JP6949638B2 - 脈波測定ユニット、および脈波測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を取得するために用いられる電極ユニット、脈波測定ユニット、および脈波測定装置に関する。

従来、脈波測定装置を用いて動脈の容積脈波を取得する際に、生体の体表面に貼り付けられる粘着シートが開示された文献として、たとえば特開平０５−２６１０７３号公報（特許文献１）が挙げられる。

特許文献１に開示の粘着シートにあっては、厚み方向に貫通し、かつ、圧力検出素子によって構成される脈波センサの押圧面が通過可能な大きさを有する切欠部が、粘着シートの長手方向の中間部に設けられている。粘着シートは、切欠部が橈骨動脈の上方に位置するように体表面に貼り付けられる。これにより、切欠部を目印として脈波測定装置を生体表面に装着することができるため、脈波測定装置の位置決めを容易にすることができる。

特開平０５−２６１０７３号公報

しかしながら、特許文献１に開示の粘着シートにあっては、切欠部を設けて、当該動脈の上方に位置するように体表面に貼り付けられる構成である。このため、複数の電極を生体の表面に接触させて生体インピーダンスの変動を計測するように脈波センサが構成されている場合には、粘着シートの厚さ、および電極の形状の如何によっては、電極が切欠部内に入り込まず、複数の電極と生体の体表面との接触が不安定となることが懸念される。この場合には、測定精度が低下することが懸念される。

一方で、粘着シートを用いずに、複数の電極が設けられたベルト部材を生体の測定部位に巻き付ける場合には、複数の電極のそれぞれが、動脈の上方に位置するように位置合わせすることが困難となる。この場合には、複数の電極の少なくともいずれかが動脈の上方から周方向に離れた位置に位置し、測定精度が低下することが懸念される。

本発明は、上記のような問題に鑑みてなされたものであり、本発明の目的は、脈波測定の測定精度を向上させることができる脈波測定ユニット、および脈波測定装置を提供することにある。

本発明に基づく脈波測定装置は、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を計測するものであって、生体に装着が可能な電極ユニットと、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極を含み、生体に装着が可能な脈波測定ユニットとを備える。上記電極ユニットは、互いに表裏の関係にある第１主面および第２主面を有するシート状の絶縁性の基材と、上記第１主面に設けられた複数の測定用電極と、上記第２主面に設けられ、上記複数の測定用電極と電気的に１対１に接続された複数の中継用電極と、当該電極ユニットが生体の体表面に貼付けられた貼付け状態を維持するための粘着剤層とを含む。上記脈波測定ユニットは、上記貼付け状態において上記電極ユニットを覆うように生体に巻付けが可能なベルト部材を含む。上記ベルト部材が上記電極ユニットを覆うように生体に巻付けられた巻付け状態において、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極のそれぞれが上記複数の中継用電極のいずれか１つと接触するように、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極が、上記ベルト部材の内周面に設けられている。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記複数の中継用電極の各々の大きさは、上記複数の測定用電極の各々の大きさよりも大きいことが好ましい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記複数の測定用電極は、列状に並んで配置されていてもよい。この場合には、上記複数の中継用電極は、上記複数の測定用電極が並ぶ方向と平行な方向に並んで配置されていていてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記複数の中継用電極および上記複数の測定用電極は、上記基材についての平面視において、電気的に接続された極同士が互いに重なる位置に設けられていてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記複数の中継用電極は、行列状に配置されていてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記電極ユニットは、上記複数の中継用電極のそれぞれを上記複数の測定用電極に接続する複数の配線部をさらに含んでいてもよい。この場合には、上記基材は、おもて面および裏面を有する絶縁性シート部材を上記裏面同士が対向するように折り返して構成されていてもよい。さらにこの場合には、上記絶縁性シート部材の上記おもて面に上記複数の測定用電極、上記複数の中継用電極および上記複数の配線部が形成されていることが好ましい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記ベルト部材は、上記巻付け状態において周方向となる長さ方向、および上記長さ方向に直交する幅方向を有する。この場合には、上記幅方向における上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極の幅は、上記幅方向における上記中継用電極の幅よりも小さいことが好ましい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記長さ方向における上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極の長さは、上記長さ方向における上記複数の中継用電極の長さよりも短くてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記複数の中継用電極は、行列状に配置されていてもよい。この場合には、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極は、行列状に配置されていてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定装置にあっては、上記ベルト部材は、上記巻付け状態において周方向となる長さ方向を有する。この場合には、上記長さ方向における上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極の長さは、上記長さ方向における上記複数の中継用電極の長さよりも長くてもよい。

本発明に基づく電極ユニットは、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を計測する際に用いられるものであって、互いに表裏の関係にある第１主面および第２主面を有するシート状の絶縁性の基材と、上記第１主面に設けられた複数の測定用電極と、上記第２主面に設けられた複数の中継用電極と、当該電極ユニットが生体の体表面に貼付けられた貼付け状態を維持するための粘着剤層とを備える。上記複数の中継用電極および上記複数の測定用電極は、電気的に１対１に接続されている。

上記本発明に基づく電極ユニットにあっては、上記複数の中継用電極の各々の大きさは、上記複数の測定用電極の各々の大きさよりも大きいことが好ましい。

上記本発明に基づく電極ユニットにあっては、上記複数の測定用電極は、列状に並んで配置されていてもよい。この場合には、上記複数の中継用電極は、上記複数の測定用電極が並ぶ方向と平行な方向に並んで配置されていてもよい。

上記本発明に基づく電極ユニットにあっては、上記複数の中継用電極および上記複数の測定用電極は、上記基材についての平面視において、電気的に接続された極同士が互いに重なる位置に設けられていてもよい。

上記本発明に基づく電極ユニットにあっては、上記複数の中継用電極は、行列状に配置されていてもよい。

上記本発明に基づく電極ユニットにあっては、上記電極ユニットは、上記複数の中継用電極のそれぞれを上記複数の測定用電極に接続する複数の配線部をさらに含んでいてもよい。この場合には、上記基材は、おもて面および裏面を有する絶縁性シート部材を上記裏面同士が対向するように折り返して構成されていてもよい。さらにこの場合には、上記絶縁性シート部材の上記おもて面に上記複数の測定用電極、上記複数の中継用電極および上記複数の配線部が形成されていることが好ましい。

本発明に基づく脈波測定ユニットは、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を計測するために生体に装着可能に構成されたものであって、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極と、生体の体表面に貼付け可能に構成されかつシート状の絶縁性の基材の表裏面に複数の測定用電極および当該複数の測定用電極と電気的に１対１に接続された複数の中継用電極が設けられた電極ユニットが生体の体表面に貼付けられた状態で、電極ユニットを覆うように生体に巻付け可能なベルト部材と、を備える。上記ベルト部材が電極ユニットを覆うように生体に巻付けられた巻付け状態において、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極のそれぞれが複数の中継用電極のいずれか１つと接触するように、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極が、上記ベルト部材の内周面に設けられている。

上記本発明に基づく脈波測定ユニットにあっては、上記ベルト部材は、上記巻付け状態において周方向となる長さ方向と、当該長さ方向に直交する幅方向を有する。この場合には、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極は、上記幅方向に並んで配置されていてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定ユニットにあっては、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極は、上記長さ方向において上記ベルト部材の一端側から他端側にかけて延在していてもよい。

