ｖmax＋（Ｖ０−Ｖmax）・ｅb・Ｐt …（１６）
次に、高さＬの位置での血管径ｄの時間変化から血管体積（Ｖrsys，Ｖrdia）の時間変化を算出し、式（１６）を用いて血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化を求める。高さＨ及びＬの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの時間変化より、それぞれの位置での血管内圧及びカフ圧の圧力差Ｐtの平均値の差分を求め、その値を水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）とする。若しくは、それぞれの平均収縮期血圧及び平均拡張期血圧の各同士の差分を求め、その差分の平均値を水頭圧とする。水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）及び血管径ｄ（血管体積）の換算ができれば、収縮期実血圧Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）は、式（１７）のように求まる。
【００５６】
Ｐrsys−Ｐrdia＝１／ｂ・ｌｏｇ｛（Ｖsys−Ｖmax）／（Ｖdia−Ｖmax）｝ …（１７）
ここでＶsysは収縮期血管体積、Ｖdiaは拡張期血管体積である。
【００５７】
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Ｐrsys及び拡張期実血圧Ｐrdiaの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）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で行う。例えば高さＨを心臓３８の位置、高さＬを腕を真っ直ぐ下ろした位置などに決め、高低差ｈを測定しておく。若しくは、高精度な気圧センサー３６などを用いて高さの計算を行ってもよい。これにより、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。
【００５８】
（血管径の測定方法）
血管径ｄの測定の場合、図３に示す血管径センサー１２の駆動部２８により、図２に示すように数Ｍ〜数十ＭＨｚのパルス信号やバースト信号を送信し、送信波及び受信部２６の受信波より血管壁からの反射波の到達時間を測定する。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。
【００５９】
（血流速度の測定方法）
図８は、本実施形態に係る血流速度センサーを示す図である。血流速度ｖを測定する場合、図３に示す血流速度センサー１０の駆動部２０から出た基本波動ｆ及び受信部２６の受信波動ｆ´（図２参照）をミキシングして信号演算部２２で検波を行うことによりドップラーシフトの周波数成分のみを抽出する。信号演算部２２ではこのドップラー周波数成分Δｆ（＝ｆ−ｆ´）と、波動及び橈骨動脈１４のなす角θより式（１８）を利用して血流速度ｖを算出する。
【００６０】
ｖ＝ε・Δｆ／（２・ｆ・ｃｏｓθ） …（１８）
ここでεは生体内部の音速、ｆは入力した波動の周波数、ｖは血流速度、θは橈骨動脈１４及び波動のなす角である。実際には波動及び橈骨動脈１４のなす角θを求めることは困難なので、図８に示すような複数個の血流速度センサーを用いて波動及び橈骨動脈１４のなす角θが未知な場合についても血流速度ｖが求められるように、２個の血流速度センサーを用いて測定する血流の流れる方向に対して角度θと角度θ−αの２つの超音波波動が送受信できるセンサーを用いる。２個の血流速度センサーのなす角をαとすると、波動及び橈骨動脈１４のなす角θを求めることができる。すなわち、生体表面から内部に波動を送受信する血流速度センサー１０は１対となる。血流速度センサーがそれぞれ受信するドップラー周波数成分Δｆ０，Δｆ１、そして２個の血流速度センサーのなす角をαとすると式（１９）を用いてθを求める。
【００６１】
θ＝Ｔａｎ-1（Δｆ１／Δｆ０−ｃｏｓα）／ｓｉｎα …（１９）
そして、ここで求めた波動及び橈骨動脈１４のなす角θ及びドップラー周波数成分Δｆ０をΔｆ＝Δｆ０として式（１８）に代入することにより、血流速度ｖを求める。
【００６２】
例えば、血流速度ｖを求めるために、１ＭＨｚのパルス信号を送信し、受信波のドップラー周波数成分Δｆを算出する。ドップラー周波数成分Δｆが０．３３ｋＨｚで橈骨動脈１４と波動とのなす角θが４５度のとき、血流速度ｖはおよそ５０ｃｍ／ｓと算出できる。以上求めた血管径ｄ及び血流速度ｖより、一拍ごとの血圧Ｐを算出する。つまり、一拍ごとに式（４）及び（５）にあるように血管径ｄ及び血流速度ｖを超音波などの波動で測定し、血圧Ｐを決定する。式（４）及び（５）にある比例定数（π／８・η・Ｃ）は、式（６）を変形した式（２０）より求まる。
【００６３】
π／８・η・Ｃ＝（Ｐsys−Ｐdia）／（ｖsys／ｄsys2−ｖdia／ｄdia2） …（２０）
よって式（４）及び（５）の関係からサンプルレートごと若しくは一定間隔ごとに血圧Ｐを算出することにより、安定した常時血圧測定を非加圧下で行うことができる。
【００６４】
（簡便な校正方法）
