JP2018102869A - 脈波測定装置および脈波測定方法、並びに血圧測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】脈波伝播時間の測定精度を高められる脈波測定装置を提供すること。
【解決手段】被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、このベルトに幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサ（４０−１，４０−２）と、被測定部位に対して第１、第２の脈波センサ（４０−１，４０−２）を、押圧力を可変して押圧し得る押圧部（２１ｂ，２１ｃ）と、第１、第２の脈波センサ（４０−１，４０−２）がそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号（ＰＳ１，ＰＳ２）を取得して、それらの第１、第２の脈波信号（ＰＳ１，ＰＳ２）の波形を比較する波形比較部と、波形比較部により比較した第１、第２の脈波信号（ＰＳ１，ＰＳ２）の波形が同一になるように、押圧部（２１ｂ，２１ｃ）による押圧力をそれぞれ可変して設定する脈波センサ押圧力設定部とを備える。
【選択図】図５

Description

この発明は脈波測定装置および脈波測定方法に関し、より詳しくは、動脈を伝播する脈波の伝播時間（脈波伝播時間；Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を非侵襲で測定する脈波測定装置および脈波測定方法に関する。

また、この発明は、そのような脈波測定装置を備えて、脈波伝播時間と血圧との間の対応式を用いて血圧を算出する血圧測定装置に関する。

従来、例えば特許文献１（特開平２−２１３３２４号公報）に開示されているように、カフ１０内に、このカフ１０の幅方向（上腕の長手方向に相当）に関して互いに離間した状態で、小カフ１３と、中カフ１２とを固定配置し、上記小カフ１３、上記中カフ１２によってそれぞれ検出された脈波信号の間の時間差（脈波伝播時間）を測定する技術が知られている。カフ１０内には、上記小カフ１３と上記中カフ１２との間に沿って、オシロメトリック法による血圧測定のための大カフ１１が配置されている。

特開平２−２１３３２４号公報

特許文献１では、脈波伝播時間の測定は、上記小カフ１３、上記中カフ１２内の圧力が上記大カフ１１内の圧力と同一圧力になるように、加圧・減圧の操作をしながら行われている。しかしながら、腕の中の組織配置はユーザ（被験者）によって区々であるため、上腕動脈の上流側（心臓に近い側）に位置する上記中カフ１２内の圧力、および上腕動脈の下流側（心臓から遠い側）に位置する上記小カフ１３内の圧力の適正値はユーザ（被験者）によって異なる。したがって、特許文献１のように上記中カフ１２内の圧力と上記小カフ１３内の圧力とを同一圧力に維持すると、適切な測定条件とはならない場合がある。このため、脈波伝播時間の測定精度が良くないという問題がある。

例えば、ウエアラブル機器の手首装着用ベルト（またはカフ）に、このベルトの幅方向（手首の長手方向に相当）に関して互いに離間した状態で２つの脈波センサを搭載し、上記２つの脈波センサによってそれぞれ検出された脈波信号の間の時間差（脈波伝播時間）を測定する態様が想定される。この態様では、装着の不快感を減らすためにベルトの幅が制限され、したがって、上記２つの脈波センサ間の距離が比較的短く制限される。このため、特に脈波伝播時間の測定精度を高めることが要求され、動脈の上流側に位置する脈波センサの押圧力と、動脈の下流側に位置する脈波センサの押圧力とを適切に設定する必要がある。

そこで、この発明の課題は、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる脈波測定装置および脈波測定方法を提供することにある。

また、この発明の課題は、そのような脈波測定装置を備えて、脈波伝播時間と血圧との間の対応式を用いて血圧を算出する血圧測定装置を提供することにある。

上記課題を解決するため、この発明の脈波測定装置は、
被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力をそれぞれ可変して押圧し得る押圧部と、
上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形を比較する波形比較部と、
上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記押圧部による押圧力をそれぞれ可変して設定する脈波センサ押圧力設定部と、
を備えたことを特徴とする。

本明細書で、「被測定部位」とは、動脈が通っている部位を指す。被測定部位は、例えば手首、上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。また、本明細書で、ベルトの幅方向に「関して」とは、ベルトの幅方向における位置関係を示している。

また、「ベルト」とは、名称の如何を問わず、被測定部位を取り巻いて装着される帯状の部材を指す。例えば、ベルトに代えて、「バンド」、「カフ」などの名称であっても良い。

また、ベルトの「幅方向」とは、被測定部位の長手方向に相当する。

この発明の脈波測定装置では、ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で第１、第２の脈波センサが搭載されている。上記ベルトが被測定部位を取り巻いて装着された状態で、押圧部が被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、例えば或る押圧力で押圧する。この状態で、上記第１、第２の脈波センサが上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する。波形比較部は、上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形を比較する。ここで、脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記押圧部による押圧力をそれぞれ可変して設定する。これにより、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記押圧部は、上記第１、第２の脈波センサにそれぞれ対応して分割された第１、第２の押圧部材を備え、
上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第１、第２の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定することを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の押圧部材により、上記第１、第２の脈波センサのそれぞれを適切な押圧力で押圧することができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記第１、第２の脈波センサはそれぞれ上記対向する部分の電圧を検出する検出電極対からなり、
上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサを挟むように互いに離間した状態で上記ベルトに搭載され、被測定部位に電流を供給するための電流電極対と、
上記電流電極対にそれぞれ対応して分割された第３、第４の押圧部材と、
上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で電圧信号として出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号のＳ／Ｎ特性が所定値以上となるように、上記第３、第４押圧部材による押圧力を可変して設定する電流電極押圧力設定部と、
を備えることを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記電流電極押圧力設定部および上記第３、第４の押圧部材により、上記電流電極対のそれぞれを被測定部位に対して適切な押圧力で押圧することができ、上記第１、第２の脈波信号として信頼性の高い脈波信号を得ることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記押圧部は、上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物と、この固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分をそれぞれ押圧する第５、第６の押圧部材とを備え、
上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第５、第６の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定することを特徴とする。

本発明者による実験によると、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力を、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定すると、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になる状態が得やすいことが発見された。そこで、この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物を、この固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分をそれぞれ押圧する第５、第６の押圧部材により押圧する。第５、第６の押圧部材の押圧力は、上記脈波センサ押圧力設定部により、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように可変して設定される。したがって、上記第１、第２の脈波センサの押圧力は、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定され、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になる状態を容易に得ることができる。その結果、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記押圧部は、上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物と、この固形物に対向して配置され、上記固形物へ向かって押圧力を発生可能な第７の押圧部材と、上記固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分の一方の側と上記第７の押圧部材との間に介挿された第８の押圧部材と、上記固形物における上記外側の部分の他方の側と上記第７の押圧部材との間に介挿されたスペーサとを備え、
上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第７、第８の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定する、
ことを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物に対向して配置され、上記固形物へ向かって押圧力を発生可能な第７の押圧部材が配置されている。ここで、上記固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分の一方の側と、上記第７の押圧部材との間には、第８の押圧部材が介挿されている。また、上記固形物における上記外側の部分の他方の側と、上記第７の押圧部材との間には、スペーサが介挿されている。上記第７、第８の押圧部材による押圧力は、上記脈波センサ押圧力設定部により、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように可変して設定される。したがって、上記第１、第２の脈波センサの押圧力は、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定され、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になる状態を容易に得ることができる。その結果、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号の振幅に基づいて判断することを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波信号の振幅に基づいて上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かが判断される。これにより、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号のアップストローク時間に基づいて判断することを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波信号のアップストローク時間に基づいて上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かが判断される。これにより、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数に基づいて判断することを特徴とする。

本明細書では、「相互相関係数」とは、標本相関係数（sample correlation coefficient）を意味する（ピアソン（Pearson）の積率相関係数とも呼ばれる。）。例えば、２組の数値からなるデータ列｛ｘ_ｉ｝、データ列｛ｙ_ｉ｝（ここで、ｉ＝１，２，…，ｎとする。）が与えられたとき、データ列｛ｘ_ｉ｝とデータ列｛ｙ_ｉ｝との間の相互相関係数ｒは、図３６に示す式（Ｅｑ．１）によって定義される。式（Ｅｑ．１）中の、上バーが付されたｘ，ｙは、それぞれｘ，ｙの平均値を表している。

この一実施形態の脈波測定装置では、上記第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数に基づいて上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かが判断される。これにより、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

別の局面では、この発明の血圧測定装置は、
上記脈波測定装置と、
上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と、
を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、上記測定処理部によって精度良く脈波伝播時間が取得される。第１の血圧算出部は、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出（推定）する。したがって、血圧の測定精度を高めることができる。

さらに別の局面では、この発明の血圧測定装置は、
上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部とを備え、
上記各押圧部材は上記ベルトに沿って設けられた流体袋であり、
上記ベルトに対して一体に設けられた本体を備え、
この本体に、
上記測定処理部、および、上記第１の血圧算出部が搭載されるとともに、
オシロメトリック法による血圧測定のために、上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする。

本明細書で、上記ベルトに対して本体が「一体に設けられ」ているとは、ベルトと本体とが例えば一体成形されていても良いし、それに代えて、ベルトと本体とが別々に形成され、上記ベルトに対して上記本体が係合部材（例えばヒンジなど）を介して一体に取り付けられていても良い。

この一実施形態の血圧測定装置では、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とが一体の装置で行われ得る。したがって、ユーザの利便性が高まる。

さらに別の局面では、この発明の血圧測定装置は、
上記脈波測定装置と、
上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材を非加圧状態に設定可能であり、
上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材と、前記ベルトとの間に介挿され、上記被測定部位を取り巻いて装着可能であり、上記被測定部位を圧迫する加圧状態、または上記被測定部位の圧迫を開放する非加圧状態となる圧迫部材と、
上記圧迫部材を非加圧状態にして、上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と、
上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材を非加圧状態にして、オシロメトリック法による血圧測定のために、上記圧迫部材を加圧状態にして、上記圧迫部材の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とが一体の装置で行われ得る。したがって、ユーザの利便性が高まる。

また別の局面では、この発明の脈波測定方法は、
被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力をそれぞれ可変して押圧し得る押圧部と、
を備えて、脈波を測定する脈波測定方法であって、
上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形を比較し、
比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記押圧部による押圧力をそれぞれ可変して設定することを特徴とする。

この発明の脈波測定方法によれば、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

以上より明らかなように、この発明の脈波測定装置および脈波測定方法によれば、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。