上記本発明に基づく脈波測定ユニットにあっては、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極は、行列状に配置されていてもよい。

本発明によれば、脈波測定の測定精度を向上させることができる脈波測定ユニット、および脈波測定装置を提供することができる。

実施の形態１に係る脈波測定装置を示す斜視図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。 図３に示すＩＶ−ＩＶ線に沿った断面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットを左手首に装着した状態を示す図である。 実施の形態１に係る脈波測定装置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。 実施の形態１に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。 実施の形態１に係る脈波測定ユニットの制御構成を示すブロック図である。 図９Ａは、実施の形態１に係る脈波測定装置が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な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９Ｂは、図９Ａにおける血圧測定にて、第１脈波センサおよび第２脈波センサがそれぞれ出力する第１脈波信号の波形および第２の脈波信号の波形を示す図である。 実施の形態１に係る脈波測定装置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な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。 実施の形態１に係る脈波測定装置がオシロメトリック法による血圧測定を行なう際の動作フローを示す図である。 実施の形態１に係る脈波測定装置が脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得して、当該脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行なう際の動作フローを示す図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第１工程を示す断面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第２工程を示す断面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第３工程を示す断面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第４工程を示す断面図である。 実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第５工程を示す断面図である。 実施の形態２に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。 図１８に示すＸＩＸ−ＸＩＸ線に沿った断面図である。 実施の形態２に係る電極ユニットの展開図である。 実施の形態３に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。 実施の形態３に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。 実施の形態３に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。 実施の形態４に係る脈波測定装置を示す斜視図である。 実施の形態５に係る脈波測定装置を示す斜視図である。 実施の形態５に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。 実施の形態５に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。 実施の形態５に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。 実施の形態５に係る電極ユニットの展開図である。

以下、本発明の実施の形態について、図を参照して詳細に説明する。なお、以下に示す実施の形態においては、同一のまたは共通する部分について図中同一の符号を付し、その説明は繰り返さない。

（実施の形態１）
図１は、実施の形態１に係る脈波測定装置を示す斜視図である。図１を参照して、実施の形態１に係る脈波測定装置１００について説明する。

図１に示すように、脈波測定装置１００は、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を測定するものである。脈波測定装置１００は、脈波測定ユニット１と、電極ユニット２００と、を備える。

図２は、実施の形態１に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。図３は、実施の形態１に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。図４は、図３に示すＩＶ−ＩＶ線に沿った断面図である。図２から図４を参照して、実施の形態１に係る電極ユニット２００について説明する。

図２から図４に示すように、電極ユニット２００は、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を測定する際に用いられるものである。電極ユニット２００は、生体に装着可能に構成されている。

電極ユニット２００は、シート状の絶縁性の基材２１０と、複数の測定用電極２２０と、複数の中継用電極２３０と、粘着剤層２４０とを備える。

基材２１０は、互いに表裏の関係にある第１主面２１１および第２主面２１２を有する。基材２１０は、略矩形形状を有し、絶縁性のフィルムによって構成されている。基材２１０は、生体の体表面の凹凸形状に追従するように柔軟性を有することが好ましい。

基材２１０の厚さは、略０．２ｍｍ程度である。基材２１０の外形は、５ｍｍ×２ｍｍ程度の大きさである。

基材２１０の材料としては、たとえば、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリエステル、エポキシ、ポリウレタン、ポリイミド等の絶縁性樹脂材料を用いることができる。なお、基材２１０は、不織布によって構成されていてもよい。

複数の測定用電極２２０は、第１主面２１１に設けられている。複数の測定用電極２２０は、列状に並んで配置されている。複数の測定用電極２２０は、脈波測定ユニット１の後述する複数の電極４１〜４６の個数に応じて設けられている。複数の測定用電極２２０は、電極ユニット２００が生体の体表面に貼り付けられた貼付け状態において、生体の体表面に接触する。

複数の中継用電極２３０は、第２主面２１２に設けられている。複数の中継用電極２３０は、複数の測定用電極２２０と電気的に１対１に接続されている。複数の中継用電極２３０は、列状に並んで配置されている。複数の測定用電極２２０が並ぶ方向と平行な方向に並んで配置されている。

複数の中継用電極２３０は、第１主面２１１および第２主面２１２が並ぶ方向に沿って見た場合に、複数の測定用電極２２０のそれぞれに重なるように設けられている。すなわち、複数の中継用電極２３０および複数の測定用電極２２０は、基材２１０についての平面視において、電気的に接続された極同士が互いに重なる位置に設けられている。複数の中継用電極２３０の各々の大きさは、複数の測定用電極２２０の各々の大きさよりも大きい。

粘着剤層２４０は、電極ユニット２００が生体の体表面に貼付けられた貼付け状態を維持するためのものである。粘着剤層２４０は、複数の測定用電極２２０が露出するように第１主面２１１上に設けられている。粘着剤層２４０の材料としては、ゴム系粘着剤、アクリル系粘着剤、シリコン系粘着剤、およびウレタン系粘着剤等を採用することができる。粘着剤層２４０の材料としては、生体の表面に長期間接触してもかぶれ等の炎症を起こさない材質であることが好ましく、電極ユニット２００を体表面から剥がす際に、体組織を損傷しにくい材質であるが好ましい。

なお、粘着剤層２４０は、第１主面２１１上ではなく、複数の測定用電極２２０上に設けられていてもよい。この場合には、粘着剤層２４０は、導電性粒子等を含み、導電性を有するように構成される。

図５は、実施の形態１に係る電極ユニットを左手首に装着した状態を示す図である。図５を参照して、電極ユニット２００を左手首９０に装着した状態について説明する。

図５に示すように、電極ユニット２００は、複数の測定用電極２２０の各々が橈骨動脈９１の上方に位置するように左手首９０に貼り付けられる。電極ユニット２００が、左手首９０に貼り付けられた貼付け状態においては、複数の測定用電極２２０は、橈骨動脈９１の延びる方向に沿って並ぶ。

図６は、実施の形態１に係る脈波測定装置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１および図６を参照して、脈波測定ユニット１について説明する。

図１および図６に示すように、脈波測定ユニット１は、生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を測定するために生体に装着可能に構成されている。

脈波測定ユニット１は、ベルト（ベルト部材）２０と、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極を含む複数の電極４１〜４６と、当該ベルト２０に一体に取り付けられた本体１０とを備える。

ベルト２０は、生体の体表面に貼付け可能に構成されかつ絶縁性の基材２１０の表裏面に複数の測定用電極２２０および複数の中継用電極２３０が設けられた電極ユニット２００が生体の体表面に貼付けられた状態で、電極ユニット２００を覆うように生体に巻付け可能に構成されている。

ベルト２０は、左手首９０を周方向に沿って取り巻くように、細長い帯状形状を有する。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、たとえば３０ｍｍ程度である。ベルト２０は、外周面２０ｂを構成する帯状体２３と、当該帯状体２３の内周面２３ａに沿って取り付けられ、かつ、左手首９０に接する内周面２０ａを構成する流体袋としての圧迫カフ２１とを含む。圧迫カフ２１は、ベルト２０と同様に、左手首９０の周方向に沿って取り巻くように、細長い帯状形状を有する。