比例定数（π／８・η・Ｃ）は、生体情報を多分に反映しているため、ある程度の間隔で値の校正を行う必要がある。その場合、図４のように高さＨの位置及び高さＬの位置、それぞれでの血管径ｄ及び血流速度ｖを超音波などの波動により前述の通り求め、収縮期血圧Ｐsys及び拡張期血圧Ｐdiaの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を、水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）及び血管径ｄの換算により求める、以上よりカフ加圧無しでも適時校正できる。
【００６５】
（血圧測定方法及び校正値算出）
図９は、本実施形態に係る血圧測定方法を示す図である。先ず、スイッチ３７を投入後、ステップＳ１０に示すように、比例定数（π／８・η・Ｃ）算出のための校正を行う。ステップＳ１０の詳細については後述する。
【００６６】
続いて、ステップＳ２０に示すように、血管径ｄ及び血流速度ｖを測定する。測定方法は前述の超音波反射到達時間を測定し血管径ｄを測定するものや、ドップラー法により血流速度ｖを測定する方法を用いる。
【００６７】
次に、ステップＳ３０に示すように、ステップＳ１０の校正ルーチンにより求めてある比例定数を用いて血圧Ｐを算出する。同一箇所、同時刻の血管径ｄ及び血流速度ｖの時間的変化を求め、血圧Ｐの時間変化を算出することもできる。
【００６８】
次に、ステップＳ４０に示すように、血圧Ｐを表示部３４に表示する。また、それをグラフなどで可視化して表示部３４に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。
【００６９】
次に、ステップＳ５０に示すように、校正が再度必要であるか判断する。必要があればステップＳ１０に戻り校正を行う。必要がなければステップＳ６０へ進む。校正が必要である場合とは、例えば血圧が通常と比べて±１５ｍｍＨｇ以上変化した場合である。この場合再校正の指示が表示部３４に表示される。
【００７０】
次に、ステップＳ６０に示すように、測定の続行が必要であるか判断する。必要があればステップＳ２０に戻り血管径ｄ及び血流速度ｖを測定する。必要がなければ終了する。これにより、最初にカフ型血圧計を用いて測定した血圧値によって補正係数を求めておくだけで、その後はカフ型血圧計を使用することなく精度良く血圧を測定することができ、被測定者が自由行動下で常時血圧測定する場合に、カフ型血圧計を使わず簡易に校正ができる。
【００７１】
図１０は、本実施形態に係る校正ルーチンを示す図である。
ステップＳ１０の校正ルーチンの詳細を示したフローを図１０に示す。水頭圧換算方法の（ａ）による手順は以下の通りである。先ず、ステップＳ１１０に示すように、図４の高さＨの位置での血管径ｄを計測すると同時に平均血管径ｄm１を算出する。血管径変化は１０秒程度測定する。
【００７２】
次に、ステップＳ１２０に示すように、腕を高さＬの位置に移す。その際の高さＨ及びＬの位置の高低差ｈを測定する。なお、高さ位置センサー部としての高精度な気圧センサー３６（図３参照）などを用いて高さの計算を行ってもよい。これにより、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。
【００７３】
次に、ステップＳ１３０に示すように、水頭圧（ρ・ｇ・ｈ）を算出する。
【００７４】
続いて、ステップＳ１４０に示すように、血管径ｄ及び血流速度ｖを測定すると同時に平均血管径ｄm２を求める。
【００７５】
次に、ステップＳ１５０に示すように、高さＨ及びＬの位置での平均血管径変化Δｄm（＝ｄm１−ｄm２）を算出する。
【００７６】
次に、ステップＳ１６０に示すように、拡張期血圧Ｐdia及び収縮期血圧Ｐsysの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を算出する。図４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、式（９）を変形して式（２１）より、拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）を算出する。
【００７７】
Ｐsys−Ｐdia＝ρ・ｇ・ｈ・（ｄmsys１−ｄmdia１）／Δｄm …（２１）
なお、この場合拡張期実血圧Ｐrdiaと収縮期実血圧Ｐrsysとの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）は、拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）と等しいとして算出する。
【００７８】
次に、ステップＳ１７０に示すように、以下の式より比例定数（π／８・η・Ｃ）を算出する。式（２０）より、比例定数（π／８・η・Ｃ）を算出する。なお、この場合拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）は、拡張期実血圧Ｐrdiaと収縮期実血圧Ｐrsysとの血圧差（Ｐrsys−Ｐrdia）と等しいとして算出する。また、水頭圧と血管径変化との関係は変わらないので拡張期血圧Ｐdiaと収縮期血圧Ｐsysとの血圧差（Ｐsys−Ｐdia）はカフ圧無しで算出することができる。これにより、比例定数を容易に校正できる。
【００７９】
本実施形態の血圧測定装置及び血圧測定方法によれば、カフを使用することなく適時校正を簡便にすることができ、精度良く血圧Ｐを測定することができる。またそれによりウエアラブルで常時計測可能な血圧測定装置及び血圧測定方法が提供できる。
【符号の説明】
【００８０】