また、この発明の血圧測定装置によれば、血圧の測定精度を高めることができる。

この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第１実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での、第１、第２の脈波センサを構成するインピーダンス測定用電極の平面レイアウトを示す図である。 上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 図５（Ａ）は、上記血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図５（Ｂ）は、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形を示す図である。 上記血圧計がオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示す図である。 図６の動作フローによるカフ圧と脈波信号の変化を示す図である。 上記血圧計が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 図８の動作フローに示す電流電極対用カフの制御を行う際の動作フローを示す図である。 図８の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの一例を示す図である。 図８の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 図８の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 上記検出電極対に対する押圧力と、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数との間の関係を示す図である。 様々なユーザ（被験者）について、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が４０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 上述の様々なユーザについて、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が１３０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第２実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 図１５に示す上記血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 図１５に示す上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 図１８（Ａ）は、図１５に示す上記血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図１８（Ｂ）は、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形を示す図である。 上記血圧計が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 図１９の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの一例を示す図である。 図１９の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 図１９の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第３実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 図２３に示す上記血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 図２３に示す上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 図２６（Ａ）は、図２３に示す上記血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図２６（Ｂ）は、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形を示す図である。 上記血圧計が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 図２７の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの一例を示す図である。 図２７の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 図２７の動作フローに示す検出電極対用カフの制御を行う際の動作フローの別の例を示す図である。 この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第４実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 上記血圧計が左手首に装着された状態での、オシロメトリック法による血圧測定を行う場合における手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。 上記血圧計が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 データ列｛ｘ_ｉ｝とデータ列｛ｙ_ｉ｝との間の相互相関係数ｒを表す式を例示する図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の一例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の別の例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式のさらに別の例を示す図である。

以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

（第１実施形態）
まず、この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第１実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

（血圧計の構成）
図１は、第１実施形態の手首式血圧計（全体を符号１で示す。）の外観を斜めから見たところ示している。また、図２は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態（以下「装着状態」と呼ぶ。）で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

これらの図に示すように、この血圧計１は、大別して、ユーザの左手首９０を取り巻いて装着されるべきベルト２０と、このベルト２０に一体に取り付けられた本体１０とを備えている。

図１によって良く分かるように、ベルト２０は、左手首９０を周方向に沿って取り巻くように、細長い帯状の形状を有している。ベルト２０は、外周面２０ｂをなす帯状体２３と、この帯状体２３の内周面２３ａに沿って取り付けられ、左手首９０に接すべき内周面２０ａをなす押圧カフ群２１Ｅとを含んでいる（図２参照）。押圧部として働く押圧カフ群２１Ｅは、ベルト２０の幅方向Ｙに関して分割されており、第３の押圧部材としての押圧カフ２１ａ、第１の押圧部材としての押圧カフ２１ｂ、第２の押圧部材としての押圧カフ２１ｃ、および第４の押圧部材としての押圧カフ２１ｄを備えている。押圧カフ群２１Ｅについては後に詳述する。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、この例では約３０ｍｍに設定されている。

本体１０は、ベルト２０のうち、周方向に関して一方の端部２０ｅに、この例では一体成形により一体に設けられている。なお、ベルト２０と本体１０とを別々に形成し、ベルト２０に対して本体１０を係合部材（例えばヒンジなど）を介して一体に取り付けても良い。この例では、本体１０が配置された部位は、装着状態で左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂに対応することが予定されている（図２参照）。図２中には、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ近傍を通る橈骨動脈９１が示されている。

図１によって良く分かるように、本体１０は、ベルト２０の外周面２０ｂに対して垂直な方向に厚さを有する立体的形状を有している。この本体１０は、ユーザの日常活動の邪魔にならないように、小型で、薄厚に形成されている。この例では、本体１０は、ベルト２０から外向きに突起した四角錐台状の輪郭を有している。

本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示画面をなす表示器５０が設けられている。また、本体１０の側面（図１における左手前側の側面）１０ｆに沿って、ユーザからの指示を入力するための操作部５２が設けられている。

ベルト２０のうち、周方向に関して一方の端部２０ｅと他方の端部２０ｆとの間の部位であって、ベルト２０の内周面２０ａをなす押圧カフ群２１Ｅの内周面２０ａ上には、第１、第２の脈波センサを構成するインピーダンス測定部４０が設けられている。ベルト２０のうち、インピーダンス測定部４０が配置された部位の内周面２０ａには、ベルト２０の幅方向Ｙに関して互いに離間した状態で６個の板状（またはシート状）の電極４１〜４６（これらの全体を「電極群」と呼び、符号４０Ｅで表す。）が配置されている（後に詳述する。）。この例では、電極群４０Ｅが配置された部位は、装着状態で左手首９０の橈骨動脈９１に対応することが予定されている（図２参照）。

図１中に示すように、本体１０の底面（被測定部位に最も近い側の面）１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとは、三つ折れバックル２４によって接続されている。このバックル２４は、外周側に配置された第１の板状部材２５と、内周側に配置された第２の板状部材２６とを含んでいる。第１の板状部材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取り付けられている。第１の板状部材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２８を介して第２の板状部材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取り付けられている。第２の板状部材２６の他方の端部２６ｆは、固定部２９によってベルト２０の端部２０ｆ近傍に固定されている。なお、ベルト２０の周方向に関して固定部２９の取り付け位置は、ユーザの左手首９０の周囲長に合わせて予め可変して設定されている。これにより、この血圧計１（ベルト２０）は、全体として略環状に構成されるとともに、本体１０の底面１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとが、バックル２４によって矢印Ｂ方向に開閉可能になっている。

この血圧計１を左手首９０に装着する際には、バックル２４を開いてベルト２０の環の径を大きくした状態で、図１中に矢印Ａで示す向きに、ユーザがベルト２０に左手を通す。そして、図２に示すように、ユーザは、左手首９０の周りのベルト２０の角度位置を調節して、左手首９０を通っている橈骨動脈９１上にベルト２０のインピーダンス測定部４０を位置させる。これにより、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが左手首９０の掌側面９０ａのうち橈骨動脈９１に対応する部分９０ａ１に当接する状態になる。この状態で、ユーザが、バックル２４を閉じて固定する。このようにして、ユーザは血圧計１（ベルト２０）を左手首９０に装着する。

図２中に示すように、帯状体２３は、この例では、厚さ方向に関して可撓性を有し、かつ、周方向（長手方向）に関して実質的に非伸縮性のプラスチック材料からなっている。押圧カフ群２１Ｅは、この例では、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。押圧カフ群２１Ｅ（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位には、既述のようにインピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが配置されている。

図３に示すように、装着状態では、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅは、左手首９０の橈骨動脈９１に対応して、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に沿って並んだ状態になる。電極群４０Ｅは、幅方向Ｙに関して、両側に配置された通電用の電流電極対４１，４６と、これらの電流電極対４１，４６の間に配置された電圧検出用の、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３、および、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５とを含んでいる。第１の検出電極対４２，４３に対して、橈骨動脈９１の血流のより下流側の部分に対応して、第２の検出電極対４４，４５が配置されている。幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３の中央と第２の検出電極対４４，４５の中央との間の距離Ｄ（図５（Ａ）参照）は、この例では２０ｍｍに設定されている。この距離Ｄは、第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２との間の実質的な間隔に相当する。また、幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３間の間隔、第２の検出電極対４４，４５間の間隔は、この例ではいずれも２ｍｍに設定されている。

このような電極群４０Ｅは、偏平に構成され得る。したがって、この血圧計１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。

図４は、血圧計１の制御系のブロック構成を示している。血圧計１の本体１０には、既述の表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、記憶部としてのメモリ５１、および通信部５９が搭載されている。また、本体１０には、圧力センサ３１ａ，３１ｂ，３１ｃ，３１ｄ、ポンプ３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄ、弁３３ａ，３３ｂ，３３ｃ，３３ｄが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、圧力センサ３１、ポンプ３２、および弁３３と称する場合もある）。さらに、本体１０には、圧力センサ３１ａ，３１ｂ，３１ｃ，３１ｄのそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０ａ，３１０ｂ，３１０ｃ，３１０ｄ、ポンプ３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄのそれぞれを駆動するポンプ駆動回路３２０ａ，３２０ｂ，３２０ｃ，３２０ｄ、弁３３ａ，３３ｂ，３３ｃ，３３ｄのそれぞれを駆動する弁駆動回路３３０ａ，３３０ｂ，３３０ｃ，３３０ｄが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０と称する場合もある）。また、インピーダンス測定部４０には、既述の電極群４０Ｅに加えて、通電および電圧検出回路４９が搭載されている。

表示器５０は、この例では有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイからなり、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って、血圧測定結果などの血圧測定に関する情報、その他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限られるものではなく、例えばＬＣＤ（Liquid Cristal Display）など、他のタイプの表示器からなっていてもよい。

操作部５２は、この例ではプッシュ式スイッチからなり、ユーザによる血圧測定開始または停止の指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。なお、操作部５２は、プッシュ式スイッチに限られるものではなく、例えば感圧式（抵抗式）または近接式（静電容量式）のタッチパネル式スイッチなどであってもよい。また、図示しないマイクロフォンを備えて、ユーザの音声によって血圧測定開始の指示を入力するようにしてもよい。

メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、血圧値の測定結果のデータなどを非一時的に記憶する。また、メモリ５１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従って、制御部として各種機能を実行する。例えば、オシロメトリック法による血圧測定を実行する場合は、ＣＰＵ１００は、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、圧力センサ３１からの信号に基づいて、ポンプ３２（および弁３３）を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、この例では圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行う。

通信部５９は、ＣＰＵ１００によって制御されて所定の情報を、ネットワーク９００を介して外部の装置に送信したり、外部の装置からの情報を、ネットワーク９００を介して受信してＣＰＵ１００に受け渡したりする。このネットワーク９００を介した通信は、無線、有線のいずれでも良い。この実施形態において、ネットワーク９００は、インターネットであるが、これに限定されず、病院内ＬＡＮ（Local Area Network）のような他の種類のネットワークであってもよいし、ＵＳＢケーブルなどを用いた１対１の通信であってもよい。この通信部５９は、マイクロＵＳＢコネクタを含んでいてもよい。

ポンプ３２は、この例では圧電ポンプからなり、押圧カフ群２１Ｅ内の圧力（カフ圧）を加圧するために、押圧カフ群２１Ｅに加圧用の流体としての空気を供給する。弁３３は、押圧カフ群２１Ｅの空気を排出し、または封入してカフ圧を制御するために開閉される。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。弁駆動回路３３０は、弁３３をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて開閉する。

圧力センサ３１は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３８（３８ａ，３８ｂ，３８ｃ，３８ｄ）を介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ群２１Ｅに接続されている。圧力センサ３１は、エア配管３８を介して、ベルト２０（押圧カフ群２１Ｅ）の圧力、この例では大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。発振回路３１０は、圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振して、圧力センサ３１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。この例では、圧力センサ３１の出力は、押圧カフ群２１Ｅの圧力を制御するため、および、オシロメトリック法によって血圧値（収縮期血圧（Systolic Blood Pressure；ＳＢＰ）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure；ＤＢＰ）とを含む。）を算出するために用いられる。

