JP7118784B2 - 脈波伝播時間測定装置及び血圧測定装置 - Google Patents

Description

本発明は、脈波伝播時間を非侵襲的に測定する脈波伝播時間測定装置、及び脈波伝播時間測定装置を用いた血圧測定装置に関する。

脈波伝播時間（ＰＴＴ：Pulse Transit Time）を測定する方法として、動脈上の２点で脈波の検出を行い、脈波が２点間の距離を伝播するのに要した時間を脈波伝播時間として算出する方法がある。脈波伝播時間測定の時間分解能を上げるために、２点間の距離をより長くすることが望まれる。

引用文献１には、上腕部及び肘と手首との中間部の２つの部位で、脈波によって生じる生体インピーダンスの変化をモニタすることで、脈波伝播時間を測定する技術が開示されている。

特許第４１０５７３８号公報

特許文献１に開示された技術では、肩、手首、上腕部、及び肘と手首との中間部の４つの部位それぞれに電極を装着する必要がある。このため、長時間にわたって測定を行う場合などにおいては、装着によるユーザの身体的負担が大きい。

本発明は、上記の事情に着目してなされたものであり、その目的は、装着によるユーザの身体的負担が小さい脈波伝播時間測定装置及び血圧測定装置を提供することである。

本発明は、上記課題を解決するために、以下の態様を採用する。

第１の態様に係る脈波伝播時間測定装置は、ユーザの被測定部位に巻き付けられるベルト部と、前記ベルト部に設けられ、第１の電極、第２の電極、第３の電極及び第４の電極を含む電極群と、前記第１の電極と前記第２の電極との間に交流電流を印加する電流源と、前記第３の電極と前記第４の電極との間の電位差信号を検出する電位差信号検出部と、前記電位差信号に基づいて、前記ユーザの心臓の電気的活動を表す波形信号である心電図を取得する心電図取得部と、前記電位差信号に基づいて、前記ユーザの前記被測定部位における電気インピーダンスを表す波形信号を脈波信号として取得する脈波信号取得部と、前記心電図及び前記脈波信号に基づいて脈波伝播時間を算出する脈波伝播時間算出部と、を備える。

上記の構成によれば、ベルト部をユーザの被測定部位に巻き付けると、電極群がユーザに取り付けられる。このため、ユーザは１つの装置を装着するだけで脈波伝播時間を測定することが可能になる。したがって、ユーザへの装着が容易であり、装置を装着していることによる身体的負担が小さい。
さらに、心電図を取得する回路（ＥＣＧセンサ）と脈波信号を取得する回路（脈波センサ）とが第３の電極、第４の電極、及び電位差信号検出部を共有している。これにより、ベルト部を小型化できるとともに、部品コストを削減することができる。

第１の態様において、前記電極群は、前記第３の電極を複数含んでよく、前記複数の第３の電極は、一方向に配列されている。この場合、脈波伝播時間測定装置は、前記複数の第３の電極間で前記電位差信号検出部に接続する第３の電極を切り替える第１のスイッチ回路をさらに備える。

上記の構成によれば、信号対雑音比がより高い心電図及び脈波信号を取得することが可能になる。その結果、脈波伝播時間の測定確度を向上することができる。

第１の態様において、前記電極群は、前記第４の電極を複数含んでよく、前記複数の第４の電極は、前記一方向に配列されている。この場合、脈波伝播時間測定装置は、前記複数の第４の電極間で前記電位差信号検出部に接続する第４の電極を切り替える第２のスイッチ回路をさらに備える。

上記の構成によれば、信号対雑音比がより高い心電図及び脈波信号を取得することが可能になる。その結果、脈波伝播時間の測定確度を向上することができる。

第２の態様に係る脈波伝播時間測定装置は、ユーザの被測定部位に巻き付けられるベルト部と、前記ベルト部に設けられた電極群であって、第１の電極と、第２の電極と、一列に配列された複数の第３の電極と、第４の電極と、を含む電極群と、前記第１の電極と前記第２の電極との間に交流電流を印加する電流源と、前記複数の第３の電極のうちの１つと前記第４の電極との間の電位差信号である第１の電位差信号を検出する第１の電位差信号検出部と、前記第１の電位差信号に基づいて、前記ユーザの前記被測定部位における電気インピーダンスを表す波形信号を脈波信号として取得する脈波信号取得部と、前記複数の第３の電極の中から選択された２つの第３の電極間の電位差信号である第２の電位差信号を検出する第２の電位差信号検出部と、前記第２の電位差信号に基づいて、前記ユーザの心臓の電気的活動を表す波形信号である心電図を取得する心電図取得部と、前記心電図及び前記脈波信号に基づいて脈波伝播時間を算出する脈波伝播時間算出部と、を備える。

上記の構成によれば、第１の態様に係る脈波伝播時間測定装置に関して説明したものと同様の効果が得られる。

第３の態様に係る血圧測定装置は、上記の脈波伝播時間測定装置と、前記算出された脈波伝播時間に基づいて第１の血圧値を算出する第１の血圧値算出部と、を備える。

上記の構成によれば、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。

第３の態様において、血圧測定装置は、前記ベルト部に設けられた押圧カフと、前記押圧カフに流体を供給する流体供給部と、前記押圧カフ内の圧力を検出する圧力センサと、前記圧力センサの出力に基づいて第２の血圧値を算出する第２の血圧値算出部と、をさらに備えてもよい。

上記の構成によれば、連続血圧測定（脈波伝播時間に基づく血圧測定）及びオシロメトリック法による血圧測定を１つのデバイスで行うことが可能になる。その結果、ユーザにとって利便性が高い。

本発明によれば、装着によるユーザの身体的負担が小さい脈波伝播時間測定装置及び血圧測定装置を提供することができる。

一実施形態に係る血圧測定装置を例示する図。 図１に示した血圧測定装置の外観を例示する図。 図１に示した血圧測定装置の外観を例示する図。 図１に示した血圧測定装置の断面を例示する図。 図１に示した血圧測定装置の制御系のハードウェア構成を例示するブロック図。 図１に示した血圧測定装置のソフトウェア構成を例示するブロック図。 図６に示した脈波伝播時間算出部が脈波伝播時間を算出する方法を説明する図。 図１に示した血圧測定装置が脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う動作を例示するフローチャート。 図１に示した血圧測定装置がオシロメトリック法による血圧測定を行う動作を例示するフローチャート。 オシロメトリック法による血圧測定におけるカフ圧及び脈波信号の変化を示す図。 一実施形態に係る押圧カフを用いて電極と上腕との接触状態を調整する方法を例示するフローチャート。 一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する図。 一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する図。 図１３に示した血圧測定装置の制御系のハードウェア構成を例示するブロック図。 一実施形態に係る、脈波信号及び心電図を取得するために使用する検出電極対を選択する方法を例示するフローチャート。 一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する図。 一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する図。 図１７に示した血圧測定装置の制御系のハードウェア構成を例示するブロック図。

以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。

［適用例］
図１を参照して、本発明が適用される場面の一例について説明する。図１は、一実施形態に係る血圧測定装置１０を例示する。血圧測定装置１０は、ウェアラブルデバイスであり、ユーザの被測定部位としての上腕７０に装着される。血圧測定装置１０は、ベルト部２０、第１の血圧測定部３０、及び第２の血圧測定部５０を備える。

