JP4227107B2 - 血圧測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、血圧測定装置に関する。

従来、被験者の血流量の変動の様子を光電センサによって検出するものが広く知られている。光電センサは投光・受光素子から構成され、例えば被験者の手指等にセンサ固定用バンドによって固定されるようになっている。
特開２００４−１３６１０５公報（同公報中の図３参照）

バンドによる取り付け構造では、光電センサの取り付け場所が被験者の指、手首、足首等に限定され、それ以外の場所への取り付けを行うことが出来ない。
また、上記取り付け構造では、光電センサを測定箇所に取り付けるのに、固定用のバンドを両手でつかんで拡げた状態にしておき、その後、測定箇所にバンドを被せてゆくといった作業が必要となり、この点においても改善の余地があった。
本発明は上記のような事情に基づいて完成されたものであって、指、手首に加えて耳たぶ等の平らな部分への取り付けが簡単に行うこと出来る光電センサ並びに、それを用いた血流量測定装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するための手段として、請求項１の発明は、被測定部位の血管に対して所定波長の検出光を照射する投光素子と、前記投光素子から前記血管に向けて照射された前記検出光を受光するように配置され受光量に応じた大きさの受光信号をそれぞれ出力する複数個の受光素子とを備え、前記被測定部位内部の血管を流れる血流量の変化である光電容積脈波を各受光素子にて各々検出する光電センサと、前記光電センサの備える一の受光素子から得られた光電容積脈波の脈波面積を１心拍ごとに決定する脈波面積決定手段と、前記複数個の受光素子から得られる光電容積脈波の位相差に基づいて前記光電容積脈波の速度データを決定する速度決定手段と、被験者の血管を圧迫するためのカフと、このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、前記カフ圧センサから得られる圧脈波データ、前記脈波面積、並びに前記光電容積脈波の速度データに基づいて被験者の血圧値を決定する血圧決定手段と、を有するところに特徴を有する。

請求項２の発明は、請求項１に記載のものにおいて、前記受光素子から得られる受光信号のノイズ成分を除去するノイズ除去回路を備えたところに特徴を有する。また、請求項３の発明は、請求項１又は請求項２に記載のものにおいて、前記光電センサは、ヒンジによって回動可能に連結され、前記被測定部位を挟持可能な一対の保持部材と、前記両保持部材の相手側に対する対向面にそれぞれ設けられ、前記投光素子、前記受光素子をそれぞれ収容させる凹部と、前記両保持部材を挟み方向に付勢する付勢部材と、を備えるところに特徴を有する。

＜請求項１の発明＞
受光素子を複数個備えていれば、受光信号の位相差から血流の速度を算出することが可能となる。そして、血圧値は圧脈波データ、血流量データに加えて、血流の速度も加味した上で決定されるから、決定される血圧値の信頼性が高まる。

＜請求項２の発明及び請求項３の発明＞
ノイズを除去することが出来るから、測定精度が高まる。また、請求項３の発明によれば、被測定部位に対する光電センサの取り付けをワンタッチで行うことが出来るから、取り付け操作性に優れる。また、被測定部位を両保持部材間に挟み込んで保持する取り付け形式であるから、指、手首等に加えて、耳たぶへの取り付けも可能となる。

＜実施形態１＞
本発明に係る血圧測定装置を図１ないし図１２を参照して説明する。
血圧測定装置１は基準となる血圧値（絶対値）を測定するためのカフ圧センサ４と、被験者の耳たぶに取り付けて同部位の血流量の変化（相対値）を経時的に測定する光電センサ４０と、両センサ４、４０から得られるデータに基づいて演算処理を行うデータ処理装置２０とを備え、カフ圧センサ４並びに光電センサ４０の双方のセンサを使用して予備測定（装置のキャリブレーション、並びに基準値の取得）を行った後、光電センサ４０のみを使用して本測定を行い、被験者の血圧を連続して算出するものである。以下、カフ圧センサ４並びに光電センサ４０の構成について説明し、その後、データ処理装置２０内における具体的な処理手順について説明する。

図２において、２は被験者の手首に装着可能なカフであり、内部にゴム袋が内蔵されている。このゴム袋にはチューブが接続されていてエアー供給用のポンプ６と接続されている。また、チューブの途中には開閉弁３が介在されていて、その開閉動作によってカフ２内のゴム袋に対するエアーの供給と排気を行うことが出来るようにしてある。さらに、カフ２内にはゴム袋内の空気変動を検出するためのカフ圧センサ４が組み込まれている。このカフ圧センサ４は図１に示すように、ローパスフィルタ１１、ハイパスフィルタ９に接続され、同カフ圧センサ４から出力される検出信号（圧脈波データ）はそれぞれ所定周波数成分（ノイズ成分）がカットされた状態でデータ処理装置２０へ入力されるようになっている