２…血圧測定装置 ４…被測定者 １０…血流速度センサー １２…血管径センサー １４…橈骨動脈（血管） １６…手首部 １８…血流速度センサー部 ２０…駆動部（血流速度センサー駆動部） ２２…信号演算部（血流速度センサー信号演算部） ２４…発信部（送信用素子） ２６…受信部（受信用素子） ２７…血管径センサー部 ２８…駆動部（血管径センサー駆動部） ２９…発信部 ３０…信号演算部（血管径センサー信号演算部） ３１…受信部 ３２…血圧信号演算部 ３４…表示部 ３６…気圧センサー（高さ位置センサー部） ３７…スイッチ ３８…心臓 ４０…電源部 ４２…カフ加圧式血圧計。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定者の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、該生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部と、
前記血流速度センサー部を駆動させる血流速度センサー駆動部と、
前記血流速度センサー駆動部と前記血流速度センサー部とを制御し前記生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部と、
前記生体内部の血管に超音波を送受信して、該生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部と、
前記血管径センサー部を駆動させる血管径センサー駆動部と、
前記血管径センサー駆動部と前記血管径センサー部とを制御し前記生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部と、
前記血流速度センサー信号演算部と前記血管径センサー信号演算部との演算結果を用いて前記被測定者の血圧を求める血圧信号演算部と、
を有することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の血圧測定装置において、
前記血圧信号演算部は、前記血管径を水頭圧に換算することにより前記血圧を求める演算を実行することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の血圧測定装置において、
前記被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、該第１状態と前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態との前記所定の部位の高低差を求める高さ位置センサー部をさらに含み、
前記水頭圧は、前記高さ位置センサー部により測定された前記高低差を用いて求められていることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれか一項に記載の血圧測定装置において、
前記血流速度センサー部は、送信用素子と受信用素子とから構成し、しかも前記送信用素子と前記受信用素子との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項５】
請求項１〜３のいずれか一項に記載の血圧測定装置において、
前記血流速度センサー部は、圧電素子を用いて構成することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項６】
被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、前記所定の部位の血流速度を該所定の部位の血管径の２乗で割った値に対して所定の比例定数で比例する前記被測定者の血圧であって、前記比例定数を求める校正工程と、
前記第１状態で、前記所定の部位の前記血管径及び前記血流速度をそれぞれ測定する工程と、
前記血管径、前記血流速度、及び前記比例定数を用いて前記血圧を求める工程と、
前記血圧を表示する工程と、及び、
前記比例定数の校正が必要か判断する工程と、
を有することを特徴とする血圧測定方法。
【請求項７】
請求項６に記載の血圧測定方法において、
前記校正工程は、
前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血管径をそれぞれ計測し、第１平均血管径、平均収縮期血管径、及び平均拡張期血管径を求める工程と、
前記第１状態で、該第１状態と前記第２状態との前記所定の部位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１状態と前記第２状態との間の水頭圧を求める工程と、
前記第１状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血流速度と血管径とをそれぞれ計測し、第２平均血管径、収縮期血流速度、収縮期血管径、拡張期血流速度、及び拡張期血管径を求める工程と、
前記第１平均血管径と前記第２平均血管径とを用いて平均血管径変化を求める工程と、
前記水頭圧、前記平均血管径変化、前記平均収縮期血管径、及び前記平均拡張期血管径を用いて収縮期血圧と拡張期血圧との血圧差を求める工程と、及び、
前記血圧差、前記収縮期血流速度、前記収縮期血管径、前記拡張期血流速度、及び前記拡張期血管径を用いて前記比例定数を求める工程と、
を有することを特徴とする血圧測定方法。
【請求項８】
請求項７に記載の血圧測定方法において、
前記高低差測定工程は、
前記第１状態と前記第２状態との前記所定の部位の前記高低差を測定する高さ位置センサー部により測定されていることを特徴とする血圧測定方法。
【請求項１】