ベルト部２０は、ユーザの上腕７０に巻き付けられる部材であり、血圧測定装置１０をユーザの上腕７０に装着するために使用される。

第１の血圧測定部３０及び第２の血圧測定部５０はベルト部２０に設けられている。第１の血圧測定部３０は、ユーザの脈波伝播時間を非侵襲的に測定し、測定した脈波伝播時間に基づいて血圧値を算出する。第１の血圧測定部３０は、一心拍ごとの血圧値を得る連続血圧測定を行うことができる。第２の血圧測定部５０は、第１の血圧測定部３０とは異なる方式で血圧測定を行う。第２の血圧測定部５０は、例えばオシロメトリック法又はコロトコフ法に基づいており、特定のタイミングで、例えばユーザによる操作に応答して、血圧測定を行う。第２の血圧測定部５０は、第１の血圧測定部３０よりも正確に血圧を測定することができる。

第１の血圧測定部３０は、電流電極３１、３２、検出電極３３、３４、電流源３５、電位差信号検出部３６、脈波信号取得部３７、心電図取得部３８、脈波伝播時間算出部３９、及び血圧値算出部４０を備える。

電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４は、血圧測定装置１０がユーザの上腕７０に装着された状態（以下、単に「装着状態」と称する）でユーザの上腕７０の皮膚に接するように、ベルト部２０の内周面に配置されている。ベルト部２０の内周面は、ベルト部２０の表面のうち、装着状態でユーザの上腕７０に面する部分である。装着状態では電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４は外部から見えないが、図１では、説明のために電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４が示されている。検出電極３３、３４は電流電極３１、３２間に配置される。より具体的には、電流電極３１、検出電極３３、検出電極３４及び電流電極３２は、この順番にベルト部２０の幅方向に並んでいる。ベルト部２０の幅方向は、装着状態で上腕７０を通る上腕動脈に沿った方向に対応する。電流電極３１、３２は、本発明の第１の電極及び第２の電極に相当し、検出電極３３、３４は、本発明の第３の電極及び第４の電極に相当する。

電流電極３１、３２は、電流源３５に接続されており、電流源３５は、電流電極３１、３２間に交流電流を印加する。交流電流は、後述する脈波信号を取得するために印加される。交流電流は、例えば、正弦波電流である。検出電極３３、３４は、電位差信号検出部３６に接続されており、電位差信号検出部３６は、検出電極３３、３４間の電位差信号を検出する。電位差信号は、心電図取得部３８及び脈波信号取得部３７に出力される。

脈波信号取得部３７は、電位差信号検出部３６から受け取った電位差信号に基づいて、ユーザの上腕７０における生体インピーダンスを表す波形信号を脈波信号として取得する。ユーザの上腕７０における生体インピーダンスは上腕動脈の血流によって変化する。したがって、ユーザの上腕７０における生体インピーダンスを表す波形信号は、ユーザの上腕７０における容積脈波を間接的に表す。インピーダンスを表す波形信号は、インピーダンスを直接的に表す信号に限らず、例えば上腕７０に交流電流が流されている場合における降下電圧のように、インピーダンスを間接的に表す信号であってもよい。本実施形態では、電流電極３１、３２、検出電極３３、３４、電流源３５、電位差信号検出部３６、脈波信号取得部３７を脈波センサと総称する。

心電図取得部３８は、電位差信号検出部３６から受け取った電位差信号に基づいてユーザの心電図（ＥＣＧ：ElectroCardioGram）を取得する。心電図は、ユーザの心臓の電気的活動を表す波形信号である。本実施形態では、検出電極３３、３４、電位差信号検出部３６、及び心電図取得部３８をＥＣＧ（ElectroCardioGraphic）センサと総称する。

脈波伝播時間算出部３９は、脈波信号取得部３７から脈波信号を受け取り、心電図取得部３８から心電図を受け取る。脈波伝播時間算出部３９は、心電図の波形特徴点と脈波信号の波形特徴点との間の時間差に基づいて脈波伝播時間を算出する。例えば、脈波伝播時間算出部３９は、心電図の波形特徴点と脈波信号の波形特徴点との間の時間差を算出し、算出した時間差を脈波伝播時間として出力する。心電図の波形特徴点は、例えば、Ｒ波に対応するピーク点であり、脈波信号の波形特徴点は、例えば、立ち上がり点である。本実施形態では、脈波伝播時間は、心臓から上腕まで脈波が動脈を伝播するのに要した時間に相当する。このため、上腕７０における２点間で脈波伝播時間を測定する場合に比べて、時間分解能が向上する。

血圧値算出部４０は、脈波伝播時間算出部３９により算出された脈波伝播時間と血圧算出式とに基づいて血圧値を算出する。血圧算出式は、脈波伝播時間と血圧との間の相関関係を表す関係式である。血圧算出式の一例を下記に示す。
ＳＢＰ＝Ａ_１／ＰＴＴ^２＋Ａ_２ ・・・（１）
ここで、ＳＢＰは収縮期血圧を表し、ＰＴＴは脈波伝播時間を表し、Ａ_１、Ａ_２はパラメータである。

脈波伝播時間算出部３９は一心拍ごとの脈波伝播時間を算出することができ、したがって、血圧値算出部４０は一心拍ごとの血圧値を算出することができる。

以上のように、本実施形態では、ＥＣＧセンサ及び脈波センサがともにベルト部２０に設けられている。これにより、単にベルト部２０を上腕に巻き付けることで、ＥＣＧセンサ及び脈波センサの両方をユーザに取り付けることが可能になる。このため、ユーザへの装着が容易であるとともに、血圧測定装置１０を装着していることによるユーザの身体的負担（装着負担ともいう）を軽減することができる。

さらに、ＥＣＧセンサと脈波センサとが検出電極３３、３４及び電位差信号検出部３６を共有する。これにより、血圧測定装置１０を小型化することが可能になり、さらに、部品コストを削減することができる。血圧測定装置１０の小型化は、装着負担の軽減に寄与する。

以下に、血圧測定装置１０をより具体的に説明する。
［構成例］
（ハードウェア構成）
図２から図６を参照して、本実施形態に係る血圧測定装置１０のハードウェア構成の一例を説明する。
図２及び図３は、血圧測定装置１０の外観を例示する平面図である。具体的には、図２は、ベルト部２０の外周面側から見た血圧測定装置１０を示し、図３は、ベルト部２０の内周面側から見た血圧測定装置１０を示している。図４は、装着状態での血圧測定装置１０の断面を示している。

図２に示されるように、ベルト部２０は、ベルト２１及び本体２２を備える。ベルト２１は、上腕７０を取り巻いて装着される帯状の部材を指し、バンド又はカフなどの別の名称で呼ばれることもある。ベルト２１は、外周面２１１及び内周面２１２を有する。内周面２１２は、装着状態でユーザの上腕７０に面する表面であり、外周面２１１は、内周面２１２とは反対側の表面である。