光電センサ４０は対向する一対の挟持板（本発明の保持部材に相当する）４１、５１からなる。図３に示すように、両挟持板４１、５１は相手側との対向面の上部寄りの位置にそれぞれ光電素子取り付け用の凹部４２、５２が設けられ、その下方部に連結用の取り付け部４３、５３が設けられている。取り付け部４３、５３は図６に示すように各挟持板４１、５１に一対水平方向に並んで設けられるとともに、挟持板５１の取り付け部５３間に挟持板４１の取り付け部４３が若干の隙間を持って嵌めあわされるようになっている。

これら両挟持板４１、５１は取り付け部４３、５３に設けられる挿通孔を貫通するヒンジピン６１によって連結され、更に、ヒンジピン６１には両挟持板４１、５１を閉じ方向に付勢するコイルばね（本発明の付勢部材に相当）６２が外挿されている。これにより、両挟持板４１、５１は常には上端同士を付き合わせた閉じ姿勢にあるが（図３に示す姿勢）、挟持板４１、５１の下端をばね力に抗じてつまみ操作（近接方向に操作）してやると、開脚姿勢をとる。これにより、つまみ操作をした状態で光電センサ４０を耳たぶにセットし、その状態から手を離してやれば被験者の耳たぶに対して光電センサ４０全体の取り付けを行うことが出来る（図４参照）。

凹部のうち図５における左側の挟持板４１の凹部４２には投光素子４５が投光面を相手側に向けた状態で収容され、右側の挟持板５１の凹部５２には受光素子５５が同じく受光面を相手側に向けた状態で収容されている。投光素子４５としては近赤外光波長（例えば６４０ｍｍ）をもった光を照射可能な発光赤色ＬＥＤが使用され、受光素子５５としてはフォトトランジスタが使用されている。

そして、発光赤色ＬＥＤから被験者の血管に向けて検出光が照射されると、検出光のうち血管を透過した透過光がフォトトランジスタによって受光され、同フォトトランジスタからは透過光の光量に応じた大きさの受光信号（より、詳しくは受光量を反転させた信号）が出力される。これにより、フォトトランジスタからは血管の容量に伴う吸光度の変化、すなわち血流量の相対的な変化（光電容積脈波）が検出されるようになっている。

また、図６に示すように、投光素子４５は凹部４２に１個収容されているのに対して、受光素子５５は凹部５２に２個、図６における左右方向（挟持板５１の長手方向と直交する方向）に並んだ状態で収容されている。これら両受光素子５５Ａ、５５Ｂはいずれも投光素子４５からの検出光を受光可能とされ、各受光素子５５Ａ、５５Ｂからはそれぞれ受光信号が出力されるようになっている。これら各受光信号はローパスフィルタ（本発明のノイズ除去回路に相当）１４及びハイパスフィルタ（本発明のノイズ除去回路に相当）１５に接続されノイズ成分が除去された後、データ処理装置２０に入力されるようになっている。
なお、光電センサ４０に接続されたローパスフィルタ１４ではノイズとなる低周波成分を除去するためにこの実施形態では３０ＨＺ以下の成分をカットし、また、同じくハイパスフィルタ１５では所定の高周波成分（１５０ＨＺ以上）をカットすることが出来るような設定となっている。

そして、本実施形態では受光素子５５Ａがメイン側、受光素子５５Ｂがサブ側とされており、詳細には後述するがメイン側の受光素子５５Ａから得られる受光信号（光電容積脈波）に基づいてデータ処理装置２０において脈波面積Ｖが算出される。

一方、サブ側の受光素子５５Ｂは血圧測定装置１の測定精度を向上させるためのものである。本実施形態の血圧測定装置１は血圧を連続算出するのに、光電容積脈波の脈波面積と血圧との関係に着目しているが（詳細な血圧算出手順に関しては後に述べる）、血圧は血液の粘性や血管の硬化によっても変動する。そして、血流の粘性が異なったり血管が硬化すると、血流、光電容積脈波の速度が変化するとともに光電容積脈波の波形が変化するから脈波面積に基づく算出方法であれば、一応はこれらの血圧変動因子を加味することが出来るが、光電容積脈波の速度を監視し、速度に変化が生じたときには補正処理（詳細には後述）を行うことで、より一層正確な血圧値の算出が可能となる。

