(57)【要約】【課題】超音波の送受波を利用して血管における局所部位の血圧（局所血圧）を正確に演算する。【解決手段】カフ型血圧計３０により最大血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄが求められる。また、それらに対応して局所部位について、最大直径Ｄｓ及び最小直径Ｄｄが求められ、それらのパラメータ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Ｄ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Ｐが演算される。直径に代えて血管の面積（短軸断面上での面積）を利用することもできる。【選択図】　　　　図１
2004041382.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、
前記超音波の送受波により得られた受信信号に基づいて、前記被検体内の血管における特定の局所部位について、そのサイズの時間変化を表す局所サイズ波形情報を求める血管サイズ波形情報演算手段と、
前記被検体の体表面に装着され、最高血圧及び最低血圧を測定する血圧計と、前記血圧計によって測定された最高血圧及び最低血圧に基づいて前記局所サイズ波形情報を換算することにより、前記特定の局所部位について、その局所血圧の時間変化を表す局所血圧波形情報を推定する推定手段と、
を含み、
前記推定手段は、前記局所サイズ波形情報から前記局所血圧波形情報を推定する非線形関数に対して、前記最高血圧及び最低血圧を与えることにより、前記局所血圧波形情報を求める演算を実行することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１記載の装置において、
前記局所サイズは血管直径であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項２記載の装置において、
前記最高血圧をＰｓとし、このときの血管直径をＤｓとし、一方、前記最低血圧をＰｄとし、このときの血管直径をＤｄとし、ある時刻における血管直径をＤとした場合に、当該時刻における局所血圧Ｐが、
Ｐ　＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｄ−１）］
但し、β＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｄｓ／Ｄｄ−１）
によって求められることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項１記載の装置において、
前記局所サイズは血管面積であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項４記載の装置において、
前記最高血圧をＰｓとし、このときの血管面積をＳｓとし、一方、前記最低血圧をＰｄとし、このときの血管面積をＳｄとし、ある時刻における血管面積をＳとした場合に、当該時刻における局所血圧Ｐが、
Ｐ＝　　Ｐｄ＊ｅｘｐ［βｓ（Ｓ／Ｓｄ−１）］
但し、βｓ　＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｓｓ／Ｓｄ−１）
によって求められることを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に関し、特に、超音波を利用した局所血圧の測定に関する。
【０００２】
【従来の技術】
血管内の特定の局所部位について血圧波形を得るために、カテーテル型の血圧計が用いられる。つまり、カテーテルを血管内に挿入し、その先端部に設けられた圧力センサによって特定部位の局所血圧を測るものである。しかし、この手法では、侵襲的かつ観血的で、患者への負担が大きい。なお、非侵襲的な血圧計測の手法として、とう骨動脈の圧力脈波を圧力センサで測るトノメトリ法が知られている。しかし、絶対血圧が得られないため、上腕部に巻かれるカフ型血圧計で測定された血圧値を用いて、圧力センサの検出値を較正する必要がある。
【０００３】