本体１０は、ベルト２０のうち周方向における一方の端部２０ｅに、たとえば、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とを別体で形成し、ベルト２０に対して本体１０をヒンジ等の係合部材を用いて一体に取り付けてもよい。

本体１０が配置される部位は、装着状態において左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂ（図６参照）に対応する。橈骨動脈９１は、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ（図６参照）近傍を通る。

再び図１に示すように、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。本体１０は、使用者の日常生活の邪魔にならないように、小型で、薄厚に形成されている。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する。

本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示画面を有する表示器５０が設けられている。また、本体１０の側面（図１中、左手前側の側面）１０ｆに沿って、使用者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、周方向における一方の端部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を構成する圧迫カフ２１の内周面２０ａには、複数の電極４１から４６が配置されている。

６個の電極４１〜４６は、ベルト２０の幅方向Ｙにおいて互いに離間した状態で配置されている。複数の電極４１〜４６の各々は、板状形状を有する。複数の電極４１〜４６のうち、電極４１，４６によって一対の電流印加用電極が構成される。複数の電極４１〜４６のうち電極４２，４３によって一対の電圧計測用電極が構成される。複数の電極４１〜４６のうち電極４４，４５によって他の一対の電圧計測用電極が構成される。

ベルト２０が電極ユニット２００を覆うように生体に巻き付けられた巻付け状態において、上記一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極を含む複数の電極４１〜４６のそれぞれは、複数の中継用電極２３０のいずれか１つと接触するように、複数の電極４１〜４６は、ベルト２０の内周面２０ａに設けられている。上記巻付け状態において、一対の電流印加用電極および上記一対の電圧計測用電極を含む複数の電極４１〜４６のそれぞれは、互いに異なる中継用電極２３０に接触するように設けられている。

電極４２，４３は、第１脈波センサ４０１として機能する。電極４４，４５は、第２脈波センサ４０２として機能する。第１脈波センサ４０１および第２脈波センサ４０２は、電極４１，４６間に配置されている。第２脈波センサ４０２は、第１脈波センサ４０１と電極４６との間に配置されている。第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、ならびに、後述の通電および電圧検出回路４９（図８参照）が搭載された回路基板によってインピーダンス測定部４０が構成される。

幅方向Ｙにおいて、電極４２，４３の中央と電極４４，４５の中央との間の距離Ｄ（図９Ａ参照）は、たとえば２０ｍｍ程度である。この距離Ｄは、第１脈波センサ４０１と第２脈波センサ４０２との間の実質的な間隔に相当する。また、幅方向Ｙにおいて、電極４２，４３間の間隔、および電極４４，４５間の間隔は、たとえば、いずれも２ｍｍ程度である。

これら電極４１〜４６は、扁平に構成することができる。このため、脈波測定ユニット１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。また、電極４１〜４６は、柔軟性を持つように構成することができる。このため、電極４１〜４６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。

圧迫カフ２１における複数の電極４１〜４６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、複数の電極４１〜４６に対応する位置に配置されている。また、固形物２２の外周側には、圧迫カフ２１の周方向において複数の電極４１〜４６に対応する領域を局所的に押圧する拡張部材として、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。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る。押圧カフ２４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て、それらの周縁部を溶着することにより形成される。押圧カフ２４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。

図１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板状体材２５と、内周側に配置された第２板状体材２６とを含む。

第１板状体材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延在する連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取付けられている。第１板状体材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延在する連結棒２８を介して第２板状体材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取付けられている。第２板状体材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の周方向における固定部２９の取り付け位置は、使用者の左手首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、脈波測定ユニット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。

図６に示すように、帯状体２３は、たとえば、厚さ方向に可撓性を有し、かつ、周方向（長手方向）に実質的に非伸縮性のプラスチック材料によって構成される。圧迫カフ２１は、たとえば、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て、それらの周縁部を溶着することで形成される。

図１に示すように、脈波測定ユニット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の環径を大きくした状態で、図１中に示す矢印Ａ方向に、使用者がベルト２０に左手を通す。ここで、脈波測定ユニット１の装着前には、図５に示すように予め電極ユニット２００が左手首９０に貼り付けられている。

続いて、図６に示すように、貼付け状態の電極ユニット２００を覆うようにベルト２０を配置させる。次に、使用者は、ベルト２０の幅方向の位置、および左手首９０の周りにベルト２０の角度位置を調節して、複数の電極４１〜４６のそれぞれを複数の中継用電極２３０のいずれか１つに接触させる。この状態でバックル１５を閉じることにより、複数の電極４１〜４６のそれぞれが複数の中継用電極２３０のいずれか１つに接触した状態で、ベルト２０が生体に巻き付けられる。この結果、脈波測定装置１００が生体に装着される。

図７は、実施の形態１に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。なお、図７においては、貼付け状態の電極ユニット２００の第２主面２１２側の平面図を示し、この平面図上に橈骨動脈９１および複数の電極４１〜４６を重ねて図示し、二点鎖線で示している。

図７に示すように、脈波測定装置１００が装着された状態においては、複数の測定用電極２２０が左手首９０を通っている橈骨動脈９１上に配置される。また、複数の電極４１〜４６のそれぞれが複数の中継用電極２３０のいずれか１つに接触している。複数の電極４１〜４６のそれぞれは、互いに異なる中継用電極２３０に接触している。これにより、複数の電極４１〜４６は、複数の中継用電極２３０によって、複数の中継用電極２３０に１対１で電気的に接続された複数の測定用電極２２０に電気的に接続される。

ベルト２０の幅方向における複数の電極４１〜４６の幅は、当該幅方向における複数の中継用電極２３０の幅よりも小さくなっている。これにより、複数の電極４１〜４６の各々が、接触する１つの中継用電極２３０からはみ出して、他の中継用電極２３０に接触することを抑制することができる。

また、ベルト２０の長さ方向における複数の電極４１〜４６の長さは、当該長さ方向における複数の中継用電極２３０の長さよりも長くなっている。これにより、基材２１０の平面視において、巻付け状態におけるベルト２０の幅方向と、複数の中継用電極２３０が並ぶ方向とが交差する場合であっても、複数の電極４１〜４６の一部を、中継用電極２３０に容易に接触させることができる。これにより、脈波測定ユニット１を容易に生体に装着させることができる。

図８は、実施の形態１に係る脈波測定ユニットの制御構成を示すブロック図である。図８を参照して、脈波測定ユニット１の制御構成について説明する。

図８に示すように、脈波測定ユニット１の本体１０には、上述の表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ６０、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、流体供給源としてのポンプ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、ならびに、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、複数の電極４１〜４６、ならびに、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、たとえば有機ＥＬディスプレイから構成されている。表示器５０は、ＣＰＵ６０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、およびその他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限定されず、たとえば、液晶ディスプレイ等の他のタイプの表示器によって構成されていてもよい。