本体２２は、ベルト２１に取り付けられている。本体２２は、表示部５０６及び操作部５０７とともに、後述する制御部５０１（図５に示される）などの構成要素を収容する。表示部５０６は、血圧測定結果などの情報を表示する表示装置である。表示装置としては、例えば、液晶表示装置（ＬＣＤ）又は有機ＥＬ（Electro-Luminescence）ディスプレイを使用することができる。有機ＥＬディスプレイは、ＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイと呼ばれることもある。操作部５０７は、ユーザが血圧測定装置１０に対する指示を入力することを可能にする入力装置である。図２の例では、操作部５０７は複数のプッシュ式ボタンを含む。表示装置及び入力装置を兼ねたタッチスクリーンが使用されてもよい。本体２２には、スピーカ又は圧電サウンダなどの発音体が設けられていてもよい。本体２２には、ユーザが音声で指示を入力することができるように、マイクロフォンが設けられていてもよい。

ベルト２１は、ベルト部２０を上腕に着脱可能にする装着部材を備える。図２及び図３に示される例では、装着部材は、多数のループを有するループ面２１３と複数のフックを有するフック面２１４とを有する面ファスナである。ループ面２１３は、ベルト２１の外周面２１１上であってベルト２１の長手方向の端部２１５Ａに配置されている。長手方向は、装着状態で上腕の周方向に対応する。フック面２１４は、ベルト２１の内周面２１２上であってベルト２１の長手方向の端部２１５Ｂに配置されている。端部２１５Ｂは、ベルト２１の長手方向において端部２１５Ａと対向する。ループ面２１３及びフック面２１４を互いに押し付けると、ループ面２１３及びフック面２１４が結合する。また、ループ面２１３及びフック面２１４を互いに離れるように引っ張ることで、ループ面２１３及びフック面２１４が分離する。

図３に示されるように、ベルト２１の内周面２１２には、電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４が配置されている。電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４は、ベルト２１の長手方向に長い形状を有する。血圧測定装置１０においては、使用可能な上腕周長の範囲が設定される。例えば、血圧測定装置１０は、上腕周長が２２０～３２０ｍｍの範囲内のユーザにとって使用可能とされる。ベルト２１の長手方向における電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４の寸法は、例えば、上腕周長に関する上限値（例えば３２０ｍｍ）に等しい。この場合、血圧測定装置１０を使用可能な任意のユーザについて、電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４は上腕７０を全周にわたって取り囲む。

なお、ベルト２１の長手方向における電極（例えば検出電極３３）の寸法は、電極が上腕７０の一部を取り囲むような値であってもよい。一例では、電極は、上腕周長に関する上限値の二分の一の長さ（例えば１６０ｍｍ）を有する。他の例では、電極は、上腕周長に関する上限値の四分の三の長さ（例えば２４０ｍｍ）を有する。

また、ベルト２１の長手方向における電流電極３１、３２の寸法は、検出電極３３、３４と同じであってもよく、検出電極３３、３４より長くてもよく、検出電極３３、３４より短くてもよい。

電流電極３１及び検出電極３３は、ベルト２１の中枢側端部２１８Ａに配置されている。ベルト２１の中枢側端部２１８Ａは、ベルト２１の幅方向に関するベルト２１の端部であって、装着状態で中枢側（肩側）に位置する端部である。中枢側端部２１８Ａの幅は、例えば、ベルト２１の全幅の四分の一である。電流電極３１は、検出電極３３よりも中枢側に位置する。

電流電極３２及び検出電極３４は、ベルト２１の末梢側端部２１８Ｃに配置されている。ベルト２１の末梢側端部２１８Ｃは、ベルト２１の幅方向に関するベルト２１の端部であって、装着状態で末梢側（肘側）に位置する端部である。末梢側端部２１８Ｃの幅は、例えば、ベルト２１の全幅の四分の一である。電流電極３２は、検出電極３４よりも末梢側に位置する。

図４に示されるように、ベルト２１は、内布２１０Ａ、外布２１０Ｂ、及び内布２１０Ａと外布２１０Ｂとの間に設けられた押圧カフ５１を含む。押圧カフ５１は、上腕７０を取り囲むことができるように、ベルト２１の長手方向に長い帯状体である。ベルト２１の幅方向においては、押圧カフ５１は、中枢側端部２１８Ａ、中間部２１８Ｂ、及び末梢側端部２１８Ｃにわたって存在する。中間部２１８Ｂは、中枢側端部２１８Ａと末梢側端部２１８Ｃとの間の部分である。押圧カフ５１は、オシロメトリック法による血圧測定のために使用される。電極などの構造物が中間部２１８Ｂに配置されている場合には、オシロメトリック法による血圧測定の精度が低下することがある。このため、本実施形態では、電流電極３１及び検出電極３３がベルト２１の中枢側端部２１８Ａに配置され、電流電極３２及び検出電極３４がベルト２１の末梢側端部２１８Ｃに配置される。例えば、押圧カフ５１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。

図５は、血圧測定装置１０の制御系のハードウェア構成の一例を例示する。図５の例では、本体２２は、上述した表示部５０６及び操作部５０７に加えて、制御部５０１、記憶部５０５、通信部５０８、電池５０９、電流源３５、計装アンプ３６０、検出回路３７０、検出回路３８０、圧力センサ５２、ポンプ５３、弁５４、発振回路５５、ポンプ駆動回路５６、及び弁駆動回路５７を収容する。

制御部５０１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）５０２、ＲＡＭ（Random Access Memory）５０３、ＲＯＭ（Read Only Memory）５０４などを含み、情報処理に応じて各構成要素の制御を行う。記憶部５０５は、例えば、ハードディスクドライブ（ＨＤＤ）、半導体メモリ（例えばフラッシュメモリ）などの補助記憶装置であり、制御部５０１で実行されるプログラム（例えば脈波伝播時間測定プログラム及び血圧測定プログラムを含む）、プログラムを実行するために必要な設定データ、血圧測定結果などを非一時的に記憶する。記憶部５０５が備える記憶媒体は、コンピュータその他装置、機械等が記録されたプログラムなどの情報を読み取り可能なように、当該プログラムなどの情報を、電気的、磁気的、光学的、機械的又は化学的作用によって蓄積する媒体である。なお、プログラムの一部又は全部は、ＲＯＭ５０４に記憶されていてもよい。

通信部５０８は、ユーザの携帯端末（例えばスマートフォン）などの外部装置と通信するための通信インタフェースである。通信部５０８は、有線通信モジュール及び／又は無線通信モジュールを含む。無線通信方式として、例えば、Bluetooth（登録商標）、ＢＬＥ（Bluetooth Low Energy）などを採用することができる。

電池５０９は、制御部５０１などの構成要素に電力を供給する。電池５０９は、例えば、充電可能なバッテリである。

電流源３５は、電流電極３１、３２に接続され、電流電極３１、３２間に高周波定電流を流す。例えば、電流の周波数は５０ｋＨｚであり、電流値は１ｍＡである。

計装アンプ３６０は、図１に示した電位差信号検出部３６の一例である。計装アンプ３６０の２つの入力端子には、検出電極３３、３４がそれぞれ接続されている。計装アンプ３６０は、検出電極３３の電位と検出電極３４の電位とを差動増幅する。計装アンプ３６０は、検出電極３３と検出電極３４との間の電位差を増幅した電位差信号を出力する。電位差信号は、２分岐され、検出回路３７０、３８０に与えられる。