一般的なオシロメトリック法に従って血圧を測定する場合、概ね、次のような動作が行なわれる。すなわち、被験者の被測定部位（腕など）に予めカフを巻き付けておき、測定時には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２および弁３３を制御して、カフ圧を最高血圧より高く加圧し、その後徐々に減圧していく。この減圧する過程において、カフ圧を圧力センサで検出し、被測定部位の動脈で発生する動脈容積の変動を脈波信号として取り出す。その時のカフ圧の変化に伴う脈波信号の振幅の変化（主に立ち上がりと立ち下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧：Systolic Blood Pressure）と最低血圧（拡張期血圧：Diastolic Blood Pressure）とを算出する。また、脈波伝播時間に基づく血圧測定のたに押圧カフ群２１Ｅの圧力を制御する場合には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２および弁３３を制御して、種々の条件に応じてカフ圧の加圧と減圧を行う。詳しくは後述する。

電池５３は、本体１０に搭載された要素、この例では、ＣＰＵ１００、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、通信部５９、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０の各要素へ電力を供給する。また、電池５３は、配線７１を通して、インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９へも電力を供給する。この配線７１は、信号用の配線７２とともに、ベルト２０の帯状体２３と押圧カフ群２１Ｅとの間に挟まれた状態で、ベルト２０の周方向に沿って本体１０とインピーダンス測定部４０との間に延在して設けられている。

図５（Ａ）は、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。図５（Ｂ）は、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ出力する第１の脈波信号ＰＳ１、第２の脈波信号ＰＳ２の波形を示している。インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９は、ＣＰＵ１００によって制御され、その動作時に、図５（Ａ）中に示すように、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に関して両側に配置された電流電極対４１，４６間に、この例では、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの高周波定電流ｉを流す。この状態で、通電および電圧検出回路４９は、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３間の電圧信号ｖ１と、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５間の電圧信号ｖ２とを検出する。これらの電圧信号ｖ１，ｖ２は、左手首９０の掌側面９０ａのうち、それぞれ第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２が対向する部分における、橈骨動脈９１の血流の脈波による電気インピーダンスの変化を表す（インピーダンス方式）。通電および電圧検出回路４９は、これらの電圧信号ｖ１，ｖ２を整流、増幅および濾波して、図５（Ｂ）中に示すような山状の波形をもつ第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２を時系列で出力する。この例では、電圧信号ｖ１，ｖ２は、約１ｍＶ程度になっている。また、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、この例では約１Ｖになっている。

なお、橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity；ＰＷＶ）が１０００ｃｍ／ｓ〜２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２との間の実質的な間隔Ｄ＝２０ｍｍであることから、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２間の時間差Δｔは１．０ｍｓ〜２．０ｍｓの範囲となる。

図５（Ａ）に示すように、押圧カフ２１ａ，２１ｄは、電流電極対４１，４６にそれぞれ対応して分割されており、この電流電極対４１，４６は、押圧カフ２１ａ，２１ｄ（ベルト２０）の内周面２０ａに配置されている。したがって、押圧カフ２１ａ，２１ｄは、ポンプ３２ａ，３２ｄにより加圧されると、電流電極対４１，４６を左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。また同様に、押圧カフ２１ｂ，２１ｃは、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２にそれぞれ対応して分割されており、この第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２は、押圧カフ２１ｂ，２１ｃ（ベルト２０）の内周面２０ａに配置されている。したがって、押圧カフ２１ｂ，２１ｃは、ポンプ３２ｂ，３２ｃにより加圧されると、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれを左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。この例では、ポンプ３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄは、ＣＰＵ１００の制御の下、押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄのそれぞれを独立して加圧することが可能となっている。したがって、左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれの押圧力は、適宜の値に設定することができる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
図６は、血圧計１がオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示している。

ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってオシロメトリック法による血圧測定を指示すると（ステップＳ１）、ＣＰＵ１００は動作を開始して、処理用メモリ領域を初期化する（ステップＳ２）。また、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０に制御信号を出力する。弁駆動回路３３０は、制御信号に基づいて、弁３３を開放して押圧カフ群２０Ｅ内の空気を排気する。続いて、圧力センサ３１の現時点の出力値を大気圧に相当する値として設定する制御を行う（０ｍｍＨｇ調整）。この例では、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄの全てについてこの制御を行う。

続いて、ＣＰＵ１００は、圧力制御部として働いて、弁駆動回路３３０を介して弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、押圧カフ群２１Ｅに空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ群２１Ｅを膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図７参照）を徐々に加圧していく（図６のステップＳ３）。この例では、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄの全てについてこの制御を行う。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、血圧値を算出するために、圧力センサ３１によって、カフ圧Ｐｃをモニタし、被測定部位としての左手首９０の橈骨動脈９１で発生する動脈容積の変動成分を、図７中に示すような脈波信号Ｐｍとして取得する。なお、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄの全てのカフ圧Ｐｃをモニタして、平均を算出してもよいし、押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄのうちのいずれかのカフ圧Ｐｃをモニタしてもよい。

次に、図６中のステップＳ４で、ＣＰＵ１００は、第２の血圧算出部として働いて、この時点で取得されている脈波信号Ｐｍに基づいて、オシロメトリック法により公知のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）の算出を試みる。

この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は（ステップＳ５でＮＯ）、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３〜Ｓ５の処理を繰り返す。

このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、弁駆動回路３３０を介して弁３３を開いて、押圧カフ群２１Ｅ内の空気を排気する制御を行う（ステップＳ６）。そして最後に、血圧値の測定結果を表示器５０に表示するとともに、メモリ５１に記録する（ステップＳ７）。

なお、血圧値の算出は、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
図８は、血圧計１が一実施形態の脈波測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。

ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（図８のステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄの制御を開始する（図８のステップＳ１１）。図９は、血圧計１が押圧カフ２１ａ，２１ｄの制御を行う際の動作フローを示している。

図９に示す動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。本実施形態のようにインピーダンス方式により脈波を測定する場合には、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２と、被測定部位である左手首９０の皮膚との密着度合が悪いと、接触抵抗が大きくなるため、本来検出したい動脈のインピーダンス変化の割合が小さくなり、測定した脈波信号のＳ／Ｎ特性（Signal-to-Noise ratio）が悪くなる。そこで、本発明者は、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２の左手首９０に対する押圧力と、脈波信号のＳ／Ｎ特性との関係について実験を行った。その結果、カフ圧Ｐｃを４０ｍｍＨｇ程度から上昇させてゆくと、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のＳ／Ｎ特性が概ね良くなる傾向があり、カフ圧Ｐｃが４０ｍｍＨｇよりも低くなるとＳ／Ｎ特性が３０ｄＢを下回る場合があることが発見された。また、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれのカフ圧Ｐｃは、全て同一に設定するよりも、ユーザによって、動脈の上流側と下流側とで差を設けた方がＳ／Ｎ特性が良くなる傾向にあることが発見された。

この動作フローは、まず、全ての押圧カフ２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄのカフ圧Ｐｃの初期値を４０ｍｍＨｇに設定し、次に、電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄのカフ圧Ｐｃのバランスを取りながら調整した方が、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のＳ／Ｎ特性として３０ｄＢ以上の値を得やすいとの考え方に基づいている。なお、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれのカフ圧Ｐｃの調整については、電流電極対４１，４６の押圧力の設定後に行われる。

図９に示すように、電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄの制御が開始されると、ＣＰＵ１００は、電流電極押圧力設定部として働いて、弁駆動回路３３０を介して弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオンし、
押圧カフ群２１Ｅに空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ群２１Ｅを膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図５（Ａ）参照）を徐々に４０ｍｍＨｇまで加圧してゆく（図９のステップＳ２０）。この例では、カフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を取得して、それらの第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のＳ／Ｎ特性をリアルタイムで算出する（図９のステップＳ２１）。

それとともに、ＣＰＵ１００は、算出したＳ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上であるか否かを判断する（図９のステップＳ２２）。なお、この例ではＳ／Ｎ特性の判断の基準値は、３０ｄＢ以上の値を用いているが、必要に応じた所定値を用いることが可能である。ここで、Ｓ／Ｎ特性が３０ｄＢに満たない場合には（図９のステップＳ２２でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ａ，３２０ｄを介してポンプ３２ａ，３２ｄを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ａ，３３０ｄを介して弁３３ａ，３３ｄを開閉して、押圧カフ２１ａ，２１ｄの加圧または減圧を行う（図９のステップＳ２３）。このように、この例では、電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄのカフ圧Ｐｃのバランスを取りながら調整している。以下、Ｓ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ２１〜Ｓ２３の処理を繰り返す。

そして、Ｓ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上になると（図９のステップＳ２２でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ａ，３２０ｄを介してポンプ３２ａ，３２ｄを停止し、（図９のステップＳ２３）、カフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のＳ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上となった時点の値に設定する。以上のようにして、電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄの制御（図８のステップＳ１１）を終了する。

この状態で、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３、および、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５に対応する押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御を開始する（図８のステップＳ１２）。図１０は、血圧計１が押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御を行う際の動作フローを示している。

図１０に示す動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。脈波伝播時間（ＰＴＴ）の取得は、例えば、第１の脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と、第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔ（図５（Ｂ）参照）を計測することによって行われる。したがって、第１の脈波信号ＰＳ１の波形と、第２の脈波信号ＰＳ２の波形とは、同一であることが好ましい。本発明者による実験よると、動脈の上流側に位置する第１の脈波センサ４０−１のカフ圧Ｐｃと、動脈の下流側に位置する第２の脈波センサ４０−２のカフ圧Ｐｃとを同一とするよりも、それぞれのカフ圧Ｐｃに差を設けた方が、第１の脈波信号ＰＳ１の波形および第２の脈波信号ＰＳ２の波形として、同一の波形が得られやすいことが発見された。また、同一の波形を得るために必要なそれぞれのカフ圧Ｐｃの大小関係は、ユーザによって異なることが発見された。これは、被測定部位である左手首９０の中の生体組織がユーザによって異なることに基づくと考えられる。この動作フローは、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｂ，２１ｃのそれぞれのカフ圧Ｐｃを可変させて、第１の脈波信号ＰＳ１の波形および第２の脈波信号ＰＳ２の波形として、同一の波形を得るとの考え方に基づいている。

図１０の動作フローに示す、第１の検出電極対４２，４３、第２の検出電極対４４，４５に対応する押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御を開始する際には、電流電極対４１，４６に対応する押圧カフ２１ａ，２１ｄの制御の説明で述べたように、押圧カフ２１ａ，２１ｄのカフ圧Ｐｃは、上述したようにＳ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上となった時点の値に設定されている（図９のステップＳ２４）。図１０に示すように、押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御が開始されると、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、ポンプ駆動回路３２０ｂを介してポンプ３２ｂを駆動して、第１の脈波センサ４０−１に対応する押圧カフ２１ｂの加圧を行う（図１０のステップＳ３０）。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１が時系列で出力する第１の脈波信号ＰＳ１を取得して（図１０のステップＳ３１）、それとともに、ＣＰＵ１００は、取得した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であるか否かを判断する（図１０のステップＳ３２）。

