JP6777535B2 - 血圧計および血圧測定方法並びに機器 - Google Patents

Description

この発明は血圧計および血圧測定方法に関し、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）に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とが可能な血圧計および血圧測定方法に関する。さらに、この発明は、血圧測定機能を備えた機器に関する。

従来、例えば特許文献１（特開平１０−３２８１５１号公報）に開示されているように、橈骨動脈に沿って第１、２圧力センサを配置し、これらの第１、２圧力センサを、空気袋により押圧板を介して手首に向かって押圧する技術が知られている。この技術では、第１、２圧力センサからそれぞれ検出された脈波信号の時間差である脈波伝播時間を測定し、脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行っている。

特開平１０−３２８１５１号公報

特許文献１のように脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行う場合には、安静時において血圧の算出に必要なパラメータを被験者ごとに最適化することが必要になる。また、このような最適化を行ったとしても、測定条件によって脈波伝播時間と血圧との関係が異なるため、オシロメトリック法を用いた血圧計で測定した血圧により、キャリブレーションを行うことが必要になる。

従来は、キャリブレーションのために、脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行う装置とは別に、オシロメトリック法の血圧計を用意して血圧の測定を行っており、被験者にとって非常に不便であった。したがって、これらの異なる種類の血圧測定を一つの装置で行うことが従来から望まれていた。

例えば、特許文献１に記載された第１、２圧力センサ、押圧板、および空気袋の外周に、オシロメトリック法の血圧計で用いられる手首を取り巻いて装着されるカフを設け、このカフを用いてオシロメトリック法による血圧測定を行うことも考えられる。

しかしながら、この場合には、カフと手首との間に、第１、２圧力センサ、および押圧板が存在しているため、これらの硬い部材が手首に対する圧迫を阻害して血管を充分に閉じることができず、血圧の測定精度が低下するという問題があった。

そこで、この発明の課題は、脈波伝播時間に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とを、簡単な構成でそれぞれ精度良く測定できる血圧計および血圧測定方法並びに機器を提供することにある。

上記課題を解決するため、この発明の血圧計は、
被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第１の流体袋と、
上記第１の流体袋に、この第１の流体袋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、
上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の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、
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、「流体袋」とは、名称の如何を問わず、流体を収容可能な袋状の部材を指す。例えば、流体袋に代えて、「カフ」などの名称であっても良い。「流体」は、液体と気体の両方を含み、例えば、水、空気などを用いることができる。

また、流体袋の「幅方向」とは、被測定部位の長手方向に相当する。

この発明の血圧計では、第１の流体袋に、この第１の流体袋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。また、上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側には、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部が設けられている。脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる場合には、上記第１の流体袋から流体が排出されることにより上記第１の流体袋は非加圧状態となる。ここで、上記押圧部が、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、第１の血圧算出部は、上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する。この場合には、上記押圧部と上記第１、第２の脈波センサとの間には、上記第１の流体袋が介在しているが、上記第１の流体袋は非加圧状態となっているので、上記押圧部による上記第１、第２の脈波センサの押圧は上記第１の流体袋により妨げられることがない。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、脈波伝播時間に基づく血圧測定を精度良く行うことができる。一方、オシロメトリック法による血圧測定が行われる場合には、上記第１の流体袋が被測定部位を取り巻いて装着された状態で、上記第１の流体袋に流体を供給することにより上記第１の流体袋は加圧状態となり、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、第２の血圧算出部は、上記流体内の圧力に基づいて血圧を算出する。ここで、上記第１の流体袋と上記第１、第２の脈波センサとの間には、他の部材（例えば、押圧板）が介在していないので、被測定部位は上記第１の流体袋により充分に圧迫され、血管を充分に閉じることができる。その結果、オシロメトリック法による血圧測定が精度良く行われる。したがって、この発明によれば、簡単な構成で、一つの血圧計で脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができ、脈波伝播時間に基づく血圧測定に必要なキャリブレーションを適切に行うことができる。

一実施形態の血圧計では、
上記押圧部は、
上記被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
上記ベルトよりも上記被測定部位に近い上記ベルトの内周側に配置され、上記ベルトの厚さ方向に伸縮する拡張部材と、
上記拡張部材よりも上記被測定部位に近い上記拡張部材の内周側の、上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された固形物と、
を備えたことを特徴とする。

この実施形態において、「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。

この一実施形態の血圧計では、脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる場合に、上記ベルトが被測定部位を取り巻いて装着され、上記第１の流体袋から流体が排出されることにより上記第１の流体袋が非加圧になった状態で、押圧部が上記ベルトの内周側に配置された上記拡張部材を拡張させると、上記第１、第２の脈波センサのそれぞれは、上記ベルト、上記拡張部材、および上記拡張部材の内周側の上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された上記固形物により局所的に押圧される。したがって、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、精度良く脈波伝播時間に基づく血圧測定を行うことができる。