操作部５２は、たとえばプッシュ式スイッチによって構成されており、使用者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ＣＰＵ６０に入力する。なお、操作部５２は、プッシュ式スイッチに限定されず、たとえば感圧式（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等であってもよい。また、図示しないマクロフォンを備えて、使用者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、脈波測定ユニット１を制御するためのプログラムのデータ、脈波測定ユニット１を制御するために用いられるデータ、脈波測定ユニット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等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。

ＣＰＵ６０は、メモリ５１に記憶された脈波測定ユニット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。たとえば、オシロメトリック法による血圧測定を実行する場合は、ＣＰＵ６０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。また、ＣＰＵ６０は、たとえば第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。

ＣＰＵ６０は、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を実行する場合には、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。また、ＣＰＵ６０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。さらに、ＣＰＵ６０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。

通信部５９は、ＣＰＵ６０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ＣＰＵ６０に受け渡したりする。このネットワーク９００を介して通信は、無線、有線のいずれでもよい。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（登録商標）であるが、これに限定されず、病院内ＬＡＮのような他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５
９は、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、圧迫カフ２１に接続されている。第１圧力センサ３１は、圧迫カフ２１内の圧力を検出する。第２圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して押圧カフ２４に接続されている。第２圧力センサ３４は、押圧カフ２４内の圧力を検出する。

切替弁３５は、ＣＰＵ６０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、たとえば圧電ポンプによって構成される。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、エア配管３９ａを通して圧迫カフ２１内に加圧用流体としての空気を供給する。これにより、圧迫カフ２１内が加圧される。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、ポンプ３２は、エア配管３９ｂを通して押圧カフ２４内に加圧用流体としての空気を供給する。これにより、押圧カフ２４内が加圧される。

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ように構成されている。

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、弁３３はポンプ３２がオンされると閉じる。これにより、圧迫カフ２１内に空気が供給される。一方で、弁３３はポンプ３２がオフされると開く。これにより、圧迫カフ２１内の空気がエア配管３９ａを通して大気中へ排出される。

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る。これにより、押圧カフ２４内に空気が供給される。一方で、弁３３はポンプ３２がオフされると開く。これにより、押圧カフ２４内の空気がエア配管３９ｂを通して大気中へ排出される。

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ＣＰＵ６０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としては、たとえばピエゾ抵抗式圧力センサを採用することができる。第１圧力センサ３１は、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）の圧力を検出して時系列の信号として出力する。なお、圧力は、大気圧を基準（ゼロ）として検出される。

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する。これにより、発振回路３１０は、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ＣＰＵ６０に出力する。たとえば、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（収縮期血圧と拡張期血圧とを含む）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。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、ＣＰＵ６０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（おも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）と最低血圧（拡張期血圧）とを算出する。

第２圧力センサ３４としては、たとえばピエゾ抵抗式圧力センサを採用することができる。第２圧力センサ３４は、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の圧力を検出して時系列の信号として出力する。なお、圧力は、大気圧を基準（ゼロ）として検出される。

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する。これにより、発振回路３４０は、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ＣＰＵ６０に出力する。たとえば、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めに押圧カフ２４の圧力を制御する場合には、ＣＰＵ６０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なう。

電池５３は、本体１０に搭載された要素、本実施の形態においては、ＣＰＵ６０、第１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。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９Ａは、実施の形態１に係る脈波測定装置が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な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９Ｂは、図９Ａにおける血圧測定にて、第１脈波センサおよび第２脈波センサがそれぞれ出力する第１脈波信号の波形および第２の脈波信号の波形を示す図である。

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、ＣＰＵ６０によって制御される。動作時には、ＣＰＵ６０は、図９Ａに示すように、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙ）における両側に配置された一対の電流印加用電極としての電極４１，４６間に高周波定電流ｉを流す。たとえば、高周波定電流ｉは、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの電流である。

ここで、電極４１，４６は、電極ユニット２００の両端側に位置する中継用電極２３１，２３６に接触し、当該中継用電極２３１，２３６によって、電極ユニット２００の両端側に位置する測定用電極２２１，２２６に電気的に接続されている。

また、第１脈波センサ４０１を構成する電極４２，４３は、当該電極４２，４３に対応する中継用電極２３２，２３３に接触し、当該中継用電極２３２，２３３によって、これらに対応する測定用電極２２２，２２３に電気的に接続されている。

さらに、第２脈波センサ４０２を構成する電極４４，４５は、当該電極４４，４５に対応する中継用電極２３４，２３５に接触し、当該中継用電極２３４，２３５によって、これらに対応する測定用電極２２４，２２５に電気的に接続されている。

電極４１，４６に高周波定電流ｉを流し、これらに対応する測定用電極２２１，２２６間に高周波定電流ｉが流れている状態で、通電および電圧検出回路４９は、測定用電極２２２，２２３間の電圧信号ｖ１および測定用電極２２４，２２５間の電圧信号ｖ２を第１脈波センサ４０１および第２脈波センサ４０２を介して検出する。

これらの電圧信号ｖ１，ｖ２は、それぞれ、左手首９０の掌側面９０ａのうち測定用電極２２２〜２２５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９Ｂ中に示すような山状の波形を有する第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２を時系列で出力する。本実施の形態においては、電圧信号ｖ１，ｖ２は、約１ｍＶ程度になっている。また、第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、たとえば１Ｖになっている。

なお、橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（ＰＷＶ）が１００ｃｍ／ｓ〜２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、第１脈波センサ４０１と第２脈波センサ４０２との間の実質的な間隔Ｄ１が２０ｍｍであることから、第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２間の時間差Δｔは１．０ｍｓ〜２．０ｍｓの範囲となる。

図９Ａ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となっている。押圧カフ２４は、橈骨動脈９１の動脈方向において、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電極４１，４６に跨って配置されている。また、固形物２２も、橈骨動脈９１の動脈方向において、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電極４１，４６に跨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、固形物２２を介して、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電極４１，４６を左手首９０の掌側面９０ａ側に向けて押圧する。

これにより、電極４１〜４６と中継用電極２３１〜２３６とを安定して接触させることができるとともに、測定用電極２２１〜２２６を安定して左手首に接触させることができる。なお、押圧カフ２４による押圧力は、適宜設定することができる。

本実施の形態においては、押圧部として押圧カフ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脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電極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る。これにより、精度よく脈波伝播時間に基づく血圧測定を行なうことができる。

図１０は、実施の形態１に係る脈波測定装置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な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。

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状態となっている。圧迫カフ２１は左手首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、左手首９０の周方向を一様に圧迫する。

ここで、圧迫カフ２１の内周面と左手首９０との間には、電極ユニット２００および複数の電極４１〜４６が存在しているが、これらは扁平であり厚さが薄い。このため、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、血管を十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よく行なうことができる。

図１１は、実施の形態１に係る脈波測定装置がオシロメトリック法による血圧測定を行なう際の動作フローを示す図である。

オシロメトリック法による血圧測定を行なう際には、使用者が本体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）、ＣＰＵ６０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、ＣＰＵ６０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（０ｍｍＨｇ調整）。

続いて、ＣＰＵ６０は、弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０によってポンプ３２を駆動して、圧迫カフ２１に空気を供給する。これにより、圧迫カフ２１を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳ３）。