検出回路３７０は、図１に示した脈波信号取得部３７に相当するものである。検出回路３７０は、電位差信号から検出電極３３、３４間の電気インピーダンスに対応する信号成分を抽出する。図５に示される例では、検出回路３７０は、整流回路３７１、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３７２、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）３７３、増幅器３７４、及びアナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）３７５を含む。検出回路３７０では、電位差信号は、整流回路３７１により整流され、ＬＰＦ３７２でフィルタリングされ、ＨＰＦ３７３でフィルタリングされ、増幅器３７４により増幅され、ＡＤＣ３７５によりデジタル信号に変換される。ＬＰＦ３７２は、例えば、１０Ｈｚのカットオフ周波数を有し、ＨＰＦ３７３は、例えば、０．５Ｈｚのカットオフ周波数を有する。制御部５０１は、検出回路３７０から時系列で出力される電位差信号を脈波信号として取得する。

検出回路３８０は、図１に示した心電図取得部３８に相当するものである。検出回路３８０は、電位差信号から心臓の電気的活動に対応する信号成分を抽出する。図５に示される例では、検出回路３８０は、ＬＰＦ３８１、ＨＰＦ３８２、増幅器３８３、及びＡＤＣ３８４を含む。検出回路３８０では、電位差信号は、ＬＰＦ３８１でフィルタリングされ、ＨＰＦ３８２でフィルタリングされ、増幅器３８３により増幅され、ＡＤＣ３８４によりデジタル信号に変換される。ＬＰＦ３８１は、例えば、４０Ｈｚのカットオフ周波数を有し、ＨＰＦ３８２は、例えば、０．５Ｈｚのカットオフ周波数を有する。制御部５０１は、検出回路３８０から時系列で出力される電位差信号を心電図として取得する。

図５に示される例では、電流電極３１、３２、検出電極３３、３４、電流源３５、計装アンプ３６０、検出回路３７０、検出回路３８０は、図１に示した第１の血圧測定部３０に含まれる。

圧力センサ５２は配管５８を介して押圧カフ５１に接続され、ポンプ５３及び弁５４は配管５９を介して押圧カフ５１に接続されている。配管５８、５９は共通の１つの配管であってもよい。ポンプ５３は、例えば圧電ポンプであり、押圧カフ５１内の圧力を高めるために、配管５９を通して押圧カフ５１に流体としての空気を供給する。ポンプ駆動回路５６は、制御部５０１から受け取る制御信号に基づいてポンプ５３を駆動する。弁駆動回路５７は、制御部５０１から受け取る制御信号に基づいて弁５４を駆動する。弁５４が開状態であるときには、押圧カフ５１は大気と連通し、押圧カフ５１内の空気が大気中へ排出される。

圧力センサ５２は、押圧カフ５１内の圧力（カフ圧とも称する）を検出し、カフ圧を表す電気信号を生成する。カフ圧は、例えば、大気圧を基準とした圧力である。圧力センサ５２は、例えばピエゾ抵抗式圧力センサである。発振回路５５は、圧力センサ５２からの電気信号に基づいて発振して、電気信号に応じた周波数を有する周波数信号を制御部５０１に出力する。この例では、圧力センサ５２の出力は、押圧カフ５１の圧力を制御するために、及び、オシロメトリック法によって血圧値を算出するために用いられる。

図５に示される例では、押圧カフ５１、圧力センサ５２、ポンプ５３、弁５４、発振回路５５、ポンプ駆動回路５６、弁駆動回路５７、及び配管５８、５９は、図１に示した第２の血圧測定部５０に含まれる。

なお、血圧測定装置１０の具体的なハードウェア構成に関して、実施形態に応じて、適宜、構成要素の省略、置換及び追加が可能である。例えば、制御部５０１は、複数のプロセッサを含んでいてもよい。電位差信号に対する信号処理（例えばフィルタリング）は、デジタル信号処理であってもよい。

（ソフトウェア構成）
図６を参照して、本実施形態に係る血圧測定装置１０のソフトウェア構成の一例を説明する。図６は、血圧測定装置１０のソフトウェア構成の一例を例示する。図６の例では、血圧測定装置１０は、電流源制御部６０１、心電図生成部６０２、脈波信号生成部６０３、脈波伝播時間算出部６０４、血圧値算出部６０５、指示入力部６０６、表示制御部６０７、血圧測定制御部６０８、較正部６０９、第１の血圧値記憶部６１１、及び第２の血圧値記憶部６１２を備える。電流源制御部６０１、心電図生成部６０２、脈波信号生成部６０３、脈波伝播時間算出部６０４、血圧値算出部６０５、指示入力部６０６、表示制御部６０７、血圧測定制御部６０８、及び較正部６０９は、血圧測定装置１０の制御部５０１が記憶部５０５に記憶されたプログラムを実行することによって下記の処理を実行する。制御部５０１がプログラムを実行する際は、制御部５０１は、プログラムをＲＡＭ５０３に展開する。そして、制御部５０１は、ＲＡＭ５０３に展開されたプログラムをＣＰＵ５０２により解釈及び実行して、各構成要素を制御する。第１の血圧値記憶部６１１及び第２の血圧値記憶部６１２は、記憶部５０５により実現される。

電流源制御部６０１は、脈波信号を取得するために、電流源３５を制御する。電流源制御部６０１は、電流源３５を駆動する駆動信号を電流源３５に与える。電流源３５は、電流源制御部６０１により駆動されると、電流電極３１、３２間に流される高周波電流を発生させる。

心電図生成部６０２は、検出回路３８０の出力に基づいて心電図を生成する。具体的には、心電図生成部６０２は、検出回路３８０から時系列で出力される電位差信号を心電図として取得する。脈波信号生成部６０３は、検出回路３７０の出力に基づいて脈波信号を生成する。具体的には、脈波信号生成部６０３は、検出回路３７０から時系列で出力される電位差信号を脈波信号として取得する。

脈波伝播時間算出部６０４は、心電図生成部６０２から心電図を受け取り、脈波信号生成部６０３から脈波信号を受け取り、心電図の波形特徴点と脈波信号の波形特徴点との間の時間差に基づいて脈波伝播時間を算出する。例えば、脈波伝播時間算出部６０４は、図７に示されるように、心電図からＲ波に対応するピーク点の時間（時刻）を検出し、脈波信号から立ち上がり点の時間（時刻）を検出し、立ち上がり点の時間からピーク点の時間を引いた差を脈波伝播時間として算出する。

なお、脈波伝播時間算出部６０４は、前駆出期（ＰＥＰ：PreEjection Period）に基づいて上記の時間差を補正し、補正後の時間差を脈波伝播時間として出力してもよい。例えば、前駆出期が一定であるとみなし、脈波伝播時間算出部６０４は、上記の時間差から所定値を引くことで脈波伝播時間を算出してもよい。

Ｒ波に対応するピーク点は、心電図の波形特徴点の一例である。心電図の波形特徴点は、Ｑ波に対応するピーク点であってもよく、Ｓ波に対応するピーク点であってもよい。Ｒ波はＱ波又はＳ波と比べてはっきりとしたピークとして現れるので、Ｒ波ピーク点の時間はより正確に特定することができる。このため、好ましくは、Ｒ波ピーク点が心電図の波形特徴点として使用される。また、立ち上がり点は、脈波信号の波形特徴点の一例である。脈波信号の波形特徴点は、ピーク点であってもよい。

図６を再び参照すると、血圧値算出部６０５は、脈波伝播時間算出部６０４により算出された脈波伝播時間と血圧算出式とに基づいて血圧値を算出する。血圧値算出部６０５は、例えば上記の式（１）を血圧算出式として使用する。血圧値算出部６０５は、算出した血圧値を時間情報に関連付けて第１の血圧値記憶部６１１に記憶させる。