一実施形態の脈波測定装置では、
上記拡張部材は、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第２の流体袋であることを特徴とする。

この一実施形態の血圧計では、上記拡張部材としての第２の流体袋に流体を供給することにより、上記拡張部材は加圧状態となり、上記固形物を介して上記第１、第２の脈波センサを局所的に押圧する。したがって、脈波伝播時間に基づく血圧測定が精度良く行われる。一方、上記拡張部材としての第２の流体袋から流体が排出されることにより、上記拡張部材は非加圧状態となる。ここで、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、上記第１、第２の脈波センサが搭載された上記第１の流体袋に流体を供給することにより、この第１の流体袋は加圧状態となり、被測定部位を充分に圧迫する。したがって、オシロメトリック法による血圧測定が精度良く行われる。また、上記拡張部材として第２の流体袋を用いることにより、この第２の流体袋と、被測定部位を取り巻いて装着される上記第１の流体袋とを、ポンプの切り替えで使用することができ、制御の共通化を図ることができる。

一実施形態の血圧計では、
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を含むことを特徴とする。

この一実施形態の血圧計では、上記第１、第２の脈波センサの検出電極対により、被測定部位を通る動脈のうち、検出電極対のそれぞれ対向する部分の電圧が検出され、いわゆるインピーダンス法により、脈波信号を得ることができる。したがって、簡単な構成で、脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる。また、このような検出電極対は、例えば板状またはシート状の柔軟な電極によって偏平に構成され得る。その場合、上記検出電極対は、上記第１の流体袋による被測定部位の圧迫を妨げず、オシロメトリック法による血圧測定の精度を損なうことがない。

一実施形態の血圧計では、
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の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する押圧力設定部と、
を備えたことを特徴とする。

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１２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。

この一実施形態の血圧計では、流体袋が被測定部位を取り巻いて装着された状態で、押圧部材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。相互相関係数算出部は、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、それらの脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する。ここで、押圧力設定部は、上記押圧部材のうち、上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する。この状態で、第１の血圧算出部は、上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する。これにより、脈波伝播時間の測定精度を高め、脈波伝播時間に基づく血圧測定が精度良く行われる。また、被測定部位を圧迫する押圧力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。

別の局面では、この発明の血圧測定方法は、
被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる流体袋と、
上記流体袋に、この流体袋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、
上記流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
を備えて、血圧を測定する血圧測定方法であって、
脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合には、上記流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づいて血圧を算出し、
オシロメトリック法による血圧測定を行う場合には、上記流体袋を加圧状態にして、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する、ことを特徴とする。

この発明の血圧測定方法によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができる。

また、別の局面では、この発明の機器は、
血圧測定要素を含む機器であって、
上記血圧測定要素は、
被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第１の流体袋と、
上記第１の流体袋に、この第１の流体袋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、
上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の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、を備える、
ことを特徴とする。

この発明の「機器」は、血圧測定機能を備えた機器を広く含み、例えば、スマートウォッチ等の腕時計型ウェアラブルデバイスとして構成されてもよい。

この発明の機器によれば、簡単な構成で、一つの血圧計で脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができ、脈波伝播時間に基づく血圧測定に必要なキャリブレーションを適切に行うことができる。

以上より明らかなように、この発明の血圧計および血圧測定方法並びに機器によれば、簡単な構成で、脈波伝播時間に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とを、それぞれ精度良く測定できる。

この発明の係る一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、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う際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際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。 上記血圧計が一実施形態の血圧測定方法を実行して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７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血圧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。 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。 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。

（血圧計の構成）
図１は、一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。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をなす第１の流体袋としての圧迫カフ２１とを含んでいる（図２参照）。圧迫カフ２１は。ベルト２０と同様に、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。

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をなす圧迫カフ２１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）。

上記圧迫カフ２１における電極群４０Ｅが配置された内周面２０ａとは反対の外周面２１ａには、固形物２２が、電極群４０Ｅに対応する位置に配置されている（図２参照）。また、固形物２２の外周側には、圧迫カフ２１の周方向に関して電極群４０Ｅに対応する領域を局所的に押圧する拡張部材として、第２の流体袋としての押圧カフ２４が配置されている。押圧カフ２４は、ベルト２０を構成する帯状体２３の内周面２３ａに配置されている（図２参照）。押圧カフ２４は、ベルト２０の厚さ方向に伸縮する流体袋であり、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる。

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１５によって接続されている。このバックル１５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１５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１５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１５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。圧迫カフ２１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。圧迫カフ２１（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。また、このような電極群４０Ｅは、柔軟に構成され得る。したがって、これらの電極群４０Ｅは、圧迫カフ２１による左手首９０の圧迫を妨げず、後述のオシロメトリック法による血圧測定の精度を損なうことがない。