この加圧過程で、ＣＰＵ６０は、血圧値を算出するために、第１圧力センサ３１によって、カフ圧をモニタし、これにより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脈波信号として取得する。

次に、ＣＰＵ６０は、第２血圧算出部として機能し、この時点で取得されている上記脈波信号に基づいて、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（収縮期血圧と拡張期血圧）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（ステップＳ５：ＮＯ）は、カフ圧が上限圧力に達していない限り、ステップＳ３〜Ｓ５の処理を繰り返す。なお、上限圧力は、安全のために、たとえば、３００ｍｍＨｇというように予め決定されている。

このようにして血圧値が算出できた場合（ステップＳ５：ＹＥＳ）には、ＣＰＵ６０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（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、上述のように加圧過程に限定されず、減圧過程において行なわれてもよい。

図１２は、実施の形態１に係る脈波測定装置が脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得して、当該脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行なう際の動作フローを示す図である。

図１２に示すように、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行なう際には、使用者が本体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（ステップＳ１０）、ＣＰＵ６０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（ステップＳ１１）。次に、ＣＰＵ６０は、弁３３を閉鎖するとともに、ポンプ駆動回路３２０によってポンプ３２を駆動して、押圧カフ２４に空気を供給する。これにより、押圧カフ２４を膨張させるとともに、カフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳ１２）。たとえば、カフ圧を５ｍｍＨｇ／ｓ程度の一定速度で連続的に高くしていく。なお、後述する相互相関係数ｒを算出するための時間を容易に確保できるように、カフ圧を段階的に高くしてもよい。

この加圧過程で、ＣＰＵ６０は、相互相関係数算出部として機能し、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２がそれぞれ時系列で出力する第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２を取得して、これら第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号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（ステップＳ１３）。

また、ＣＰＵ６０は、押圧力設定部として機能し、算出した相互相関係数ｒが予め決定された閾値Ｔｈを超えているか否かを判断する（ステップ１４）。たとえば、閾値Ｔｈは、０．９９である。

ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下である場合（ステップＳ１４：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。一方、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超える場合（ステップＳ１４：ＹＥＳ）には、ＣＰＵ６０は、ポンプ３２を停止して（ステップＳ１５）、カフ圧をその時点、すなわち、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。

この状態で、ＣＰＵ６０は、第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図９Ｂ参照）を脈波伝播時間ＰＴＴとして取得する（ステップＳ１６）。具体的には、図９Ｂにおける第１脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間として取得する。

このように脈波伝播時間を取得することにより、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ため、カフ圧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、使用者の身体的負担を軽減することができる。

次に、ＣＰＵ６０は、第１の血圧算出部として機能し、脈波伝播時間と血圧との間の予め決定された対応式を用いて、ステップＳ１６で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（ステップＳ１７）。

以上のようにして血圧を算出（推定）する場合には、上述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているため、血圧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。

本実施の形態においては、ステップＳ１８において、操作部５２によって測定停止が指示されていない場合（ステップＳ１８：ＮＯ）には、脈波伝播時間の算出（ステップＳ１６）と、血圧の算出（ステップＳ１７）とを、脈波に応じて第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ６０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、ステップＳ１８において測定停止が指示された場合（ステップＳ１８：ＹＥＳ）には、測定動作が終了する。

この脈波測定ユニット１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定によって、使用者の身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間に亘って連続的に測定することができる。

また、この脈波測定ユニット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なうことができる。これにより、使用者の利便性を高めることができる。

以上のように、脈波測定ユニット１にあっては、生体に装着が可能な電極ユニット２００が、互いに表裏の関係にある第１主面２１１および第２主面２１２を有するシート状の絶縁性の基材２１０、第１主面２１１に設けられた複数の測定用電極２２０と、第２主面２１２に設けられた複数の中継用電極２３０、および電極ユニット２００が生体の体表面に貼付けられた貼付け状態を維持するための粘着剤層２４０とを含むように構成され、複数の中継用電極２３０および複数の測定用電極２２０は、電気的に１対１に接続される。

また、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極を含み、生体に装着が可能な脈波測定ユニット１が、貼付け状態において電極ユニット２００を覆うように生体に巻付けが可能なベルト２０を含むように構成され、ベルト２０が電極ユニット２００を覆うように生体に巻付けられた巻付け状態において、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極のそれぞれが複数の中継用電極のいずれか１つと接触するように、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極が、ベルト２０の内周面２０ａに設けられる。

このように脈波測定装置１００が構成されることにより、脈波測定装置１００を生体に装着する際には、まず、電極ユニット２００が生体の体表面に貼り付けられることなる。電極ユニット２００は扁平で取扱いため、複数の測定用電極２２０が動脈の上方に位置するように電極ユニット２００を生体の体表面に容易に貼り付けることができる。これにより、複数の測定用電極２２０と生体の体表面との接触を良好に維持しつつ、測定用電極２２０が動脈の上方の位置からずれることを防止できる。

電極ユニット２００が貼り付けられた状態においては、複数の測定用電極２２０に１対１で電気的に接続された複数の中継用電極２３０が外側を向く。この状態において、内周面２０ａに一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極が設けられたベルト２０を、電極ユニット２００の外側から生体に巻付ける。

一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極のそれぞれは、複数の中継用電極２３０のいずれか１つに接触可能に設けられているため、ベルト２０の巻付け状態において、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極と複数の中継用電極２３０とを安定して接触させることができる。これにより、複数の中継用電極２３０によって、動脈の上方に位置するように生体の体表面に接触する複数の測定用電極２２０と、一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極とを対応付けて電気的に接続することができる。この結果、一対の電流印加用電極に印加し、一対の電圧計測用電極を用いて生体インピーダンスを精度よく測定することができる。

以上のように、実施の形態１に係る電極ユニット２００、脈波測定ユニット１、および脈波測定装置１００を用いることにより、脈波測定の測定精度を向上させることができる。

図１３から図１７は、実施の形態１に係る電極ユニットの製造方法の第１工程から第５工程を示す断面図である。図１３から図１７を参照して、実施の形態１に係る電極ユニット２００の製造方法の一例について説明する。

電極ユニット２００を製造するに際して、第１主面２１１側に金属層２７０が形成された基材２１０を準備する。基材２１０は、絶縁性のシート部材によって構成されている。金属層２７０は、数μｍから数十μｍの厚さを有する。金属層２７０は、電気伝導率が高く、生体への安全性の高い金属を用いることができる。

次に、図１４に示すように、基材２１０の第２主面２１２にレーザ光を照射することによって、基材２１０を貫通するように貫通孔２１３を形成する。貫通孔２１３は、基材２１０を貫通するが金属層２７０は貫通しない。なお、貫通孔２１３は、レーザ光照射以外の方法を採用してもよい。

次に、金属層２７０を覆うように基材２１０の第１主面２１１上にスクリーン印刷などの方法で、所望の測定用電極パターンに対応するレジストパターン（不図示）を印刷し、当該レジストパターンをマスクとしてエッチングを行なう。これにより、図１５に示すように、金属層２７０のうちレジストパターンで被覆されていない部分を除去する。その後、レジストパターンを除去する。これにより、基材２１０の第１主面２１１上に複数の測定用電極２２０が形成される。