なお、血圧算出式は上記の式（１）に限らない。血圧算出式は、例えば、下記の式であってもよい。
ＳＢＰ＝Ｂ_１／ＰＴＴ^２＋Ｂ_２／ＰＴＴ＋Ｂ_３×ＰＴＴ＋Ｂ_４ ・・・（２）
ここで、Ｂ_１、Ｂ_２、Ｂ_３、Ｂ_４はパラメータである。

指示入力部６０６は、操作部５０７を通じてユーザから入力された指示を受け付ける。指示は、例えば、オシロメトリックによる血圧測定の開始、連続血圧測定（脈波伝播時間に基づく血圧測定）の開始、連続血圧測定の停止、表示の切り替えなどであり得る。例えば、血圧測定の開始を指示する操作がなされると、指示入力部６０６は、オシロメトリックによる血圧測定の実行を指示する指示信号を血圧測定制御部６０８に与える。

表示制御部６０７は、表示部５０６を制御する。例えば、表示制御部６０７は、オシロメトリック法による血圧測定の結果、連続血圧測定の結果などの情報を表示部５０６に表示させる。

血圧測定制御部６０８は、オシロメトリック法による血圧測定を実行するためにポンプ駆動回路５６及び弁駆動回路５７を制御する。血圧測定制御部６０８は、指示入力部６０６から指示信号を受けると、弁駆動回路５７を介して弁５４を閉状態にし、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を駆動する。それにより、押圧カフ５１への空気の供給が開始される。押圧カフ５１が膨張し、ユーザの上腕７０が圧迫される。血圧測定制御部６０８は、圧力センサ５２を用いてカフ圧をモニタする。血圧測定制御部６０８は、押圧カフ５１に空気を供給する加圧過程において、圧力センサ５２から出力される圧力信号に基づいて、オシロメトリック法により血圧値を算出する。血圧値は、収縮期血圧（ＳＢＰ）及び拡張期血圧（ＤＢＰ）を含むが、これに限定されない。血圧測定制御部６０８は、算出した血圧値を時間情報に関連付けて第２の血圧値記憶部６１２に記憶させる。血圧測定制御部６０８は、血圧値と同時に脈拍数を算出することができる。血圧測定制御部６０８は、血圧値の算出が完了すると、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を停止し、弁駆動回路５７を介して弁５４を開状態にする。それにより、押圧カフ５１から空気が排気される。

較正部６０９は、脈波伝播時間算出部６０４により算出された脈波伝播時間と血圧測定制御部６０８により算出された血圧値とに基づいて、血圧算出式の較正を行う。脈波伝播時間と血圧値との間の相関関係は、個人ごとに異なる。また、相関関係は、血圧測定装置１０がユーザの上腕７０に装着された状態に応じて変化する。例えば、同じユーザであっても、血圧測定装置１０がより肩側に配置されたときと血圧測定装置１０がより肘側に配置されたときとで相関関係は変化する。このような相関関係の変化を反映するために、血圧算出式の較正が行われる。血圧算出式の較正は、例えば、ユーザが血圧測定装置１０を装着したときに実行される。較正部６０９は、例えば、脈波伝播時間の測定結果と血圧の測定結果との組みを複数得て、脈波伝播時間の測定結果と血圧の測定結果との複数の組みに基づいてパラメータＡ_１、Ａ_２を決定する。較正部６０９は、パラメータＡ_１、Ａ_２を決定するために、例えば、最小二乗法又は最尤法といったフィッティング法を使用する。

なお、本実施形態では、血圧測定装置１０の機能がいずれも汎用のプロセッサによって実現される例について説明している。しかしながら、機能の一部又は全部が１又は複数の専用のプロセッサにより実現されてもよい。

［動作例］
（脈波伝播時間に基づく血圧測定に使用される血圧算出式の較正）
ユーザが血圧測定装置１０を装着すると、まず、血圧算出式の較正が実行される。血圧算出式に含まれるパラメータの数をＮとすると、脈波伝播時間の測定値と血圧の測定値との組みがＮ組み以上必要となる。上記の血圧算出式（１）は２つのパラメータＡ_１、Ａ_２を有する。この場合、例えば、制御部５０１は、ユーザの安静時に、脈波伝播時間の測定値及び血圧の測定値の組みを取得し、続いて、ユーザに運動を行わせ、運動後に脈波伝播時間の測定値及び血圧の測定値の組みを取得する。これにより、脈波伝播時間の測定値と血圧の測定値との組みが２組み取得される。制御部５０１は、較正部６０９として動作し、取得された脈波伝播時間の測定値と血圧の測定値との２つの組みに基づいてパラメータＡ_１、Ａ_２を決定する。較正が終了した後に、脈波伝播時間に基づく血圧測定が実行可能となる。

（脈波伝播時間に基づく血圧測定）
図８は、血圧測定装置１０が脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う際の動作フローを示している。制御部５０１は、例えば、ユーザが操作部５０７を通じて脈波伝播時間に基づく血圧測定の開始を指示したことに応答して、脈波伝播時間に基づく血圧測定を開始する。また、制御部５０１は、血圧算出式の較正が完了したことに応答して、脈波伝播時間に基づく血圧測定を開始してもよい。

図８のステップＳ１１では、制御部５０１は、電流源制御部６０１として動作し、電流源３５を駆動する。それにより、電流電極３１、３２間に交流電流が印加される。

ステップＳ１２では、制御部５０１は、心電図及び脈波信号を同時に取得する。具体的には、制御部５０１は、心電図生成部６０２として動作し、検出回路３８０から時系列で出力される電位差信号を心電図として取得する。さらに、制御部５０１は、脈波信号生成部６０３として動作し、検出回路３７０から時系列で出力される電位差信号を脈波信号として取得する。

ステップＳ１３では、制御部５０１は、脈波伝播時間算出部６０４として動作し、心電図のＲ波ピーク点と脈波信号の立ち上がり点との間の時間差を脈波伝播時間として算出する。ステップＳ１４では、制御部５０１は、血圧値算出部６０５として動作し、上記の血圧算出式（１）を使用して、ステップＳ１３で算出した脈波伝播時間から血圧値を算出する。制御部５０１は、算出した血圧値を時間情報に関連付けて記憶部５０５に記録する。

ステップＳ１５では、制御部５０１は、ユーザが操作部５０７を通じて脈波伝播時間に基づく血圧測定の終了を指示したか否かを判定する。ユーザが脈波伝播時間に基づく血圧測定の終了を指示するまで、ステップＳ１２～Ｓ１４の処理が繰り返される。それにより、一心拍ごとの血圧値が記録される。ユーザが脈波伝播時間に基づく血圧測定の終了を指示すると、制御部５０１は、電流源制御部６０１として動作し、電流源３５を停止させる。これにより、脈波伝播時間に基づく血圧測定が終了する。

脈波伝播時間に基づく血圧測定によれば、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。

（オシロメトリック法による血圧測定）
図９は、血圧測定装置１０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。オシロメトリック法による血圧測定では、押圧カフ５１が徐々に加圧され、その後に減圧される。このような加圧又は減圧過程では、脈波伝播時間を正しく測定することができない。このため、オシロメトリック法による血圧測定の実行中は、図８に示した脈波伝播時間に基づく血圧測定は一時的に停止されてもよい。