第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大ではない場合には（図１０のステップＳ３２でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｂを介してポンプ３２ｂを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｂを介して弁３３ｂを開閉して、押圧カフ２１ｂの加圧または減圧を行う（図１０のステップＳ３０）。以下、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３０〜Ｓ３２の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｂの加圧だけでなく、減圧を行うのは、次のような理由による。第１の脈波センサ４０−１の押圧力を上げてゆくと、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が次第に大きくなるが、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が極大値を示した後においても押圧力を上げてゆくと、血管が潰れて第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が次第に低下する傾向にある。そこで、この例では、押圧カフ２１ｂの加圧だけでなく、減圧を行って、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるカフ圧Ｐｃを求めている。

そして、振幅が最大になると（図１０のステップＳ３２でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｂを介してポンプ３２ｂを停止して（図１０のステップＳ３３）、押圧カフ２１ｂのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となった時点の値に設定する。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｃを介してポンプ３２ｃを駆動して、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｃの加圧を行う（図１０のステップＳ３４）。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図１０のステップＳ３５）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と、上述のように設定した第１の脈波信号ＰＳ１の最大の振幅とが同一であるか否かを判断する（図１０のステップＳ３６）。なお、この例では、「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１０％の範囲としている。

第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が最大ではない場合には（図１０のステップＳ３６でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｃを介してポンプ３２ｃを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｃを介して弁３３ｃを開閉して、押圧カフ２１ｃの加圧または減圧を行う（図１０のステップＳ３４）。以下、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３４〜Ｓ３６の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｃの加圧だけでなく、減圧を行うのは、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と押圧力との関係についても、上述した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅と押圧力との関係と同様であるためである。

そして、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になると（図１０のステップＳ３６でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｃを介してポンプ３２ｃを停止して（図１０のステップＳ３７）、押圧カフ２１ｃのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一となった時点の値に設定する。以上のようにして、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３、および、第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５に対応する押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御（図８のステップＳ１２）を終了する。

この状態で、ＣＰＵ１００は、測定処理部として働いて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図５（Ｂ）参照）を脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する（図８のステップＳ１３）。より詳しくは、この例では、第１の脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。

このようにした場合、Ｓ／Ｎ特性が３０ｄＢ以上で、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

次に、ＣＰＵ１００は第１の血圧算出部として働いて、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑを用いて、ステップＳ１３で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて、血圧を算出（推定）する（図８のステップＳ１４）。ここで、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑは、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図３２の式（Ｅｑ．２）で示すような、１／ＤＴ^２の項を含む公知の分数関数として提供される（例えば、特開平１０−２０１７２４号公報参照）。式（Ｅｑ．２）において、α、βはそれぞれ既知の係数または定数を表している。

このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているので、血圧の測定精度を高めることができる。なお、血圧値の測定結果は、表示器５０に表示されるとともに、メモリ５１に記録される。

この例では、図８のステップＳ１５において操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって測定停止が指示されていなければ（図８のステップＳ１５でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図８のステップＳ１３）と、血圧の算出（推定）（図８のステップＳ１４）とを、脈波に応じて第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を、表示器５０に更新して表示するとともに、メモリ５１に蓄積して記録する。そして、図８のステップＳ１５において測定停止が指示されると（図８のステップＳ１５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０を介して弁３３を開いて、押圧カフ群２１Ｅ内の空気を排気する制御を行い。測定動作を終了する。

この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわたって連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。

（変形例１）
図１１は、血圧計１が押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御を行う際の動作フローの別の例を示している。図１０に示す例では、ステップＳ３６において、第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かを、それぞれの波形の振幅に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図１１のステップＳ４０に示すように、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間とが同一であるか否かに基づいて、それぞれの波形が同一であると判断してもよい。ここで、アップストローク時間とは、例えば第１の脈波信号ＰＳ１の立ち上がり点からピークＡ１までの時間ｔｕのことである（第２の脈波信号ＰＳ２についても同様。）（図５（Ｂ）参照）。

図１１に示すように、この動作フローにおいても、図１０の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１に対応する押圧カフ２１ｂの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｂのカフ圧Ｐｃを設定する（図１１のステップＳ３０〜Ｓ３３）。この場合には、ＣＰＵ１００は、図１１の動作フローにおいて、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であると判断した際に（図１１のステップＳ３２のＹＥＳ）、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕをメモリ５１に記録しておく。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｃを介してポンプ３２ｃを駆動し、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｃの加圧を行う（図１１のステップＳ３４）。この加圧工程において、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図１１のステップＳ３５）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、メモリ５１に記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一であるか否かを判断する（図１１のステップＳ４０）。なお、この例では、アップストローク時間ｔｕが「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１％の範囲としている。

ここで、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一でなければ（図１１のステップＳ４０でＮＯ）、アップストローク時間ｔｕが同一となるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３４〜Ｓ４０の処理を繰り返す。そして、アップストローク時間ｔｕが同一となったら（図１１のステップＳ４０でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｃを停止して（図１１のステップＳ３７）、押圧カフ２１ｃのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、アップストローク時間ｔｕが同一となった時点の値に設定する。これにより、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

図１２は、血圧計１が押圧カフ２１ｂ，２１ｃの制御を行う際の動作フローのさらに別の例を示している。第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かは、図１０の動作フローではそれぞれの波形の振幅に基づいて、また図１１の動作フローではそれぞれのアップストローク時間に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図１２のステップＳ５０に示すように、２波形間の相互相関係数ｒ（図３６の式Ｅｑ．１参照）が閾値を超えた場合に、２波形が同一である判断してもよい。

図１２に示す動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。すなわち、本発明者による実験よると、図１３に示すように、被測定部位としての左手首９０に対する第１の脈波センサ４０−１（第１の検出電極対４２，４３を含む。）、第２の脈波センサ４０−２（第２の検出電極対４４，４５を含む。）の押圧力（押圧カフ２１ｂ，２１ｃによるカフ圧Ｐｃに等しい。）がゼロから徐々に大きくなると、それに伴って第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒが徐々に大きくなり、極大値ｒｍａｘを示し、それから徐々に小さくなることが発見された。この動作フローは、相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（この例では、Ｔｈ＝０．９９）を超えている範囲が、押圧力の適正な範囲（これを「適正押圧範囲」と呼ぶ。）であるとの考え方に基づいている。この例では、適正押圧範囲は、押圧力（カフ圧Ｐｃ）が下限値Ｐ１≒７２ｍｍＨｇから上限値Ｐ２≒１３５ｍｍＨｇまでの範囲になっている。

図１２に示すように、この動作フローにおいても、図１０および図１１の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１に対応する押圧カフ２１ｂの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｂのカフ圧Ｐｃを設定する（図１２のステップＳ３０〜Ｓ３３）。なお、この例においては、ＣＰＵ１００は、振幅が最大となった第１の脈波信号ＰＳ１について、相互相関係数ｒの算出に必要なデータをメモリ５１に蓄積して記録しておく。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｃを介してポンプ３２ｃを駆動し、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｃの加圧を行う（図１２のステップＳ３４）。この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図１２のステップＳ３５）、取得したデータと、メモリ５１に蓄積して記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のデータとに基づいて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出し、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超えているか否かを判断する（図１２のステップＳ５０）。

ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図１２のステップＳ５０でＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３４〜Ｓ５０の処理を繰り返す。そして、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えたら（図１２のステップＳ５０でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｃを停止して（図１２のステップＳ３７）、押圧カフ２１ｃのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。この例では、カフ圧Ｐｃは、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値、つまり、図１３中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。

このようにした場合、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定するので、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

（押圧力設定による効果の検証）
図１４Ａの散布図は、様々なユーザ（被験者）について、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が４０ｍｍＨｇ（図１３中に示した下限値Ｐ１未満である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図６のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９７１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を下回っていた。この図１４Ａから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は殆ど無い。図３２の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は−０．０７であった。

これに対して、図１４Ｂの散布図は、上述の様々なユーザについて、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が１３０ｍｍＨｇ（図１３中に示した下限値Ｐ１と上限値Ｐ２との間の適正押圧範囲内である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図６のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９９０１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を上回っていた。この図１４Ｂから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は強い。図３２の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は−０．９０であった。

これらの図１４Ａ，図１４Ｂの結果により、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超える値に設定して脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得することにより、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められる、ということを検証できた。このように脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められた理由は、本発明による押圧力の設定により、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が高まったからであると考えられる。これにより、血圧の測定精度を高めることができる。

（第２実施形態）
次に、この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第２実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、第１実施形態と同様の箇所については説明を省略する。

（血圧計の構成）
図１５は、第２実施形態の血圧計１の外観を斜めから見たところ示している。また、図１６は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

図１５によって良く分かるように、第２実施形態において押圧部として働く押圧カフ群２１Ｅは、ベルト２０の幅方向Ｙに関して分割されており、第５の押圧部材としての押圧カフ２１ｅ、および第６の押圧部材としての押圧カフ２１ｆを備えている。また、押圧カフ２１ｅ，２１ｆ（ベルト２０）の内周面２０ａであって、インピーダンス測定部４０に対応する位置には、固形物６０が設けられている。固形物６０は、この例では厚さ７ｍｍ程度の板状の樹脂（この例では、ＡＢＳ）からなっている。そして、この固形物６０の内周面に電極群４０Ｅが設けられている。

押圧カフ群２１Ｅは、この例においても、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。図１６に示すように、押圧カフ群２１Ｅ（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位には、固形物６０が配置され、固形物６０の内周面にインピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが配置されている。

図１７は、第２実施形態における血圧計１の制御系のブロック構成を示している。血圧計１の本体１０には、第１実施形態の血圧計１と同様に、表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ１００、記憶部としてのメモリ５１、および通信部５９が搭載されている。また、本体１０には、圧力センサ３１ｅ，３１ｆ、ポンプ３２ｅ，３２ｆ、弁３３ｅ，３３ｆが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、圧力センサ３１、ポンプ３２、および弁３３と称する場合もある）。さらに、本体１０には、圧力センサ３１ｅ，３１ｆのそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０ｅ，３１０ｆ、ポンプ３２ｅ，３２ｆのそれぞれを駆動するポンプ駆動回路３２０ｅ，３２０ｆ、および弁３３ｅ，３３ｆのそれぞれを駆動する弁駆動回路３３０ｅ，３３０ｆが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０と称する場合もある）。この例においては、圧力センサ３１は、この例においてもピエゾ抵抗式圧力センサが用いられており、エア配管３８（３８ｅ，３８ｆ）を介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ群２１Ｅに接続されている。