次に、図１６に示すように、スクリーン印刷等を行ない貫通孔２１３が充填されるように基材２１０の第２主面２１２上に導電性ペーストを塗布する。続いて、導電性ペーストを焼成する。これにより、所望のパターンの複数の中継用電極２３０が形成される。

次に、図１７に示すように、複数の測定用電極２２０が露出するように、粘着剤層２４０を基材２１０の第１主面２１１上に形成する。たとえば、薄膜状の両面テープを第１主面２１１上に貼り付ける。以上のような工程を経て、実施の形態１に係る電極ユニット２００が形成される。

（実施の形態２）
図１８は、実施の形態２に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。図１９は、図１８に示すＸＩＸ−ＸＩＸ線に沿った断面図である。図１８および図１９を参照して、実施の形態２に係る電極ユニット２００Ａについて説明する。

図１８および図１９に示すように、実施の形態２に係る電極ユニット２００Ａは、実施の形態１に係る電極ユニット２００と比較した場合に、貫通孔２１３が形成されておらず、複数の中継用電極２３０Ａのそれぞれを複数の測定用電極２２０に接続する複数の配線部２５０をさらに備える点において相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の中継用電極２３０Ａは、基材２１０Ａの第２主面２１２上に形成されている。複数の測定用電極２２０は、基材２１０Ａの第１主面２１１上に形成されている。複数の配線部２５０は、互いに対応する中継用電極２３０Ａと測定用電極２２０とが並ぶ方向および複数の測定用電極２２０が並ぶ方向に直交する方向における基材２１０Ａの一端側の側面を跨いで、互いに対応する中継用電極２３０Ａと測定用電極２２０とを接続するように第１主面２１１上および第２主面２１２上に設けられている。

基材２１０Ａは、一枚の絶縁性のシート部材２６０（図２０参照）を折り返すことにより形成されている。具体的には、基材２１０Ａは、シート部材２６０を裏面２６０ｂ（図２０参照）同士が対向するように折り返して構成されている。

以上のように構成される場合であっても、実施の形態２に係る電極ユニット２００Ａは、実施の形態１に係る電極ユニット２００とほぼ同様の効果が得られる。

図２０は、実施の形態２に係る電極ユニットの展開図である。図２０を参照して、実施の形態２に係る電極ユニット２００Ａの製造方法について説明する。

図２０に示すように、電極ユニット２００Ａを製造するに際して、まず、おもて面２６０ａおよび裏面２６０ｂを有し、おもて面２６０ａ側に、複数の測定用電極２２０、複数の中継用電極２３０Ａ、および複数の配線部２５０がパターニングされた（形成された）絶縁性のシート部材２６０を準備する。複数の測定用電極２２０、複数の中継用電極２３０Ａ、および複数の配線部２５０は、スクリーン印刷法、スパッタ法等によって、同一部材で一体に構成されていることが好ましい。

次に、シート部材２６０の裏面２６０ｂ同士が対向するように折り返し線Ｃにてシート部材２６０を折り返す。折り返し線Ｃは、折り返し前の状態において、互いに対応する中継用電極２３０Ａおよび測定用電極２２０との間に位置し、複数の測定用電極２２０が並ぶ方向と平行に延在する。

シート部材２６０を折り返して裏面２６０ｂ同士を接着剤等によって接着することにより、基材２１０が形成される。複数の測定用電極２２０が形成されている側のシート部材２６０のおもて面２６０ａは、基材２１０の第１主面２１１となり、複数の中継用電極２３０Ａが形成されている側のシート部材２６０のおもて面２６０ａ側は、基材２１０の第２主面２１２となる。

次に、基材２１０の第１主面２１１に、複数の測定用電極２２０および複数の配線部２５０が露出するように粘着剤層２４０を形成する。以上の工程を経て、実施の形態２に係る電極ユニット２００Ａが形成される。

なお、粘着剤層２４０を形成する工程は、シート部材２６０を準備する工程に含まれていてもよい。この場合には、シート部材２６０として、粘着剤層２４０は、複数の測定用電極２２０、複数の中継用電極２３０Ａ、および複数の配線部２５０とともに、予めシート部材２６０に形成されたものを準備する。また、粘着剤層２４０は、シート部材２６０を折り返す前に形成してもよい。さらに、複数の配線部２５０を保護層で覆ってもよい。

（実施の形態３）
図２１は、実施の形態３に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。図２２は、実施の形態３に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。図２１および図２２を参照して、実施の形態３に係る電極ユニット２００Ｂについて説明する。

図２１および図２２に示すように、実施の形態３に係る電極ユニット２００Ｂは、実施の形態１に係る電極ユニット２００と比較した場合に、複数の中継用電極２３０Ｂの大きさが相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の中継用電極２３０Ｂは、第１主面２１１および第２主面２１２が相対する方向（基材２１０の厚み方向）と複数の測定用電極２２０が並ぶ方向とに直交する方向において、基材２１０の大きさよりもわずかに小さくなるように構成されている。

図２３は、実施の形態３に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。なお、図２３においては、貼付け状態の電極ユニット２００Ｂの第２主面２１２側の平面図を示し、この平面図上に橈骨動脈９１および複数の電極４１〜４６を重ねて図示し、二点鎖線で示している。

図２３に示すように、電極ユニット２００Ｂが左手首に貼り付けられた状態で、複数の電極４１〜４６のそれぞれが複数の中継用電極２３０Ｂのいずれか１つに接触するように、ベルト２０が左手首に巻き付けられている。この状態においては、基材２１０についての平面視において、複数の電極４１〜４６のそれぞれは、中継用電極２３０Ｂの内側に位置する。

すなわち、ベルト２０の幅方向における複数の電極４１〜４６の幅は、当該幅方向における複数の中継用電極２３０Ｂの幅よりも小さくなっている。また、ベルト２０の長さ方向における複数の電極４１〜４６の長さは、当該長さ方向における複数の中継用電極２３０Ｂの長さよりも短くなっている。

このように構成される場合であっても、実施の形態３に係る電極ユニット２００Ｂは、実施の形態１に係る電極ユニット２００とほぼ同様の効果が得られる。

加えて、実施の形態３に係る電極ユニット２００Ｂを備えた脈波測定装置においては、複数の電極４１〜４６と複数の中継用電極２３０Ｂとが上記のような大きさの関係を有することにより、ベルト２０を左手首に巻き付ける際に、複数の電極４１〜４６と複数の中継用電極２３０Ｂとの位置合わせを容易に行なうことができる。これにより、脈波測定ユニット１を容易に生体に装着させることができる。

なお、実施の形態３に係る電極ユニット２００Ｂは、実施の形態１に係る製造方法に基本的に準拠して製造される。

（実施の形態４）
図２４は、実施の形態４に係る脈波測定装置を示す斜視図である。図２４を参照して、実施の形態４に係る脈波測定装置１００Ｃについて説明する。

図２４に示すように、実施の形態４に係る脈波測定装置１００Ｃは、実施の形態１に係る脈波測定装置１００と比較した場合に、脈波測定ユニット１Ｃの構成が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