制御部５０１は、例えば、ユーザが操作部５０７を通じてオシロメトリック法による血圧測定の実行を指示したことに応答して、血圧測定を開始する。

図９のステップＳ２１では、制御部５０１は、血圧測定制御部６０８として動作し、オシロメトリック法による血圧測定のための初期化を行う。例えば、制御部５０１は、処理用メモリ領域を初期化する。そして、制御部５０１は、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を停止し、弁駆動回路５７を介して弁５４を開状態にする。それにより、押圧カフ５１内の空気が排出される。制御部５０１は、圧力センサ５２の現時点の出力値を基準値として設定する。

ステップＳ２２では、制御部５０１は、血圧測定制御部６０８として動作し、押圧カフ５１に加圧する制御を行う。例えば、制御部５０１は、弁駆動回路５７を介して弁５４を閉状態にし、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を駆動する。それにより、空気が押圧カフ５１に供給され、押圧カフ５１が膨張するとともに、図１０に示すようにカフ圧Ｐｃが徐々に高まる。制御部５０１は、圧力センサ５２を用いてカフ圧Ｐｃをモニタし、動脈容積の変動成分を表す脈波信号Ｐｍを取得する。

ステップＳ２３では、制御部５０１は、血圧測定制御部６０８として動作し、この時点で取得されている脈波信号Ｐｍに基づいて血圧値（ＳＢＰ及びＤＢＰを含む）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Ｓ２４でＮｏ）、カフ圧Ｐｃが上限圧力に達していない限り、ステップＳ２２、Ｓ２３の処理が繰り返される。上限圧力は、安全性の観点から予め定められる。上限圧力は、例えば３００ｍｍＨｇである。

血圧値の算出ができた場合（ステップＳ２４でＹｅｓ）、ステップＳ２５に進む。ステップＳ２５では、制御部５０１は、血圧測定制御部６０８として動作し、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を停止し、弁駆動回路５７を介して弁５４を開状態にする。それにより、押圧カフ５１内の空気が排出される。

ステップＳ２６では、制御部５０１は、血圧測定結果を表示部５０６に表示させるとともに、記憶部５０５に記録する。

なお、図８又は図９に示した処理手順は例示であり、処理順序は適宜変更することが可能である。各処理の内容もまた適宜変更することが可能である。例えば、オシロメトリック法による血圧測定において、血圧値の算出は、押圧カフ５１から空気が排出される減圧過程で実行されてもよい。

［効果］
以上のように、本実施形態では、ＥＣＧセンサ、脈波センサ、押圧カフ５１などがベルト部２０に設けられている。このため、脈波伝播時間又は血圧を測定するためには、ユーザは単にベルト部２０を上腕７０に巻き付ければよい。したがって、ユーザは血圧測定装置１０を容易に装着することができる。ユーザは１つの装置を装着していればよいので、ユーザの装着負担が少ない。

さらに、ＥＣＧセンサと脈波センサとが検出電極３３、３４及び電位差信号検出部３６（例えば計装アンプ３６０）を共有する。これにより、ベルト部２０の内周面において電極を配置するために必要な領域が小さくなり、血圧測定装置１０を小型化することが可能になる。血圧測定装置１０の小型化は、装着負担の軽減に寄与する。さらに、ＥＣＧセンサ及び脈波センサのそれぞれについて検出電極及び電位差信号検出部を用意する必要がなくなるので、部品コストを削減することができる。

［変形例］
なお、この発明は上記実施形態に限定されるものではない。

一実施形態では、押圧カフ５１は、電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４と上腕７０との接触状態を調整するために使用されてもよい。

図１１は、血圧測定装置１０が電極と上腕７０との接触状態を調整する際の動作フローを示している。
図１１のステップＳ３１では、制御部５０１は、脈波信号及び心電図を取得する。ステップＳ３１の処理は、図８のステップＳ１１、Ｓ１２に関して説明したものと同様であるので、説明を省略する。

ステップＳ３２では、制御部５０１は、ステップＳ３１で取得された脈波信号の信号対雑音比が第１の閾値以上であるか否かを判定する。第１の閾値は、例えば４０ｄＢである。脈波信号の信号対雑音比が第１の閾値以上である場合、処理はステップＳ３３に進み、脈波信号の信号対雑音比が第１の閾値未満である場合、処理はステップＳ３５に進む。

ステップＳ３３では、制御部５０１は、ステップＳ３１で取得された心電図の信号対雑音比が第２の閾値以上であるか否かを判定する。第２の閾値は、例えば４０ｄＢである。なお、第２の閾値は第１の閾値と異なっていてもよい。心電図の信号対雑音比が第２の閾値以上である場合、処理はステップＳ３４に進み、心電図の信号対雑音比が第２の閾値未満である場合、処理はステップＳ３５に進む。

ステップＳ３５では、制御部５０１は、カフ圧が第３の閾値以下であるか否かを判定する。第３の閾値は、例えば３０ｍｍＨｇである。初期状態では、カフ圧は基準値（０ｍｍＨｇ）に等しい。カフ圧が第３の閾値以下である場合、処理はステップＳ３６に進む。ステップＳ３６では、制御部５０１は、カフ圧を高めるために、ポンプ駆動回路５６を介してポンプ５３を駆動する。例えば、カフ圧は１０ｍｍＨｇ高められる。その後、処理はステップＳ３１に戻る。

ステップＳ３５においてカフ圧が第３の閾値を超える場合、処理はステップＳ３７に進む。ステップＳ３７では、制御部５０１は、現在のカフ圧で取得された脈波信号及び心電図の検出レベルを記憶部５０５に記憶させる。その後、処理はステップＳ３４に進む。

ステップＳ３４では、制御部５０１は、脈波伝播時間に基づく血圧測定（図８に示される）を開始する。

このようにして電極と上腕との接触状態を調整することにより、所望する信号対雑音比を有する脈波信号及び心電図を取得できるようになる。その結果、脈波伝播時間の測定確度が向上する。

一実施形態では、複数の検出電極３３又は複数の検出電極３４がベルト部２０に設けられていてもよい。

図１２は、一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する。図１２に示される血圧測定装置では、６つの検出電極３３及び１つの検出電極３４がベルト２１の内周面２１２に配置されている。検出電極３３は、ベルト２１の長手方向に一定間隔で配列している。この配置では、例えば、想定する最も上腕の細いユーザについては、装着状態で６つの検出電極３３のうちの４つが上腕７０に接し、残り２つの検出電極３３がベルト２１の外周面２１１に接する。想定する最も上腕の太いユーザについては、装着状態で６つすべての検出電極３３が上腕７０に接する。

図１３は、一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する。図１３に示される血圧測定装置では、６つの検出電極３３及び６つの検出電極３４がベルト２１の内周面２１２に配置されている。検出電極３３はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列し、検出電極３４はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列している。図１３では、個々の検出電極３３、３４を区別するために、参照符号に枝番を付している。検出電極３３－１、３３－２、３３－３、３３－４、３３－５、３３－６はそれぞれ、ベルト２１の幅方向に検出電極３４－１、３４－２、３４－３、３４－４、３４－５、３４－６に対向する。