図１８（Ａ）は、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。図１８（Ｂ）は、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ出力する第１の脈波信号ＰＳ１、第２の脈波信号ＰＳ２の波形を示している。図１８（Ａ）に示すように、固形物としての固形物６０は、橈骨動脈９１の動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２にまたがって配置されている。第５の押圧部材をなす押圧カフ２１ｅと、第６の押圧部材をなす押圧カフ２１ｆは、固形物６０における動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２よりも外側の部分をそれぞれ押圧する位置に設けられている。この例では、押圧カフ２１ｅ，２１ｆは、電流電極対４１，４６に対応する位置に設けられている。したがって、押圧カフ２１ｅ，２１ｆは、ポンプ３２ｅ，３２ｆにより加圧されると、固形物６０を押圧し、固形物６０は、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２を左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。この例では、ポンプ３２ｅ，３２ｆは、ＣＰＵ１００の制御の下、押圧カフ２１ｅ，２１ｆのそれぞれを独立して加圧することが可能となっている。したがって、左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれの押圧力は、或る圧力勾配に沿って、適宜の値に設定することができる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
第２実施形態の血圧計１におけるオシロメトリック法による血圧測定は、第１実施形態と同様に、図６に示す動作フローに従って行われる。

ＣＰＵ１００が押圧カフ群２１Ｅ内の空気を排気する際には（図６のステップＳ２）、押圧カフ２１ｅ，２１ｆについて排気の制御を行う。また、ＣＰＵ１００が押圧カフ群２１Ｅのカフ圧Ｐｃを徐々に加圧してゆく際には、押圧カフ２１ｅ，２１ｆについて加圧の制御を行う。さらに、ＣＰＵ１００が血圧値を算出する際には（図６のステップＳ３〜Ｓ５）、押圧カフ２１ｅ，２１ｆの両方のカフ圧Ｐｃをモニタして、平均を算出してもよいし、押圧カフ２１ｅ，２１ｆのいずれかのカフ圧Ｐｃをモニタしてもよい。図６の動作フローにおける他の制御は、第１実施形態と同様なので説明を省略する。なお、この例においても、血圧値の算出は、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
図１９は、第２実施形態の血圧計１が脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。

第２実施形態においては、図１９に示すように、ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（図１９のステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御を開始する（図１９のステップＳ６０）。図２０は、血圧計１が押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御を行う際の動作フローを示している。

図２０に示す動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。本発明者による実験よると、被測定部位である左手首９０に対する第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２の押圧力を、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定すると、第１の脈波信号ＰＳ１、第２の脈波信号ＰＳ２の波形が同一になる状態が得やすいことが発見された。また、上記圧力勾配は、ユーザによって異なることが発見された。これは、被測定部位である左手首９０の中の生体組織がユーザによって異なることに基づくと考えられる。この動作フローは、押圧カフ２１ｅ，２１ｆのそれぞれのカフ圧Ｐｃを可変させて固形物６０を介して第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２を押圧することにより、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２の押圧力を、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定し、第１の脈波信号ＰＳ１の波形および第２の脈波信号ＰＳ２の波形として同一の波形を得るという考え方に基づいている。

図２０に示すように、押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御が開始されると、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、弁駆動回路３３０ｅを介して弁３３ｅを閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０ｅを介してポンプ３２ｅを駆動し、押圧カフ２１ｅの加圧を行う（図２０のステップＳ７０）。この例では、押圧カフ２１ｅのカフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。その結果、押圧カフ２１ｅが固形物６０を押圧してゆき、固形物６０が電流電極４１および第１の脈波センサ４０−１を押圧してゆく。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１が時系列で出力する第１の脈波信号ＰＳ１を取得して（図２０のステップＳ７１）、それとともに、ＣＰＵ１００は、取得した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であるか否かを判断する（図２０のステップＳ７２）。

第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大ではない場合には（図２０のステップＳ７２でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｅを介してポンプ３２ｅを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｅを介して弁３３ｅを開閉して、押圧カフ２１ｅの加圧または減圧を行う（図２０のステップＳ７０）。以下、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ７０〜Ｓ７２の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｅの加圧だけでなく、減圧を行うのは、第１実施形態の場合と同様に、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が極大値を示した後においても押圧力を上げてゆくと、血管が潰れて第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が次第に低下する傾向にあるためである。そこで、この例では、押圧カフ２１ｅの加圧だけでなく、減圧を行って、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるカフ圧Ｐｃを求めている。

そして、振幅が最大になると（図２０のステップＳ７２でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｅを停止して（図２０のステップ７３３）、押圧カフ２１ｅのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となった時点の値に設定する。

次に、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｆを介して弁３３ｆを閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０ｆを介してポンプ３２ｆを駆動して、押圧カフ２１ｆの加圧を行う（図２０のステップＳ７４）。この例では、押圧カフ２１ｆのカフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。その結果、押圧カフ２１ｆが固形物６０を押圧してゆき、固形物６０が電流電極４６および第２の脈波センサ４０−２を押圧してゆく。また、固形物６０は、電流電極４１および第１の脈波センサ４０−１についても押圧してゆくことになるため、第１の脈波センサ４０−１の押圧力と第２の脈波センサ４０−２の押圧力との間には、圧力勾配が生じることになる。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図２０のステップＳ７５）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と、上述のように設定した第１の脈波信号ＰＳ１の最大の振幅とが同一であるか否かを判断する（図２０のステップＳ３７）。なお、この例では、「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１０％の範囲としている。

第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が最大ではない場合には（図２０のステップＳ７６でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｆを介してポンプ３２ｆを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｆを介して弁３３ｆを開閉して、押圧カフ２１ｆの加圧または減圧を行う（図２０のステップＳ７４）。以下、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ７４〜Ｓ７６の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｆの加圧だけでなく、減圧を行うのは、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と押圧力との関係についても、上述した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅と押圧力との関係と同様であるためである。

そして、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になると（図２０のステップＳ７６でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｆを停止して（図２０のステップＳ７７）、押圧カフ２１ｆのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一となった時点の値に設定する。以上のようにして、押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御（図１９のステップＳ６０）を終了する。

この状態で、ＣＰＵ１００は、測定処理部として働いて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図５（Ｂ）参照）を脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する（図１９のステップＳ１４）。より詳しくは、この例では、第１の脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。

このようにした場合、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

次に、ＣＰＵ１００は第１の血圧算出部として働いて、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑを用いて、ステップＳ１３で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて、血圧を算出（推定）する（図１９のステップＳ１４）。ここで、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑは、第１実施形態と同様に、例えば図３２の式（Ｅｑ．２）で示すような、１／ＤＴ^２の項を含む公知の分数関数として提供される。

このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているので、血圧の測定精度を高めることができる。なお、血圧値の測定結果は、表示器５０に表示されるとともに、メモリ５１に記録される。

この例では、図１９のステップＳ１５において操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって測定停止が指示されていなければ（図１９のステップＳ１５でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図１９のステップＳ１３）と、血圧の算出（推定）（図１９のステップＳ１４）とを、脈波に応じて第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を、表示器５０に更新して表示するとともに、メモリ５１に蓄積して記録する。そして、図１９のステップＳ１５において測定停止が指示されると（図１９のステップＳ１５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｅ，３３０ｆを介して弁３３ｅ，３３ｆを開いて、押圧カフ２１ｅ，２１ｆ内の空気を排気する制御を行い。測定動作を終了する。

この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわたって連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。

さらに、この血圧計１によれば、第１実施形態と比較して、押圧カフ、圧力センサ、発振回路、ポンプ、ポンプ駆動回路、弁、および弁駆動回路を減らすことができるので、構成の簡略化を図ることができる。

（変形例２）
図２１は、血圧計１が押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御を行う際の動作フローの別の例を示している。図２０に示す例では、ステップＳ７６において、第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かを、それぞれの波形の振幅に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図２１のステップＳ８０に示すように、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間とが同一であるか否かに基づいて、それぞれの波形が同一であると判断してもよい。

図２１に示すように、この動作フローにおいても、図２０の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ｅの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｅのカフ圧Ｐｃを設定する（図２１のステップＳ７０〜Ｓ７２）。この場合には、ＣＰＵ１００は、図２１の動作フローにおいて、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であると判断した際に（図２１のステップＳ７２のＹＥＳ）、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕをメモリ５１に記録しておく。なお、この例においては、アップストローク時間が「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１％の範囲としている。

次に、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｆを介して弁３３ｆを閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０ｆを介してポンプ３２ｆを駆動して、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｆの加圧を行う（図２１のステップＳ７４）。この加圧工程において、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図２１のステップＳ７５）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、メモリ５１に記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一であるか否かを判断する（図２１のステップＳ８０）。なお、この例では、アップストローク時間ｔｕが「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１％の範囲としている。

ここで、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一でなければ（図２１のステップＳ８０でＮＯ）、アップストローク時間ｔｕが同一となるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ７４〜Ｓ８０の処理を繰り返す。そして、アップストローク時間ｔｕが同一となったら（図２１のステップＳ８０でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｆを停止して（図２１のステップＳ７７）、押圧カフ２１ｆのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、アップストローク時間ｔｕが同一となった時点の値に設定する。これにより、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

図２２は、血圧計１が押圧カフ２１ｅ，２１ｆの制御を行う際の動作フローのさらに別の例を示している。第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かは、図２０の動作フローではそれぞれの波形の振幅に基づいて、また図２１の動作フローではそれぞれのアップストローク時間に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図２２のステップＳ９０に示すように、２波形間の相互相関係数ｒ（図３６の式Ｅｑ．１参照）が閾値を超えた場合に、２波形が同一である判断してもよい。

図２２に示す動作フローにおいても、相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（この例では、Ｔｈ＝０．９９）を超えている範囲が、適正押圧範囲であるとの考え方に基づいている。この例では、適正押圧範囲は、押圧力（カフ圧Ｐｃ）が下限値Ｐ１≒７２ｍｍＨｇから上限値Ｐ２≒１３５ｍｍＨｇまでの範囲になっている。

図２２に示すように、この動作フローにおいても、図２０および図２１の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１に対応する押圧カフ２１ｅの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｅのカフ圧Ｐｃを設定する（図２２のステップＳ７０〜Ｓ７３）。なお、この例においては、ＣＰＵ１００は、振幅が最大となった第１の脈波信号ＰＳ１について、相互相関係数ｒの算出に必要なデータをメモリ５１に蓄積して記録しておく。

次に、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｆを介して弁３３ｆを閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０ｆを介してポンプ３２ｆを駆動して、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｆの加圧を行う（図２２のステップＳ７４）。この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図２２のステップＳ７５）、取得したデータと、メモリ５１に蓄積して記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のデータとに基づいて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出し、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超えているか否かを判断する（図２２のステップＳ９０）。

ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図２２のステップＳ９０でＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ７４〜Ｓ９０の処理を繰り返す。そして、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えたら（図２２のステップＳ９０でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｃを停止して（図２２のステップＳ７７）、押圧カフ２１ｃのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。この例では、カフ圧Ｐｃは、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値、つまり、図１３中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。

このようにした場合、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定するので、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

（第３実施形態）
次に、この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第３実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、第１実施形態と同様の箇所については説明を省略する。