光電容積脈波の速度の算出は次の要領で行われる。メイン・サブの両受光素子５５Ａ、５５Ｂは、図１１に示すように血液の流れ方向の上流側と下流側に配置され、両受光素子５５Ａ、５５Ｂからは、図１２に示すように波形がほぼ同一で位相のみことなる受光信号Ｄｏ、Ｄ１が得られる。そして、これら両受光素子５５Ａ、５５Ｂの配置ピッチはＬｍｍであることから、受光素子５５Ａのピーク時をｔ１、受光素子５５Ｂのピーク時をｔ２とすると光電容積脈波の速度Ｒは次式より得られる。
Ｒ＝Ｌ/（ｔ２−ｔ１）・・・・・・・・（ａ）

次にデータ処理装置２０における具体的な処理手順について説明する。
データ処理装置２０は図１に示すように、Ａ／Ｄ変換部２１、ＣＰＵ２５、メモリ２７から構成されており、カフ圧センサ４、並びに光電センサ４０から出力された信号はＡ／Ｄ変換部２１によってアナログ信号からディジタル信号に変換された後、ＣＰＵ２５に入力される。

その後、ＣＰＵ２５では以下の処理手順にしたがって、被験者の血圧値が算出される。尚、メモリ２７内には光電センサ４０から得られる光電容積脈波から血圧値を算出するのに必要な計算式が書き込まれている。また、ＣＰＵ２５が本発明の脈波面積決定手段、血圧決定手段、速度決定手段に相当するものである。

＜予備測定時の処理＞
ＣＰＵ２５ではカフ圧センサ４から圧脈波の入力があると、これに基づいて基準となる最高・最低の両血圧値及び脈拍数の各絶対値が算出される（図７におけるａ、ｂの工程）。
続いて、最高、最低血圧算出の対象となった時（以下、基準時）における血圧面積（基準血圧面積）Ａｏが算出される（ｃの工程）。基準血圧面積Ａｏは時間を横軸に血圧を縦軸にとって、１心拍の周期Ｔｏ内における最高・最低の両血圧値Ｐｏ１、Ｐｏ２によって定まる平面図形の面積によって決定される。具体的には、図９に示すように、基準血圧面積Ａｏは横の辺が１心拍時間Ｔｏ、縦の辺が最低血圧Ｐｏ２によって形成される長方形の領域（下部領域面積Ａｏｐ２）と、底辺が１心拍時間Ｔｏ、高さが最高血圧Ｐｏ１と最低血圧Ｐｏ２の差となって表される三角形の領域（上部領域面積Ａｏｐ１）との和、すなわち以下の（１）式から（３）式に基づいて算出される。
Ａｏｐ１＝（Ｐｏ１−Ｐｏ２）／２×Ｔｏ・・・・・・・・（１）
Ａｏｐ２＝Ｐｏ２×Ｔｏ・・・・・・・・・・・・・・・・（２）
Ａｏ＝Ａｏｐ１＋Ａｏｐ２・・・・・・・・・・・・・・・（３）
ここで、Ａｏｐ１とＡｏｐ２との比をＫとする。
Ａｏｐ１：Ａｏｐ２＝Ｋ・・・・・・・・・・・・・・・・（４）

そして、上記基準血圧面積Ａｏの算出に続いて、メイン側の受光素子５５Ａの光電容積脈波Ｄｏに基づいて脈波面積（基準脈波面積）Ｖｏが求められる（ｆの工程）。具体的には、図１０に示すような１心拍時間Ｔｏ内の血流量変化の積分値として基準脈波面積Ｖｏが求められる。

そして、基準脈波面積Ｖｏの算出がなされると、今度はｇの工程で面積比（Ａｏ／Ｖｏ）がＣＰＵ２５において算出される。こうして得られた面積比（Ａｏ／Ｖｏ）がキャリブレーション値となり、この値に基づいて光量の調整がなされる。すなわち、算出された面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が閾値に比べて大きい場合（基準脈波面積Ｖｏが小さい場合）には、受光素子５５からの受光信号が大きくなるように投光素子４５の投光レベルを上昇させ、これとは反対に算出された面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が閾値に比べて小さい場合（基準脈波面積Ｖｏが大きい場合）には、受光素子５５からの受光信号が小さくなるように投光素子４５の投光レベルをダウンさせる。
尚、この基準脈波面積Ｖｏ並びに、後述する脈波面積Ｖｔが本発明の血流データに相当するものである。