実施の形態４に係る脈波測定ユニット１Ｃは、実施の形態１に係る脈波測定ユニット１と比較した場合に、複数の電極４１〜４６の形状が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

一対の電流印加用電極としての電極４１，４６および一対の電圧計測用電極としての電極４２，４３を含む複数の電極４１〜４６は、それぞれ、ベルト２０の長さ方向において、ベルト２０の一端側から他端側にかけて延在するように設けられている。

以上のように構成される場合であっても実施の形態４に係る脈波測定装置１００Ｃは、実施の形態１に係る脈波測定装置１００とほぼ同様の効果が得られる。

加えて、複数の電極４１〜４６がベルト２０の一端側から他端側にかけて延在するように設けられることにより、複数の電極４１〜４６が貼付け状態にある電極ユニット２００Ｃの複数の中継用電極２３０に接触するようにベルト２０を巻き付ける際に、周方向における位置合わせが不要となる。これにより、複数の電極４１〜４６と対応する複数の中継用電極２３０Ｃとの位置合わせを容易に行なうことができる。

（実施の形態５）
図２５は、実施の形態５に係る脈波測定装置を示す斜視図である。図２５を参照して、実施の形態５に係る脈波測定装置１００Ｄについて説明する。

図２５に示すように、実施の形態５に係る脈波測定装置１００Ｄは、実施の形態１に係る脈波測定装置１００と比較した場合に、脈波測定ユニット１Ｄの構成および電極ユニット２００Ｄの構成が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

実施の形態５に係る脈波測定ユニット１Ｄは、実施の形態１に係る脈波測定ユニット１と比較した場合に、複数の電極４１〜４６の配置が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の電極４１〜４６は、行列状に配置されている。具体的には、複数の電極４１〜４６は、３行２列に配置されている。

電極４１，４２は、ベルト２０の長さ方向に沿って並んで配置されている。電極４３，４４は、ベルト２０の長さ方向に沿って並んで配置されている。電極４５，４６は、ベルト２０の長さ方向に沿って並んで配置されている。

電極４１，４３，４５は、ベルト２０の幅方向に沿って並んで配置されている。電極４２，４４，４６は、ベルト２０の幅方向に沿って並んで配置されている。

図２６は、実施の形態５に係る電極ユニットの第１主面側を示す平面図である。図２７は、実施の形態５に係る電極ユニットの第２主面側を示す平面図である。図２６から図２７を参照して、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄについて説明する。

図２６および図２７に示すように、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄは、実施の形態１に係る電極ユニット２００と比較した場合に、貫通孔２１３が形成されておらず、複数の中継用電極２３０Ｄのそれぞれを複数の測定用電極２２０に接続する複数の配線部２５０をさらに備える点において相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の中継用電極２３０Ｄは、基材２１０Ａの第２主面２１２上に形成されている。複数の中継用電極２３０Ｄは、行列状に配置されている。複数の中継用電極２３０Ｄは、基材２１０Ａを複数の中継用電極２３０Ｄの個数に応じて行列状に分割した大きさよりもわずかに小さくなるように構成されている。

複数の測定用電極２２０は、基材２１０Ａの第１主面２１１上に形成されている。複数の配線部２５０は、互いに対応する中継用電極２３０Ｄと測定用電極２２０とが並ぶ方向および複数の測定用電極２２０が並ぶ方向に直交する方向における基材２１０Ａの一端側の側面を跨いで、互いに対応する中継用電極２３０Ｄと測定用電極２２０とを接続するように第１主面２１１上および第２主面２１２上に設けられている。

基材２１０Ａは、一枚の絶縁性のシート部材２６０（図２９参照）を折り返すことにより形成されている。具体的には、基材２１０Ａは、シート部材２６０を裏面２６０ｂ（図２９参照）同士が対向するように折り返して構成されている。

図２８は、実施の形態５に係る脈波測定装置が左手首に装着された状態における、橈骨動脈、電極ユニットの測定用電極および中継用電極、ならびに脈波測定ユニットの電極との位置関係を示す平面図である。なお、図２８においては、貼付け状態の電極ユニット２００Ｄの第２主面２１２側の平面図を示し、この平面図上に橈骨動脈９１および複数の電極４１〜４６を重ねて図示し、二点鎖線で示している。

図２８に示すように、電極ユニット２００Ｄが左手首に貼り付けられた状態で、複数の電極４１〜４６のそれぞれが複数の中継用電極２３０Ｄのいずれか１つに接触するように、ベルト２０が左手首に巻き付けられている。この状態においては、基材２１０Ａの第１主面２１１および第２主面２１２が並ぶ方向に沿って見た場合に、基材２１０Ａについての平面視において、複数の電極４１〜４６のそれぞれは、中継用電極２３０Ｄの内側に位置する。

すなわち、ベルト２０の幅方向における複数の電極４１〜４６の幅は、当該幅方向における複数の中継用電極２３０Ｄの幅よりも小さくなっている。また、ベルト２０の長さ方向における複数の電極４１〜４６の長さは、当該長さ方向における複数の中継用電極２３０Ｄの長さよりも短くなっている。

このように構成される場合であっても、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄは、実施の形態１に係る電極ユニット２００とほぼ同様の効果が得られる。

加えて、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄを備えた脈波測定装置１００Ｄにおいては、複数の電極４１〜４６と複数の中継用電極２３０Ｄとが上記のような大きさの関係を有することにより、ベルト２０を左手首に巻き付ける際に、複数の電極４１〜４６と複数の中継用電極２３０Ｄとの位置合わせを容易に行なうことができる。これにより、脈波測定ユニット１Ｄを容易に生体に装着させることができる。

図２９は、実施の形態５に係る電極ユニットの展開図である。図２９を参照して、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄの製造方法について説明する。

図２９に示すように、電極ユニット２００Ｄを製造するに際して、まず、おもて面２６０ａおよび裏面２６０ｂを有し、おもて面２６０ａ側に、複数の測定用電極２２０、複数の中継用電極２３０Ｄ、および複数の配線部２５０がパターニングされた絶縁性のシート部材２６０を準備する。

次に、シート部材２６０の裏面２６０ｂ同士が対向するように折り返し線Ｃにてシート部材２６０を折り返す。シート部材２６０を折り返して裏面２６０ｂ同士を接着剤等によって接着することにより、基材２１０が形成される。

次に、基材２１０の第１主面２１１に、複数の測定用電極２２０および複数の配線部２５０が露出するように粘着剤層２４０を形成する。以上の工程を経て、実施の形態５に係る電極ユニット２００Ｄが形成される。

なお、粘着剤層２４０を形成する工程は、シート部材２６０を準備する工程に含まれていてもよい。また、粘着剤層２４０は、シート部材２６０を折り返す前に形成してもよい。配線部２５０を保護層で覆ってもよい。

上述の実施の形態として例示した構成は、本発明の構成の一例であり、別の公知の技術と組み合わせることも可能であるし、本発明の要旨を逸脱しない範囲で、一部を省略する等、変更して構成することも可能である。