図２中に示すように、ベルト２０を構成する帯状体２３の内周面２３ａには、既述のように、拡張部材としての押圧カフ２４が配置されている。押圧カフ２４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２４の内周面２４ａのうち、電極群４０Ｅに対応する位置には、固形物２２が配置されている。固形物２２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。本実施形態では、押圧部として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を用いている。

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、第１圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、および第２圧力センサ３４が搭載されている。さらに、本体１０には、第１圧力センサ３１および第２圧力センサ３４のそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０および発振回路３４０、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０が搭載されている。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。また、ポンプ３２および弁３３の接続先を、圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える切替弁３５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、第１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、この例では第１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。

ＣＰＵ１００は、脈波伝播時間に基づく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、圧迫カフ２１内の空気を排出させるために弁３３を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動して、ポンプ３２（および弁３３）の接続先を押圧カフ２４に切り替える制御を行う。さらに、ＣＰＵ１００は、第２圧力センサ３４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および弁３３は、切替弁３５、エア配管３９ａ，３９ｂを介して、圧迫カフ２１および押圧カフ２４に接続されている。また、第１圧力センサ３１はエア配管３８ａを介して、第２圧力センサ３４はエア配管３８ｂを介して、それぞれ圧迫カフ２１および押圧カフ２４に接続されている。第１圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、圧迫カフ２１内の圧力を検出する。切替弁３５は、ＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動し、ポンプ３２および弁３３の接続先を圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える。ポンプ３２は、この例では圧電ポンプからなる。切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、圧迫カフ２１内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ａを通して圧迫カフ２１に加圧用の流体としての空気を供給する。また、切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、押圧カフ２４内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ｂを通して押圧カフ２４に加圧用の流体としての空気を供給する。

弁３３は、ポンプ３２に搭載され、ポンプ３２のオン／オフに伴って開閉が制御される構成になっている。すなわち、切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、圧迫カフ２１内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、圧迫カフ２１の空気をエア配管３９ａを通して大気中へ排出させる。切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が押圧カフ２４に切り替えられている場合には、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、押圧カフ２４内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、押圧カフ２４の空気をエア配管３９ｂを通して大気中へ排出させる。なお、弁３３は、逆止弁の機能を有し、排出されるエアが逆流することはない。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。

第１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３８ａを介して、ポンプ３２、弁３３および圧迫カフ２１に接続されている。第１圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、ベルト２０（圧迫カフ２１）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、第１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、第１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、第１圧力センサ３１の出力は、圧迫カフ２１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。

第２圧力センサ３４は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、エア配管３８ｂを介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ２４に接続されている。第２圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して、押圧カフ２４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３４０は、第２圧力センサ３４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、第２圧力センサ３４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、第２圧力センサ３４の出力は、押圧カフ２４の圧力を制御するため、および、脈波伝播時間に基づく血圧を算出するために用いられる。脈波伝播時間に基づく血圧測定のたに押圧カフ２４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。詳細については後述する。

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と圧迫カフ２１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、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合において、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２４は加圧状態となっており、圧迫カフ２１は内部の空気が排出されて非加圧状態になっている。押圧カフ２４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、および電流電極対４１，４６にまたがって配置されている。また、固形物２２も、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、および電流電極対４１，４６にまたがって配置されている。したがって、押圧カフ２４は、ポンプ３２により加圧されると、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２、および電流電極対４１，４６を固形物２２を介して左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。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。本実施形態では、押圧部として流体袋の押圧カフ２４を用いているので、ポンプ３２および弁３３を圧迫カフ２１と共通に使用することができ、構成の簡略化を図ることができる。また、固形物２２を介して第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２、および電流電極対４１，４６を押圧することができるので、被測定部位に対する押圧力が均一になり、精度良く脈波伝播時間に基づく血圧測定を行うことができる。

図６は、オシロメトリック法による血圧測定を行う場合において、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。この場合には、押圧カフ２４は内部の空気が排出されて非加圧状態となっており、圧迫カフ２１は空気が供給された加圧状態になっている。圧迫カフ２１は手首９０の周方向に延在しており、ポンプ３２により加圧されると、手首９０の周方向を一様に圧迫する。ここで、圧迫カフ２１の内周面と、手首９０との間には、電極群４０Ｅしか存在していないので、圧迫カフ２１による圧迫が他の部材により阻害されることがなく、血管を充分に閉じることができる。したがって、オシロメトリック法による血圧測定を精度良く行うことができる。

（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
図７は、一実施形態の血圧測定方法を実行して血圧計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、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオフし、弁３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する。続いて、第１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）。