（血圧計の構成）
図２３は、第３実施形態の血圧計１の外観を斜めから見たところ示している。また、図２４は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

図２３によって良く分かるように、第３実施形態において押圧部として働く押圧カフ群２１Ｅは、第７の押圧部材としての押圧カフ２１ｇ、および第８の押圧部材としての押圧カフ２１ｈを備えている。押圧カフ２１ｇは、ベルト２０の幅方向Ｙにおける幅が、インピーダンス測定部４０の全体を覆う幅となっている。押圧カフ２１ｈは、押圧カフ２１ｇ（ベルト２０）の内周面２０ａであって、インピーダンス測定部４０の電流電極４６に対応する位置に設けられている。押圧カフ２１ｈの幅方向Ｙにおける幅は、インピーダンス測定部４０のうちの電流電極４６に対応する幅となっている。さらに、押圧カフ２１ｈ（ベルト２０）の内周面２０ａであって、インピーダンス測定部４０の電流電極４１に対応する位置には、スペーサ７０が設けられている。スペーサ７０は、この例では厚さ１〜２ｍｍ程度の板状の樹脂（この例では、ポリプロピレン）からなっている。また、インピーダンス測定部４０に対応する位置には、スペーサ７０（ベルト２０）の内周面ａ、押圧カフ２１ｇ（ベルト２０）の内周面２０ａ、および押圧カフ２１ｈ（ベルト２０）の内周面２０ａに、固形物としての固形物６０が設けられている。固形物６０は、この例では厚さ７ｍｍ程度の板状の樹脂（この例では、ＡＢＳ）からなっている。そして、この固形物６０の内周面に電極群４０Ｅが設けられている。

押圧カフ群２１Ｅは、この例においても、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。図２４に示すように、押圧カフ２１ｈ（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位には、固形物６０が配置され、固形物６０の内周面にインピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが配置されている。また、ベルト２０の幅方向Ｙにおいて押圧カフ２１ｈおよびスペーサ７０が設けられていない領域では、押圧カフ２１ｇ（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位に、固形物６０が配置される。さらに、ベルト２０の幅方向Ｙにおいてスペーサ７０が設けられている領域では、スペーサ７０（ベルト２０）の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位に、固形物６０が配置される。

図２５は、第３実施形態における血圧計１の制御系のブロック構成を示している。血圧計１の本体１０には、第１実施形態の血圧計１と同様に、表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ１００、記憶部としてのメモリ５１、および通信部５９が搭載されている。また、本体１０には、圧力センサ３１ｇ，３１ｈ、ポンプ３２ｇ，３２ｈ、弁３３ｇ，３３ｈが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、圧力センサ３１、ポンプ３２、および弁３３と称する場合もある）。さらに、本体１０には、圧力センサ３１ｇ，３１ｈのそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０ｇ，３１０ｈ、ポンプ３２ｅ，３２ｆのそれぞれを駆動するポンプ駆動回路３２０ｇ，３２０ｈ、弁３３ｅ，３３ｆのそれぞれを駆動するポンプ駆動回路３３０ｇ，３３０ｈが搭載されている（なお、以下の説明では、これらをまとめて、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０、および弁駆動回路３３０と称する場合もある）。この例においては、圧力センサ３１は、この例においてもピエゾ抵抗式圧力センサが用いられており、エア配管３８（３８ｇ，３８ｈ）を介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ群２１Ｅに接続されている。

図２６（Ａ）は、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。図２６（Ｂ）は、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２がそれぞれ出力する第１の脈波信号ＰＳ１、第２の脈波信号ＰＳ２の波形を示している。図２６（Ａ）に示すように、固形物としての固形物６０は、橈骨動脈９１の動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２にまたがって配置されている。第７の押圧部材をなす押圧カフ２１ｇは、固形物６０に対向して配置されている。この例では、押圧カフ２１ｇは、動脈方向（幅方向Ｙ）における幅が、動脈方向（幅方向Ｙ）において固形物６０の全域を覆う幅を有しており、固形物６０の全域に向かって押圧力を発生可能な位置に設けられている。

第８の押圧部材をなす押圧カフ２１ｈは、固形物６０における動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２よりも外側の部分の一方の側と、押圧カフ２１ｇとの間に介挿されている。この例では、電流電極４６に対応する位置に設けられている。スペーサ７０は、固形物６０における上記外側の部分の他方の側と、押圧カフ２１ｇとの間に介挿されている。この例では、電流電極４１に対応する位置に設けられている。したがって、押圧カフ２１ｈがポンプ３２ｈにより加圧された状態においては、押圧カフ２１ｇがポンプ３２ｇにより加圧されると、押圧カフ２１ｇは、固形物６０の全域へ向かって押圧力を発生してスペーサ７０と押圧カフ２１ｈとを押圧し、スペーサ７０と押圧カフ２１ｈは、固形物６０を押圧する。そして、固形物６０は、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２を左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。また、この状態で、押圧カフ２１ｈをポンプ３２ｈまたは弁３３ｈにより加圧または減圧すると、固形物６０に対する押圧力は、電流電極４６に対応する側だけが変化することになるので、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２の左手首９０に対する押圧力は、動脈方向において或る圧力勾配に沿って異なることになる。この例では、ポンプ３２ｇ，３２ｈは、ＣＰＵ１００の制御の下、押圧カフ２１ｇ，２１ｈのそれぞれを独立して加圧することが可能となっている。したがって、左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれの押圧力は、或る圧力勾配に沿って、適宜の値に設定することができる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
第２実施形態の血圧計１におけるオシロメトリック法による血圧測定は、第１実施形態と同様に、図６に示す動作フローに従って行われる。

ＣＰＵ１００が押圧カフ群２１Ｅ内の空気を排気する際には（図６のステップＳ２）、押圧カフ２１ｇ，２１ｈについて排気の制御を行う。また、ＣＰＵ１００が押圧カフ群２１Ｅのカフ圧Ｐｃを徐々に加圧してゆく際には、押圧カフ２１ｇ，２１ｈについて加圧の制御を行う。順序としては、まず、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃを徐々に加圧してゆき、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃが一定のカフ圧Ｐｃになったところで、押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃを徐々に加圧してゆけばよい。あるいは、押圧カフ２１ｇと押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃを同時に徐々に加圧してゆくこともできる。さらに、ＣＰＵ１００が血圧値を算出する際には（図６のステップＳ３〜Ｓ５）、押圧カフ２１ｇ，２１ｈの両方のカフ圧Ｐｃをモニタしてもよいし、押圧カフ２１ｇ，２１ｈのいずれかのカフ圧Ｐｃをモニタしてもよい。図６の動作フローにおける他の制御は、第１実施形態と同様なので説明を省略する。なお、この例においても、血圧値の算出は、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
図２７は、第２実施形態の血圧計１が脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。

第３実施形態においては、図２７に示すように、ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（図２７のステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御を開始する（図２７のステップＳ１００）。図２８は、血圧計１が押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御を行う際の動作フローを示している。

図２８に示す動作フローは、第２実施形態と同様に、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２の押圧力を、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定し、第１の脈波信号ＰＳ１の波形および第２の脈波信号ＰＳ２の波形として同一の波形を得るという考え方に基づいている。この例では、押圧カフ２１ｇ，２１ｈのそれぞれのカフ圧Ｐｃを可変させて固形物６０を介して第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２の押圧力を、或る圧力勾配に沿うように異なる値に設定している。

図２８に示すように、押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御が開始されると、ＣＰＵ１００は、脈波センサ押圧力設定部として働いて、弁駆動回路３３０ｇ，３３０ｈを介して弁３３ｇ，３３ｈを閉鎖し、ポンプ駆動回路３２０ｇ，３２０ｈを介してポンプ３２ｇ，３２ｈを駆動し、押圧カフ２１ｇ，２１ｈを４０ｍｍＨｇまで加圧する（図２８のステップＳ１１０）。この例では、押圧カフ２１ｇ，２１ｈのカフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くし、押圧カフ２１ｇ，２１ｈのカフ圧Ｐｃを４０ｍｍＨｇとする。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｇを介してポンプ３２ｇを駆動し、押圧カフ２１ｇを加圧する（図２８のステップＳ１１１）。この例では、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くてゆく。その結果、押圧カフ２１ｇがスペーサ７０を介して固形物６０を押圧し、固形物６０が第１の電流電極４１および脈波センサ４０−１を左手首９０に押圧する。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第１の脈波センサ４０−１が時系列で出力する第１の脈波信号ＰＳ１を取得して（図２８のステップＳ１１２）、それとともに、ＣＰＵ１００は、取得した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であるか否かを判断する（図２８のステップＳ１１３）。

第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大ではない場合には（図２８のステップＳ１１３でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｇを介してポンプ３２ｇを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｇを介して弁３３ｇを開閉して、押圧カフ２１ｇの加圧または減圧を行う（図２８のステップＳ１１１）。以下、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ１１１〜Ｓ１１３の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｇの加圧だけでなく、減圧を行うのは、第１実施形態の場合と同様に、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が極大値を示した後においても押圧力を上げてゆくと、血管が潰れて第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が次第に低下する傾向にあるためである。そこで、この例では、押圧カフ２１ｇの加圧だけでなく、減圧を行って、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるカフ圧Ｐｃを求めている。

そして、振幅が最大になると（図２８のステップＳ１１３でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｇを停止して（図２８のステップ１１４）、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となった時点の値に設定する。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｈを介してポンプ３２ｈを駆動し、押圧カフ２１ｈの加圧を行う（図２８のステップＳ１１５）。この例では、押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。その結果、押圧カフ２１ｈが固形物６０を押圧してゆき、固形物６０が電流電極４６および第２の脈波センサ４０−２を押圧してゆく。また、固形物６０は、電流電極４１および第１の脈波センサ４０−１についても押圧してゆくことになるため、第１の脈波センサ４０−１の押圧力と第２の脈波センサ４０−２の押圧力との間には、圧力勾配が生じることになる。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図２８のステップＳ１１６）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と、上述のように設定した第１の脈波信号ＰＳ１の最大の振幅とが同一であるか否かを判断する（図２８のステップＳ１１７）。なお、この例では、「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１０％の範囲としている。

第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が最大ではない場合には（図２８のステップＳ１１７でＮＯ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｈを介してポンプ３２ｈを駆動または停止し、あるいは弁駆動回路３３０ｈを介して弁３３ｈを開閉して、押圧カフ２１ｈの加圧または減圧を行う（図２８のステップＳ１１５）。以下、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ１１５〜Ｓ１１７の処理を繰り返す。なお、押圧カフ２１ｈの加圧だけでなく、減圧を行うのは、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅と押圧力との関係についても、上述した第１の脈波信号ＰＳ１の振幅と押圧力との関係と同様であるためである。