上述した実施の形態においては、脈波測定ユニットが、血圧測定機能を有する血圧計である場合を例示して説明したが、これに限定されず、血圧を推定する血圧推定装置であってもよい。この場合には、脈波測定ユニットにあっては、圧迫カフが省略されていてもよく、さらには、押圧カフおよび固形物が省略されていてもよい。圧迫カフおよび押圧カフが省略される場合には、圧力センサ、ポンプ、ポンプ駆動回路、エア配管、切替弁等を省略することができ、脈波測定ユニットの構成を簡素化することができる。

以上、今回発明された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではない。本発明の範囲は特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれる。

１，１Ｃ，１Ｄ 脈波測定ユニット、１０ 本体、１０ｂ 底面、１５ バックル、２０ ベルト、２０ａ 内周面、２０ｂ 外周面、２０ｅ，２０ｆ 端部、２１ 圧迫カフ、２１ａ 外周面、２２ 固形物、２３ 帯状体、２３ａ 内周面、２４ 押圧カフ、２５ 第１板状体材、２５ｅ，２５ｆ 端部、２６ 第２板状体材、２６ｅ，２６ｆ 端部、２７，２８ 連結棒、２９ 固定部、３１ 第１圧力センサ、３２ ポンプ、３３ 弁、３４ 第２圧力センサ、３５ 切替弁、３８ａ，３８ｂ，３９ａ，３９ｂ エア配管、４０ インピーダンス測定部、４１，４２，４３，４４，４５，４６ 電極、４９ 通電および電圧検出回路、５０ 表示器、５１ メモリ、５２ 操作部、５３ 電池、５９ 通信部、７１，７２ 配線、９０ 左手首、９０ａ 掌側面、９１ 橈骨動脈、１００，１００Ｃ，１００Ｄ 脈波測定装置、２００，２００Ａ，２００Ｂ，２００Ｃ，２００Ｄ 電極ユニット、２１０，２１０Ａ 基材、２１１ 第１主面、２１２ 第２主面、２１３ 貫通孔、２２０，２２１，２２２，２２３，２２４，２２５，２２６ 測定用電極、２３０，２３０Ａ，２３０Ｂ，２３０Ｃ，２３０Ｄ，２３１，２３２，２３３，２３４，２３５，２３６ 中継用電極、２４０ 粘着剤層、２５０ 配線部、２６０ シート部材、２６０ａ おもて面、２６０ｂ 裏面、２７０ 金属層、３１０ 発振回路、３２０ ポンプ駆動回路、３４０ 発振回路、４０１ 第１脈波センサ、４０２ 第２脈波センサ、９００ ネットワーク。

Claims (14)

1. 生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を測定する脈波測定装置であって、
   生体に装着が可能な電極ユニットと、
   一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極を含み、生体に装着が可能な脈波測定ユニットとを備え、
   前記電極ユニットは、互いに表裏の関係にある第１主面および第２主面を有するシート状の絶縁性の基材と、前記第１主面に設けられた複数の測定用電極と、前記第２主面に設けられ、前記複数の測定用電極と電気的に１対１に接続された複数の中継用電極と、当該電極ユニットが生体の体表面に貼付けられた貼付け状態を維持するための粘着剤層とを含み、
   前記脈波測定ユニットは、前記貼付け状態において前記電極ユニットを覆うように生体に巻付けが可能なベルト部材を含み、
   前記ベルト部材が前記電極ユニットを覆うように生体に巻付けられた巻付け状態において、前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極のそれぞれが前記複数の中継用電極のいずれか１つと接触するように、前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極が、前記ベルト部材の内周面に設けられており、
   前記ベルト部材は、前記巻付け状態において前記ベルト部材の周方向に沿って設けられた第１カフと、前記巻付け状態において前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極が設けられた領域に対応する領域を押圧可能に設けられた第２カフと、を含む、脈波測定装置。
2. 前記複数の中継用電極の各々の大きさは、前記複数の測定用電極の各々の大きさよりも大きい、請求項１に記載の脈波測定装置。
3. 前記複数の測定用電極は、列状に並んで配置され、
   前記複数の中継用電極は、前記複数の測定用電極が並ぶ方向と平行な方向に並んで配置されている、請求項１または２に記載の脈波測定装置。
4. 前記複数の中継用電極および前記複数の測定用電極は、前記基材についての平面視において、電気的に接続された電極同士が互いに重なる位置に設けられている、請求項１から３のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
5. 前記複数の中継用電極は、行列状に配置されている、請求項１または２に記載の脈波測定装置。
6. 前記電極ユニットは、前記複数の中継用電極のそれぞれを前記複数の測定用電極に接続する複数の配線部をさらに含み、
   前記基材は、おもて面および裏面を有する絶縁性シート部材を前記裏面同士が対向するように折り返して構成されており、
   前記絶縁性シート部材の前記おもて面に前記複数の測定用電極、前記複数の中継用電極および前記複数の配線部が形成されている、請求項１から５のいずれか１項に記載の脈波測定装置。
7. 前記ベルト部材は、前記巻付け状態において前記周方向となる長さ方向、および前記長さ方向に直交する幅方向を有し、
   前記幅方向における前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極の幅は、前記幅方向における前記中継用電極の幅よりも小さい、請求項１に記載の脈波測定装置。
8. 前記長さ方向における前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極の長さは、前記長さ方向における前記複数の中継用電極の長さよりも短い、請求項７に記載の脈波測定装置。
9. 前記複数の中継用電極は、行列状に配置され、
   前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極は、行列状に配置される、請求項８に記載の脈波測定装置。
10. 前記長さ方向における前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極の長さは、前記長さ方向における前記複数の中継用電極の長さよりも長い、請求項７または８に記載の脈波測定装置。
11. 生体インピーダンスの変動を計測することによって動脈の容積脈波を測定するために生体に装着可能に構成された脈波測定ユニットであって、
    一対の電流印加用電極および一対の電圧計測用電極と、
    生体の体表面に貼付け可能に構成されかつシート状の絶縁性の基材の表裏面に複数の測定用電極および当該複数の測定用電極と電気的に１対１に接続された複数の中継用電極が設けられた電極ユニットが生体の体表面に貼付けられた状態で、電極ユニットを覆うように生体に巻付けが可能なベルト部材と、を備え、
    前記ベルト部材が電極ユニットを覆うように生体に巻付けられた巻付け状態において、前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極のそれぞれが複数の中継用電極のいずれか１つと接触するように、前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極が、前記ベルト部材の内周面に設けられており、
    前記ベルト部材は、前記巻付け状態において前記ベルト部材の周方向に沿って設けられた第１カフと、前記巻付け状態において前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極が設けられた領域に対応する領域を押圧可能に設けられた第２カフと、を含む、脈波測定ユニット。
12. 前記ベルト部材は、前記巻付け状態において前記周方向となる長さ方向と、当該長さ方向に直交する幅方向を有し、
    前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極は、前記幅方向に並んで配置されている、請求項１１に記載の脈波測定ユニット。
13. 前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極は、前記長さ方向において前記ベルト部材の一端側から他端側にかけて延在する、請求項１２に記載の脈波測定ユニット。
14. 前記一対の電流印加用電極および前記一対の電圧計測用電極は、行列状に配置される、請求項１３に記載の脈波測定ユニット。

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