ところで、超音波を利用した非侵襲的血圧測定法が知られている（文献１：菅原　基晃　ほか，血圧波形の非侵襲的計測法の開発，医用電子と生体工学，第２１巻，ｐｐ４２９，１９８３．など参照）。つまり、血圧変化と血管直径変化が近似的に線形関係にあることから、超音波エコートラッキング法を用いて測定部位の血管直径変化を測定し、カフ型血圧計で最高血圧と最低血圧を測定し、最大血管直径を最高血圧で、最小血管直径を最低血圧で較正し、これにより、血管直径変化を血圧波形とみなすものである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
血圧変化と血管直径変化との関係は、厳密には直線ではなく、非線形特性をもつことが知られている（文献２：Ｈａｎｓｅｎ　Ｆ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｄｉａｍｅｔｅｒ　ａｎｄ　ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ　ｉｎ　ｔｈｅ　ｈｕｍａｎ　ｃｏｍｍｏｎ　ｃａｒｏｔｉｄ　ａｒｔｅｒｙ−ｖａｒｉａｔｉｏｎｓ　ｗｉｔｈ　ａｇｅ　ａｎｄ　ｓｅｘ，　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　Ｍｅｄ　＆　Ｂｉｌｏ　２１，　ｐｐ　１−９，１９９５．及び文献３：Ｈａｙａｓｈｉ　Ｋ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ　ｏｆ　ｈｕｍａｎ　ａｒｔｅｒｉｅｓ，　Ｂｉｏｒｈｅｏｌｏｇｙ　１７，　ｐｐ　２１１−２１８，１９８０．など参照）。すなわち、血圧が高くなると動脈が硬くなり、血管直径変化が小さくなる。また、加齢や疾患による動脈硬化もある。それらの要因があるにもかかわらず、血管直径変化と血圧変化の関係を線形とみなすと誤差が大きくなる場合がある。したがって、線形近似で求めた血圧波形を用いて循環動態指標、例えば公知のｗａｖｅｉｎｔｅｎｓｉｔｙを演算すると、これにも計測誤差を生じることになる。
【０００５】
本発明の目的は、超音波を利用して局所血圧をより正確に測定することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、前記超音波の送受波により得られた受信信号に基づいて、前記被検体内の血管における特定の局所部位について、そのサイズの時間変化を表す局所サイズ波形情報を求める血管サイズ波形情報演算手段と、前記被検体の体表面に装着され、最高血圧及び最低血圧を測定する血圧計と、前記血圧計によって測定された最高血圧及び最低血圧に基づいて前記血管サイズ波形情報を換算することにより、前記特定の局所部位について、その局所血圧の時間変化を表す局所血圧波形情報を推定する推定手段と、を含み、前記推定手段は、前記局所サイズ波形情報から前記局所血圧波形情報を推定する非線形関数に対して、前記最高血圧及び最低血圧を与えることにより、前記局所血圧波形情報を求める演算を実行することを特徴とする。
【０００７】
上記構成によれば、血管サイズ波形情報から局所血圧波形情報を推定する非線形関数を用いて、局所血圧波形情報が求められる。よって、従来の線形関数を用いた場合よりも、局所血圧の推定精度をより向上することができる。
【０００８】
望ましくは、前記局所サイズは血管直径である。望ましくは、前記最高血圧をＰｓとし、このときの血管直径をＤｓとし、一方、前記最低血圧をＰｄとし、このときの血管直径をＤｄとし、ある時刻における血管直径をＤとした場合に、当該時刻における局所血圧Ｐが、
Ｐ　＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｄ−１）］
但し、β＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｄｓ／Ｄｄ−１）
によって求められる。
【０００９】
望ましくは、前記局所サイズは血管面積である。望ましくは、前記最高血圧をＰｓとし、このときの血管面積をＳｓとし、一方、前記最低血圧をＰｄとし、このときの血管面積をＳｄとし、ある時刻における血管面積をＳとした場合に、当該時刻における局所血圧Ｐが、
Ｐ＝　　Ｐｄ＊ｅｘｐ［βｓ（Ｓ／Ｓｄ−１）］
但し、βｓ　＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｓｓ／Ｓｄ−１）
によって求められる。
【００１０】
局所部位についての血管直径は、例えば、超音波ビーム上において、血管の前壁と後壁についてエコートラッキングを行うことにより、２つのトラッキングポイント（ゲート）間の距離として求めることができる。血管断面（短軸断面）の面積は、Ｂモード画像から心臓壁をトレースして左室面積を求める公知のＫＩ法やＡ−ＳＭＡ法などを用いることができる。また、カラードプラ法の血流表示から血管断面積を求めてもよい。