図３に示される検出電極３３の電位は、図１３に示される検出電極３３－１～３３－６の電位を平均したものに相当する。同様に、図３に示される検出電極３４の電位は、図１３に示される検出電極３４－１～３４－６の電位を平均したものに相当する。このため、検出電極３３－１～３３－６の中から適切な１つの検出電極３３を選択し、検出電極３４－１～３４－６の中から適切な１つの検出電極３４を選択し、選択した検出電極３３、３４間の電位差に基づいて脈波信号及び心電図を取得することにより、信号対雑音比を向上することが可能になる。

図１４は、図１３に示した血圧測定装置の制御系のハードウェア構成の一例を例示する。図１４では、オシロメトリック法による血圧測定に関与する構成要素などのいくつかの構成要素が省略されている。また、図１４において、図５に示した構成要素と同じ構成要素に同じ参照符号を付し、これらの構成要素についての詳細な説明は省略する。

図１４に示される血圧測定装置は、図５に示した構成要素に加えて、スイッチ回路１４０１及びスイッチ回路１４０２を備える。スイッチ回路１４０１は、６つの検出電極３３と計装アンプ３６０との間に設けられており、６つの検出電極３３間で計装アンプ３６０に接続する検出電極３３を切り替える。スイッチ回路１４０１は、制御部５０１から受け取るスイッチ信号により指定される検出電極３３を計装アンプ３６０に接続する。スイッチ回路１４０２は、６つの検出電極３４と計装アンプ３６０との間に設けられており、６つの検出電極３４間で計装アンプ３６０に接続する検出電極３４を切り替える。スイッチ回路１４０２は、制御部５０１から受け取るスイッチ信号により指定される検出電極３４を計装アンプ３６０に接続する。

図１５は、図１４に示した血圧測定装置１０が心電図及び脈波信号を取得するために使用する電極対を選択する際の動作フローを示している。図１５に示される動作フローは、例えば、ユーザが血圧測定装置１０を装着したことに応答して開始される。また、動作フローは、ユーザの指示に応答して、あるいは、一定期間が経過するたびに開始されてもよい。

ここでは、心電図及び脈波信号を取得するために使用する検出電極対の候補として、Ｎ個の電極パターンが設定される。一例では、検出電極３３－１と検出電極３４－１の対、検出電極３３－２と検出電極３４－２の対、・・・、検出電極３３－６と検出電極３４－６の対という６個の電極パターンが設定される。他の例では、６つの検出電極３３及び６つの検出電極３４により形成されるすべての検出電極対が電極パターンとして設定されてもよい。この例では、３６個の電極パターンが設定される。

図１５のステップＳ４１では、制御部５０１は、パラメータｎを初期化する。例えば、制御部５０１は、パラメータｎを１にする。ステップＳ４２では、制御部５０１は、電流源制御部６０１として動作し、電流源３５を駆動する。それにより、電流電極３１、３２間に交流電流が印加される。

ステップＳ４３では、制御部５０１は、ｎ番目の電極パターンを選択する。例えば、制御部５０１は、ｎ番目の電極パターンに対応する検出電極３３を指定するスイッチ信号をスイッチ回路１４０１に与え、ｎ番目の電極パターンに対応する検出電極３４を指定するスイッチ信号をスイッチ回路１４０２に与える。これにより、ｎ番目の電極パターンに対応する検出電極３３、３４が計装アンプ３６０に接続される。

ステップＳ４４では、制御部５０１は、検出電極３３、３４間の電位差に基づいて脈波信号及び心電図を取得する。具体的には、制御部５０１は、脈波信号生成部６０３として動作し、検出回路３７０から時系列で出力される電位差信号を脈波信号として取得する。さらに、制御部５０１は、心電図生成部６０２として動作し、検出回路３８０から時系列で出力される電位差信号を心電図として取得する。制御部５０１は、取得した心電図及び脈波信号をパラメータｎに関連付けて記憶部５０５に記憶させる。

ステップＳ４５では、制御部５０１は、パラメータｎがＮに等しいか否かを判定する。パラメータｎがＮに等しくない場合、処理はステップＳ４６に進み、制御部５０１は、パラメータｎを１だけインクリメントする。その後、処理はステップＳ４３に戻る。

ステップＳ４５においてパラメータｎがＮに等しい場合、処理はステップＳ４７に進む。この場合、Ｎ個の電極パターンのそれぞれについて心電図及び脈波信号が取得されたことになる。

ステップＳ４７では、制御部５０１は、電極選択部として動作し、所定の選択基準をＮ個の電極パターンに適用することで、Ｎ個の電極パターンのうちの１つを、心電図及び脈波信号を取得するために使用する検出電極対として選択する。選択基準は、例えば、心電図の信号対雑音比が第１の閾値を超え、かつ、脈波信号の信号対雑音比が第２の閾値を超えるという条件であり得る。第１の閾値は、第２の閾値と同じ値であってもよく、第２の閾値とは異なる値であってもよい。この選択基準によれば、第１の閾値を超える信号対雑音比を有する心電図及び第２の閾値を超える信号対雑音比を有する脈波信号を提供する電極パターンが選択される。複数の電極パターンが上記の選択基準を満たすことがある。このため、選択基準は、１つの電極パターンを選択するための条件をさらに含んでもよい。さらなる条件は、例えば、心電図の信号対雑音比が最も大きいという条件である。

このようにして検出電極対を選択することにより、より高い信号対雑音比を有する心電図及び脈波信号が取得されるようになる。その結果、脈波伝播時間を正確に測定することが可能になる。

なお、脈波信号を取得するために使用される検出電極対は、心電図を取得するために使用される検出電極対と異なっていてもよい。一例として、検出電極３３－３、３４－３が脈波信号を取得するために使用され、検出電極３３－１、３３－３が心電図を取得するために使用される。この場合、２つの計装アンプが設けられる。

一実施形態では、複数の電流電極３１又は複数の電流電極３２がベルト部２０に設けられていてもよい。

図１６は、一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する。図１６に示される血圧測定装置では、６つの電流電極３１、６つの電流電極３２、６つの検出電極３３及び６つの検出電極３４がベルト２１の内周面２１２に配置されている。電流電極３１はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列し、電流電極３２はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列し、検出電極３３はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列し、検出電極３４はベルト２１の長手方向に一定間隔で配列している。図１６では、個々の電流電極３１、３２及び検出電極３３、３４を区別するために、参照符号に枝番を付している。電流電極３１－ｍ、検出電極３３－ｍ、検出電極３４－ｍ、及び電流電極３２－ｍは、この順番にベルト２１の幅方向に整列している。ここで、ｍは１から６までの整数である。

図１６に示される血圧測定装置では、脈波信号を取得するために使用する検出電極３３、３４に応じて、通電するために使用する電流電極３１、３２が選択される。例えば、検出電極３３－３、３４－３を使用して脈波信号を取得する場合には、電流電極３１－３、３２－３間に高周波電流が印加される。

一実施形態では、ベルト２１の長手方向に配置される複数の検出電極の中から選択される２つの検出電極を使用して心電図を取得するようにしてもよい。

図１７は、一実施形態に係る血圧測定装置の外観を例示する。図１７に示される血圧測定装置では、１つの電流電極３１、１つの電流電極３２、６つの検出電極３３及び１つの検出電極３４がベルト２１の内周面２１２に配置されている。検出電極３３はベルト２１の長手方向に配列している。図１７では、個々の検出電極３３を区別するために、参照符号に枝番を付している。この例では、検出電極３４は、ベルト２１の幅方向において検出電極３３－３に対向し、検出電極３３－３と同じ長さ（ベルト２１の長手方向における寸法）を有する。