続いて、ＣＰＵ１００は、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、圧迫カフ２１に空気を送る制御を行う。これにより、圧迫カフ２１を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図８参照）を徐々に加圧していく（図７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、第１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８中に示すような脈波信号Ｐｍとして取得する。

次に、図７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３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する制御を行う（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９は、一実施形態の血圧測定方法を実行して血圧計１が脈波伝播時間（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。

この動作フローは、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１０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２４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。

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９のステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動して、ポンプ３２および弁３３の接続先を押圧カフ２４に切り替える（図８のステップＳ１１）。次に、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖するとともに、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２４に空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ２４を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図５（Ａ）参照）を徐々に加圧してゆく。（図９のステップＳ１２）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。なお、次に述べる相互相関係数ｒを算出するための時間を容易に確保できるように、カフ圧Ｐｃを段階的に高くしてもよい。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、相互相関係数算出部として働いて、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の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出する（図９のステップＳ１３）。

それとともに、ＣＰＵ１００は、押圧力設定部として働いて、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８のステップＳ１４）。ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図９のステップＳ１４でＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまでステップＳ１２〜Ｓ１４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９のステップＳ１４でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２を停止して（図９のステップＳ１５）、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１０中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。

この状態で、ＣＰＵ１００は、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９のステップＳ１６）。より詳しくは、この例では、第１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、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。

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Ｓ１６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９のステップＳ１７）。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１３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９のステップＳ１８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Ｓ１８でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図９のステップＳ１６）と、血圧の算出（推定）（図９のステップＳ１７）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９のステップＳ１８において測定停止が指示されると（図９のステップＳ１８でＹＥＳ）、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。

（押圧力設定による効果の検証）
図１１Ａ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１０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７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１１Ａ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１３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１１Ｂ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１０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７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１１Ｂ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１３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１１Ａ，図１１Ｂ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。

（変形例）
上述した実施形態では、図９のステップＳ１７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１３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１４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１５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。

上述の実施形態では、押圧部の例として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を挙げたが、本発明はこの例に限られず、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２を非加圧状態の圧迫カフ２１の外周面から機械式に厚さ方向に拡張する押圧部でもよい。また、上述の実施形態では、拡張部材の例として、流体袋の押圧カフ２４を挙げたが、本発明はこの例に限られず、機械式に厚さ方向に拡張する拡張部材によって固形物２２を介して第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２を押圧してもよい。

また、上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００が相互相関係数算出部、押圧力設定部、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７の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図９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７の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図９の動作フロー）を実行させるようにしてもよい。

上に述べた実施形態では、ポンプ３０を含む本体１０がベルト２０と一体に設けられた例について説明したが、本発明はこの例に限られず、ベルト２０を含む圧迫カフ２１および押圧カフ２４と、卓上に置かれる本体とを備え、この本体にポンプを備えてもよい。この場合には、カフと、本体とを、細長いチューブを介して接続し、本体からカフに流体を供給すればよい。

上に述べた実施形態の血圧計１は、腕時計型ウェアラブルデバイスの態様をもつ多機能の機器として構成してもよい。

以上の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
２１ 圧迫カフ
２２ 固形物
２３ 帯状体
２４ 押圧カフ
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
１００ ＣＰＵ

Claims (7)

1. 被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第１の流体袋と、
   上記第１の流体袋に、この第１の流体袋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、
   上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
   上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
   オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の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、
   を備えたことを特徴とする血圧計。
2. 請求項１に記載の血圧計において、
   上記押圧部は、
   上記被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
   上記ベルトよりも上記被測定部位に近い上記ベルトの内周側に配置され、上記ベルトの厚さ方向に伸縮する拡張部材と、
   上記拡張部材よりも上記被測定部位に近い上記拡張部材の内周側の、上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された固形物と、
   を備えたことを特徴とする血圧計。
3. 請求項２に記載の血圧計において、
   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の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
   上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する押圧力設定部と、
   を備えたことを特徴とする血圧計。
4. 請求項２または請求項３に記載の血圧計において、
   上記拡張部材は、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第２の流体袋である、
   ことを特徴とする血圧計。
5. 請求項１から請求項４のいずれか一つに記載の血圧計において、
   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を含む、
   ことを特徴とする血圧計。
6. 被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第１の流体袋と、
   上記第１の流体袋に、この第１の流体袋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、
   上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
   を備えて、血圧を測定する血圧測定方法であって、
   脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合には、上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づいて血圧を算出し、
   オシロメトリック法による血圧測定を行う場合には、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する、
   ことを特徴とする血圧測定方法。
7. 血圧測定要素を含む機器であって、
   上記血圧測定要素は、
   被測定部位を取り巻いて装着され、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる第１の流体袋と、
   上記第１の流体袋に、この第１の流体袋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、
   上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
   上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
   オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の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、を備える、
   ことを特徴とする機器。

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