また、先に説明したｆの工程では、基準脈波面積Ｖｏの算出とともに、血流の速度の算出が先に説明した（ａ）式に基づいて行われ、算出された光電容積脈波の速度が基準速度Ｒｏとしてメモリ２７に記憶される。

＜本測定時の処理＞
本測定では光電センサ４０によって被験者の血管に対して検出光が照射され、両受光素子４５、５５により光電容積脈波が経時的に出力されるが、この場合においても、各受光素子５５Ａ、５５Ｂからの受光信号はローパス・ハイパスの両フィルタ１４、１５によって所定周波数域の周波成分が除去された後、Ａ／Ｄ変換部２１によってデジタル信号に変換され、その後、ＣＰＵ２５に入力される。

ＣＰＵ２５ではメイン側の受光素子５５Ａからの得られた光電容積脈波Ｄｔより１心拍毎の脈波面積Ｖｔが基準脈波面積Ｖｏと同じ要領で算出される。そして、脈波面積Ｖｔに前記した面積比（Ａｏ／Ｖｏ）が乗ぜられて血圧面積Ａｔが算出される（ｉの工程）。

そして、上記した血圧面積Ａｔの算出に続いて、Ｊの工程で血圧値の最大、最小値がＣＰＵ２５において算出される。具体的には、血圧値の最大値をＰｔ１、最小値をＰｔ２、心拍時間をＴｔとすると、血圧面積Ａｔ、上部領域面積Ａｔｐ１、下部領域面積Ａｔｐ２は以下の（５）〜（７）式によって表すことが出来る。
Ａｔｐ１＝（Ｐｔ１−Ｐｔ２）／２×Ｔｔ・・・・・・・・（５）
Ａｔｐ２＝Ｐｔ２×Ｔｔ・・・・・・・・・・・・・・・・（６）
Ａｔ＝Ａｔｐ１＋Ａｔｐ２・・・・・・・・・・・・・・・（７）
ここで、血圧面積Ａｔの上部領域面積Ａｔｐ１と下部領域面積Ａｔｐ２との比率が、基準血圧面積Ａｏの上部領域面積Ａｏｐ１と下部領域面積Ａｏｐ２との比率Ｋと等しいと仮定すると次の（８）式が得られる。
Ａｔｐ１：Ａｔｐ２＝Ｋ・・・・・・・・・・・・・・・・（８）

したがって、（７）式、（８）式より、以下の（９）式、（１０）式が得られる。
Ａｔｐ１＝Ｋ／（１＋Ｋ）×Ａｔ・・・・・・・・・・・・（９）
Ａｔｐ２＝１／（１＋Ｋ）×Ａｔ・・・・・・・・・・・・（１０）

そして、得られた（１０）式を（６）式に代入すると最小血圧値が得られ、更に、（５）式、（９）式、（１１）式より最大血圧値が得られる。
Ｐｔ２＝Ａｔ／（（１＋Ｋ）×Ｔｔ）・・・・・・・・・・（１１）
Ｐｔ１＝（２Ｋ＋１）×Ａｔ／（（１＋Ｋ）×Ｔｔ）・・・（１２）

上記要領で最低・最高血圧値が算出されると、今度はｋの工程に進み、そこでメイン・サブの両受光素子５５Ａ、５５Ｂから得られる受光信号に基づいて光電容積脈波の速度Ｒｔの算出がＣＰＵ２５において行われる。具体的には、上記（ａ）式に各受光素子５５Ａ、５５Ｂから得られる受光信号のピーク時間ｔ１、ｔ２を代入することで算出される。

ｋの工程で光電容積脈波の速度Ｒｔが算出されると、ｌ工程に進みそこでは、ｋ工程で算出された光電容積脈波の速度Ｒｔに基づいてＪ工程で算出された血圧値の補正処理を行う。具体的には、ｋ工程で算出された光電容積脈波の速度Ｒｔをｆの工程で算出された予備測定時における基準速度Ｒｏと比較して、速度の変動分に応じた大きさの補正係数を血圧値Ｐｔ１、Ｐｔ２にそれぞれ乗じることとしている。
すなわち、基準速度Ｒｏに対して本測定時の光電容積脈波の速度Ｒｔが大きな値である場合には、補正係数として１以上の値が上記（５）式から（１２）式に基づいて算出された血圧値に対して乗ぜられる。これは、血流、光電容積脈波の速度が早ければ早いほど血圧（動圧成分）が上昇するためである。
一方、これとは反対に基準速度Ｒｏに対して、本測定時の光電容積脈波の速度Ｒｔが小さな値である場合には、血圧値が上記数式で得られた値より小さくなるように補正係数は１以下の値とされている。