【００１１】
上記によって求められた局所血圧波形情報は、例えばｗａｖｅ　ｉｎｔｅｎｓｉｔｙの演算で用いられる。もちろん、その情報を数値としてあるいはグラフとして表示するようにしてもよい。
【００１２】
【発明の実施の形態】
まず、本発明に係る実施形態の原理について説明する。
【００１３】
上腕部に巻き付けられるカフ型血圧計で得られた最高血圧（収縮期圧力）をＰｓとし、このときの血管直径をＤｓとする。同様に、最低血圧（拡張期圧力）をＰｄとし、このときの血管直径をＤｄとする。
【００１４】
最初に、（Ａ）：局所血圧−血管直径（局所直径）の関係について検討する。いま、血管における局所部位についての局所血圧と局所直径の非線形関係が２つのパラメータａ，ｂを有する次の指数関数で表されるとする。
【００１５】
Ｐ　＝　Ｐ（Ｄ，ａ，ｂ）
＝　ａ＊ｅｘｐ（ｂ＊Ｄ）　　　　　　　　　　（１）
上記（１）式から，最高血圧と最低血圧は次式で表される。
【００１６】
Ｐｓ＝　ａ＊ｅｘｐ（ｂ＊Ｄｓ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（２）
Ｐｄ＝　ａ＊ｅｘｐ（ｂ＊Ｄｄ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（３）
上記（２）式、（３）式の関係から、ａ，ｂは次式で表される。
【００１７】
ｂ＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｄｓ−Ｄｄ）　　　　　　　　　（４）
ａ＝　Ｐｄ／ｅｘｐ（ｂ＊Ｄｄ）　　　　　　　　　　（５）
したがって、局所血圧Ｐと血管直径Ｄとの関係は次式で表される。
【００１８】
Ｐ　＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［ｂ＊（Ｄ−Ｄｄ）］
＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｄ−１）］　　　　　　　　（６）
ここで、βは、
β＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｄｓ／Ｄｄ−１）　　　　　　　　　　　　　（７）
で定義されるｓｔｉｆｆｎｅｓｓ　ｐａｒａｍｅｔｅｒと呼ばれる血管弾性指標である（文献３参照）。つまり、βが大きいほど、血管が硬くなる。
【００１９】
以上の結果は、局所血圧−血管直径の特性を指数関数で近似したとき、その指数がｓｔｉｆｆｎｅｓｓ　ｐａｒａｍｅｔｅｒであることを意味している。
【００２０】
次に、上記と同様に、（Ｂ）：局所血圧−血管面積（短軸断面積）の関係について検討する。カフ型血圧計で得られた最高血圧をＰｓとし、このときの血管面積をＳｓとする。また、最低血圧をＰｄとし、このときの血管面積をＳｄとする。
【００２１】
いま、局所血圧Ｐと血管短軸断面積Ｓの非線形関係が２つのパラメータＡ，Ｂを有する以下の指数関数で表されるとする。
【００２２】
Ｐ　＝　Ｐ（Ｓ，Ａ，Ｂ）
＝　Ａ＊ｅｘｐ（Ｂ＊Ｓ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（８）
上記（８）式から、最高血圧と最低血圧は次式で表される。
【００２３】
Ｐｓ＝　Ａ＊ｅｘｐ（Ｂ＊Ｓｓ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（９）
Ｐｄ＝　Ａ＊ｅｘｐ（Ｂ＊Ｓｄ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１０）
上記（９）式、（１０）式の関係から、Ａ，Ｂは次式で表される。
【００２４】
Ｂ＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｓｓ−Ｓｄ）　　　　　　　　　　　　　　　（１１）
Ａ＝　Ｐｄ／ｅｘｐ（Ｂ＊Ｓｄ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１２）
したがって、局所血圧Ｐと血管面積Ｓとの関係は次式で表される。
【００２５】
Ｐ＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［Ｂ＊（Ｓ−Ｓｄ）］
＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［βｓ（Ｓ／Ｓｄ−１）］　　　　　　　　　　　　　　（１３）
ここで、ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ　ｐａｒａｍｅｔｅｒは、以下の通りである。
【００２６】
βｓ　＝　ｌｎ（Ｐｓ／Ｐｄ）／（Ｓｓ／Ｓｄ−１）　　　　　　　　　　　　　　（１４）
血管の断面を円形とすると、その面積Ｓは血管の直径Ｄを用いて
Ｓ　＝　πＤ２／４
で表される。また、最大血管直径Ｄｓと血管直径Ｄは、最小血管直径Ｄｄとそれからの変化分ΔＤｓ，ΔＤの和として、それぞれ次式で表される。
【００２７】
Ｄｓ＝　Ｄｄ＋ΔＤｓ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１５）
Ｄ　＝　Ｄｄ＋ΔＤ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１６）
血管直径変化ΔＤｓ，ΔＤは、最小血管直径Ｄｄに比べて十分小さいので、つまり、ΔＤｓ／Ｄｄ＜＜１，　ΔＤ／Ｄｄ＜＜１なので、
Ｓ／Ｓｄ−１　＝　（Ｄ／Ｄｄ）２−１　≒２（Ｄ／Ｄｄ−１）　　　　　　　　（１７）
Ｓｓ／Ｓｄ−１　＝（　Ｄｓ／Ｄｄ）２−１≒２（Ｄｓ／Ｄｄ−１）　　　　　　（１８）
が成り立つ。したがって、
βｓ≒β／２　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１９）
Ｐ　　＝　Ｐｄ＊ｅｘｐ［βｓ（Ｓ／Ｓｄ−１）］　　　　　　　　　　　　　　（２０）
≒　Ｐｄ＊ｅｘｐ［β（Ｄ／Ｄｄ−１）］　　　　　　　　　　　（２１）
と近似できる。上記（２０）式、（２１）式から、局所血圧−血管面積の関係を指数関数で近似した場合と、血圧−血管直径の関係を指数関数で近似した場合とではほぼ同じ結果が得られることが理解される。
【００２８】
次に、図面に基づいて本発明の実施形態について説明する。
【００２９】
図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示すブロック図である。
【００３０】
図１において、プローブ１０は、図１に示す実施形態において、体表面１２上に当接して用いられ、このプローブ１０によって超音波が送受波される。具体的には、プローブ１０内には複数の振動素子からなるアレイ振動子が設けられており、そのアレイ振動子によって超音波ビームＢが形成される。その超音波ビームＢを電子走査することにより、走査面Ｓが形成される。図１に示す例では、超音波ビームＢが電子リニア走査されているが、電子走査方式としては、その他に電子セクタ走査などをあげることができる。
【００３１】
生体内には、血管１４が存在しており、プローブ１０から見て血管１４は前壁１４Ａ及び後壁１４Ｂを有する。血管１４における特定の局所部位について計測を行う場合には、例えばＢモード画像（二次元断層画像）を観察しながら、プローブ１０の位置や姿勢が調整され、これによって特定の局所部位が含まれるように走査面Ｓが位置決めされる。そして、さらにその走査面Ｓ上において特定のビーム方位が指定され、そのビーム方位上においてエコートラッキング技術を用いて血管１４の直径が計測される。これについては後に詳述するが、その場合においてはその特定のビーム方位上において前壁１４Ａ及び後壁１４Ｂをそれぞれトラッキングするためのトラッキングゲートが設定される。
【００３２】
送信部１６は送信ビームフォーマーとして機能し、複数の振動素子に対して所定の遅延関係をもって複数の送信信号を供給する。一方、受信部１８は複数の振動素子から出力される複数の受信信号に対して整相加算を実行する。すなわち受信部１８は受信ビームフォーマーとして機能する。
【００３３】
制御部２０は、上記の送信部１６及び受信部１８の動作制御の他、装置内における各構成の動作制御を行っている。制御部２０には操作パネル２２が接続されている。この操作パネル２２はトラックボールやキーボードなどによって構成される。受信部１８から出力される整相加算後の受信信号は、本実施形態において、超音波画像形成部２４、血管変位演算部２６、血流速度演算部２８に出力されている。
【００３４】
超音波画像形成部２４は、公知のＢモード画像を形成するために必要な信号処理を実行する。その信号処理には、例えば検波、対数圧縮などの公知の信号処理が含まれる。
【００３５】