そして、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一になると（図２８のステップＳ１１７でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｈを停止して（図２８のステップＳ１１８）、押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、第２の脈波信号ＰＳ２の振幅が、第１の脈波信号ＰＳ１の最大振幅と同一となった時点の値に設定する。以上のようにして、押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御（図２７のステップＳ１００）を終了する。

この状態で、ＣＰＵ１００は、測定処理部として働いて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図２６（Ｂ）参照）を脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する（図２７のステップＳ１４）。より詳しくは、この例では、第１の脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。

このようにした場合、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

次に、ＣＰＵ１００は第１の血圧算出部として働いて、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑを用いて、ステップＳ１３で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて、血圧を算出（推定）する（図２７のステップＳ１４）。ここで、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑは、第１実施形態と同様に、例えば図３２の式（Ｅｑ．２）で示すような、１／ＤＴ^２の項を含む公知の分数関数として提供される。

このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているので、血圧の測定精度を高めることができる。なお、血圧値の測定結果は、表示器５０に表示されるとともに、メモリ５１に記録される。

この例では、図２７のステップＳ１５において操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって測定停止が指示されていなければ（図２７のステップＳ１５でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図２７のステップＳ１３）と、血圧の算出（推定）（図２７のステップＳ１４）とを、脈波に応じて第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を、表示器５０に更新して表示するとともに、メモリ５１に蓄積して記録する。そして、図２７のステップＳ１５において測定停止が指示されると（図２７のステップＳ１５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｇ，３３０ｈを介して弁３３ｇ，３３ｈを開いて、押圧カフ２１ｇ，２１ｈ内の空気を排気する制御を行い。測定動作を終了する。

この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわたって連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。

さらに、この血圧計１によれば、第１実施形態と比較して、押圧カフ、圧力センサ、発振回路、ポンプ、ポンプ駆動回路、弁、および弁駆動回路を減らすことができるので、構成の簡略化を図ることができる。

（変形例３）
図２９は、血圧計１が押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御を行う際の動作フローの別の例を示している。図２８に示す例では、ステップＳ１１７において、第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かを、それぞれの波形の振幅に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図２９のステップＳ１２０に示すように、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間とが同一であるか否かに基づいて、それぞれの波形が同一であると判断してもよい。

図２９に示すように、この動作フローにおいても、図２８の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ｇの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃを設定する（図２９のステップＳ１１１〜Ｓ１１３）。この場合には、ＣＰＵ１００は、図２９の動作フローにおいて、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大であると判断した際に（図２９のステップＳ１１３でＹＥＳ）、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間をメモリ５１に記録しておく。なお、この例においては、アップストローク時間が「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１％の範囲としている。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｈを介してポンプ３２ｈを駆動して、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｈの加圧を行う（図２９のステップＳ１１５）。この加圧工程において、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図２９のステップＳ１１５）、それとともに、ＣＰＵ１００は、波形比較部として働いて、取得した第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、メモリ５１に記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一であるか否かを判断する（図２９のステップＳ１２０）。なお、この例では、アップストローク時間ｔｕが「同一」であると判断する場合の許容範囲は、±１％の範囲としている。

ここで、第２の脈波信号ＰＳ２のアップストローク時間ｔｕと、第１の脈波信号ＰＳ１のアップストローク時間ｔｕとが同一でなければ（図２９のステップＳ１２０でＮＯ）、アップストローク時間ｔｕが同一となるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ１１５〜Ｓ１２０の処理を繰り返す。そして、アップストローク時間ｔｕが同一となったら（図２９のステップＳ１２０でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｈを停止して（図２９のステップＳ１１８）、押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、アップストローク時間ｔｕが同一となった時点の値に設定する。これにより、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

図３０は、血圧計１が押圧カフ２１ｇ，２１ｈの制御を行う際の動作フローのさらに別の例を示している。第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否かは、図２８の動作フローではそれぞれの波形の振幅に基づいて、また図２９の動作フローではそれぞれのアップストローク時間に基づいて判断した。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、図３０のステップＳ１３０に示すように、２波形間の相互相関係数ｒ（図３６の式Ｅｑ．１参照）が閾値を超えた場合に、２波形が同一である判断してもよい。

図３０に示す動作フローにおいても、相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（この例では、Ｔｈ＝０．９９）を超えている範囲が、適正押圧範囲であるとの考え方に基づいている。この例では、適正押圧範囲は、押圧力（カフ圧Ｐｃ）が下限値Ｐ１≒７２ｍｍＨｇから上限値Ｐ２≒１３５ｍｍＨｇまでの範囲になっている。

図３０に示すように、この動作フローにおいても、図２８および図２９の動作フローと同様に、ＣＰＵ１００は、押圧カフ２１ｇの加圧または減圧を行いながら、第１の脈波信号ＰＳ１の振幅が最大となるように、押圧カフ２１ｇのカフ圧Ｐｃを設定する（図３０のステップＳ１１１〜Ｓ１１３）。なお、この例においては、ＣＰＵ１００は、振幅が最大となった第１の脈波信号ＰＳ１について、相互相関係数ｒの算出に必要なデータをメモリ５１に蓄積して記録しておく。

次に、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｈを介してポンプ３２ｈを駆動し、第２の脈波センサ４０−２に対応する押圧カフ２１ｈの加圧を行う（図３０のステップＳ１１５）。この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、第２の脈波センサ４０−２が時系列で出力する第２の脈波信号ＰＳ２を取得して（図３０のステップＳ１１６）、取得したデータと、メモリ５１に蓄積して記録しておいた第１の脈波信号ＰＳ１のデータとに基づいて、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出し、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超えているか否かを判断する（図３０のステップＳ１３０）。

ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図３０のステップＳ１３０でＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまで、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ１１５〜Ｓ１３０の処理を繰り返す。そして、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えたら（図３０のステップＳ１１３でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２ｈを停止して（図３０のステップＳ１１８）、押圧カフ２１ｈのカフ圧Ｐｃをその時点、つまり、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。この例では、カフ圧Ｐｃは、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値、つまり、図１３中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。

このようにした場合、同一の波形である第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて脈波伝播時間を測定するので、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。また、カフ圧Ｐｃを相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定するので、カフ圧Ｐｃを無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。

（第４実施形態）
次に、この発明の脈波測定装置を備えた血圧測定装置に係る第４実施形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。

（血圧計の構成）
図３１は、第４実施形態の血圧計１の外観を斜めから見たところ示している。また、図３２は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態で、オシロメトリック法による血圧測定を行う場合における左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

図３１に示すように、第４実施形態の血圧計１は、押圧カフ群２１Ｅと、ベルト２０の帯状体２３との間に、圧迫部材として働く押圧カフ２１ｉが介挿されている。押圧カフ群２１Ｅは、第１実施形態と同様に、ベルト２０の幅方向Ｙに関して分割されており、第３の押圧部材としての押圧カフ２１ａ、第１の押圧部材としての押圧カフ２１ｂ、第２の押圧部材としての押圧カフ２１ｃ、および第４の押圧部材としての押圧カフ２１ｄを備えている。押圧カフ２１ａ，２１ｄは、第１実施形態と同様に、電流電極対４１，４６にそれぞれ対応して分割されている。押圧カフ２１ｂ，２１ｃは、第１の脈波センサ４０−１をなす第１の検出電極対４２，４３、および第２の脈波センサ４０−２をなす第２の検出電極対４４，４５にそれぞれ対応して分割されている。押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄの帯状体２３の周方向（長手方向）における長さは、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０−１、および第２の脈波センサ４０−２のそれぞれを局所的に押圧可能な長さに設定されているところが第１実施形態と異なっている。

押圧カフ２１ｉは、他の押圧カフと同様、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させ、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。図３２に示すように、押圧カフ２１ｉは、帯状体２３に沿った周方向（長手方向）の長さを有しており、被測定部位としての左手首９０を取り巻いて装着可能になっている。押圧カフ２１ｉは、流体を供給することにより左手首９０を圧迫する加圧状態となり、流体を排出することにより、左手首９０の圧迫を開放する非加圧状態となる。図３２は、押圧カフ２１ｉを加圧状態とし、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄを非加圧状態とした場合における、血圧計１の左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。

図３３は、第４実施形態における血圧計１の制御系のブロック構成を示している。図３３に示すように、第４実施形態における血圧計１の本体１０には、圧力センサ３１ｉ、ポンプ３２ｉ，弁３３ｉが搭載されているところが第１実施形態と異なる。さらに、本体１０には、圧力センサ３１ｉからの出力を周波数に変換する発振回路３１０ｉ、ポンプ３２ｉを駆動するポンプ駆動回路３２０ｉ，弁３３ｉを駆動するポンプ駆動回路３３０ｉが搭載されているところが、第１実施形態と異なる。この例においても、圧力センサ３１ｉは、ピエゾ抵抗式圧力センサが用いられており、エア配管３８ｉを介して、ポンプ３２ｉ、弁３３ｉおよび押圧カフ２１ｉに接続されている。

図３４は、オシロメトリック法による血圧測定を行う場合における、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。図３４に示すように、押圧カフ２１ｉは、橈骨動脈９１の動脈方向（幅方向Ｙ）において、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄの全域を覆う幅を有しており、加圧状態にある場合には、左手首９０を圧迫して、橈骨動脈９１を充分に閉じることができる位置に設けられている。なお、第４実施形態において脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる場合には、押圧カフ２１ｉを非加圧状態にして、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄを加圧状態にする。この場合には、図５（Ａ）に示す第１実施形態の血圧計１と同様な状態となる。第４実施形態の血圧計１は、帯状体２３と、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄの外周側との間に、非加圧状態にした押圧カフ２１ｉが存在するというところが、第１実施形態と異なる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
第４実施形態の血圧計１におけるオシロメトリック法による血圧測定は、第１実施形態と同様に、図６に示す動作フローに従って行われる。第４実施形態においては、ステップＳ２の初期化工程における押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、押圧カフ２１ｄ、および押圧カフ２１ｉの制御が第１実施形態と異なる。第４実施形態では、ステップＳ２の初期化工程において、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ａ，３３０ｂ，３３０ｃ，３３０ｄ，３３０ｉに制御信号を出力して弁３３ａ，３３ｂ，３３ｃ，３３ｄ，３３ｉを開放して押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、押圧カフ２１ｄ、および押圧カフ２１ｉ内の空気を排気する。その後、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ａ，３３０ｂ，３３０ｃ，３３０ｄに制御信号を出力して弁３３ａ，３３ｂ，３３ｃ，３３ｄを開放したままにし、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄの非加圧状態を維持する。このように、第４実施形態においては、オシロメトリック法による血圧測定を行う際に、押圧カフ２１ａ、押圧カフ２１ｂ、押圧カフ２１ｃ、および押圧カフ２１ｄの非加圧状態を維持するところが第１実施形態と異なる。