その後、データ処理装置２０はｌ工程で算出された血圧値を血圧基準値と照合しチェックする（ｍの工程）。この血圧基準値は正常な測定で得られる血圧値の幅（例えば、５０〜１４０ｍｍＨｇ）であって、算出された血圧値がこの血圧基準値内にあるときには「測定が正しく行われた」と判断し血圧値の推移をモニタ３０に表示し（ｎの工程）、血圧基準値外の時には「測定に誤りがあった」と判断して最高血圧・最低血圧を算出する工程に戻って再び血圧値を算出するようになっている。

次に本実施形態の作用、効果を具体的に説明する。
血圧の測定を行うにはまず基準となる血圧値を測定するために予備測定を行う。それには、カフバンド２を被験者の指先から奥側に向けて被せて、被験者の手首又は前腕にカフ圧センサ４をセットするとともに、以下の要領で被験者の耳たぶに対して光電センサ４０の取り付けを行う。

まず、両挟持板４１、５１のうちの図３における下部を摘まんで光電センサ４０をＶ字形の開脚姿勢にする。その後、光電センサ４０の挟持板４１、５１間に被験者の耳たぶが挟まれた状態となるように光電センサ４０をセットし、手を離してやる。すると、光電センサ４０の両挟持板４１、５１は先端同士を突き合わせた元姿勢に復帰する。これにより、光電センサ４０の装着が完了する。

両センサ４、４０の取り付けが完了したら、データ処理装置２０の電源を投入する。続いてポンプ６を駆動させてカフ２のゴム袋へエアーを供給する。圧脈波が検出されなくなるまでカフ２へのエア−供給が継続される。圧脈波が出現しなくなった時点で、カフ２へのエアーの供給を停止し、開閉弁３を開いて減圧を開始する。その間の圧力変動がカフ圧センサ４によって検出され、これがＣＰＵ２５に入力される。
一方、光電センサ４０の投光素子４５からは耳たぶの毛細血管に向けて検出光が照射される。光電センサ４０からの検出光の一部は血管内において吸収されるが、検出光のうち血管を透過した透過光が隣接される２個の受光素子５５によってそれぞれ受光され、各受光素子５５からは透過光の光量に応じた大きさの受光信号が出力され、これがＣＰＵ２５に入力される。
そして、ＣＰＵ２５ではａ工程からｆの工程を経て、最高・最低の両血圧Ｐｏ１、Ｐｏ２の測定、基準速度Ｒｏ、面積比（Ａｏ/Ｖｏ）等の算出が行われる。

そして、予備測定が完了すると今度はカフ圧センサ４は取り外され、光電センサ４０のみで測定を行う本測定に移行する。本測定では、光電センサ４０から得られる受光信号（光電容積脈波）がＣＰＵ２５に入力されるとともに、ＣＰＵ２５では入力された受光信号と、予備測定において得られたデータから血圧値の算出が連続的に行われ（ｈ工程からｍ工程における処理）、その算出結果がモニタ３０に表示される。

このように本実施形態によれば、予備測定で圧脈波と光電容積脈波を同時に測定してあるから、その後に行われる本測定で得られる光電容積脈波を予備測定のデータを利用して絶対値化することができる。そのため、カフ２による再加圧を行うことなく連続して血圧を測定することが出来る。

また、カフ圧センサ４は予備測定にだけ使用されるのに対して、光電センサ４０は予備測定並びに本測定の双方で使用されるから、取り付け・取り外しの頻度が多く装着を簡単に行えることが望まれる。この点に関し、本発明によれば光電センサ４０の取り付け・取り外しをワンタッチで行うことが可能であり、操作性に優れる。加えて、光電センサ４０は一対の挟持板４１、５１によって被測定箇所を挟みつけて固定する形式のものであるから、被測定箇所が指や手首等に限定されることなく、耳たぶに対しても取り付けが可能である。

加えて、本実施形態では光電センサ４０に受光素子５５を複数個備えており、これら両受光素子５５Ａ、５５Ｂからの受光信号に基づいて光電容積脈波の速度Ｒを算出し、これに基づいて血圧値Ｐを補正処理している。このような処理を行うことで、血液の粘度や血管の硬化に伴う血圧値の変動を加味した血圧値の算出が可能となる。