血管変位演算部２６は、上述したエコートラッキング技術を用いて、血管における局所部位の直径を演算する。具体的には、２つのトラッキングゲート内において前壁１４Ａ及び後壁１４Ｂの拍動を検知し、すなわち、それぞれの壁の変位から直径を演算している。これ自体は公知の技術である。本実施形態においては、この血管変位演算部２６が１心拍内における最高血圧に対応した直径Ｄｓと最低血圧に対応した直径Ｄｄとを求める機能を有している。もちろん、各時刻における直径Ｄについても演算されている。最高血圧及び最低血圧に対応する直径については後述する圧力換算部３２において特定するようにしてもよい。
【００３６】
血流速度演算部２８はドプラ法に基づいて走査面内における各点の血流の速度を演算している。
【００３７】
カフ型血圧計３０は例えば被検者の上腕部に巻き付けられる公知の血圧計であり、その血圧計によって最高血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄが測定される。それらの情報は圧力換算部３２に出力されている。
【００３８】
画像表示処理部３４は、例えばＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）などを含む表示処理ユニットとして構成されており、超音波画像形成部２４から出力される画像データに対して座標変換や補間処理などを実行する。また、この表示処理部３４によって血管における局所部位の血圧波形が作成され、また血流速度演算部２８から出力される速度情報に基づいて二次元血流画像（カラードプラ画像）を作成する。さらに、後述する圧力換算部３２から出力される換算後の圧力Ｐの情報に基づいて局所圧力波形を作成する機能を有している。もちろん、この画像表示処理部３４が例えばｗａｖｅ　ｉｎｔｅｎｓｉｔｙなどの指標を演算する機能していてもよい。
【００３９】
圧力換算部３２は、最大血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄと、それらに対応する最大直径Ｄｓ及び最小直径Ｄｄとに基づいて、各時刻において入力される直径Ｄに対して上述した（６）式の非線形演算を実行し、これによって局所部位の圧力Ｐを推定演算している。その情報は画像表示処理部３４へ出力されており、上述したように画像表示処理部３４は各時刻の局所圧力Ｐに基づいて局所圧力波形を形成している。
【００４０】
表示部３６には、二次元断層画像、カラーフローマッピング画像などが表示され、また本実施形態においては上記の局所圧力波形がグラフあるいは数値として表示される。またそのような局所圧力波形の情報に基づいて演算される各種の情報についても数値あるいはグラフで表示部３６に表示される。
【００４１】
図２は、図１に示される装置の動作例がフローチャートとして概念的に示されている。
【００４２】
まず、Ｓ１０１では、プローブ１０によって超音波の送受波が開始され、これと共にカフ型血圧計３０によって血圧測定が開始される。Ｓ１０２では、カフ型血圧計３０により最高血圧Ｐｓ及び最低血圧Ｐｄが取得される。一方、Ｓ１０３では、最高血圧Ｐｓに対応する最大直径Ｄｓと、最低血圧Ｐｄに対応する最小直径Ｄｄが取得される。この場合においては、望ましくは１心拍内においてそれらの情報Ｄｓ，Ｄｄを特定するようにしてもよいし、複数心拍分のアンサンブル平均をとることにより、それらの情報を取得するようにしてもよい。ただし、血圧の測定と直径の演算はできる限り時間的に近接しているのが望ましい。
【００４３】
例えば、Ｓ１０２の工程においては、１心拍内における最高血圧Ｐｓと最低血圧Ｐｄを取得し、当該心拍内において最大直径Ｄｓ及び最小直径Ｄｄを取得するようにしてもよい。
【００４４】
Ｓ１０４では、上述した（６）式を実行することにより、すなわち非線形関数に上述した各パラメータ値Ｐｓ，Ｐｄ，Ｄｓ，Ｄｄを与えて、入力される直径Ｄを換算することにより、結果として局所血圧Ｐが求められる。ちなみに、この演算はリアルタイムで実行されており、各時刻において換算された局所血圧Ｐが求められることになる。
【００４５】
Ｓ１０５では、そのように求められた局所血圧Ｐの時間変化を表す局所血圧波形が表示部３６上に表示され、あるいはそのような情報が数値表示される。Ｓ１０６では、そのような局所血圧波形に基づいて演算される他の情報、望ましくはｗａｖｅ　ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ波形が表示部３６に表示される。