また、第４実施形態においては、ステップＳ３のカフ圧制御を、押圧カフ２１ｉに対して行うところが第１実施形態と異なる。ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｉを介して弁３３ｉを閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０ｉを介してポンプ３２ｉを駆動して、押圧カフ２１ｉに空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ２１ｉを膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図３４参照）を徐々に加圧していく（図６のステップＳ３）。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、血圧値を算出するために、圧力センサ３１ｉによって、カフ圧Ｐｃをモニタし、被測定部位としての左手首９０の橈骨動脈９１で発生する動脈容積の変動成分を、図７中に示すような脈波信号Ｐｍとして取得する。

次に、図６中のステップＳ４で、ＣＰＵ１００は、第２の血圧算出部として働いて、この時点で取得されている脈波信号Ｐｍに基づいて、オシロメトリック法により公知のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）の算出を試みる。

この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合は（ステップＳ５でＮＯ）、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３〜Ｓ５の処理を繰り返す。

このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ５でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０ｉを介してポンプ３２ｉを停止し、弁駆動回路３３０ｉを介して弁３３ｉを開いて、押圧カフ２１ｉ内の空気を排気する制御を行う（ステップＳ６）。そして最後に、血圧値の測定結果を表示器５０に表示するとともに、メモリ５１に記録する（ステップＳ７）。

なお、血圧値の算出は、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。

第４実施形態においては、動脈方向（幅方向Ｙ）における被測定部位の全域を押圧カフ２１ｉによって圧迫することができるので、精度良くオシロメトリック法による血圧測定を行うことができる。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
図３５は、第４実施形態の血圧計１が脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。図３５に示す第４実施形態の動作フローが、図８に示す第１実施形態におけるＰＴＴに基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローと異なるのは、押圧カフ２１ｉの排気制御を行うところである。第４実施形態においては、ユーザが本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（図３５のステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｉに制御信号を出力して弁３３ｉを開放して押圧カフ２１ｉ内の空気を排気する（図３５のステップＳ２００）。その後、ＣＰＵ１００は、弁駆動回路３３０ｉに制御信号を出力して弁３３ｉを開放したままにし、押圧カフ２１ｉの非加圧状態を維持する。ステップＳ１１以降の処理については、第１実施形態と同様である。

つまり、ＣＰＵ１００は、電流電極押圧力設定部、脈波センサ押圧力設定部、波形比較部、測定処理部、および第１の血圧算出部として働いて、第１実施形態と同様にＰＴＴに基づく血圧測定（推定）を行う。

なお、変形例１で説明した第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であるか否の判断の態様は、第４実施形態においても同様に適用可能である。

この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわたって連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。

（変形例４）
上述の各実施形態では、図１２のステップＳ５０、図２２のステップＳ９０、および図３０のステップＳ１３０において、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値（図９中に示す適正押圧範囲の下限値Ｐ１）で、第２の脈波信号ＰＳ２の波形と、最大の振幅を有する第１の脈波信号ＰＳ１の波形とが同一であると判断した。しかしながら、これに限られるものではない。ＣＰＵ１００がさらに制御を行って、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を上記相互相関係数ｒが極大値ｒｍａｘを示す値（図１３中に示すＰ３）に設定してもよい。図１３の例では、この値はＰ３≒１０６ｍｍＨｇになっている。これにより、脈波伝播時間の測定精度をさらに高めることができる。

また、上述した各実施形態では、図８のステップＳ１４において、脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて血圧を算出（推定）するために、脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、図３７の式（Ｅｑ．２）を用いた。しかしながら、これに限られるものではない。脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとしては、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図３８の式（Ｅｑ．３）に示すように、１／ＤＴ^２の項に加えて、１／ＤＴの項と、ＤＴの項とを含む式を用いてもよい。式（Ｅｑ．３）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。

さらに、例えば図３９の式（Ｅｑ．４）に示すように、１／ＤＴの項と、心拍周期ＲＲの項と、容積脈波面積比ＶＲの項とを含む式を用いてもよい（例えば、特開２０００−３３０７８公報参照）。式（Ｅｑ．４）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。なお、この場合、心拍周期ＲＲ、容積脈波面積比ＶＲは、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて、ＣＰＵ１００が算出する。

脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、これらの式（Ｅｑ．３）、式（Ｅｑ．４）を用いる場合も、式（Ｅｑ．２）を用いる場合と同様に、血圧の測定精度を高めることができる。当然ながら、これらの式（Ｅｑ．２）、（Ｅｑ．３）、（Ｅｑ．４）以外の対応式を用いてもよい。

上述の各実施形態では、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２は、被測定部位（左手首９０）を通る動脈（橈骨動脈９１）の脈波をインピーダンスの変化として検出した（インピーダンス方式）。しかしながら、これに限られるものではない。第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて光を照射する発光素子と、その光の反射光（または透過光）を受光する受光素子とを備えて、動脈の脈波を容積の変化として検出してもよい（光電方式）。または、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位に当接された圧電センサを備えて、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈の圧力による歪みを電気抵抗の変化として検出してもよい（圧電方式）。さらに、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて電波（送信波）を送る送信素子と、その電波の反射波を受信する受信素子とを備えて、動脈の脈波による動脈とセンサとの間の距離の変化を送信波と反射波との間の位相のずれとして検出してもよい（電波照射方式）。

また、上述の各実施形態では、血圧計１は、被測定部位として左手首９０に装着されることが予定されているものとした。しかしながら、これに限られるものではない。被測定部位は、動脈が通っていれば良く、手首以外の上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。

また、上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００が波形比較部、脈波センサ押圧力設定部、電流電極押圧力設定部、測定処理部、第１および第２の血圧算出部として働いて、オシロメトリック法による血圧測定（図６の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図８、図１９、図２７、図３５の動作フロー）を実行するものとした。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、血圧計１の外部に設けられたスマートフォンなどの実質的なコンピュータ装置が、波形比較部、脈波センサ押圧力設定部、電流電極押圧力設定部、測定処理部、第１および第２の血圧算出部として働いて、ネットワーク９００を介して、血圧計１にオシロメトリック法による血圧測定（図６の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図８、図１９、図２７、図３５の動作フロー）を実行させるようにしてもよい。

以上の各実施形態は例示であり、この発明の範囲から離れることなく様々な変形が可能である。上述した複数の実施の形態は、それぞれ単独で成立し得るものであるが、実施の形態同士の組みあわせも可能である。また、異なる実施の形態の中の種々の特徴も、それぞれ単独で成立し得るものであるが、異なる実施の形態の中の特徴同士の組みあわせも可能である。

１ 血圧計
１０ 本体
２０ ベルト
２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ，２１ｅ，２１ｆ，２１ｇ，２１ｈ 押圧カフ
２１Ｅ 押圧カフ群
２３ 帯状体
４０ インピーダンス測定部
４０Ｅ 電極群
４９ 通電および電圧検出回路
６０ 固形物
７０ スペーサ
１００ ＣＰＵ

Claims (12)

1. 被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
   上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
   上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力をそれぞれ可変して押圧し得る押圧部と、
   上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形を比較する波形比較部と、
   上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記押圧部による押圧力をそれぞれ可変して設定する脈波センサ押圧力設定部と、
   を備えたことを特徴とする脈波測定装置。
2. 請求項１に記載の脈波測定装置において、
   上記押圧部は、上記第１、第２の脈波センサにそれぞれ対応して分割された第１、第２の押圧部材を備え、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第１、第２の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
3. 請求項２に記載の脈波測定装置において、
   上記第１、第２の脈波センサはそれぞれ上記対向する部分の電圧を検出する検出電極対からなり、
   上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサを挟むように互いに離間した状態で上記ベルトに搭載され、被測定部位に電流を供給するための電流電極対と、
   上記電流電極対にそれぞれ対応して分割された第３、第４の押圧部材と、
   上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で電圧信号として出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号のＳ／Ｎ特性が所定値以上となるように、上記第３、第４の押圧部材による押圧力を可変して設定する電流電極押圧力設定部と、
   を備えたことを特徴とする脈波測定装置。
4. 請求項１に記載の脈波測定装置において、
   上記押圧部は、上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物と、この固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分をそれぞれ押圧する第５、第６の押圧部材とを備え、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第５、第６の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
5. 請求項１に記載の脈波測定装置において、
   上記押圧部は、上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサにまたがって配置された固形物と、この固形物に対向して配置され、上記固形物へ向かって押圧力を発生可能な第７の押圧部材と、上記固形物における上記ベルトの幅方向に関して上記第１、第２の脈波センサよりも外側の部分の一方の側と上記第７の押圧部材との間に介挿された第８の押圧部材と、上記固形物における上記外側の部分の他方の側と上記第７の押圧部材との間に介挿されたスペーサとを備え、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記波形比較部により比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記第７、第８の押圧部材による押圧力をそれぞれ可変して設定する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
6. 請求項１から５までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号の振幅に基づいて判断する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
7. 請求項１から５までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号のアップストローク時間に基づいて判断する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
8. 請求項１から５までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１、第２の脈波信号の波形が同一であるか否かを、上記第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数に基づいて判断する、
   ことを特徴とする脈波測定装置。
9. 請求項１から８までのいずれか一つに記載の脈波測定装置と、
   上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
   脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と、
   を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
10. 請求項２から５までのいずれか一つに記載の脈波測定装置と、
    上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
    脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部とを備え、
    上記各押圧部材は上記ベルトに沿って設けられた流体袋であり、
    上記ベルトに対して一体に設けられた本体を備え、
    この本体に、
    上記測定処理部、および、上記第１の血圧算出部が搭載されるとともに、
    オシロメトリック法による血圧測定のために、上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする血圧測定装置。
11. 請求項３に記載の脈波測定装置を備え、
    上記脈波センサ押圧力設定部は、上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材を非加圧状態に設定可能であり、
    上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材と、前記ベルトとの間に介挿され、上記被測定部位を取り巻いて装着可能であり、上記被測定部位を圧迫する加圧状態、または上記被測定部位の圧迫を開放する非加圧状態となる圧迫部材と、
    上記圧迫部材を非加圧状態にして、上記脈波センサ押圧力設定部により上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように設定された押圧力下で、記第１、第２の脈波信号の間の時間差を脈波伝播時間として取得する測定処理部と、
    脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記測定処理部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧を算出する第１の血圧算出部と、
    上記第１の押圧部材、上記第２の押圧部材、上記第３の押圧部材、および上記第４の押圧部材を非加圧状態にして、オシロメトリック法による血圧測定のために、上記圧迫部材を加圧状態にして、上記圧迫部材の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部とが搭載されていることを特徴とする血圧測定装置。
12. 被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
    上記ベルトに、このベルトの幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
    上記ベルトに搭載され、上記被測定部位に対する上記第１、第２の脈波センサの押圧力をそれぞれ可変して押圧し得る押圧部と、
    を備えて、脈波を測定する脈波測定方法であって、
    上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形を比較し、
    比較した上記第１、第２の脈波信号の波形が同一になるように、上記押圧部による押圧力をそれぞれ可変して設定する、
    ことを特徴とする脈波測定方法。

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