図１８は、図１７に示した血圧測定装置の制御系のハードウェア構成の一例を例示する。図１８では、オシロメトリック法による血圧測定に関与する構成要素などのいくつかの構成要素が省略されている。また、図１８において、図５に示した構成要素と同じ構成要素に同じ参照符号を付し、これらの構成要素についての詳細な説明は省略する。

図１８に示される血圧測定装置は、電流電極３１、電流電極３２、検出電極３３－１、・・・、３３－６及び検出電極３４に加えて、電流源３５、スイッチ回路１８０１、計装アンプ１８０２、計装アンプ１８０３、検出回路３７０、検出回路３８０、及び制御部５０１を備える。

スイッチ回路１８０１は、検出電極３３－１～３３－６と計装アンプ１８０２との間に設けられる。スイッチ回路１８０１は、制御部５０１から受け取るスイッチ信号にしたがって、検出電極３３－１～３３－６のうちの２つを計装アンプ１８０２に接続する。計装アンプ１８０２は、入力端子に接続された２つの検出電極３３間の電位差信号を検出回路３８０へ出力する。

検出電極３３－３及び検出電極３４が計装アンプ１８０３の入力端子に接続されている。計装アンプ１８０３は、検出電極３３－３と検出電極３４との間の電位差信号を検出回路３７０へ出力する。

脈波伝播時間の測定に関与する部分が単独の装置として実現されてもよい。一実施形態では、ベルト部２０、電流電極３１、３２、検出電極３３、３４、電流源３５、電位差信号検出部３６、脈波信号取得部３７、心電図取得部３８、及び脈波伝播時間算出部３９を備える脈波伝播時間測定装置が提供される。

血圧測定装置１０は、第２の血圧測定部５０を備えていなくてもよい。血圧測定装置１０が第２の血圧測定部５０を備えない実施形態では、血圧算出式の較正を行うために、他の血圧計で測定することで得られた血圧値を血圧測定装置１０に入力する必要がある。

被測定部位は、上腕に限らず、手首、大腿、足首などの他の部位であってよい。被測定部位は、四肢のいずれかの一部であり得る。

要するに本発明は、上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合せにより種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態に亘る構成要素を適宜組み合せてもよい。

１０…血圧測定装置、２０…ベルト部、２１…ベルト、２２…本体、
３０…第１の血圧測定部、３１，３２…電流電極、３３，３４…検出電極、
３５…電流源、３６…電位差信号検出部、３７…脈波信号取得部、
３８…心電図取得部、３９…脈波伝播時間算出部、４０…血圧値算出部、
５０…第２の血圧測定部、５１…押圧カフ、５２…圧力センサ、５３…ポンプ、
５４…弁、５５…発振回路、５６…ポンプ駆動回路、５７…弁駆動回路、
５８，５９…配管、
２１０Ａ…内布、２１０Ｂ…外布、２１１…外周面、２１２…内周面、
２１３…ループ面、２１４…フック面、
３６０…計装アンプ、３７０…検出回路、３７１…整流回路、３７２…ＬＰＦ、
３７３…ＨＰＦ、３７４…増幅器、３７５…ＡＤＣ、３８０…検出回路、
３８１…ＬＰＦ、３８２…ＨＰＦ、３８３…増幅器、３８４…ＡＤＣ、
５０１…制御部、５０２…ＣＰＵ、５０３…ＲＡＭ、５０４…ＲＯＭ、
５０５…記憶部、５０６…表示部、５０７…操作部、５０８…通信部、５０９…電池、
６０１…電流源制御部、６０２…心電図生成部、６０３…脈波信号生成部、
６０４…脈波伝播時間算出部、６０５…血圧値算出部、６０６…指示入力部、
６０７…表示制御部、６０８…血圧測定制御部、６０９…較正部、
６１１…第１の血圧値記憶部、６１２…第２の血圧値記憶部、
１４０１，１４０２，１８０１…スイッチ回路、１８０２，１８０３…計装アンプ。

Claims (6)

1. ユーザの四肢のいずれかの一部である被測定部位に巻き付けられる１つのベルト部と、
   前記ベルト部に設けられ、第１の電極、第２の電極、第３の電極及び第４の電極を含む電極群と、
   前記第１の電極と前記第２の電極との間に交流電流を印加する電流源と、
   前記第３の電極と前記第４の電極との間の電位差信号を検出する電位差信号検出部と、
   前記電位差信号に基づいて、前記ユーザの心臓の電気的活動を表す波形信号である心電図を取得する心電図取得部と、
   前記電位差信号に基づいて、前記ユーザの前記被測定部位における電気インピーダンスを表す波形信号を脈波信号として取得する脈波信号取得部と、
   前記心電図及び前記脈波信号に基づいて脈波伝播時間を算出する脈波伝播時間算出部と、
   を備える脈波伝播時間測定装置。
2. 前記電極群は、前記第３の電極を複数含み、前記複数の第３の電極は、一方向に配列されており、
   前記脈波伝播時間測定装置は、前記複数の第３の電極間で前記電位差信号検出部に接続する第３の電極を切り替える第１のスイッチ回路をさらに備える、請求項１に記載の脈波伝播時間測定装置。
3. 前記電極群は、前記第４の電極を複数含み、前記複数の第４の電極は、前記一方向に配列されており、
   前記脈波伝播時間測定装置は、前記複数の第４の電極間で前記電位差信号検出部に接続する第４の電極を切り替える第２のスイッチ回路をさらに備える、請求項２に記載の脈波伝播時間測定装置。
4. ユーザの被測定部位に巻き付けられるベルト部と、
   前記ベルト部に設けられた電極群であって、第１の電極と、第２の電極と、一列に配列された複数の第３の電極と、第４の電極と、を含む電極群と、
   前記第１の電極と前記第２の電極との間に交流電流を印加する電流源と、
   前記複数の第３の電極のうちの１つと前記第４の電極との間の電位差信号である第１の電位差信号を検出する第１の電位差信号検出部と、
   前記第１の電位差信号に基づいて、前記ユーザの前記被測定部位における電気インピーダンスを表す波形信号を脈波信号として取得する脈波信号取得部と、
   前記複数の第３の電極の中から選択された２つの第３の電極間の電位差信号である第２の電位差信号を検出する第２の電位差信号検出部と、
   前記第２の電位差信号に基づいて、前記ユーザの心臓の電気的活動を表す波形信号である心電図を取得する心電図取得部と、
   前記心電図及び前記脈波信号に基づいて脈波伝播時間を算出する脈波伝播時間算出部と、
   を備える脈波伝播時間測定装置。
5. 請求項１乃至４のいずれか一項に記載の脈波伝播時間測定装置と、
   前記算出された脈波伝播時間に基づいて第１の血圧値を算出する第１の血圧値算出部と、
   を備える血圧測定装置。
6. 前記ベルト部に設けられた押圧カフと、
   前記押圧カフに流体を供給する流体供給部と、
   前記押圧カフ内の圧力を検出する圧力センサと、
   前記圧力センサの出力に基づいて第２の血圧値を算出する第２の血圧値算出部と、
   をさらに備える請求項５に記載の血圧測定装置。

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