＜実施形態２＞
本実施形態の血圧測定装置１は上記した血圧値の算出の他に動脈血酸素飽和度（血中酸素飽和量）ＳａＯ２を算出するようになっており、以下その算出手順について図１３のフローチャートを参照して説明する。
まず、前述したように、カフ圧センサ４及び光電センサ４０より圧脈波、光電容積脈波を検出し、これらに基づきデータ処理装置２０が血圧値を算出する。その後、血圧値から血管内の圧力変動ΔＰを算出するとともに、実施形態１の（ａ）式に従って血流速度Ｒを算出する。

続いて、（１３）〜（１５）式に従って、データ処理装置２０が血流量Ｑ、心拍出量Ｃｏ、心係数Ｃｘを算出する。
Ｑ＝π×ｄ²×Ｒ・・・・・・・・・・・・・・・・（１３）
Ｃｏ＝Ｅ×Ｑ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１４）
Ｃｘ＝Ｃｏ／Ｓ・・・・・・・・・・・・・・・・・（１５）
Ｅ・・・脈拍
Ｓ・・・・体表面積（本実施形態では、Ｓ＝３．４Ｌ／ｍｉｎ／ｍ²とする）
ｄ・・・・血管径（本実施形態では、ｄ＝０．１５ｃｍとする）

その後、光電容積脈波から動脈血酸素含量ＣａＯ２及び混合静脈血酸素飽和含量ＣｖＯ２を算出するとともに、（１６）式に従って、動脈血酸素飽和度ＳａＯ２を算出する。
ＳａＯ２＝（ＣａＯ２−ＣｖＯ２）×Ｃｘ・・・・・（１６）
そして、動脈血酸素飽和度ＳａＯ２の推移がモニタ３０に表示される。

＜他の実施形態＞
本発明は上記記述及び図面によって説明した実施形態に限定されるものではなく、例えば次のような実施形態も本発明の技術的範囲に含まれ、さらに、下記以外にも要旨を逸脱しない範囲内で種々変更して実施することができる。

（１）実施形態１では、被験者の耳たぶに光電センサを取り付けたが、被験者の手のひらに取り付けてもよい。

実施形態１に係る血圧測定装置のブロック図 カフによる血圧測定の仕組みを示す図 光電センサの側面図 光電センサを被験者の耳たぶにセットした状態を表す斜視図 その側面図 光電センサを構成する挟持板の平面図 血圧値の算出手順を示すフローチャート カフ圧と圧脈波とを示す波形図 血圧面積を示す図 脈波面積を示す図 光電素子の配置を示す図 光電容積脈波の位相のずれを示す図 動脈血酸素飽和度の算出手順を示すフローチャート

符号の説明

４０…光電センサ
４１、５５…挟持板
４５…投光素子
５５…受光素子
６２…コイルばね

Claims (3)

1. 被測定部位の血管に対して所定波長の検出光を照射する投光素子と、前記投光素子から前記血管に向けて照射された前記検出光を受光するように配置され受光量に応じた大きさの受光信号をそれぞれ出力する複数個の受光素子とを備え、前記被測定部位内部の血管を流れる血流量の変化である光電容積脈波を各受光素子にて各々検出する光電センサと、
   前記光電センサの備える一の受光素子から得られた光電容積脈波の脈波面積を１心拍ごとに決定する脈波面積決定手段と、
   前記複数個の受光素子から得られる光電容積脈波の位相差に基づいて前記光電容積脈波の速度データを決定する速度決定手段と、
   被験者の血管を圧迫するためのカフと、
   このカフによって圧迫された部分から圧脈波を検出するカフ圧センサと、
   前記カフ圧センサから得られる圧脈波データ、前記脈波面積、並びに前記光電容積脈波の速度データに基づいて被験者の血圧値を決定する血圧決定手段と、を有することを特徴とする血圧測定装置。
2. 前記受光素子から得られる受光信号のノイズ成分を除去するノイズ除去回路を備えたことを特徴とする請求項１に記載の血圧測定装置。
3. 前記光電センサは、
   ヒンジによって回動可能に連結され、前記被測定部位を挟持可能な一対の保持部材と、
   前記両保持部材の相手側に対する対向面にそれぞれ設けられ、前記投光素子、前記受光素子をそれぞれ収容させる凹部と、
   前記両保持部材を挟み方向に付勢する付勢部材と、を備えることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血圧測定装置。

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