被測定者の生体表面から生体内部の血液に波動を送受信して、該生体内部の血液の流れを検出する血流速度センサー部と、
前記血流速度センサー部を駆動させる血流速度センサー駆動部と、
前記血流速度センサー駆動部と前記血流速度センサー部とを制御し前記生体内部の血流速度を求める血流速度センサー信号演算部と、
前記生体内部の血管に超音波を送受信して、該生体内部の血管壁の反射到達時間差を検出する血管径センサー部と、
前記血管径センサー部を駆動させる血管径センサー駆動部と、
前記血管径センサー駆動部と前記血管径センサー部とを制御し前記生体内部の血管径を求める血管径センサー信号演算部と、
前記血流速度センサー信号演算部と前記血管径センサー信号演算部との演算結果を用いて前記被測定者の血圧を求める血圧信号演算部と、
を有することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項２】
請求項１に記載の血圧測定装置において、
前記血圧信号演算部は、前記血管径を水頭圧に換算することにより前記血圧を求める演算を実行することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の血圧測定装置において、
前記被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、該第１状態と前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態との前記所定の部位の高低差を求める高さ位置センサー部をさらに含み、
前記水頭圧は、前記高さ位置センサー部により測定された前記高低差を用いて求められていることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれか一項に記載の血圧測定装置において、
前記血流速度センサー部は、送信用素子と受信用素子とから構成し、しかも前記送信用素子と前記受信用素子との対は複数対あり、送受信する波動の進行方向と血液の流れる方向とのなす角度が対ごとに異なることを特徴とする血圧測定装置。
【請求項５】
請求項１〜３のいずれか一項に記載の血圧測定装置において、
前記血流速度センサー部は、圧電素子を用いて構成することを特徴とする血圧測定装置。
【請求項６】
被測定者の所定の部位が所定の高さに位置決めされた第１状態で、前記所定の部位の血流速度を該所定の部位の血管径の２乗で割った値に対して所定の比例定数で比例する前記被測定者の血圧であって、前記比例定数を求める校正工程と、
前記第１状態で、前記所定の部位の前記血管径及び前記血流速度をそれぞれ測定する工程と、
前記血管径、前記血流速度、及び前記比例定数を用いて前記血圧を求める工程と、
前記血圧を表示する工程と、及び、
前記比例定数の校正が必要か判断する工程と、
を有することを特徴とする血圧測定方法。
【請求項７】
請求項６に記載の血圧測定方法において、
前記校正工程は、
前記所定の部位が前記被測定者の心臓の高さに位置決めされた第２状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血管径をそれぞれ計測し、第１平均血管径、平均収縮期血管径、及び平均拡張期血管径を求める工程と、
前記第１状態で、該第１状態と前記第２状態との前記所定の部位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１状態と前記第２状態との間の水頭圧を求める工程と、
前記第１状態で、前記所定の部位の血管径、及び該所定の部位の収縮期及び拡張期の血流速度と血管径とをそれぞれ計測し、第２平均血管径、収縮期血流速度、収縮期血管径、拡張期血流速度、及び拡張期血管径を求める工程と、
前記第１平均血管径と前記第２平均血管径とを用いて平均血管径変化を求める工程と、
前記水頭圧、前記平均血管径変化、前記平均収縮期血管径、及び前記平均拡張期血管径を用いて収縮期血圧と拡張期血圧との血圧差を求める工程と、及び、
前記血圧差、前記収縮期血流速度、前記収縮期血管径、前記拡張期血流速度、及び前記拡張期血管径を用いて前記比例定数を求める工程と、
を有することを特徴とする血圧測定方法。
【請求項８】
請求項７に記載の血圧測定方法において、
前記高低差測定工程は、
前記第１状態と前記第２状態との前記所定の部位の前記高低差を測定する高さ位置センサー部により測定されていることを特徴とする血圧測定方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【公開番号】特開２０１１−２３９９７２（Ｐ２０１１−２３９９７２Ａ）
【公開日】平成２３年１２月１日（２０１１．１２．１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−１１５０４４（Ｐ２０１０−１１５０４４）
【出願日】平成２２年５月１９日（２０１０．５．１９）
【出願人】（０００００２３６９）セイコーエプソン株式会社 (51,324)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年１２月１日（２０１１．１２．１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年５月１９日（２０１０．５．１９）
【出願人】（０００００２３６９）セイコーエプソン株式会社 (51,324)
【Ｆターム（参考）】
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