【００４６】
Ｓ１０７において上記演算を続行する場合には、再び上述した各工程が繰り返し実行されることになる。その場合においてはＳ１０２及びＳ１０３の工程を再び実行するようにしてもよいし、それらの工程によって得られたパラメータ値をそのまま維持して上記の非線形関数の演算を連続的に実行するようにしてもよい。
【００４７】
図３には、本実施形態の特性２０２と従来例における特性２００とがグラフとして示されている。
【００４８】
このグラフの横軸はある時刻における局所部位の血管直径であり、その縦軸はその局所部位における局所圧力である。従来例２００においては線形関数が利用されていたが、本実施形態においては上記のような非線形関数が用いられているため、直径Ｄに対して従来とは異なる圧力Ｐが求められる。
【００４９】
図４には、従来例と本実施形態との特性の対比を行った場合における圧力差分がグラフとして示されている。例えば両者の圧力差分は最大で７％程度となり、本実施形態によれば真の圧力値に従来よりも近づけることが可能となる。
【００５０】
図５には本実施形態による演算で求められた圧力波形が示されており、その横軸は時間を表しており、その縦軸は圧力を表している。ここで符号２０４は従来例であり、符号２０６は本実施形態である。このように両者が異なることから、例えばｗａｖｅ　ｉｎｔｅｎｓｉｔｙを演算する場合においても従来よりもその値をより正確に求めることが可能である。本発明者の実験によれば、従来よりも本実施形態の方がｗａｖｅ　ｉｎｔｅｎｓｉｔｙの波形において第１ピークが低くなり、第２ピークが高くなっている。
【００５１】
図６には、他の実施形態の構成が示されている。なお、図１に示す構成と同様の構成には同一符号を付しその説明を省略する。
【００５２】
図６に示す実施形態においては、血管１４の短軸断面が利用される。図１においては走査面Ｓが血管１４の長軸断面をとるようにプローブ１０が位置決めされたが、図６に示す実施形態では、プローブ１０が血管１４の短軸断面を取得できるように血管軸と直交する方向に走査面Ｓが設定される。そして、画像表示処理部３４によって例えばＢモード断層画像が形成された場合、その画像情報が面積演算部５０に出力され、その面積演算部５０は断層画像上において血管１４内に存在する画素数をカウントすることにより、あるいは公知の各種の手法を利用することにより、血管１４の断面積を演算する。この場合に、二次元血流画像を利用してもよい。
【００５３】
以上により、最大血圧Ｐｓに対応する最大面積Ｓｓと、最低血圧Ｐｄに対応する最小面積Ｓｄとが特定され、それらの情報が圧力換算部５２に出力される。
【００５４】
圧力換算部５２は上記の（２０）式を実行することにより、上述した（６）式と同様に、特定されたパラメータ値に従って、入力される面積Ｓを換算することにより局所部位の圧力Ｐを求めている。この場合においても、面積演算にあたっては１心拍内における最大面積と最小面積を求めるようにしてもよいし、複数心拍分にわたってアンサンブル平均を求めることにより、最大面積及び最小面積を求めるようにしてもよい。
【００５５】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば局所血圧を従来よりも正確に求めることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態を示すブロック図である。
【図２】図１に示す装置の動作例を説明するためのフローチャートである。
【図３】直径と圧力との関係を示すグラフである。
【図４】従来例の特性と本実施形態の特性との間における差分を説明するためのグラフである。
【図５】局所圧力波形を示すグラフである。
【図６】他の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。
【符号の説明】
１０　プローブ、１４　血管、１６　送信部、１８　受信部、２０　制御部、２４　超音波画像形成部、２６　血管変位演算部、２８　血流速度演算部、３０
カフ型血圧計、３２　圧力換算部、３４　画像表示処理部。
【図１】
2004041382.tif 000003
【図２】
2004041382.tif 000004
【図３】
2004041382.tif 000005
【図４】
2004041382.tif 000006
【図５】
2004041382.tif 000007
【図６】
2004041382.tif 000008